JP2007282965A - Endoscopic observation system - Google Patents

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Abstract

<P>PROBLEM TO BE SOLVED: To provide an endoscopic observation system which can accurately recognize the positions of the blood vessels distributed in object fat, in low-invasive surgery using an endoscope. <P>SOLUTION: This endoscopic observation system identifies a specific region within the living body by utilizing a difference in the spectral absorptivity of near-infrared light with a wavelength of 1,200 nm or more. The endoscopic observation system comprises: a lighting optical system for irradiating the living body with the near-infrared light including a wavelength of 1,200-2,200 nm and in the vicinity of 1,450 nm or 1,900 nm; and an imaging optical system which acquires a near-infrared image for the living body by forming an image on the imaging surface of an imaging element 15 by means of the near-infrared light reflected from the living body. The lighting optical system and the imaging optical system each have a polarizer, and the polarization direction of polarized light incident into the polarizer in the imaging optical system by being reflected from the living body is set orthogonal to the polarization direction of the polarizer in the imaging optical system. <P>COPYRIGHT: (C)2008,JPO&INPIT

Description

本発明は、内視鏡観察装置に関する。   The present invention relates to an endoscope observation apparatus.

近年、内視鏡を使用して低侵襲に外科手術を行う方法が確立されている。そのような低侵襲の外科手術を安全に行うためには、手術対象部位の血管の配置（走行状態）を認識することが重要とされており、血管の走行状態に個人差があっても正確に確認できる方法が求められている。   In recent years, methods for performing minimally invasive surgery using an endoscope have been established. In order to perform such minimally invasive surgery safely, it is important to recognize the placement (running state) of blood vessels at the site of surgery, and it is accurate even if there are individual differences in the running state of blood vessels. A method that can be confirmed is required.

また、無侵襲に血管の配置（走行状態）を認識する装置として、例えば、特許文献１に示されるような、血管の走行状態に個人差があるのを利用した静脈認証装置がある。そして、このような静脈認証装置を用いて情報セキュリティー分野に応用する取り組みが進められている。
特開２０００−３３９４４５号公報 Further, as a device for recognizing a blood vessel arrangement (running state) in a non-invasive manner, for example, there is a vein authentication device using the fact that there is an individual difference in the running state of a blood vessel as shown in Patent Document 1. Further, efforts are being made to apply such vein authentication devices to the information security field.
JP 2000-339445 A

情報セキュリティー分野で用いられる特許文献１に記載のような静脈認証装置は、血液中のヘモグロビンの７００ｎｍ〜１０００ｎｍの波長帯域における吸光特性を利用して、掌など、皮膚近傍の静脈を検出する装置である。生体組織に光を照射した場合、皮膚による光の散乱は比較的小さい。このため、皮膚近傍の血管走行状態は、７００ｎｍ〜１０００ｎｍの波長帯域の光を用いることで容易に検出することが可能である。   A vein authentication device as described in Patent Document 1 used in the field of information security is a device that detects a vein near the skin, such as a palm, using the light absorption characteristics of hemoglobin in blood in a wavelength band of 700 nm to 1000 nm. is there. When a living tissue is irradiated with light, light scattering by the skin is relatively small. For this reason, the blood vessel running state in the vicinity of the skin can be easily detected by using light having a wavelength band of 700 nm to 1000 nm.

一方、外科手術で対象とする血管は、特許文献１に記載のような静脈認証装置で検出する皮膚近傍ではなく、臓器近傍の膜内に存在する。しかるに、この臓器近傍の膜内には脂肪が蓄積され易いことから、臓器近傍の膜内に存在する血管は脂肪の中に存在することが想定される。また、生体組織のうち、脂肪による光の散乱は大きい（脂肪は高散乱体である）ことが知られている。このため、内視鏡を用いた低侵襲な外科手術において対象とする臓器近傍の膜内に存在する血管の位置を検出しようとしても、従来の特許文献１に記載のような無侵襲の静脈認証装置を用いて、皮膚近傍の血管の位置検出と同様の７００ｎｍ〜１０００ｎｍの波長帯域の光を用いたのでは、光が散乱によって減衰されてしまい、脂肪内に分布する血管の位置を認識することが難しい。   On the other hand, a blood vessel to be subjected to surgery is present not in the vicinity of the skin detected by the vein authentication apparatus as described in Patent Document 1, but in the membrane in the vicinity of the organ. However, since fat is easily accumulated in the membrane in the vicinity of the organ, blood vessels existing in the membrane in the vicinity of the organ are assumed to exist in the fat. Moreover, it is known that among living tissue, light is scattered by fat (fat is a high scatterer). For this reason, even if it is attempted to detect the position of a blood vessel existing in the membrane in the vicinity of a target organ in a minimally invasive surgical operation using an endoscope, non-invasive vein authentication as described in Patent Document 1 of the related art. Using light of a wavelength band of 700 nm to 1000 nm similar to the detection of the position of blood vessels near the skin using the device, the light is attenuated by scattering, and the positions of blood vessels distributed in fat are recognized. Is difficult.

本発明は、上記従来の問題点に鑑みてなされたものであり、内視鏡を用いた低侵襲な外科手術において、対象とする脂肪内に分布する血管の位置を正確に認識することの可能な内視鏡観察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-described conventional problems, and can accurately recognize the position of a blood vessel distributed in a target fat in a minimally invasive surgical operation using an endoscope. An object of the present invention is to provide an endoscope observation apparatus.

上記目的を達成するため、本第１の発明による内視鏡観察装置は、１２００ｎｍ以上の近赤外光の分光吸収特性の違いを利用して生体内の特定部位を識別する内視鏡観察装置であって、１２００ｎｍ以上２２００ｎｍ以下であって１４５０ｎｍ近傍又は１９００ｎｍ近傍の波長を含む近赤外光を生体に照射するための照明光学系と、前記生体が反射した前記近赤外光を撮像素子の撮像面に結像することにより該生体の近赤外画像を取得する撮像光学系を備え、前記照明光学系と前記撮像光学系はそれぞれ偏光子を有し、さらに、前記生体で反射して前記撮像光学系中の偏光子に入射する偏光の偏光方向と該撮像光学系中の偏光子の偏光方向とが直交するようにしたことを特徴としている。   In order to achieve the above object, an endoscope observation apparatus according to the first invention discriminates a specific part in a living body using a difference in spectral absorption characteristics of near-infrared light of 1200 nm or more. An illumination optical system for irradiating a living body with near-infrared light having a wavelength not less than 1200 nm and not more than 2200 nm and including a wavelength near 1450 nm or near 1900 nm; and the near-infrared light reflected by the living body An imaging optical system that obtains a near-infrared image of the living body by forming an image on an imaging surface, the illumination optical system and the imaging optical system each have a polarizer, and further reflected by the living body to The polarization direction of polarized light incident on the polarizer in the imaging optical system and the polarization direction of the polarizer in the imaging optical system are orthogonal to each other.

また、本第２の発明による内視鏡観察装置は、１２００ｎｍ以上の近赤外光の分光吸収特性の違いを利用して生体内の特定部位を識別する内視鏡観察装置であって、１２００ｎｍ以上２２００ｎｍ以下であって１４５０ｎｍ近傍又は１９００ｎｍ近傍の波長を含む近赤外光を生体に照射するための照明光学系と、前記生体が反射した前記近赤外光を撮像素子の撮像面に結像することにより該生体の近赤外画像を取得する撮像光学系を備え、前記照明光学系と前記撮像光学系はそれぞれ別個の光路上に偏光子を有し、それぞれの前記偏光子は互いに偏光方向が直交するように配置されている、ことを特徴としている。   An endoscope observation apparatus according to the second invention is an endoscope observation apparatus that identifies a specific part in a living body using a difference in spectral absorption characteristics of near-infrared light of 1200 nm or more, and is 1200 nm. An illumination optical system for irradiating a living body with near-infrared light having a wavelength of 2200 nm or less and having a wavelength in the vicinity of 1450 nm or 1900 nm, and imaging the near-infrared light reflected by the living body on an imaging surface of an image sensor An imaging optical system that acquires a near-infrared image of the living body, and the illumination optical system and the imaging optical system each have a polarizer on a separate optical path, and the polarizers are polarized with respect to each other. Are arranged so as to be orthogonal to each other.

