WO2016171274A1

WO2016171274A1 - 内視鏡装置

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Publication number: WO2016171274A1
Application number: PCT/JP2016/062830
Authority: WO
Inventors: 武史渡邉; 五十嵐　誠; 雙木　満; 矢島　浩義; 平井　祐治; 賢本田; 千博田中; 武井　祐介
Original assignee: Olympus Corp
Current assignee: Olympus Corp
Priority date: 2015-04-23
Filing date: 2016-04-22
Publication date: 2016-10-27
Anticipated expiration: 2017-10-23
Also published as: US20180055372A1; JPWO2016171274A1; JPWO2016171238A1; JP6784667B2; WO2016171238A1

Abstract

視野がずれた場合でも血管位置がどこであったかを術者に知らせることを目的として、本発明の内視鏡装置（２００）は、生体を観察するための画像取得装置（５００）と、生体に探査レーザ光を照射して血管（Ｂ）を認識するための血管認識装置（１００）と、血管（Ｂ）が認識された時点で画像取得装置（５００）で取得された第１のフレームにおいて第１のレーザスポット位置を算出し、第１のフレームとは異なる時刻に取得された第２のフレームに対し、第１のフレームに対応する第２のフレーム上の位置に第１のレーザスポットに対応するマーカを付加するための演算部（６０）と、画像取得装置（５００）で取得された画像に対し、複数の異なる時刻に血管が認識され、演算部（６０）によって付加された複数のマーカを表示するための表示部（７０）とを備える。

Description

内視鏡装置

　本発明は、内視鏡装置に関するものである。

　生体組織の外科的処置においては、生体組織の内側に隠れている血管の存在を術者が正確に認識し、血管を避けるように処置することが重要である。そこで、生体組織中に存在する血管を光学的に検出する機能を備えた外科処置装置が提案されている（例えば、特許文献１参照。）。特許文献１では、生体組織中の血液量を測定し、測定された血液量に基づいて、血管が存在するか否かを判定して、注意喚起したりすることが可能である。

特許第４４９０８０７号公報

　しかしながら、特許文献１の血液量に基づく血管の検出方法は、血管外に出血した血液が検出誤差となり得る。すなわち、血管内の血液と、出血によって血管から漏出した漏出血液とが区別無く同様に測定されるので、血管を、漏出血液とは区別して正確に検出することができない。また、術者にとっては、特に太い血管の位置を正確に認識することが重要であるが、特許文献１の方法では、細い血管と太い血管とが区別無く検出され、術者にとって真に重要な血管を特定することができない。そこで出願人は、これまで、レーザドップラー法による血管認識技術を搭載した処置具について出願している（ＰＣＴ／ＪＰ２０１５／０５１７６０）。レーザドップラー法は、生体に認識用レーザ光を照射した時に、血管内を流れる赤血球の様な動的散乱体により散乱された光がドップラーシフトによって周波数シフトされることを利用して、観測されるドップラースペクトルから血管の有無を判定する方法である。出願人は、この方法を改良し、別途設定した血管径よりも太い血管を検知した場合に、（１）処置具の動作モードを変えたり、（２）処置具の動作を停止したり、あるいは、（３）音や指標レーザ光によって血管があることを術者に注意喚起することで、太い血管を傷つけることによる出血リスクを低減することが可能である。

　しかし、（３）の指標レーザ光で血管位置を注意喚起する装置を鏡視下で使用した場合、術者は該処置具から照射される探査レーザを生体上で走査して血管有と判定した場合に照射される指標レーザのスポットから血管位置を認識することはできるが、内視鏡の視野がずれた場合に血管位置がどこであったかを判断しにくいという課題があった。

　本発明は、視野がずれた場合でも血管位置がどこであったかを術者に知らせることができる内視鏡装置を提供することを目的としている。

　本発明の一態様は、生体を観察するための画像取得装置と、前記生体に探査レーザを照射してレーザドップラー法により血管を認識するための血管認識装置と、該血管認識装置によって血管が認識された時点で前記画像取得装置で取得された第１のフレームにおいて第１のレーザスポット位置を算出し、前記第１のフレームとは異なる時刻に取得された第２のフレームに対し、前記第１のフレームに対応する前記第２のフレーム上の位置に前記第１のレーザスポット位置に対応するマーカを付加するための演算部と、前記画像取得装置で取得された画像に対し、複数の異なる時刻に血管が認識され、前記演算部によって付加された複数の前記マーカを表示するための表示部とを備える内視鏡装置を提供する。

　本発明によれば、視野がずれた場合でも血管位置がどこであったかを術者に知らせることができるという効果を奏する。

本発明の一実施形態に係る内視鏡装置を示す全体構成図である。生体組織中の静的成分によるレーザ光の散乱を示す図である。生体組織中の動的成分によるレーザ光の散乱を示す図である。図１の内視鏡装置の判定部において取得される散乱光の強度の時系列データの一例を示す図である。図１の内視鏡装置の判定部において取得されるドップラースペクトルの一例を示す図である。血流の速度とドップラースペクトルの平均周波数との関係を示す図である。鏡視下手術における血管認識装置と画像取得装置の配置と操作の一例を示す図である。Ｂ－ｃｈの相関画像から変位を求める一例を示す図である。相関画像Ｉ_{Ｃoｒｒ，Ｂ}（ｉ＋１）から変位量を算出する一例を示す図である。レーザ光無しのときの観測画像を示す図である。血管無し判定時の観測画像（探査レーザのみ照射）を示す図である。血管有り判定時の観測画像（探査・指標レーザ照射）を示す図である。スポット位置算出のための画像を取得し、スポット位置を算出する場合を示す図である。血管有りと判定された位置に、変位補正を行ってマーカを表示する場合を示す図である。図１の内視鏡装置を用いた画像処理および表示を説明するフローチャートである。図１５Ａのフローチャートの続きを示すフローチャートである。図１５Ｂのフローチャートの続きを示すフローチャートである。図１５Ａから図１５Ｃのフローチャートにおける具体例を説明する図である。図１５Ｄの続きを説明する図である。図１５Ｅの続きを説明する図である。図１５Ａの変形例を説明するフローチャートである。図１６Ａのフローチャートの続きを示すフローチャートである。図１６Ｂのフローチャートの続きを示すフローチャートである。図１６Ａから図１６Ｃのフローチャートにおける具体例を説明する図である。図１６Ｄの続きを説明する図である。図１６Ｅの続きを説明する図である。指標レーザを十字型にして画像マッチングにより算出する場合を示す図である。探査レーザを輪帯にして画像マッチングにより算出する場合を示す図である。レーザスポットが混入した画像に基づく相関画像を示す図である。図１９の変形例に係る他のｃｈの画像を利用した相関画像（Ｒ－ｃｈおよびＢ－ｃｈの例）を示す図である。拡大・縮小／回転画像群を生成して相関画像を取得する場合を示す図である。アフィン変換画像群を生成して相関画像を取得する場合を示す図である。Ｌｕｃａｓ－Ｋａｎａｄａ法で特徴点からずれ量を算出する場合を示す図である。位置センサによるずれ量の取得を示す図である。図２４の変形例を示す図である。図７の変形例を示す図である。図１５Ａの変形例を説明するフローチャートである。図２７Ａのフローチャートの続きを示すフローチャートである。図２７Ａおよび図２７Ｂのフローチャートにおける具体例を説明する図である。図２７Ｃの続きを説明する図である。図１５Ａの変形例を説明するフローチャートである。図２８Ａのフローチャートの続きを示すフローチャートである。図２８Ａおよび図２８Ｂのフローチャートにおける具体例を説明する図である。図２８Ｃの続きを説明する図である。