また、本第３の発明による内視鏡観察装置は、１２００ｎｍ以上の近赤外光の分光吸収特性の違いを利用して生体内の特定部位を識別する内視鏡観察装置であって、１２００ｎｍ以上２２００ｎｍ以下であって１４５０ｎｍ近傍又は１９００ｎｍ近傍の波長を含む近赤外光を生体に照射するための照明光学系と、前記生体が反射した前記近赤外光を撮像素子の撮像面に結像することにより該生体の近赤外画像を取得する撮像光学系を備え、前記照明光学系と撮像光学系のうち、一方は１／２波長板と偏光子を有し、他方は前記一方とは異なる光路上に偏光子を有し、それぞれの前記偏光子は互いに偏光方向が同じになるように配置されている、ことを特徴としている。   An endoscope observation apparatus according to the third invention is an endoscope observation apparatus that identifies a specific part in a living body using a difference in spectral absorption characteristics of near-infrared light of 1200 nm or more. An illumination optical system for irradiating a living body with near-infrared light having a wavelength of 2200 nm or less and having a wavelength in the vicinity of 1450 nm or 1900 nm, and imaging the near-infrared light reflected by the living body on an imaging surface of an image sensor An imaging optical system that acquires a near-infrared image of the living body, and one of the illumination optical system and the imaging optical system has a half-wave plate and a polarizer, and the other is the one It has a feature that polarizers are provided on different optical paths, and the polarizers are arranged so that their polarization directions are the same.

また、本第４の発明による内視鏡観察装置は、１２００ｎｍ以上の近赤外光の分光吸収特性の違いを利用して生体内の特定部位を識別する内視鏡観察装置であって、１２００ｎｍ以上２２００ｎｍ以下であって１４５０ｎｍ近傍又は１９００ｎｍ近傍の波長を含む近赤外光を生体に照射するための照明光学系と、前記生体が反射した前記近赤外光を撮像素子の撮像面に結像することにより該生体の近赤外画像を取得する撮像光学系を備え、前記照明光学系と前記撮像光学系は１／４波長板と偏光子を共有し、前記１／４波長板と前記偏光子は、該１／４波長板の光学軸と該偏光子の偏光方向とのなす角度が４５°となるように配置されている、ことを特徴としている。   An endoscope observation apparatus according to the fourth invention is an endoscope observation apparatus that identifies a specific part in a living body using a difference in spectral absorption characteristics of near-infrared light of 1200 nm or more. An illumination optical system for irradiating a living body with near-infrared light having a wavelength of 2200 nm or less and having a wavelength in the vicinity of 1450 nm or 1900 nm, and imaging the near-infrared light reflected by the living body on an imaging surface of an image sensor An imaging optical system that acquires a near-infrared image of the living body, and the illumination optical system and the imaging optical system share a ¼ wavelength plate and a polarizer, and the ¼ wavelength plate and the polarization The optical element is characterized in that the angle formed by the optical axis of the quarter-wave plate and the polarization direction of the polarizer is 45 °.

また、本第１〜４のいずれかの発明の内視鏡観察装置においては、前記照明光学系の光路上には、１２００ｎｍ以上２２００ｎｍ以下であって１４５０ｎｍを含む透過帯域を有するバンドパスフィルターが配置されているのが好ましい。   In the endoscope observation apparatus according to any one of the first to fourth inventions, a bandpass filter having a transmission band of 1200 nm to 2200 nm and including 1450 nm is disposed on the optical path of the illumination optical system. It is preferable.

また、本第１〜４のいずれかの発明の内視鏡観察装置においては、前記撮像光学系の光路上には、１２００ｎｍ以上２２００ｎｍ以下であって１４５０ｎｍを含む透過帯域を有するバンドパスフィルターが配置されているのが好ましい。   In the endoscope observation apparatus according to any one of the first to fourth aspects of the present invention, a bandpass filter having a transmission band of 1200 nm to 2200 nm and including 1450 nm is disposed on the optical path of the imaging optical system. It is preferable.

また、本第１〜４のいずれかの発明の内視鏡観察装置においては、前記照明光学系の光路上には、１２００ｎｍ以上２２００ｎｍ以下であって１９００ｎｍを含む透過帯域を有するバンドパスフィルターが配置されているのが好ましい。   In the endoscope observation apparatus according to any one of the first to fourth aspects of the present invention, a band pass filter having a transmission band of 1200 nm to 2200 nm and including 1900 nm is disposed on the optical path of the illumination optical system. It is preferable.

また、本第１〜４のいずれかの発明の内視鏡観察装置においては、前記撮像光学系の光路上には、１２００ｎｍ以上２２００ｎｍ以下であって１９００ｎｍを含む透過帯域を有するバンドパスフィルターが配置されているのが好ましい。   In the endoscope observation apparatus according to any one of the first to fourth aspects of the present invention, a bandpass filter having a transmission band of 1200 nm to 2200 nm and including 1900 nm is disposed on the optical path of the imaging optical system. It is preferable.

本発明によれば、低侵襲な外科手術で対象とする脂肪内に分布する血管の位置を正確に認識することの可能な内視鏡観察装置が得られる。   ADVANTAGE OF THE INVENTION According to this invention, the endoscope observation apparatus which can recognize correctly the position of the blood vessel distributed in the fat made into object by minimally invasive surgery is obtained.

実施例の説明に先立ち、本発明の作用効果について詳しく説明する。
ここでは、脂肪内に存在する血管を観察する場合における脂肪と血管の分光特性に用いて説明する。
波長が１０００ｎｍ以上の光に対する脂肪と血管の分光吸収特性には図１に示すような関係がある。図１において、縦軸は透過率（単位：％）、横軸は波長（単位：ｎｍ）をそれぞれ表している。
図１に示すように、１４５０ｎｍ近傍と１９００ｎｍ近傍において、脂肪と血管とで吸収特性が大きく異なる波長帯域があることがわかる。図１ではこれらの波長帯域を符号Ａ，Ｂを用いて示してある。これらの波長帯域Ａ，Ｂにおいては、血管による光の吸収の度合いが脂肪による光の吸収の度合いの２倍以上となっており、他の波長領域に比べて吸収特性の違いが著しいものとなっている。 Prior to the description of the embodiments, the effects of the present invention will be described in detail.
Here, a description will be given using the spectral characteristics of fat and blood vessels when observing blood vessels existing in fat.
FIG. 1 shows the relationship between the spectral absorption characteristics of fat and blood vessels with respect to light having a wavelength of 1000 nm or more. In FIG. 1, the vertical axis represents transmittance (unit:%), and the horizontal axis represents wavelength (unit: nm).
As shown in FIG. 1, it can be seen that there are wavelength bands in which absorption characteristics differ greatly between fat and blood vessels in the vicinity of 1450 nm and 1900 nm. In FIG. 1, these wavelength bands are indicated by using symbols A and B. In these wavelength bands A and B, the degree of light absorption by blood vessels is more than twice the degree of light absorption by fat, and the difference in absorption characteristics is significant compared to other wavelength regions. ing.

また、図１に示すように、脂肪の透過率が、２２００ｎｍ近傍までの波長に対してほぼ比例的に増加することがわかる。一般に、散乱体の透過率が波長に比例して増加する場合、散乱体の散乱係数が波長に反比例して小さくなっていると考えられる。
よって、脂肪は、２２００ｎｍ近傍までの波長に対しては、散乱係数が反比例的に低下する、即ち、波長が長くなるにしたがって散乱の影響が小さくなっていくと考えられる。これは、光が脂肪表面を通過して血管が分布している深さまで、散乱によって減衰されることが比較的少ない状態で到達できることを意味している。 Moreover, as shown in FIG. 1, it turns out that the transmittance | permeability of a fat increases substantially proportionally with respect to the wavelength to 2200 nm vicinity. In general, when the transmittance of the scatterer increases in proportion to the wavelength, it is considered that the scattering coefficient of the scatterer decreases in inverse proportion to the wavelength.
Therefore, fat is considered to have a scattering coefficient that decreases inversely with respect to wavelengths up to about 2200 nm, that is, the influence of scattering decreases as the wavelength increases. This means that the light can reach the depth where the blood vessels are distributed through the fat surface with relatively little attenuation by scattering.

血管が分布している深さまで到達した光のうち、血管が位置する部位に入射した光は、血管において所定量吸収される。血管で吸収されなかった光は、血管が存在しない部位に入射した光とともに反射（後方散乱などを含む）されて、脂肪の表面から射出される。
そこで、このような血管のある部位とない部位とで強度の異なる所定波長の反射光を観察すれば、脂肪の中を走行する血管の位置を認識することができると考えられる。 Of the light reaching the depth at which the blood vessels are distributed, the light incident on the site where the blood vessels are located is absorbed by the blood vessels by a predetermined amount. The light that has not been absorbed by the blood vessel is reflected (including backscattering) together with the light incident on the site where the blood vessel does not exist, and is emitted from the surface of the fat.
Therefore, it is considered that the position of the blood vessel running in the fat can be recognized by observing reflected light of a predetermined wavelength having different intensities between the site with and without the blood vessel.

しかるに、このとき、上述したように、波長帯域Ａ，Ｂにおいては、血管による光の吸収の度合いが脂肪による光の吸収の度合いの２倍以上となっており、他の波長領域に比べて吸収特性の違いが著しいものとなっている。
このため、これらの波長帯域Ａや波長帯域Ｂの波長を含む光を脂肪内に存在する血管を観察するための照射光として用いれば、他の波長領域の光を用いた場合と比べて、血管が存在する部位に照射した光の光量低下が顕著になる。その結果、血管が存在する部位と存在しない部位とにおける観察時の反射光の光量の差異を格段に際立たせることができ、微弱な光であっても、血管の位置を高精度に認識できるものと考えられる。 However, at this time, as described above, in the wavelength bands A and B, the degree of light absorption by blood vessels is more than twice the degree of light absorption by fat, which is absorbed compared to other wavelength regions. The difference in characteristics is remarkable.
For this reason, if light including wavelengths in these wavelength bands A and B is used as irradiation light for observing blood vessels existing in fat, blood vessels are compared with cases in which light in other wavelength regions is used. The reduction in the amount of light applied to the part where the light is present becomes remarkable. As a result, the difference in the amount of reflected light at the time of observation between the part where the blood vessel exists and the part where it does not exist can be remarkably highlighted, and the position of the blood vessel can be recognized with high accuracy even with weak light it is conceivable that.

そこで、本発明者は、内視鏡観察装置において、これらの波長帯域の光（即ち、１２００ｎｍ以上２２００ｎｍ以下であって１４５０ｎｍ近傍又は１９００ｎｍ近傍の波長を含む近赤外光）を生体に照射するための照明光学系と、生体が反射した光を撮像素子の撮像面に結像することにより生体の近赤外画像を取得する撮像光学系を用いて、脂肪内に分布する血管を観察すれば、血管とその周りの脂肪との間に明確なコントラストのついた画像を取得することができることを想到するに至った。
本発明の内視鏡観察装置によれば、例えば、図２(b)に示すような血管像１９を観察することができる。なお、１２００ｎｍ以上２２００ｎｍ以下の波長であっても、血管と脂肪の分光吸収特性に大きな変化がない波長領域（１４５０ｎｍ近傍、１９００ｎｍ近傍のいずれの波長も含まない）の近赤外光を用いて観察した場合には、図２(a)に示すように、脂肪１８と血管１９との間にそれほど十分なコントラストがつかず、血管の走行状態を確認することはできない。 Therefore, the present inventor irradiates a living body with light in these wavelength bands (that is, near infrared light including wavelengths of 1200 nm to 2200 nm and near 1450 nm or 1900 nm) in an endoscope observation apparatus. When observing blood vessels distributed in fat using the illumination optical system and an imaging optical system that obtains a near-infrared image of the living body by imaging light reflected by the living body on the imaging surface of the imaging element, The inventors have come up with the idea that an image with a clear contrast between a blood vessel and fat around it can be acquired.
According to the endoscope observation apparatus of the present invention, for example, a blood vessel image 19 as shown in FIG. 2B can be observed. Observation using near-infrared light in a wavelength region where the spectral absorption characteristics of blood vessels and fats do not change significantly (not including wavelengths in the vicinity of 1450 nm and 1900 nm) even at wavelengths of 1200 nm to 2200 nm. In this case, as shown in FIG. 2 (a), there is not enough contrast between the fat 18 and the blood vessel 19, and the running state of the blood vessel cannot be confirmed.

ところで、照明光学系から照射された光は、１４５０ｎｍ近傍又は１９００ｎｍ近傍の光であっても、その一部は血管に到達しないで脂肪表面で反射する。しかし、撮像光学系に脂肪表面で反射した光が入射するとハレーションが生じ、血管像のコントラストを著しく低下させてしまう。
そこで、本発明の内視鏡観察装置では、そのハレーション防止対策として、照明光学系と撮像光学系にそれぞれ偏光子を有し、さらに、前記生体で反射して前記撮像光学系中の偏光子に入射する偏光の偏光方向と該撮像光学系中の偏光子の偏光方向とが直交するようにしている。 By the way, even if the light irradiated from the illumination optical system is light near 1450 nm or near 1900 nm, a part of the light is reflected on the fat surface without reaching the blood vessel. However, when light reflected from the fat surface enters the imaging optical system, halation occurs, and the contrast of the blood vessel image is significantly reduced.
Therefore, in the endoscope observation apparatus of the present invention, as countermeasures for preventing halation, each of the illumination optical system and the imaging optical system has a polarizer, and further reflected by the living body to the polarizer in the imaging optical system. The polarization direction of the incident polarized light is orthogonal to the polarization direction of the polarizer in the imaging optical system.

例えば、照明光学系と撮像光学系がそれぞれ別個の光路上に偏光子を有し、それぞれの前記偏光子を互いに偏光方向が直交するように配置する。
また、例えば、照明光学系と撮像光学系のうち、一方が１／２波長板と偏光子を有し、他方が前記一方とは異なる光路上に偏光子を有し、それぞれの前記偏光子を互いに偏光方向が同じになるように配置する。
また、例えば、照明光学系と撮像光学系が１／４波長板と偏光子を共有し、前記１／４波長板と前記偏光子を、該１／４波長板の光学軸と該偏光子の偏光方向とのなす角度が４５°となるように配置する。 For example, the illumination optical system and the imaging optical system have polarizers on separate optical paths, and the polarizers are arranged so that their polarization directions are orthogonal to each other.
In addition, for example, one of the illumination optical system and the imaging optical system has a half-wave plate and a polarizer, and the other has a polarizer on an optical path different from the one, and each of the polarizers They are arranged so that their polarization directions are the same.
Further, for example, the illumination optical system and the imaging optical system share a ¼ wavelength plate and a polarizer, and the ¼ wavelength plate and the polarizer are connected to the optical axis of the ¼ wavelength plate and the polarizer. It arrange | positions so that the angle which a polarization direction may make may be 45 degrees.

このようにすれば、照明光学系から照射される光は、一定の偏光方向を有し、脂肪表面で反射する。この脂肪表面で反射した光は、そのほとんど全てが入射光と同様に、一様の偏光状態を保っている。そして、撮像光学系に備わる偏光子に入射する光が、この撮像光学系に備わる偏光子を介して遮光される。したがって、本発明の内視鏡観察装置によれば、脂肪表面で反射した光によるハレーションを防ぐことができる。一方、脂肪の内部（血管が分布している深さ）で反射した光は、散乱などにより偏光状態が乱れ、無偏光に近い状態になる。そして、撮像光学系に備わる偏光子に入射したときに撮像光学系の偏光子と偏光方向が一致する一部の光が透過する。このため、脂肪の内部に分布する血管を観察することができる。   In this way, the light emitted from the illumination optical system has a certain polarization direction and is reflected by the fat surface. Almost all of the light reflected by the fat surface maintains a uniform polarization state, similar to the incident light. And the light which injects into the polarizer with which an imaging optical system is equipped is light-shielded via the polarizer with which this imaging optical system is equipped. Therefore, according to the endoscope observation apparatus of the present invention, it is possible to prevent halation due to light reflected on the fat surface. On the other hand, the light reflected in the fat (the depth at which blood vessels are distributed) is disturbed in polarization due to scattering or the like, and becomes almost non-polarized. When the light enters the polarizer included in the imaging optical system, a part of light whose polarization direction matches that of the polarizer of the imaging optical system is transmitted. For this reason, blood vessels distributed inside the fat can be observed.

また、一般に、観察物体の表面近傍で後方散乱された光は、偏光状態の変化が小さいことから、観察物体に入射した光の一部は偏光状態が保たれている。脂肪の場合も同様に、表面近傍で後方散乱された光は偏光状態の変化が小さい。
しかるに、脂肪内の血管は、表面から２〜３ｍｍ程度の深さに存在することから、表面近傍で後方散乱された光は脂肪内の血管像を観察するうえではノイズとなり得る。
しかし、本発明の内視鏡観察装置によれば、上述のように、照明光学系と撮像光学系にそれぞれ偏光子を有し、さらに、前記生体で反射して前記撮像光学系中の偏光子に入射する偏光の偏光方向と該撮像光学系中の偏光子の偏光方向とが直交する構成としたので、これらのノイズも撮像光学系中の偏光子でカットすることによって低減できる。 In general, the light backscattered in the vicinity of the surface of the observation object has a small change in the polarization state. Therefore, a part of the light incident on the observation object is kept in the polarization state. Similarly, in the case of fat, the back-scattered light near the surface has a small change in polarization state.
However, since blood vessels in fat are present at a depth of about 2 to 3 mm from the surface, the light scattered back in the vicinity of the surface can become noise when observing a blood vessel image in fat.
However, according to the endoscope observation apparatus of the present invention, as described above, each of the illumination optical system and the imaging optical system has a polarizer, and the polarizer in the imaging optical system is reflected by the living body. Since the polarization direction of the polarized light incident on the light beam and the polarization direction of the polarizer in the imaging optical system are orthogonal to each other, these noises can be reduced by cutting with the polarizer in the imaging optical system.