　　本発明の一実施形態に係る内視鏡装置２００は、血管認識装置１００と、画像取得装置５００と、演算部６０、表示部７０とを備えている。

　以下に、内視鏡装置２００について図面を参照して説明する。
　内視鏡装置２００は、図１に示されるように、生体組織Ａ内の血管Ｂを光学的に検出する血管認識装置（血管検出手段）１００を備えた処置具１と、該血管認識装置１００による検出結果に基づいて発光部９からの可視光Ｖの出力と停止とを制御する制御部２と、画像取得装置５００と、演算部６０と、表示部７０と、制御部２とを備えている。ここで、処置具１は、内視鏡装置２００下で外科的手術を実行するための任意のデバイスであってよい。例えば、患部の切開と止血を行うデバイスであり得る。かかるデバイスとしては、例えば超音波エネルギーと高周波電流によるバイポーラエネルギーを出力可能なデバイスであり得、さらに処置具１の先端には患部を把持するための把持具を備える外科処置用エネルギーデバイスであってもよい。

　血管認識装置１００は、探査レーザ光Ｌを出力する探査レーザ光源８と、プローブ胴部先端に設けられ探査レーザ光源８から供給された探査レーザ光Ｌを射出する発光部９と、発光部９の近傍に設けられ処置具１の先端前方からの散乱光Ｓを受光する受光部１０と、該受光部１０によって受光された散乱光Ｓを検出する光検出部１１と、該光検出部１１によって検出された散乱光Ｓの強度の時系列データを取得して該時系列データを周波数解析する周波数解析部１２と、該周波数解析部１２による周波数解析結果に基づいて所定の範囲の直径を有する検出対象の血管の有無を判定する判定部１３と、可視光源１６とを備えている。

　探査レーザ光源８は、血液による吸収が少ない波長域（例えば、近赤外領域）の探査レーザ光Ｌを出力する。探査レーザ光源８は、胴部３の内部を通る光ファイバ１４を介して発光部９と接続されている。探査レーザ光源８から光ファイバ１４へ入射された探査レーザ光Ｌは、光ファイバ１４によって発光部９まで導光され、発光部９から生体組織Ａに向かって射出されるようになっている。生体組織Ａに照射された探査レーザ光Lは、生体組織内部で散乱しながらも血管の有無に応じて異なる散乱状態を生じる。

　受光部１０は、例えば探査レーザ光の波長域に対して選択的に受光量を出力する波長選択性の受光センサであり、胴部３の内部を通る光ファイバ１５を介して光検出部１１と接続されている。受光部１０によって受光された散乱光Ｓは、光ファイバ１５によって光検出部１１まで導光され、該光検出部１１に入射するようになっている。
　光検出部１１は、光ファイバ１５から入射された散乱光Ｓの強度をデジタル値に変換し、該デジタル値を周波数解析部１２へ順次送信する。

　周波数解析部１２は、光検出部１１から受信したデジタル値を所定期間にわたって時系列に記録することによって、散乱光Ｓの強度の時間変化を示す時系列データを取得する。周波数解析部１２は、取得された時系列データを高速フーリエ変換し、得られたフーリエスペクトルの平均周波数を算出する。

　画像取得装置５００は内視鏡胴部５１と、内視鏡胴部５１の先端部に設置された照明部５２および撮像部５３から構成されている。照明部５２からは生体組織Ａに向けて白色光Ｗが照射される。Ｗによって生じる観測画像光ＷＩを検出する様に撮像部５３で撮像することによりＡの観測画像Ｉが取得される。

　観測画像Ｉの画像情報は演算部６０に送られる。演算部６０には血管認識装置１００の制御部２からの制御信号が入力され、制御信号に基づいて異なる演算が成される。観測画像Iにはそれぞれの演算に基づいた画像情報が付加されて表示画像Ｉ_Ｄｉｓｐが生成され、表示部で表示される。
　ここで、画像取得装置５００で取得される時系列データおよびフーリエスペクトルについて説明する。

　生体組織Ａには、図２および図３に示されるように、脂肪や、出血によって血管から露出した漏出血液のように静止している静的成分と、血管Ｂ内を流動する血液中の赤血球Ｃのように移動している動的成分とが含まれる。静的成分に周波数ｆの探査レーザ光Ｌが照射されたときには、探査レーザ光Ｌと同一の周波数ｆを有する散乱光Ｓが発生する。これに対し、動的成分に周波数ｆの探査レーザ光Ｌが照射されたときには、ドップラーシフトによって、探査レーザ光Ｌの周波数ｆからシフトした周波数ｆ＋Δｆを有する散乱光Ｓが発生する。このときの周波数のシフト量Δｆは、動的成分の移動の速さに依存する。

　したがって、生体組織Ａ内の探査レーザ光Ｌの照射領域に血管Ｂが含まれている場合、血管Ｂ内の血液によって散乱されて周波数ｆ＋Δｆを有する散乱光Ｓと、血管Ｂ内の血液以外の静的成分によって散乱されて周波数ｆを有する散乱光Ｓとが同時に受光部１０によって受光される。その結果、時系列データには、図４に示されるように、周波数ｆの散乱光Ｓと周波数ｆ＋Δｆの散乱光Ｓとの干渉に起因して散乱光Ｓ全体の強度がΔｆで変化するうなりが現れる。

　生体組織Ａに照射されたレーザ光は静的成分および動的成分において多重散乱が起こるため、レーザ光が赤血球に入射する際の、光の進行方向と赤血球の移動方向(血流方向)とが成す入射角は単一ではなく分布が生じる。このため、ドップラーシフトによる周波数シフト量Δｆには分布が生じる。従って、散乱光Ｓ全体の強度のうなりはΔｆの分布に対応して幾つもの周波数成分が重なり合ったものになっている。また、Δｆの分布は血流速度が速い程高周波数側まで広がる。

　このような時系列データを高速フーリエ変換すると、図５に示されるように、血流の速さに応じた周波数ω（以下、周波数シフトΔｆをωと記す）に強度を有するドップラースペクトルがフーリエスペクトルとして得られる。

　ドップラースペクトルの形状と、血管Ｂの有無および血管Ｂ内の血流の速さとの間には、図５および図６に示されるような関係が存在する。具体的には、探査レーザ光Ｌの照射領域に血管Ｂが存在しないときには上記うなりが生じないため、ドップラースペクトルは、周波数ω全域において強度を有さない平坦状となる（一点鎖線参照。）。血流の遅い血管Ｂが存在するときには、ドップラースペクトルは、周波数ωの低い領域に強度を有し、小さなスペクトル幅を有する（実線参照。）。血流の速い血管Ｂが存在するときには、ドップラースペクトルは、周波数ωの低い領域から高い領域に強度を有し、大きなスペクトル幅を有する（鎖線参照。）。このように、血流が速い程、ドップラースペクトルが周波数ωの高い側へ広がってスペクトル幅が大きくなるのに伴って、ドップラースペクトルの平均周波数が大きくなる。

　さらに、血管Ｂ内の血流の速さは、血管Ｂの直径に略比例することが知られている。
　周波数解析部１２は、ドップラースペクトルの、周波数ωと強度との関係を表す関数Ｆ（ω）を求め、下式（１）に基づいてドップラースペクトルＦ（ω）の平均周波数を算出し、算出された平均周波数を判定部１３へ送信する。

　判定部１３は、周波数解析部１２から受信した平均周波数を、閾値と比較する。第１の閾値は、検出対象とする血管Ｂの直径の最小値に対応する平均周波数である。
　判定部１３は、周波数解析部１２から受信した平均周波数が第１の閾値以上であるときには、検出対象の血管Ｂが存在すると判定する。一方、判定部１３は、周波数解析部１２から受信した平均周波数が第１の閾値未満のときには、検出対象の血管Ｂが探査レーザ光Ｌの照射領域に存在しないと判定する。これにより、所定の範囲の直径を有する血管Ｂを検出対象とし、該検出対象の血管Ｂの有無が判定される。判定部１３は、判定結果を制御部２および演算部６０に出力する。

　検出対象の血管Ｂの直径の最小値は、例えば、術者が図示しない入力部を使用して入力するようになっている。判定部１３は、例えば、血管Ｂの直径と平均周波数とを対応付けた関数を有し、入力された血管Ｂの直径の最小値と対応する平均周波数を関数から求め、算出された平均周波数をそれぞれ閾値に設定する。

　制御部２は、判定部１３によって、検出対象の血管Ｂが存在すると判定された場合には、可視光源１６から可視光Ｖを出力させることによって、発光部９から探査レーザ光Ｌと一緒に可視光Ｖを射出させる。一方、制御部２は、判定部１３によって、検出対象の血管Ｂが存在しないと判定された場合には、可視光源１６からの可視光Ｖの出力を停止させることによって、発光部９から探査レーザ光Ｌのみを射出させる。

　次に、このように構成された本実施形態に係る内視鏡装置２００の作用について説明する。

　内視鏡装置２００を用いた画像表示方法は、血管認識装置１００によって血管有（Ｔｒｕｅ）と判定された場合に、測定画像上における血管判定位置を測定画像から算出するステップと、時系列上の（任意の）２つの画像の相関をとることによって、視野の変位を算出するステップと、算出した位置情報を変位情報に基づいて、マーカ位置を設定するステップと、マーカ位置情報に基づいて実時間画像上にマーカ（トレース）を表示するステップとを含む。
　これにより、視野がずれた場合でも血管位置がどこであったかを術者に知らせることが可能となる。

　具体的には、本実施形態における画像表示方法は以下のステップを含む。
ｓｔｅｐ０．：血管の有無を判定する。
ｓｔｅｐ１．：画像上のスポット位置を算出する。
ｓｔｅｐ２．：視野のずれ量を求める。
ｓｔｅｐ３．：視野がずれた画像上に、位置補正してスポットを表示する。

　上述した各ステップの実施例の一例を以下に示す。
　　血管の有無を判定する（ｓｔｅｐ０）。

　　以下の（１）から（３）の少なくとも一つの方法により、探査レーザおよび／または指標レーザが照射された際の画像上のスポット位置を算出する（ｓｔｅｐ１）。
ｓｔｅｐ１の（１）Ｒ．Ｇ－ｃｈとＢ－ｃｈの反転とのＡＮＤをとることで、白色光による飽和箇所を排除してスポット位置を算出する。
ｓｔｅｐ１の（２）捕色光学系でも同様に公知の方法によってＲＧＢに変換して、（１）と同様の処理で算出する。
ｓｔｅｐ１の（３）レーザスポット形状をエアリ―パターンとは異なる特異的な形状にして、画像マッチングにより算出する。ここで、特異的な形状とは、レーザスポットとして機能しつつも術者が探査時の通常の探査レーザ光とは明らかに異なることを認識できるような複数の規則的な模様を組み合わせた形状であり、例えば、（ａ）指標レーザ光を十字型で照射したり、（ｂ）探査レーザ光を輪帯形状で照射したりすることである。

　　以下の（１）から（３）の方法により、視野のずれ量を求める（ｓｔｅｐ２）。
ｓｔｅｐ２の（１）フレーム間の画像に対する画像処理によってずれ量を算出する方法。
この（１）のずれ量算出方法は、以下の（ａ）または（ｂ）の手段を用いて実行される。
（ａ）相関画像を取得して算出する。
　相関画像は、以下の（ａ－１），（ａ―２），（ａ―３）の少なくとも一つの方法によって取得することができる。
　単純にフレーム同士の画像の関係を表す相関画像を取得する（ａ―１）。
　拡大・縮小および回転画像群を生成し、相関画像を取得する（ａ―２）。拡大・縮小／回転角の範囲・ステップは制限ないし適宜調節されてもよい。
　アフィン変換によって得られる画像群を生成し、相関画像を取得する（ａ―３）。
（ｂ）Ｌｕｃａｓ－Ｋａｎａｄｅ法で算出する。
ｓｔｅｐ２の（２）挿入部として腹腔内に挿入される硬性鏡（画像取得装置）５００の位置変化をモニタし、位置変化から視野ずれ量を算出する方法。
　上述した（２）の方法は、以下の（ａ）または（ｂ）の手段を用いて実行される。
（ａ）トロッカ８３と硬性鏡５００の相対位置を、挿入長・回転位置センサ（センサ）８４，８５で検出する。
（ｂ）硬性鏡５００先端に搭載した位置センサ（センサ）８６を用いて相対位置を検出する。
ｓｔｅｐ２の（３）（１）および（２）のずれ量算出方法の組合せ。

　　視野がずれた画像上に、補正前のスポットに代えて、ｓｔｅｐ２で求めたずれ量により位置補正した後のスポットを表示する（ｓｔｅｐ３）。

　上記のｓｔｅｐ０からｓｔｅｐ３までのフローに従って、血管を認識した位置を算出し、変位量を補正して表示部で表示することにより、視野がずれた場合でも常にずれ量が補償された過去の血管位置を残像として表示し、血管位置がどこであったかをリアルタイムな表示画面で術者に知らせることが可能となる。

　本実施形態に係る血管認識装置１００を用いて生体組織Ａ中の血管Ｂを認識するためには、発光部９を生体組織Ａの近傍に配置して、生体組織Ａへ探査レーザ光Ｌを照射し、図７に示されるように、探査レーザ光Ｌを生体組織Ａ上で走査するように移動させる。生体組織Ａによって散乱された探査レーザ光Ｌの散乱光Ｓは受光部１０によって受光される。

　判定部１３によって、探査レーザ光Ｌの照射領域に検出対象の血管Ｂが存在しないと判定された場合には、制御部２が探査レーザ光Ｌのみを発光部９から射出させる。判定部１３によって、探査レーザ光Ｌの照射領域に検出対象の血管Ｂが存在する判定された場合には、制御部２が探査レーザ光Ｌと一緒に可視光Ｖを発光部９から射出させる。すなわち、探査レーザ光Ｌの照射領域に検出対象の血管Ｂが存在している場合にのみ、当該照射領域に可視光Ｖも照射される。

　この様子を画像取得装置５００で得られる画像上で観測する場合を説明する。
　探査レーザ光Ｌを生体組織Ａ上で走査して血管位置で可視光Ｖが照射される様子を撮像装置で捉えることによって、画面表示部に表示される画像上で血管Ｂの存在する領域を認識することができる。

　一度走査して血管の存在する領域が判別できたときにその領域が表示画面上に保持されることは、術者が血管存在領域を容易に判別可能となるため、望ましい。
　しかし、実際の鏡視下手術では内視鏡胴部５１は固定されていないため、画像取得装置５００および血管認識装置１００は独立に動かすことができ、走査したときの視野と実時間で観測している視野は簡単にずれてしまう。