なお、本第１〜４のいずれかの発明の内視鏡観察装置においては、前記照明光学系の光路上には、１４５０±１００ｎｍの透過幅を有するバンドパスフィルターが配置されているのが好ましい。   In the endoscope observation apparatus according to any one of the first to fourth inventions, it is preferable that a band pass filter having a transmission width of 1450 ± 100 nm is disposed on the optical path of the illumination optical system. .

また、本第１〜４のいずれかの発明の内視鏡観察装置においては、前記撮像光学系の光路上には、１４５０±１００ｎｍの透過幅を有するバンドパスフィルターが配置されているのが好ましい。   In the endoscope observation apparatus according to any one of the first to fourth aspects of the invention, it is preferable that a bandpass filter having a transmission width of 1450 ± 100 nm is disposed on the optical path of the imaging optical system. .

また、本第１〜４のいずれかの発明の内視鏡観察装置においては、前記照明光学系の光路上には、１９００±１００ｎｍの透過幅を有するバンドパスフィルターが配置されているのが好ましい。   In the endoscope observation apparatus according to any one of the first to fourth inventions, it is preferable that a band pass filter having a transmission width of 1900 ± 100 nm is disposed on the optical path of the illumination optical system. .

また、本第１〜４のいずれかの発明の内視鏡観察装置においては、前記撮像光学系の光路上には、１９００±１００ｎｍの透過幅を有するバンドパスフィルターが配置されているのが好ましい。   In the endoscope observation apparatus according to any one of the first to fourth inventions, it is preferable that a band pass filter having a transmission width of 1900 ± 100 nm is disposed on the optical path of the imaging optical system. .

また、本第５の発明による内視鏡観察装置として、本第１〜第４の発明の内視鏡観察装置において、前記生体を挟んで前記撮像光学系と反対側の空間に挿入可能な反射板を備えるのが好ましい。   Further, as the endoscope observation apparatus according to the fifth invention, in the endoscope observation apparatus according to the first to fourth inventions, a reflection that can be inserted into a space opposite to the imaging optical system with the living body interposed therebetween. It is preferable to provide a plate.

また、本第５の発明の内視鏡観察装置においては、前記反射板に偏光解消板が付加されているのが好ましい。   In the endoscope observation apparatus according to the fifth aspect of the present invention, it is preferable that a depolarizing plate is added to the reflecting plate.

また、本第５の発明の内視鏡観察装置においては、前記反射板に１／４波長板が付加されているのが好ましい。   In the endoscope observation apparatus according to the fifth aspect of the present invention, it is preferable that a quarter wave plate is added to the reflecting plate.

また、本第６の発明による内視鏡観察装置は、１２００ｎｍ以上の近赤外光の分光吸収特性の違いを利用して生体内の特定部位を識別する内視鏡観察装置であって、１２００ｎｍ以上２２００ｎｍ以下であって１４５０ｎｍ近傍又は１９００ｎｍ近傍の波長を含む近赤外光と１２００ｎｍ以上２２００ｎｍ以下であって１４５０ｎｍ近傍及び１９００ｎｍ近傍のいずれの波長も含まない近赤外光とを生成する光源ユニットと、前記光源ユニットと光学的に接続され、それぞれ異なる前記近赤外光を生体に対して異なる照明状態（即ち、異なる照明波長の照明光を照明する状態）で照明する照明ユニットと、前記生体が反射したそれぞれ異なる前記近赤外光を撮像素子の撮像面に結像することにより該生体の近赤外画像を取得する撮像ユニットと、前記撮像ユニットが取得したそれぞれ異なる前記近赤外画像に加工を加える画像処理ユニットを備え、前記画像処理ユニットは、それぞれ異なる照明状態において撮像されたそれぞれ異なる前記近赤外画像を基にして生体内の特定部位のコントラスト強調を行うように構成されていることを特徴としている。   An endoscope observation apparatus according to the sixth invention is an endoscope observation apparatus that identifies a specific part in a living body using a difference in spectral absorption characteristics of near-infrared light of 1200 nm or more. A light source unit that generates near-infrared light having a wavelength of 2200 nm or less and having a wavelength near 1450 nm or 1900 nm and near-infrared light having a wavelength of 1200 to 2200 nm and not including any wavelength near 1450 nm or 1900 nm; An illumination unit that is optically connected to the light source unit and illuminates the different near-infrared light in a different illumination state (that is, a state of illuminating illumination light having different illumination wavelengths) with respect to the living body; An imaging unit that obtains a near-infrared image of the living body by imaging the reflected different near-infrared light on an imaging surface of an imaging device An image processing unit for processing the different near-infrared images acquired by the imaging unit, and the image processing unit generates images based on the different near-infrared images captured in different illumination states. It is configured to perform contrast enhancement of a specific part in the body.

観察対象部位は、必ずしも平坦な構造をしているとは限らない。このため、照明光学系からの照明光の出射部と観察対象部位との位置関係によっては、観察対象部位の表面における照明光の照度が不均一になることがある。そのような場合、血管が走行している深さまで到達して反射する光の強度も不均一になってしまうので、観察対象部位の像の全体にわたってはコントラストのよい血管像を描出することができない。
ところで、図１に示したように、血管が存在する部位では、１４５０ｎｍ±１００ｎｍの波長帯域や１９００ｎｍ±１００ｎｍの波長帯域における光の吸収率が、それ以外の波長領域（例えば、１７００±１００ｎｍ）の光の吸収率に比べて高い。 The site to be observed does not necessarily have a flat structure. For this reason, the illuminance of the illumination light on the surface of the observation target part may become non-uniform depending on the positional relationship between the illumination light emitting part from the illumination optical system and the observation target part. In such a case, the intensity of light that reaches and reflects the depth of travel of the blood vessel also becomes non-uniform, so that a high-contrast blood vessel image cannot be drawn over the entire image of the observation target region. .
By the way, as shown in FIG. 1, in a region where a blood vessel exists, the light absorptance in the wavelength band of 1450 nm ± 100 nm and the wavelength band of 1900 nm ± 100 nm is in other wavelength regions (for example, 1700 ± 100 nm). Higher than light absorption.

しかるに、本第６の発明の内視鏡観察装置では、この血管の吸収特性を利用して、２つの異なる照明状態（即ち、ここでは、血管での吸収率の度合いの大きい波長帯域の光とそれ以外の波長帯域の光というように、２つの異なる照明波長の照明光を照明した状態）で撮像した観察対象部位の画像データに対して所定の画像処理（例えば、２つの異なる照明波長の光を照明することによって得られた画像の照度比を求め、その照度比に応じて画像データを２値化する等の画像処理）を施すことによって、血管像とその背景の像とのコントラストを強調するようにしている。
このようにすると、観察像の全体にわたって、血管の存在する部位と存在しない部位とを、例えば、白と黒とで２値化する等、コントラスト強調された画像として観察することができるので、観察対象部位が平坦な構造をしていなくても観察対象部位における血管の位置を明確に認識することができる。 However, in the endoscope observation apparatus according to the sixth aspect of the invention, the absorption characteristics of the blood vessels are used to make two different illumination states (that is, light in a wavelength band having a high degree of absorption in the blood vessels here). Predetermined image processing (for example, light of two different illumination wavelengths) is performed on the image data of the observation target part imaged in a state where illumination light of two different illumination wavelengths is illuminated as light in other wavelength bands. The contrast between the blood vessel image and the background image is enhanced by calculating the illuminance ratio of the image obtained by illuminating the image and applying image processing such as binarization of the image data in accordance with the illuminance ratio. Like to do.
In this way, the site where the blood vessel exists and the site where it does not exist can be observed as a contrast-enhanced image, for example, binarized with white and black over the entire observation image. Even if the target part does not have a flat structure, the position of the blood vessel in the observation target part can be clearly recognized.

また、本第７の発明による内視鏡観察装置は、１２００ｎｍ以上の近赤外光の分光吸収特性の違いを利用して生体内の特定部位を識別する内視鏡観察装置であって、１２００ｎｍ以上２２００ｎｍ以下であって１４５０ｎｍ近傍又は１９００ｎｍ近傍の波長を含む近赤外光を生成する複数の光源ユニットと、それぞれの前記光源ユニットと光学的に接続され、それぞれ異なる前記近赤外光を生体に対して異なる照明状態（即ち、ここでは、異なる照明方向から照明光を照明する状態）で照明する複数の照明ユニットと、前記生体が反射したそれぞれ異なる前記近赤外光を撮像素子の撮像面に結像することにより該生体の近赤外画像を取得する撮像ユニットと、前記撮像ユニットが取得したそれぞれ異なる前記近赤外画像に加工を加える画像処理ユニットを備え、前記画像処理ユニットは、それぞれ異なる照明状態において撮像されたそれぞれ異なる前記近赤外画像を基にして生体内の特定部位のコントラスト強調を行うように構成されていることを特徴としている。   An endoscope observation apparatus according to the seventh invention is an endoscope observation apparatus that identifies a specific part in a living body using a difference in spectral absorption characteristics of near-infrared light of 1200 nm or more, and is 1200 nm. A plurality of light source units that generate near infrared light having a wavelength of 2200 nm or less and having a wavelength near 1450 nm or near 1900 nm, and optically connected to each of the light source units, and using different near infrared light to a living body. On the other hand, a plurality of illumination units that illuminate in different illumination states (in this case, illumination light from different illumination directions) and different near-infrared lights reflected by the living body are applied to the imaging surface of the image sensor. An imaging unit that acquires a near-infrared image of the living body by forming an image, and an image processor that processes the different near-infrared images acquired by the imaging unit. A unit, and the image processing unit is configured to perform contrast enhancement of a specific part in a living body based on the different near-infrared images captured in different illumination states. .