　従って、単純に走査軌跡を保持するだけでは視野がずれたときには意味を成さなくなってしまう。
　視野のずれを補正するためには、時系列上の2つの画像の相関を計算することによって視野の変位を算出すればよい。

　原理の説明のため、ここでは可視光Ｖに緑のレーザ光を用いる場合を説明する。以下、可視光Ｖを指標レーザ光Ｖとして説明する。
　前述した通り、探査レーザ光Ｌは生体の吸収・散乱の小さい波長（近赤外領域）を選択することが望ましい。このとき、撮像部５３のＲ－ｃｈが探査レーザ光Ｌに対して感度を有する場合には、探査レーザ光が生体に照射されたときのスポットは撮像部５３で観測されるＲ－ｃｈの画像上で観測される。

　また、指標レーザ光Ｖが生体に照射されたときのスポットは撮像部５３で観測されるＧ－ｃｈの画像上に観測される。
　これらレーザ光によるスポットがＢ－ｃｈの画像に寄与する割合は小さいため、Ｂ－ｃｈの画像を用いて視野の変位を評価する。

　ある時系列上にある２つのフレームｉおよびｉ＋１におけるＢ－ｃｈの画像Ｉ_Ｂ（ｉ）およびＩ_B（ｉ＋１）を図８に示す。この図において、視野は左上に移動した場合を示している。被写体は画像中では右下に移動している様子が分かる。これらＩ_B（ｉ）およびＩ_B（ｉ＋１）の画像相関をとった相関画像Ｉ_{Ｃｏｒｒ，Ｂ}（ｉ＋１）を下に示す。相関画像Ｉ_{Ｃｏｒｒ，Ｂ}（ｉ＋１）にはピークが出現していることがわかる。これは、以下に示す通り変位量の指標となっている。

　図９に相関画像Ｉ_{Ｃｏｒｒ，Ｂ}（ｉ＋１）におけるピークと変位の関係を示す。相関画像における各画素はＩ_B（ｉ）およびＩ_B（ｉ＋１）をΔｘ軸およびΔｙ軸上で相対的に変位させて重なり積分を算出した値であり、Δｘ軸およびΔｙに対して積分値をプロットすることで相関画像が取得される。従って、相関画像の上下・左右を等分する様にΔｘ軸およびΔｙ軸が設定されおり、画像の中心が変位０の原点となる。相関画像に表れるピークは、２つの画像をこのピークが位置する変位で重ねたときに最も相関が高いことを示している。すなわち、ピーク位置（Δｘ（ｉ＋１），Δｙ（ｉ＋１））が視野の変異量（Δｘ（ｉ＋１），Δｙ（ｉ＋１））に対応する。
　従って、相関画像Ｉ_{Ｃｏｒｒ，Ｂ}（ｉ＋１）のピーク位置を算定することで変異量（Δｘ（ｉ＋１），Δｙ（ｉ＋１））を算出することができる。

　以下、図１０から図１３を用いて、画像取得装置５００によって取得した画像から血管位置を算出する方法を説明する。
　図１０にはレーザを照射していないときの観測画像を示す。Ｒ－ｃｈ、Ｇ－ｃｈ、Ｂ－ｃｈの観測画像をそれぞれＩ_R（ｉ）、Ｉ_G（ｉ）、Ｉ_B（ｉ）とし、これらから合成されるカラーの観測画像をＩ（ｉ）とする。

　図１１には血管が無いときの観測画像を示す。このときには探査レーザのみが照射されているのでＩ_R（ｉ）のみに探査レーザのスポットが高輝度で観測される。
　図１２には血管が有ると判定されたときの観測画像を示す。このときには探査・指標レーザＬ，Ｖの両方が照射されている。この場合、Ｉ_R（ｉ）およびＩ_G（ｉ）にレーザスポットが高輝度で観測されるが、Ｉ_B（ｉ）にはレーザ光は観測されない。

　また、カラー画像Ｉ（ｉ）の中には白色光Ｗの照射によって飽和して白く観測される領域があることがわかる。
　観測画像からレーザの照射されている位置を正確に算出するためにはこのＷによる飽和領域は除外する必要がある。
　従って、Ｒ・Ｇ－ｃｈの輝度値のみからレーザ位置を算出することは困難であり、Ｒ・Ｇ－ｃｈで輝度かつＢ－ｃｈでは低輝度の領域を求め、その重心位置からスポット位置を算出することが求められる。

　これを実現するには、具体的には図１３に示す手順を用いればよい。すなわち、Ｂ－ｃｈの反転画像Ｉ_ｉｎｖＢ（ｉ）を用いてＩ_R（ｉ）およびＩ_G（ｉ）およびＩ_ｉｎｖＢ（ｉ）の論理和（ＡＮＤ）を計算してスポット算出用画像Ｉ_SP（ｉ）を取得する。このＩ_SP（ｉ）の高輝度領域の重心位置を算出することで、探査・指標レーザスポット位置すなわち血管ありと判定された位置（Ｓｘ（ｉ），Ｓｙ（ｉ））を算出することができる。取得したスポット算出用画像Ｉ_SP（ｉ）はさらに適当なコントラスト調整してもよい。この様にすることで（Ｓｘ（ｉ），Ｓｙ（ｉ））の位置精度を向上することができる。

　血管ありと判定された（Ｔｒｕｅ）場合に演算部６０において図１４に示されるように、以下の処理を行う。
（１）観測画像Ｉ（ｉ）からＲＧＢ各ｃｈの画像Ｉ_R（ｉ）、Ｉ_G（ｉ）、Ｉ_B（ｉ）を取得する。
（２）Ｉ_B（ｉ）からＩ_ｉｎｖＢ（ｉ）を取得し、Ｉ_R（ｉ）およびＩ_G（ｉ）およびＩ_ｉｎｖＢ（ｉ）からスポット算出画像Ｉ_SP（ｉ）を生成し、血管ありと判定された位置（Ｓｘ（ｉ），Ｓｙ（ｉ））を算出する。
（３）系列上でより後に位置するフレームｉ＋１における観測画像Ｉ（ｉ＋１）からＲＧＢ各Ｃｈの画像Ｉ_R（ｉ＋１）、Ｉ_G（ｉ＋１）、Ｉ_B（ｉ＋１）を取得する。
（４）Ｉ_B（ｉ）およびＩ_B（ｉ＋１）の相関画像Ｉ_{Ｃｏｒｒ，Ｂ}（ｉ＋１）から視野の変位量（Δｘ（ｉ＋１），Δｙ（ｉ＋１））を算出する。
（５）上記（４）で取得した変異量の補正を加えることにより、観測画像Ｉ（ｉ＋１）における血管ありと判定された位置（Ｓ_ｘ（ｉ）－Δｘ（ｉ＋１），Ｓ_ｙ（ｉ）－Δｙ（ｉ＋１））にマーカを付加した表示画像Ｉ_Ｄｉｓｐ（ｉ＋１）を生成し、表示部７０に表示する（最終的な表示状態）。

　図１５Ａから図１５Ｆのフローに従って処理および表示を行うことで、課題解決が実現できる。
　以下、フロー（１）を説明する。
　まず、ｉ番目のループにおいて、観測画像Ｉ（ｉ）を取得する。
　この観測画像Ｉ（ｉ）を配列Ｍ_Ｉのｋ番目の要素Ｍ_Ｉ（ｋ）に格納する。
　Ｍ_Ｉ（ｋ）をＲ，Ｇ，Ｂの各チャンネルに分離してＭ_Ｒ（ｋ），Ｍ_Ｇ（ｋ），Ｍ_Ｂ（ｋ）を取得する。

　次に、血管判定の結果に基づいて、異なる処理を行う。まず、血管があると判定された場合（図中ＹＥＳ、すなわちＴｒｕｅ）には、Ｍ_Ｂ（ｋ）の反転Ｍ_ｉｎｖＢ（ｋ）を生成し、Ｍ_Ｒ（ｋ），Ｍ_Ｇ（ｋ），Ｍ_ｉｎｖＢ（ｋ）の３つの画像から血管があると判定された位置すなわちスポット位置（Ｓ_ｘ（ｉ），Ｓ_ｙ（ｉ））を算出する。このスポット位置（Ｓ_ｘ（ｉ），Ｓ_ｙ（ｉ））を配列Ｍ_Ｓのｋ番目の要素Ｍ_Ｓ（ｋ，Ｘ，Ｙ）に代入する。ここで、簡便のため、スポットの座標（Ｓ_ｘ（ｋ），Ｓ_ｙ（ｋ））をＭ_Ｓのｋ番目の要素としてＭ_Ｓ（ｋ，Ｘ，Ｙ）と表記した。一方、血管が無いと判定された場合（図中ＮＯ、すなわちｆａｌｓｅ）には、対応するスポット位置が存在しないことを意味するｎａｎを配列Ｍ_Ｓのｋ番目の要素Ｍ_Ｓ（ｋ，Ｘ，Ｙ）に代入する。

　次に、変位の計算を行う。
　画像Ｍ_Ｂ（ｋ）とＭ_Ｂ（ｋ－１）に基づいて相関画像Ｉ_{Ｃｏｒｒ，Ｂ}（ｉ）を取得する。
　相関画像Ｉ_{Ｃｏｒｒ，Ｂ}（ｉ）から測定（ｉ－１）に対する測定（ｉ）の変位（Δｘ（ｉ），Δｙ（ｉ））を計算し、変位の配列Ｍ_Δ（ｋ－１，ｘ，ｙ）に格納する。

　続いて、変位の累積量M_Σの各要素を計算する。これまでの累積の変異量Ｍ_Σに変位Ｍ_Δ（ｋ－１，ｘ，ｙ）を加算することで、累積変異量が得られる。尚、Ｍ_Σの初期値では、全ての要素を０としておく。
　Ｍ_Σ（ｋ－１，ｘ，ｙ）＝０＋Ｍ_Δ（ｋ－１，ｘ，ｙ）、Ｍ_Σ（ｋ－２，ｘ，ｙ）＝Ｍ_Δ（ｋ－２，ｘ，ｙ）＋Ｍ_Δ（ｋ－１，ｘ，ｙ）、・・・Ｍ_Σ（１，ｘ，ｙ）＝Ｍ_Δ（１，ｘ，ｙ）＋Ｍ_Δ（ｋ－１，ｘ，ｙ）

　尚、ループの最後で各配列要素のインデックスをそれぞれ１つ小さい方にずらす処理を行うため、ｋ－２、ｋ－３、・・・１とインデックスが小さくなる程、より以前の変位が加算された量、すなわち累積の変位量となる。
　次に、各フレーム（それぞれの測定時）に求められたスポット位置に、累積の変異量を加算し、配列Ｍ_SΣ（ｋ－１，ｘ，ｙ）に格納する。

　各フレームに対して、所望の大きさのマーカをこの配列情報に基づいて画像上に配置した補正画像Ｍ_ＩＳΣ（ｋ）を生成する。マーカの大きさは実際のスポット径に準じた大きさでも良く、判別しやすい色相を持たせた画像でもよい。

　これらの補正画像Ｍ_ＩＳΣ（ｋ）の各要素を重畳してｋ＝１～（ｋ－１）のマーカのトレース像Ｉ_Ｔｒ（ｋ－１）を生成する。ここで、ｋが２の場合は単独のマーカとなり、ｋ＞２の場合は複数のマーカを重畳する操作を行うため、各フレームのスポット位置（マーカ）のトレース像が得られる。

　次に、トレース像Ｉ_Ｔｒ（ｋ－１）をＭ_Ｉ（ｋ）すなわち観測画像Ｉ（ｉ）に重畳することで表示画像Ｉ_Ｄｉｓｐ（ｋ）を取得する。
　表示部７０に表示画像Ｉ_Ｄｉｓｐ（ｋ）を出力する（測定ｉの場合には、Ｉ_Ｄｉｓｐ（ｉ）＝Ｉ_Ｄｉｓｐ（ｋ））。
　処理ループの最後に、各々の配列データの要素のインデックスを１つ小さい方にずらす。こうすることにより、１つ前のフレームで取得した情報が蓄積される。
　ループにより、次の観測画像Ｉ（ｉ＋１）を取得し、同様の処理が継続される。
　配列ｋの大きさを適宜設定することにより、蓄積される情報の長さが規定されることから、血管検出位置のトレース像を表示する時間を設定することができる。

　仮に血管認識装置１００を備えた処置具１、および／または内視鏡装置２００を別の患部ないし観察視野に移動させてから血管認識を再開させる場合や、血管認識を行う操作の前後または途中で処置具１による患部の処置を行うための動作のみを行う場合には、血管認識の操作を一時的に中断できるよう、血管認識用のレーザ照射をＯＮ／ＯＦＦするためのＯＮ／ＯＦＦボタンを設けるのが好ましい。このようにすることで、たとえ手術補助者が安定な視野を確保していたとしても、血管認識のための動作以外の目的で血管認識装置１００を備えた処置具１、および／または内視鏡装置２００を動作させる場合にも、OFFの状態にすることで相関性の低いトレース像が誤って表示されるのを防止できる。再びONの状態した場合には、内視鏡装置２００がレーザ光の照射位置を検出することで、上述した図１５Ａから図１５Ｆのフローを再開できる。また、ループにおいて表示するトレース像は測定した画像に基づいた情報について全てを表示しなくてもよい。こうすることにより、処理速度の向上が図れ、また、過剰なトレース像をなくして表示が視認しやすくなる。一方で、複数の異なる血管が走行する領域においては、３以上のトレース像が互いに一定の傾きである場合にマーカ同士をつなげて表示するようにすることで、見かけ上の分解能を高めるようにしてもよい。
　図１６Ａから図１６Ｆのフロー（２）においては、図１５Ａから図１５Ｆのフロー（１）と同様であるが、血管認識を行った後、判定定数Ｊ_ｖｅｓにＹＥＳの場合には１を、ＮＯの場合には０を代入する。

　さらに、フローの下流において、判定定数Ｊ_ｖｅｓが０の場合のみ、トレースを表示する様になっている。こうすることにより、血管があるという判定が行われている間は判定履歴が重畳されないために、実時間の判定スポットが判別しやすいという効果が生じる。
　補色光学系の場合、通常のＲＧＢ変換によって得られる情報を用いてｓｔｅｐ１．１と同様の処理を行うことによって画像上のスポット位置の算出が可能である。