観察対象部位への照明方向によっては、観察対象部位の表面における照明光の照度が大きく異なり、血管が存在しない部位であっても撮象素子を介して得られる光が暗くなる部位が生じ、そのような部位の像と血管像とのコントラストが弱くなる場合がある。このため、一方向からの照明では、観察対象部位の像の全体にわたってはコントラストのよい血管像を描出することができない場合が生じ得る。
ところで、上述したように、血管が存在する部位では、１４５０ｎｍ±１００ｎｍの波長帯域や１９００ｎｍ±１００ｎｍの波長帯域における光の吸収率が、それ以外の波長領域（例えば、１７００±１００ｎｍ）の光の吸収率に比べて高い。
このため、異なる複数方向から観察対象部位に光を照射した場合、血管以外の部位では、照射方向によって撮像素子を介して得られる光の明るさの変化が大きいのに対し、血管では、照射方向によって撮像素子を介して得られる光の明るさの変化が非常に小さい。
即ち、例えば、異なる２方向のうちの一方向から照射した場合に、暗く撮像される部位は、他方向から照射した場合に明るく撮像され得る。これに対し、血管では、いずれの方向から照射しても、得られる光の明るさはほとんど変化せず暗く撮像される。
そこで、異なる２方向からの照明によって得られた２つの画素信号を合算しその平均を算出すると、血管以外の部位が画像領域全体で見た場合に暗い領域がなくなるため、暗く撮像される血管部位とのコントラストを強調することができるようになる。 Depending on the direction of illumination of the observation target region, the illuminance of the illumination light on the surface of the observation target region varies greatly, and even if there is no blood vessel, there is a region where the light obtained through the imaging element becomes dark, The contrast between the image of such a part and the blood vessel image may be weakened. For this reason, with illumination from one direction, there may be a case where a blood vessel image with good contrast cannot be drawn over the entire image of the observation target region.
By the way, as described above, in the region where the blood vessel exists, the light absorption rate in the wavelength band of 1450 nm ± 100 nm and the wavelength band of 1900 nm ± 100 nm is the absorption of light in other wavelength regions (for example, 1700 ± 100 nm). High compared to the rate.
For this reason, when light is irradiated to the observation target part from different directions, the brightness change of the light obtained through the imaging element is large depending on the irradiation direction in the part other than the blood vessel, whereas in the blood vessel, the irradiation direction Therefore, the change in the brightness of light obtained through the image sensor is very small.
That is, for example, a portion that is imaged dark when illuminated from one of two different directions can be imaged brightly when illuminated from the other direction. On the other hand, in the blood vessel, the brightness of the obtained light hardly changes regardless of the direction of irradiation, and the image is dark.
Therefore, when two pixel signals obtained by illumination from two different directions are added together and the average is calculated, a dark region disappears when a region other than a blood vessel is viewed in the entire image region, and thus a blood vessel region that is imaged darkly The contrast with can be emphasized.

しかるに、本第７の発明の内視鏡観察装置では、この血管の吸収特性を利用して、２つの異なる照明状態（即ち、ここでは、２つの異なる照明方向から照明光を照明した状態）で撮像した観察対象部位の画像データに対して所定の画像処理（例えば、異なる２方向からの照明によって得られた２つの画素信号を合算しその平均を算出する等の画像処理）を施すことによって、血管像とその背景の像とのコントラストを強調することができるようにしている。
このようにすると、観察対象部位が平坦な構造をしていなくても観察対象部位における血管の位置を明確に認識することができる。 However, in the endoscope observation apparatus according to the seventh aspect of the invention, using the absorption characteristics of the blood vessels, the illumination light is illuminated in two different illumination states (in this case, illumination light is illuminated from two different illumination directions). By performing predetermined image processing (for example, image processing such as adding two pixel signals obtained by illumination from two different directions and calculating an average thereof) on the image data of the observed site to be observed, The contrast between the blood vessel image and the background image can be enhanced.
In this way, the position of the blood vessel in the observation target part can be clearly recognized even if the observation target part does not have a flat structure.

また、本第８の発明として、本第６又は第７の発明の内視鏡観察装置においては、前記照明ユニットと前記撮像ユニットがそれぞれ偏光子を有し、さらに、前記生体で反射して前記撮像ユニット中の偏光子に入射する偏光の偏光方向と該撮像ユニット中の偏光子の偏光方向とが直交するようにするのが好ましい。   Further, as the eighth invention, in the endoscope observation apparatus of the sixth or seventh invention, the illumination unit and the imaging unit each have a polarizer, and further reflected by the living body to It is preferable that the polarization direction of the polarized light incident on the polarizer in the imaging unit is orthogonal to the polarization direction of the polarizer in the imaging unit.

また、本第９の発明として、本第８の発明の内視鏡観察装置においては、前記光源ユニットと前記照明ユニットがライトガイドケーブルを介して接続され、前記照明ユニット中の偏光子が前記ライトガイドケーブルと前記照明ユニットの接続部に回転可能に配置されているのが好ましい。   As the ninth invention, in the endoscope observation apparatus according to the eighth invention, the light source unit and the illumination unit are connected via a light guide cable, and a polarizer in the illumination unit is the light. It is preferable that the guide cable and the lighting unit are rotatably arranged at the connection portion.

また、本第１０の発明として、本第８の発明の内視鏡観察装置においては、前記照明ユニットと前記撮像ユニットはそれぞれ別個の光路上に前記偏光子を有し、それぞれの前記偏光子は互いに偏光方向が直交するように配置されているのが好ましい。   As the tenth invention, in the endoscope observation apparatus according to the eighth invention, the illumination unit and the imaging unit each have the polarizer on separate optical paths, and the polarizers are It is preferable that the polarization directions are arranged to be orthogonal to each other.

また、本第１１の発明として、本第８の発明の内視鏡観察装置においては、前記照明ユニットと前記撮像ユニットのうち、一方は１／２波長板と前記偏光子を有し、他方は前記一方とは異なる光路上に前記偏光子を有し、それぞれの前記偏光子は互いに偏光方向が同じになるように配置されているのが好ましい。   As the eleventh invention, in the endoscope observation apparatus according to the eighth invention, one of the illumination unit and the imaging unit has a half-wave plate and the polarizer, and the other is It is preferable that the polarizer is provided on an optical path different from the one, and the polarizers are arranged so that their polarization directions are the same.

また、本第１２の発明として、本第８の発明の内視鏡観察装置においては、前記照明ユニットと前記撮像ユニットは１／４波長板と前記偏光子を共有し、前記１／４波長板と前記偏光子は、該１／４波長板の光学軸と該偏光子の偏光方向とのなす角度が４５°となるように配置されているのが好ましい。   As the twelfth aspect of the invention, in the endoscope observation apparatus of the eighth aspect of the invention, the illumination unit and the imaging unit share the ¼ wavelength plate and the polarizer, and the ¼ wavelength plate. And the polarizer are preferably arranged such that an angle formed by the optical axis of the quarter-wave plate and the polarization direction of the polarizer is 45 °.

また、本第６〜第１２のいずれかの発明の内視鏡観察装置においては、前記照明ユニットの光路上には、１２００ｎｍ以上２２００ｎｍ以下であって１４５０ｎｍを含む透過帯域を有するバンドパスフィルターが配置されているのが好ましい。   In the endoscope observation apparatus according to any one of the sixth to twelfth inventions, a bandpass filter having a transmission band of 1200 nm to 2200 nm and including 1450 nm is disposed on the optical path of the illumination unit. It is preferable.

また、本第６〜第１２のいずれかの発明の内視鏡観察装置においては、前記撮像ユニットの光路上には、１２００ｎｍ以上２２００ｎｍ以下であって１４５０ｎｍを含む透過帯域を有するバンドパスフィルターが配置されているのが好ましい。   In the endoscope observation apparatus according to any one of the sixth to twelfth inventions, a bandpass filter having a transmission band of 1200 nm to 2200 nm and including 1450 nm is disposed on the optical path of the imaging unit. It is preferable.

また、本第６〜第１２のいずれかの発明の内視鏡観察装置においては、前記照明ユニットの光路上には、１２００ｎｍ以上２２００ｎｍ以下であって１９００ｎｍを含む透過帯域を有するバンドパスフィルターが配置されているのが好ましい。   In the endoscope observation apparatus according to any one of the sixth to twelfth inventions, a bandpass filter having a transmission band of 1200 nm to 2200 nm and including 1900 nm is disposed on the optical path of the illumination unit. It is preferable.

また、本第６〜第１２のいずれかの発明の内視鏡観察装置においては、前記撮像ユニットの光路上には、１２００ｎｍ以上２２００ｎｍ以下であって１９００ｎｍを含む透過帯域を有するバンドパスフィルターが配置されているのが好ましい。   In the endoscope observation apparatus according to any one of the sixth to twelfth inventions, a bandpass filter having a transmission band of 1200 nm to 2200 nm and including 1900 nm is disposed on the optical path of the imaging unit. It is preferable.

また、本第６〜第１２のいずれかの発明の内視鏡観察装置においては、前記照明ユニットの光路上には、１４５０±１００ｎｍの透過幅を有するバンドパスフィルターが配置されているのが好ましい。   In the endoscope observation apparatus according to any one of the sixth to twelfth inventions, it is preferable that a bandpass filter having a transmission width of 1450 ± 100 nm is disposed on the optical path of the illumination unit. .

また、本第６〜第１２のいずれかの発明の内視鏡観察装置においては、前記撮像ユニットの光路上には、１４５０±１００ｎｍの透過幅を有するバンドパスフィルターが配置されているのが好ましい。   In the endoscope observation apparatus according to any of the sixth to twelfth inventions, it is preferable that a bandpass filter having a transmission width of 1450 ± 100 nm is disposed on the optical path of the imaging unit. .

また、本第６〜第１２のいずれかの発明の内視鏡観察装置においては、前記照明ユニットの光路上には、１９００±１００ｎｍの透過幅を有するバンドパスフィルターが配置されているのが好ましい。   In the endoscope observation apparatus according to any one of the sixth to twelfth inventions, it is preferable that a band pass filter having a transmission width of 1900 ± 100 nm is disposed on the optical path of the illumination unit. .

また、本第６〜第１２のいずれかの発明の内視鏡観察装置においては、前記撮像ユニットの光路上には、１９００±１００ｎｍの透過幅を有するバンドパスフィルターが配置されているのが好ましい。   In the endoscope observation apparatus according to any one of the sixth to twelfth inventions, it is preferable that a band pass filter having a transmission width of 1900 ± 100 nm is disposed on the optical path of the imaging unit. .

また、本第１３の発明による内視鏡観察装置として、本第６〜第１２の発明の内視鏡観察装置において、前記生体を挟んで前記撮像ユニットと反対側の空間に挿入される反射板を備えてもよい。   Further, as the endoscope observation apparatus according to the thirteenth invention, in the endoscope observation apparatus according to the sixth to twelfth inventions, a reflector that is inserted into a space opposite to the imaging unit with the living body interposed therebetween. May be provided.

また、本第１３の発明の内視鏡観察装置においては、前記反射板に偏光解消板が付加されているのが好ましい。   In the endoscope observation apparatus according to the thirteenth aspect of the present invention, it is preferable that a depolarizing plate is added to the reflecting plate.

また、本第１３の発明の内視鏡観察装置においては、前記反射板に１／４波長板が付加されているのが好ましい。   In the endoscope observation apparatus according to the thirteenth aspect of the invention, it is preferable that a quarter wave plate is added to the reflecting plate.

図３は本発明の実施例１にかかる内視鏡観察装置の概略構成を示す説明図である。
実施例１の内視鏡観察装置は、脂肪内に在る血管の走行状態を観察する内視鏡観察装置であり、図３に示すように、実施例１の内視鏡観察装置は、生体の腹部２Ｂ内に挿入されるスコープ２２に撮像素子１５を内蔵したカメラヘッド２３を装着し、観察対象部位４０の画像を取得することが可能に構成されたビデオスコープ２４と、スコープ２２を通して観察対象部位４０に照明光を供給する光源装置２５と、カメラヘッド２３に内蔵された撮像素子１５からの信号を処理する画像処理ユニット２６と、画像処理ユニット２６から出力される映像信号を表示するためのＴＶモニター２７により構成されている。 FIG. 3 is an explanatory diagram illustrating a schematic configuration of the endoscope observation apparatus according to the first embodiment of the present invention.
The endoscope observation apparatus according to the first embodiment is an endoscope observation apparatus that observes the running state of blood vessels in fat. As shown in FIG. 3, the endoscope observation apparatus according to the first embodiment is a living body. A video scope 24 configured to attach a camera head 23 incorporating an image sensor 15 to a scope 22 to be inserted into the abdomen 2B of the subject and obtain an image of the observation target region 40; A light source device 25 that supplies illumination light to the part 40, an image processing unit 26 that processes a signal from the image sensor 15 incorporated in the camera head 23, and a video signal that is output from the image processing unit 26 is displayed. A TV monitor 27 is used.

スコープ２２は、硬性の挿入部３１と、それに続いて設けられた把持部３２と、把持部３２の後端に設けられた接眼部３３より成り、把持部３２の側部の口金にライトガイドケーブル３４が接続されている。
挿入部３１内には照明光を伝送するためのライトガイド３５が挿通され、ライトガイド３５はライトガイドケーブル３４を介してその端部に設けられたライトガイドコネクター３６により光源装置２５に着脱可能に接続されている。 The scope 22 includes a rigid insertion portion 31, a grip portion 32 provided subsequent thereto, and an eyepiece portion 33 provided at the rear end of the grip portion 32, and a light guide is provided on a side cap of the grip portion 32. A cable 34 is connected.
A light guide 35 for transmitting illumination light is inserted into the insertion portion 31, and the light guide 35 can be attached to and detached from the light source device 25 via a light guide cable 34 by a light guide connector 36 provided at an end thereof. It is connected.

光源装置２５内にはランプ点灯制御回路３７が設けられ、ランプ点灯制御回路３７から、１２００ｎｍ以上２２００ｎｍ以下であって１４５０ｎｍ近傍又は１９００ｎｍ近傍の波長を含む近赤外領域の光を発光するハロゲンランプ等のランプ３８に、電源が供給されるようになっている。
ランプ３８から発せられた光は、照明光路上に配置された集光レンズ３９により、ライトガイドコネクター３６のライトガイド３５の入射端面に集光され、ライトガイド３５により挿入部３１の先端部（出射端面）に伝送されるようになっている。
ライトガイド３５の先端面から出射された光は、腹部２Ｂ内の胃等の観察対象部位４０に照明光として照射されるようになっている。 A lamp lighting control circuit 37 is provided in the light source device 25, and a halogen lamp or the like that emits light in the near infrared region from the lamp lighting control circuit 37 to a wavelength of 1200 nm to 2200 nm and including a wavelength in the vicinity of 1450 nm or 1900 nm. The lamp 38 is supplied with power.
The light emitted from the lamp 38 is condensed on the incident end face of the light guide 35 of the light guide connector 36 by the condenser lens 39 disposed on the illumination optical path, and is guided by the light guide 35 to the distal end (outgoing portion) of the insertion portion 31. End face).
The light emitted from the distal end surface of the light guide 35 is applied as illumination light to the observation target portion 40 such as the stomach in the abdomen 2B.

挿入部３１の先端部には照明窓に隣接して観察窓が設けられ、観察窓を通して対物レンズ４１によって取得された観察対象部位４０の光学像が、リレー光学系４２によりリレー光学系の後端面まで伝送されるようになっている。リレー光学系４２の後端面に伝送された観察対象部位４０の像は、接眼レンズ４３を通し、接眼レンズ４３の後方に配置された撮像レンズ４４により撮像素子１５の撮像面上に結像されるようになっている。   An observation window is provided adjacent to the illumination window at the distal end of the insertion portion 31, and an optical image of the observation target portion 40 acquired by the objective lens 41 through the observation window is transferred to the rear end surface of the relay optical system by the relay optical system 42. Until it is transmitted. The image of the observation target portion 40 transmitted to the rear end surface of the relay optical system 42 is imaged on the imaging surface of the imaging device 15 by the imaging lens 44 disposed behind the eyepiece lens 43 through the eyepiece lens 43. It is like that.