　　ｓｔｅｐ１の（２）として、捕色光学系で通常変換するＲＧＢの情報を用いてｓｔｅｐ１の（１）と同様に処理可能である。
　　　例えば、捕色光学系の画像処理（特許第４９９６７７３号　参照）を実行する。
　　　　マゼンタ（Ｍｇ）、グリーン（Ｇ）、シアン（Ｃｙ）、イエロー（Ｙｅ）
　　　　　　↓Ｙ／Ｃ分離回路
　　　　輝度信号Ｙ、式差信号Ｃｒ‘、Ｃｂ’
　　　　　　↓
　　　　Ｒ１、Ｇ１、Ｂ１
の処理後にこれらの信号で得られる画像をｓｔｅｐ１のＩ_R（ｉ）、Ｉ_G（ｉ）、Ｉ_B（ｉ）に用いることで処理可能となる。

　ｓｔｅｐ１の（３）（ａ）として、図１７に示されるように、指標レーザＶを十字型にして画像マッチングすることで、スポット位置を算出してもよい。
　指標レーザＶの射出部８１に搭載したレンズ表面に十字型の逆フーリエ像を配置し、レーザを照射すると試料上に十字型のレーザスポットが投影される。
　腹腔鏡画像上にはこの十字型スポットが観測される。
　あらかじめ用意しておいた十字型の大きさ（拡大・縮小）・角度を少しずつずらしたリファレンス画像群と、上記観測された腹腔鏡画像との相関をとり、ピーク値が最大となる相関画像を選択する。十字型の中心部の座標からスポット位置を算出する。

　十字型スポットはほぼ均等な角度で交差する形状のため、指標レーザＶがＢ－ｃｈだけでなく他のｃｈにも漏れこんだ場合にも、生体には無い特異的な形状のパターンマッチングにより、画像上で白とびしているスポットと、指標レーザスポットとを区別して、スポット位置を正確に算出可能となる。本実施形態において、指標レーザＶは、２本の直交する直線からなる十字型スポットを用いたが、均等な角度で交差する２以上の交差線を含んでいるような、３本またはそれ以上の交差線からなる十字型スポットであってもよい。

　ｓｔｅｐ１の（３）（ｂ）．として、図１８に示されるように、探査レーザ光Ｌのスポット形状を輪帯状にした場合の実施例を示す。
　探査レーザＬの射出部８２からレーザを照射すると腹腔鏡画像上には輪帯状のスポットが観測される。
　あらかじめ用意しておいた輪帯スポットの大きさ（拡大・縮小）を少しずつずらしたリファレンス画像群と、上記観測された腹腔鏡画像との相関をとり、ピーク値が最大となる相関画像を選択する。例えば図１８のように、同心円上の複数の大きさのリング状スポットの中心部に設けた小円形状のスポットの中心部の座標からスポット位置を算出する。

　輪帯状のスポットを用いることにより、指標レーザＶがＢ－ｃｈだけでなく他のｃｈにも漏れこんだ場合にも、生体には無い特異的な形状のパターンマッチングにより、画像上で白とびしているスポットと、指標レーザスポットとを区別して、スポット位置を正確に算出可能となる。

　また、十字型のスポットを用いる場合と比較してリファレンス画像群の変数として角度方向の変数がなくなるため画像群を構成する画像数が少なくなるため、探査時の処理速度が向上するという効果がある。本実施形態において、探査レーザLは、同心円に並ぶ複数のリング状スポットを用いたが、既知の曲率からなるスパイラル形状からなる輪帯状スポットであってもよい。

　ｓｔｅｐ２の（１）（ａ－１）の変形例として、図１９に示されるように、レーザスポットが混入した画像に基づく相関画像を用いて変位量を算出する例を示す。
　ここでは、Ｂ－ｃｈの画像にレーザスポットが写りこんでしまっている場合（混入している場合）を示す。ｉ番目のフレームＩ_Ｂ（ｉ）と（ｉ＋１）番目のフレームＩ_Ｂ（ｉ＋１）では異なる位置にレーザスポットが写りこんでいる。これらの画像の相関画像Ｉ_{Ｃｏｒｒ，Ｂ}（ｉ＋１）でも、やはり変位を示すピークが観測されている。このピークの位置を算出することにより、変位を算出することができる。

　従って、レーザスポットが混入した画像を用いても変位を算出することができる。
　レーザが混入しない様にするためにはＯＤ値の高いフィルターを用いる必要があるが、本実施例を用いることにより、フィルターを交換しなくても変位を算出できるという効果がある。

　ｓｔｅｐ２の（１）（ａ－１）の変形例として、図２０に示されるように、他のｃｈの画像を利用した相関画像によるスポット位置算出の例を示す。
　ここでは、Ｒ－ｃｈのｉ番目のフレームＩ_Ｒ（ｉ）とＢ－ｃｈの（ｉ＋１）番目のフレームＩ_Ｂ（ｉ＋１）で異なる位置にレーザスポットが写りこんでいる例を挙げる。これらの画像の相関画像Ｉ_{Ｃｏｒｒ，Ｒ－Ｂ}（ｉ＋１）でも、やはり変位を示すピークが観測されている。このピークは中央のピークに対して急峻な立ち上がりをしたピークとなっている。従って、低周波数変化を除去するハイパスフィルターを用いて画像処理することにより、ピークを際立たせることができ、その結果、ピークの位置を算出することが可能となる。このピーク位置から変位を算出することができる。

　従って、他のｃｈ同士の相関画像を取得して変位を算出することができる。
　本実施例により、処理速度に応じて任意の画像を利用可能であるという効果がある。

　ｓｔｅｐ２の（１）（ａ－２）として、図２１に示されるように、拡大・縮小および回転画像群を生成して相関画像を取得する方法を示す。
　図には、ｉ番目のフレームに対し、ｉ＋１番目のフレームでは視野が回転子、左上に移動した例を示す。

　この様に平行移動に加え回転や拡大が起きた場合には、ｉ番目のフレームに対して拡大・縮小／回転の操作を加えた画像群を生成し、これと（ｉ＋１）番目のフレームとの相関をとる。画像群のそれぞれの構成要素には拡大率および回転角度の情報が付与されている。相関画像のうち、ピークが最も大きいもの（最も相関が大きい画像）を選択して変位量を算出する。さらに、ピークが最も大きい相関画像を生成した画像群の要素の拡大率および回転角度から、ｉ＋１番目の視野がどのくらい拡大・縮小および回転したかを求めることができる。
　以上の情報に基づいてスポット位置のずれ量を得る。
　この様にすることで、変位、拡大・縮小、回転した場合でもスポット位置のずれ量を算出可能となる。

　ｓｔｅｐ２の（１）（ａ－３）として、図２２に示されるように、アフィン変換画像群を生成して相関画像を取得する方法を示す。
　図には、ｉ番目のフレームに対し、ｉ＋１番目のフレームでは視野が回転子、左上に移動した例を示す。

　この様に平行移動に加え回転や拡大が起きた場合には、ｉ番目のフレームに対してアフィン変換の操作を加えた画像群を生成し、これと（ｉ＋１）番目のフレームとの相関をとる。アフィン変換では、拡大・縮小、角度およびスキューの変換が施されている。この画像群のそれぞれの構成要素には拡大率、回転角度およびスキューの情報が付与されている。相関画像のうち、ピークが最も大きいもの（最も相関が大きい画像）を選択して変位量を算出する。さらに、ピークが最も大きい相関画像を生成した画像群の要素の拡大率、回転角度、スキュー情報から、ｉ＋１番目の視野がどのくらい拡大・縮小、回転、スキューしたかを求めることができる。
　以上の情報に基づいてスポット位置のずれ量を得る。
　この様にすることで、変位、拡大・縮小、回転、スキューした場合でもスポット位置のずれ量を算出可能となる。

　ｓｔｅｐ２の（１）（ｂ）として、図２３に示されるように、Ｌｕｃａｓ－Ｋａｎａｄｅ法で得られる特徴点からずれ量を算出する例を示す。
　これにより、変位、拡大・縮小、回転した場合でもスポット位置のずれ量を算出可能となる。

　ｓｔｅｐ２の（２）（ａ）として、図２４に示されるように、挿入長・回転位置センサ８４，８５によるずれ量の取得の実施例を示す。
　本実施例では、硬性鏡５００とトロッカ８３との間に設置した回転位置センサ８４および挿入長センサ８５によって、トロッカ８３の相対移動量を算出する。
　挿入長によって、硬性鏡５００が生体試料にどのくらい近づいたか・遠ざかったかがわかるため、フレーム間での相対的な拡大・縮小率が算定できる。

　また、回転位置センサ８４によって、フレーム間の相対的な回転量が算定できる。
　このずれ量（拡大・縮小率および回転量）に基づいて補正位置にスポットを表示する。
　センサを用いることでより位置ずれを正確に算定することができる。

　ｓｔｅｐ２の（２）（ｂ）として、図２５に示されるように、電磁式の位置センサ８６によるずれ量の取得の実施例を示す。
　硬性鏡５００の先端部に電磁式の位置センサ８６を設置し、図示しない電磁検出器によって位置情報を取得することにより、硬性鏡５００の相対移動量（ずれ量）を取得する。
　これにより、トロッカ８３自体に新たなセンサを設置することなく、ずれ量の取得が可能となる。

　ｓｔｅｐ２の（３）として、（１）画像処理によるずれ量の取得と、（２）センサによるずれ量の取得を組合せてもよい。
　これにより、ずれ量算出の精度が向上する。
　なお、本実施形態におけるずれ量の算出については、明細書中で説明した算出方法に限られるものではなく、他の公知の算出方法を用いてもよい。例えば、ｓｔｅｐ１の（３）において、（ａ）の指標レーザ光を交差状（例えば、十字型）のスポットではなく輪帯形状にしたり、（ｂ）の探査レーザ光を輪帯形状ではなく交差状（例えば、十字型）にしたりしてもよい。

　また、本実施形態に係る内視鏡装置２００は、血管認識装置１００と画像取得装置５００とが別体であるものを例示したが、これに限られるものではなく、一体的になっていてもよい。

　また、本実施形態に係る内視鏡装置２００の血管認識装置１００が、図２６に示されるように、生体を把持するための把持手段１５０を備えていてもよい。
　この場合、処置具１０１に付加的に血管認識手段を搭載することなく、処置具１０１とは独立して血管認識を行うことができる。この場合、処置具１０１の外径寸法が小さいままで血管認識が行える。とくに、上述したような超音波および／または高周波による生体組織や脂肪、ひいては止血容易な細径の血管を切除したり凝固したりして封止を行う外科処置用エネルギーデバイスにおいては、処置具１０１の動作によって生じる患部由来のミストが血管認識装置１００に付着するリスクを回避しながら血管認識が行えるという利点がある。

　また、本実施形態においては、取得した血管情報を血管画像として単独で繋ぎ合わせた情報を表示部７０に表示するようにしてもよい。
　画像取得装置５００は、一般に手術補助者が保持する場合が多いため、術者本人が保持する場合に比べて視野のずれ量が微少な場合も起こりうる。この場合視野ずれ補正を省略しながら血管認識位置を時間的に継続して表示することで、血管位置を術者に知らせてもよい。
　これは図２７Ａから図２７Ｄのフローに従って処理および表示を行うことで実現できる。この図２７Ａから図２７Ｄに示される判定方法では、上述した図１５Ａから図１５Ｆのフローから画像相関による変位の計算や位置補正に関するステップを省略する内容となっている。
　以下、フロー（１）を説明する。
　まず、ｉ番目のループにおいて、観測画像Ｉ（ｉ）を取得する。
　この観測画像Ｉ（ｉ）を配列Ｍ_Ｉのｋ番目の要素Ｍ_Ｉ（ｋ）に格納する。
　Ｍ_Ｉ（ｋ）をＲ，Ｇ，Ｂの各チャンネルに分離してＭ_Ｒ（ｋ），Ｍ_Ｇ（ｋ），Ｍ_Ｂ（ｋ）を取得する。

　次に、重畳するスポット位置を配列Ｍ_SΣ’（ｋ－１，ｘ，ｙ）に格納する。

　各フレームに対して、所望の大きさのマーカをこの配列情報に基づいて画像上に配置した補正画像Ｍ_ＩＳΣ’（ｋ）を生成する。マーカの大きさは実際のスポット径に準じた大きさでも良く、判別しやすい色相を持たせた画像でもよい。

　これらの補正画像Ｍ_ＩＳΣ’（ｋ）の各要素を重畳してｋ＝１～（ｋ－１）のマーカのトレース像Ｉ_Ｔｒ（ｋ－１）を生成する。ここで、ｋが２の場合は単独のマーカとなり、ｋ＞２の場合は複数のマーカを重畳する操作を行うため、各フレームのスポット位置（マーカ）のトレース像が得られる。

　図２７Ａから図２７Ｄのフローを適用したトレース像において、仮に血管認識装置１００を備えた処置具１０１、および／または内視鏡装置２００を別の患部ないし観察視野に移動させてから血管認識を再開させる場合や、血管認識を行う操作の前後または途中で処置具１０１による患部の処置を行うための動作のみを行う場合には、血管認識の操作を一時的に中断できるよう、血管認識用のＯＮ／ＯＦＦボタン（操作ボタン）を設けるのが好ましい。このようにすることで、たとえ手術補助者が安定な視野を確保していたとしても、血管認識のための動作以外の目的で血管認識装置１００を備えた処置具１０１、および／または内視鏡装置２００を動作させる場合にも、相関性の低いトレース画像が誤って表示されるのを防止できる。特に、本実施形態のように、画像取得装置８００による視野ずれが殆ど無い場合を前提に、視野ずれによる補正を行わないケースにおいては、例えば、血管認識装置１００を備えた処置具１０１を操作する操作者が、処置具１０１としての把持動作を実行する際にはＯＮ／ＯＦＦボタンをＯＦＦとすることで血管認識用のレーザ光の照射を停止し、血管認識を行おうとする動作でのみＯＮ／ＯＦＦボタンをＯＮにするように手動で切り替えることで、使用者が血管認識を行おうとする意思に連動して認識した血管情報を迅速にトレース画像として追加表示できるメリットがある。こうして、再びＯＮ／ＯＦＦボタンをＯＮにした際には、内視鏡装置２００がレーザ光の照射位置を検出することで、上述した図２７Ａから図２７Dのフローを再開できる。

　また、ループにおいて表示するトレースは測定した画像に基づいた情報について全てを表示しなくてもよい。こうすることにより、処理速度の向上が図れ、また、過剰なトレース像をなくして表示が視認しやすくなる。
　図２８Ａから図２８Ｄのフロー（２）においては、図２７Ａから図２７Ｄのフロー（１）と同様であるが、血管認識を行った後、判定定数Ｊ_ｖｅｓにＹＥＳの場合には１を、ＮＯの場合には０を代入する。