なお、本願では、例えば、実施例１の内視鏡観察装置における、光源装置２５、ライトガイド３５、照明窓を含めた、観察対象部位４０に近赤外光を照射する光学部材の集合体が、本発明の照明光学系に相当する。また、例えば、実施例１の内視鏡観察装置における、観察窓、対物レンズ４１、リレー光学系４２、接眼レンズ４３、撮像レンズ４４を含めた、観察対象部位４０の像を撮像素子１５の撮像面上に結像する光学系の集合体が、本発明の撮像光学系に相当する。また、例えば、実施例１の内視鏡観察装置における、光源装置２５が、本発明の光源ユニットに相当する。また、例えば、実施例１の内視鏡観察装置における、ライトガイド３５及び、観察対象部位４０に近赤外光を照射する光学部材の集合体を備えたスコープ２２が、本発明の照明ユニットに相当する。また、例えば、実施例１の内視鏡観察装置における、観察対象部位４０の像を撮像素子１５の撮像面上に結像する光学系の集合体を備えたビデオスコープ２４が、本発明の撮像ユニットに相当する。   In the present application, for example, an assembly of optical members that irradiate near-infrared light to the observation target region 40 including the light source device 25, the light guide 35, and the illumination window in the endoscope observation apparatus of the first embodiment. This corresponds to the illumination optical system of the present invention. Further, for example, in the endoscope observation apparatus according to the first embodiment, an image of the observation target portion 40 including the observation window, the objective lens 41, the relay optical system 42, the eyepiece lens 43, and the imaging lens 44 is captured by the imaging element 15. An assembly of optical systems that form an image on a surface corresponds to the imaging optical system of the present invention. Further, for example, the light source device 25 in the endoscope observation apparatus of Embodiment 1 corresponds to the light source unit of the present invention. In addition, for example, in the endoscope observation apparatus according to the first embodiment, the scope 22 including the light guide 35 and the assembly of optical members that irradiate the observation target portion 40 with near-infrared light is included in the illumination unit of the present invention. Equivalent to. In addition, for example, in the endoscope observation apparatus according to the first embodiment, the video scope 24 including an assembly of optical systems that forms an image of the observation target portion 40 on the imaging surface of the imaging element 15 is an imaging according to the present invention. Corresponds to a unit.

ここで、実施例１の内視鏡観察装置では、ハレーション防止手段として、挿入部３１の先端部の観察窓と照明窓に、それぞれ偏光子４５ａ，４５ｂが設けられており、偏光子４５ａ，４５ｂは、観察対象部位４０で反射して撮像光学系中の偏光子４５ａに入射する偏光の偏光方向と撮像光学系中の偏光子４５ａの偏光方向とが直交するように構成されている。   Here, in the endoscope observation apparatus according to the first embodiment, the polarizers 45a and 45b are respectively provided in the observation window and the illumination window at the distal end of the insertion portion 31 as halation preventing means, and the polarizers 45a and 45b are provided. Is configured such that the polarization direction of the polarized light reflected by the observation target portion 40 and incident on the polarizer 45a in the imaging optical system is orthogonal to the polarization direction of the polarizer 45a in the imaging optical system.

また、実施例１の内視鏡観察装置には、撮像レンズ４４と撮像素子１５との間の光路上に、図４(a)に示すように、１４５０ｎｍ±１００ｎｍの波長帯域を透過する特性を有するバンドパスフィルター１３が配置されている。   Further, the endoscope observation apparatus according to the first embodiment has a characteristic of transmitting a wavelength band of 1450 nm ± 100 nm on the optical path between the imaging lens 44 and the imaging element 15 as shown in FIG. A band-pass filter 13 is disposed.

図５は実施例１の内視鏡観察装置におけるハレーション防止手段として挿入部３１の先端部に設けられた、２つの偏光子の一配置例を示す説明図である。
図５に示す配置例では、２つの偏光子４５ａ，４５ｂは、互いに偏光方向が直交するように配置され、且つ、１つの偏光素子４５として一体化されている。
詳しくは、照明光学系中の偏光子４５ａは、照明窓を覆うように配置されている。また、撮像光学系中の偏光子４５ｂは、観察窓を覆うとともに、偏光方向が偏光子４５ａの偏光方向と直交するように配置されている。 FIG. 5 is an explanatory diagram illustrating an arrangement example of two polarizers provided at the distal end portion of the insertion portion 31 as a halation preventing unit in the endoscope observation apparatus according to the first embodiment.
In the arrangement example shown in FIG. 5, the two polarizers 45 a and 45 b are arranged so that the polarization directions are orthogonal to each other, and are integrated as one polarizing element 45.
Specifically, the polarizer 45a in the illumination optical system is disposed so as to cover the illumination window. The polarizer 45b in the imaging optical system covers the observation window and is arranged so that the polarization direction is orthogonal to the polarization direction of the polarizer 45a.

このように構成された実施例１の内視鏡観察装置では、光源装置２５より出射し、ライトガイド２５を経た照明光は、偏光子４５ａを介して一定の偏光状態に保たれて、観察対象部位４０に照射される。
観察対象部位４０に照射された照明光のうち、脂肪１８を通過して血管１９が分布する領域に到達して反射（後方散乱などを含む）された光は、偏光が解消された状態で観察対象部位４０の表面から射出されて観察窓に配置された偏光子４５ｂに入射する。このとき、偏光子４５ｂの偏光方向と一致しない光は遮断されるが、偏光子４５ｂの偏光方向と一致する一部の光が偏光子４５ｂを透過して、撮像素子１５の撮像面まで光学的に伝送され、血管像が形成される。
一方、観察対象部位４０の表面で反射した光は、照明光の偏光状態が保たれて、偏光素子４５に入射したときの偏光方向が、偏光素子４５の偏光方向と直交するため、ほぼ全ての光が偏光素子４５を透過することができず、遮光される。
このため、実施例１の内視鏡観察装置によれば、偏光子４５ａ、４５ｂの効果により、スコープ２２の挿入部先端と観察対象部位４０の位置関係によらず、観察対象部位４０の表面で反射した光によるハレーションを抑えることができる。 In the endoscope observation apparatus according to the first embodiment configured as described above, the illumination light emitted from the light source device 25 and passed through the light guide 25 is maintained in a fixed polarization state via the polarizer 45a, and is observed. The part 40 is irradiated.
Of the illumination light applied to the observation target region 40, the light that passes through the fat 18 and reaches the region where the blood vessel 19 is distributed and is reflected (including backscattering) is observed in a state where the polarization is eliminated. The light is emitted from the surface of the target portion 40 and enters the polarizer 45b disposed in the observation window. At this time, light that does not match the polarization direction of the polarizer 45b is blocked, but part of light that matches the polarization direction of the polarizer 45b passes through the polarizer 45b and reaches the imaging surface of the image sensor 15 optically. And a blood vessel image is formed.
On the other hand, the light reflected from the surface of the observation target portion 40 maintains the polarization state of the illumination light, and the polarization direction when entering the polarization element 45 is orthogonal to the polarization direction of the polarization element 45. Light cannot be transmitted through the polarizing element 45 and is blocked.
For this reason, according to the endoscope observation apparatus of Example 1, due to the effects of the polarizers 45a and 45b, the surface of the observation target part 40 is not affected by the positional relationship between the distal end of the insertion portion of the scope 22 and the observation target part 40. Halation due to reflected light can be suppressed.

また、図１を用いて説明したように、１４５０ｎｍ近傍では、血管による光の吸収の度合いが脂肪による吸収の度合いの２倍以上となっており、血管像に明瞭なコントラストをつけることができる。
しかるに、実施例１の内視鏡観察装置では、バンドパスフィルター１３を介して、１４５０ｎｍを中心として±１００ｎｍの帯域の光を利用して画像を構築するようにしたので、偏光子の影響により観察窓を透過する光の量が制限されるにもかかわらず明るい血管像を描出することができる。
なお、バンドパスフィルター１３は、図４(b)に示すように、１９００±１００ｎｍの波長帯域を透過する特性を有するものに置き換えても同様の効果が得られる。また、撮像光学系中の偏光子４５ｂは必ずしも観察窓に配置することはなく、観察窓から撮像素子１５の撮像面までの配置可能な空間に配置すれば、観察窓に配置した場合と同様の効果が得られる。 As described with reference to FIG. 1, in the vicinity of 1450 nm, the degree of light absorption by blood vessels is more than twice the degree of absorption by fat, and a clear contrast can be given to the blood vessel image.
However, in the endoscope observation apparatus according to the first embodiment, an image is constructed using light in a band of ± 100 nm centered on 1450 nm via the bandpass filter 13, so that observation is performed due to the influence of the polarizer. A bright blood vessel image can be drawn regardless of the amount of light passing through the window.
Note that the same effect can be obtained by replacing the band-pass filter 13 with one having a characteristic of transmitting a wavelength band of 1900 ± 100 nm as shown in FIG. 4B. In addition, the polarizer 45b in the imaging optical system is not necessarily arranged in the observation window. If the polarizer 45b is arranged in a space that can be arranged from the observation window to the imaging surface of the imaging element 15, it is the same as the case where it is arranged in the observation window. An effect is obtained.