　さらに、フローの下流において、判定定数Ｊ_ｖｅｓが０の場合のみ、トレースを表示する様になっている。こうすることにより、血管があるという判定が行われている間は判定履歴が重畳されない（過去に血管有りと判定された箇所へのトレース表示を禁止する）機能を付加できる。したがって、術者がたとえ生体組織の同じ箇所を繰り返し走査したとしても、トレース表示が混雑するのを防止し、且つ、新たに検出された血管情報のみが漸次継ぎ足しされる。このような畳重表示の禁止は、血管認識装置１００の分解能を超えない範囲で実行されることで正確さを保つことができる。かかる畳重表示の禁止機能を有する血管認識装置１００を備えた処置具１０１によれば、術者または手術補助者が、ランダムに血管認識装置１００を走査するだけで患部付近の血管を網羅的且つクリアに表示できるので、実時間の判定スポットをより一層判別し易くなるという効果が生じる。
　補色光学系の場合、通常のＲＧＢ変換によって得られる情報を用いてｓｔｅｐ１．１と同様の処理を行うことによって画像上のスポット位置の算出が可能である。

　また、上述した実施形態においては、術者または手術補助者が図示しないトレース表示法切替スイッチ（切替部）によって図１５Ａから図１５Ｆ、図１６Ａから図１６Ｆ、図２７Ａから図２７Ｄ、および図２８Ａから図２８Ｄの判定方法のいずれかを切り替えるためのインタフェースを設けてもよい。これにより、術者の判断によってトレース表示方法を画面上で選択でき、手術の状況に応じた表示が可能となる。

　また、上述した実施形態においては、血管検出のためにレーザ光を用いたが、これに限られるものではなく、位相が揃う他のコヒーレント光であってもよい。

　また、上述した実施形態においては、レーザ光の波長として、近赤外領域を用いたが、これに限られるものではなく、ＮＢＩ（Ｎａｒｒｏｗ　Ｂａｎｄ　Ｉｍａｇｉｎｇ：狭帯域光法）を用いてもよい。

　　１　処置具
　　２　制御部
　　３　胴部
　　８　探査レーザ光源
　　９　発光部
　　１０　受光部
　　１１　光検出部
　　１２　周波数解析部
　　１３　判定部
　　１６　可視光源
　　５１　内視鏡胴部
　　５２　照明部
　　５３　撮像部
　　６０　演算部
　　７０　表示部
　　８３　トロッカ
　　８４　回転位置センサ（センサ）
　　８５　挿入長センサ（センサ）
　　８６　位置センサ（センサ）
　　１００　血管認識装置
　　１０１　処置具
　　１５０　把持手段
　　２００　内視鏡装置
　　５００　画像取得装置
　　Ａ　生体組織
　　Ｂ　血管
　　Ｃ　赤血球
　　Ｉ　観測画像
　　Ｌ　探査レーザ光
　　Ｓ　散乱光
　　Ｖ　可視光
　　Ｗ　白色光
　　ＷＩ　観測画像光
　　Ｅ　腹腔

Claims

　生体を観察するための画像取得装置と、
　前記生体に探査レーザを照射してレーザドップラー法により血管を認識するための血管認識装置と、
　該血管認識装置によって血管が認識された時点で前記画像取得装置で取得された第１のフレームにおいて第１のレーザスポット位置を算出し、前記第１のフレームとは異なる時刻に取得された第２のフレームに対し、前記第１のフレームに対応する前記第２のフレーム上の位置に前記第１のレーザスポット位置に対応するマーカを付加するための演算部と、
　前記画像取得装置で取得された画像に対し、複数の異なる時刻に血管が認識され、前記演算部によって付加された複数の前記マーカを表示するための表示部とを備える内視鏡装置。
　前記演算部は、さらに、前記第２のフレームに対する前記第１のレーザスポット位置からの位置ずれ情報を算出し、算出した該位置ずれ情報に基づいて前記第２のフレームにおける前記第１のレーザスポット位置に対応する補正位置を算出し、前記第２のフレームに対して前記補正位置に前記マーカを付加する請求項１に記載の内視鏡装置。
　前記血管認識装置においてが、レーザドップラー法により血管があると判定された場合に、指標レーザを前記生体に照射し、
　前記演算部が、前記指標レーザのスポット位置を算出する請求項１または請求項２に記載の内視鏡装置。
　前記血管認識装置において、前記探査レーザおよび／または前記指標レーザの照射スポットがエアリ―パターンとは異なる特異的な形状である請求項３記載の内視鏡装置。
　前記血管認識装置が、前記指標レーザの照射スポット形状をエアリーパターンとは異なる特異的な形状で照射し、
　前記演算部が、別途用意した指標レーザの照射スポットのリファレンス画像群との画像相関によりレーザスポット位置を算出する請求項３または請求項４に記載の内視鏡装置。
　前記探査レーザの照射スポット形状が輪帯状であり、
　前記演算部が、前記探査レーザのスポット形状と別途用意した輪帯パターンリファレンス画像群との画像相関によりレーザスポット位置を算出する請求項１から請求項５のいずれかに記載の内視鏡装置。
　前記演算部が、前記位置ずれ情報を、前記画像取得装置によって取得した前記第１のフレームおよび前記第２のフレーム間の画像相関によって取得する請求項１から請求項６のいずれかに記載の内視鏡装置。
　前記演算部が、画像相関を行う際に、異なる前記第１のフレームおよび前記第２のフレーム間で、一方の拡大・縮小および角度、スキューのいずれかまたはいずれかの組合せの変換画像を取得し、これを用いて画像相関を取得する請求項７に記載の内視鏡装置。
　前記画像取得装置を有し、トロッカを介して患者の体内に挿入される挿入部と、
　該挿入部と前記トロッカとの相対位置を取得するセンサとを備え、
　前記演算部が、前記センサにより取得された相対位置に基づいて前記位置ずれ情報を算出する請求項1または請求項２に記載の内視鏡装置。
　前記センサが前記挿入部に設けられている請求項９に記載の内視鏡装置。
　前記血管認識装置が、前記生体を把持するための把持部を有する請求項１から請求項１０のいずれかに記載の内視鏡装置。
　前記血管認識装置は、血管認識動作のＯＮ／ＯＦＦを手動で切り替える操作ボタンを有する請求項１１記載の内視鏡装置。
　生体を観察するための画像取得装置と、
　前記生体にレーザ光を照射してレーザドップラー法により血管を認識するための血管認識装置と、
　該血管認識装置によって血管が認識された時点で前記画像取得装置で取得されたフレームにおいてレーザスポット位置を算出し、前記画像取得装置で取得された前記フレームとは異なる時刻に取得されたフレームと前記フレームとの位置ずれ情報を算出し、算出した該位置ずれ情報に基づいて前記異なる時刻に取得されたフレームにおける前記フレームでのレーザスポット位置の補正位置を算出し、前記異なる時刻に取得されたフレームに前記補正位置に対応するマーカを前記異なる時刻に取得されたフレーム上に付加して表示するための方法もしくは、前記血管認識装置によって血管が認識された時点で前記画像取得装置で取得されたフレームにおいてレーザスポット位置を算出し、前記異なる時刻に取得されたフレームのレーザスポット位置に対応するマーカを前記異なる時刻に取得されたフレーム上に付加して表示する方法とを切り換えるための切替部と、
　該切替部によって選択した前記マーカを前記異なる時刻に取得されたフレーム上に付加して表示するための演算部と、
　前記画像取得装置で取得された画像に前記演算部によって付加された前記マーカを表示するための表示部とを備える内視鏡装置。