図６は実施例１の変形例にかかる内視鏡観察装置の概略構成を示す説明図である。
実施例１の変形例の内視鏡観察装置における光源装置２５’と、挿入部３１の先端に配置される観察対象部位４０の表面で反射した光によるハレーションを防止する手段（偏光素子４５）以外の構成については、上述した装置構成と同じであるので、説明を省略する。
実施例１の変形例の内視鏡観察装置では、光源装置２５’の光路上に１４５０ｎｍ±１００ｎｍの波長帯域を透過する特性を有するバンドパスフィルター１３が配置されている。 FIG. 6 is an explanatory diagram illustrating a schematic configuration of an endoscope observation apparatus according to a modification of the first embodiment.
Other than the light source device 25 ′ in the endoscope observation apparatus according to the modification of the first embodiment and the means (polarizing element 45) for preventing the halation caused by the light reflected on the surface of the observation target portion 40 arranged at the distal end of the insertion portion 31. Since this configuration is the same as the above-described device configuration, description thereof will be omitted.
In the endoscope observation apparatus according to the modification of the first embodiment, the band pass filter 13 having the characteristic of transmitting a wavelength band of 1450 nm ± 100 nm is disposed on the optical path of the light source device 25 ′.

図７は光源装置２５’の一構成例を示す説明図であり、(a)は光源装置２５’の光路中に配置される回転ディスクの構成を示す平面図、(b)は光源装置２５’における回転ディスクの配置例を示す概略構成図である。
回転ディスクには同心円上に２種類のバンドパスフィルターが配置されている。その１つは、図４(a)に示すように、１４５０ｎｍ±１００ｎｍの波長帯域を透過する特性を有するバンドパスフィルターである。もう１つは、図８に示すように、１７００ｎｍ±１００ｎｍの波長帯域を透過する特性を有するバンドパスフィルターである。
なお、１４５０ｎｍ±１００ｎｍの波長帯域を透過する特性を有するバンドパスフィルターの代わりに、１９００ｎｍ±１００ｎｍの波長帯域を透過する特性を有するバンドパスフィルターを配置してもよい。
このような構成では、回転ディスクが回転軸を中心にして一定の速度で回転することにより、上記２種類のバンドパスフィルターは、順次、光源光路中に挿入される。その結果、観察対象部位４０には照明窓を通して２種類の波長帯域の光が交互に照射される。 FIG. 7 is an explanatory view showing a configuration example of the light source device 25 ′, (a) is a plan view showing the configuration of a rotating disk arranged in the optical path of the light source device 25 ′, and (b) is a light source device 25 ′. It is a schematic block diagram which shows the example of arrangement | positioning of the rotating disk in.
Two types of band-pass filters are arranged on a concentric circle on the rotating disk. One of them is a band-pass filter having a characteristic of transmitting a wavelength band of 1450 nm ± 100 nm as shown in FIG. The other is a bandpass filter having a characteristic of transmitting a wavelength band of 1700 nm ± 100 nm as shown in FIG.
Note that a bandpass filter having a characteristic of transmitting a wavelength band of 1900 nm ± 100 nm may be arranged instead of a bandpass filter having a characteristic of transmitting a wavelength band of 1450 nm ± 100 nm.
In such a configuration, the two types of band-pass filters are sequentially inserted into the light source optical path by rotating the rotating disk around the rotation axis at a constant speed. As a result, the observation target region 40 is alternately irradiated with light of two types of wavelength bands through the illumination window.

ところで、観察対象部位４０は、必ずしも平坦な構造をしているとは限らない。このため、照明窓と観察対象部位４０との位置関係によっては、観察対象部位４０の表面における照明光の照度が不均一になることがある。そのような場合、血管が走行している深さまで到達して反射する光の強度も不均一になってしまうので、観察対象部位４０の像の全体にわたってはコントラストのよい血管像を描出することができない。
そこで、実施例１の変形例の内視鏡観察装置では、図７(b)に一構成例として示した光源装置２５’を用いて、１４５０ｎｍや１９００ｎｍの波長と比較的近傍の波長領域であって、図１に示すグラフにおいて、脂肪における光の吸収特性と血管における光の吸収特性にほとんど差がない１７００ｎｍ±１００ｎｍの波長帯域の光を観察対象部位４０に照射して、血管が走行している深さまで到達して反射する光の画像も、１４５０ｎｍ±１００ｎｍの波長帯域又は１９００±１００ｎｍの波長帯域の光を観察対象部位４０に照射して、血管が走行している深さまで到達して反射する光の画像とともに取得するようにしている。そして、画像処理ユニット２６において、１４５０ｎｍ±１００ｎｍ又は１９００±１００ｎｍの波長帯域の光を介して撮像した画像信号を１７００ｎｍ±１００ｎｍの波長帯域の光を介して撮像した画像信号で割算して規格化することにより、コントラストの高い血管像を描出するようにしている。 By the way, the observation target part 40 does not necessarily have a flat structure. For this reason, depending on the positional relationship between the illumination window and the observation target region 40, the illuminance of the illumination light on the surface of the observation target region 40 may be uneven. In such a case, since the intensity of the light that reaches and reflects the depth of travel of the blood vessel also becomes non-uniform, it is possible to render a blood vessel image with good contrast over the entire image of the observation target region 40. Can not.
Therefore, in the endoscope observation apparatus according to the modification of the first embodiment, the light source device 25 ′ shown as an example of the configuration in FIG. 7B is used, and the wavelength region is relatively close to the wavelengths of 1450 nm and 1900 nm. In the graph shown in FIG. 1, the observation target region 40 is irradiated with light having a wavelength band of 1700 nm ± 100 nm that has almost no difference between the light absorption characteristic of fat and the light absorption characteristic of the blood vessel, and the blood vessel travels. The image of the light reaching and reflecting to a certain depth is also reflected by irradiating the observation target region 40 with light having a wavelength band of 1450 nm ± 100 nm or a wavelength band of 1900 ± 100 nm to reach the depth at which the blood vessel travels. The image is acquired along with the light image. Then, the image processing unit 26 normalizes by dividing the image signal imaged through the light in the wavelength band of 1450 nm ± 100 nm or 1900 ± 100 nm by the image signal imaged through the light in the wavelength band of 1700 nm ± 100 nm. By doing so, a high-contrast blood vessel image is drawn.

図９は実施例１の変形例の内視鏡観察装置における観察対象部位４０の画像のコントラストの強調処理手順の一例を示すフローチャートである。図９の例では１４５０ｎｍ±１００ｎｍの波長帯域の光と１７００ｎｍ±１００ｎｍの波長帯域の光とを用いている。
まず、光源装置２５’を介して１４５０ｎｍ±１００ｎｍの波長帯域の光で観察対象部位４０を照射し、そのときに血管１９が分布する領域に到達して反射（後方散乱）し、偏光子４５ｂを通過した光を、撮像素子１５で撮像して第１の画像信号（ここでは画像信号λ１とする）を取得する（ステップＳ１）。
また、光源装置２５’を介して１７００ｎｍ±１００ｎｍの波長帯域の光で観察対象部位４０を照射し、そのときに血管１９が分布する領域に到達して反射（後方散乱）し、偏光子４５ｂを通過した光を、撮像素子１５で撮像して第２の画像信号（ここでは画像信号λ２とする）を取得する（ステップＳ２）。 FIG. 9 is a flowchart illustrating an example of the contrast enhancement processing procedure of the image of the observation target portion 40 in the endoscope observation apparatus according to the modification of the first embodiment. In the example of FIG. 9, light having a wavelength band of 1450 nm ± 100 nm and light having a wavelength band of 1700 nm ± 100 nm are used.
First, the observation target region 40 is irradiated with light having a wavelength band of 1450 nm ± 100 nm via the light source device 25 ′, and then reaches the region where the blood vessel 19 is distributed and is reflected (backscattered), and the polarizer 45b is The passed light is imaged by the image sensor 15 to obtain a first image signal (here, image signal λ1) (step S1).
In addition, the observation target region 40 is irradiated with light having a wavelength band of 1700 nm ± 100 nm via the light source device 25 ′, and then reaches the region where the blood vessel 19 is distributed and is reflected (backscattered), and the polarizer 45b is The passed light is imaged by the image sensor 15 to obtain a second image signal (here, image signal λ2) (step S2).

画像処理ユニット２６は、撮像素子１５で撮像された１画素の領域ごとに、画像信号λ１を画像信号λ２で割り算する（即ちここでは、画像信号λ１÷画像信号λ２）。そして、λ１／λ２≒１のときに、その画素の領域の画像が白として表示されるように画像処理し、それ以外（即ち、λ１／λ２＜＜１）のときに、その画素の領域の画像が黒として表示されるように画像処理する（ステップＳ３）。
このように、画像処理ユニット２６では、１７００ｎｍ±１００ｎｍの波長帯域の光を介して撮像した画像信号を基にして、各画素の領域における画像を２値化して、ＴＶモニター２７を介して表示されるようにしている。 The image processing unit 26 divides the image signal λ1 by the image signal λ2 for each pixel area captured by the image sensor 15 (that is, here, the image signal λ1 ÷ image signal λ2). Then, when λ1 / λ2≈1, image processing is performed so that the image of the pixel area is displayed as white, and otherwise (that is, λ1 / λ2 << 1) Image processing is performed so that the image is displayed as black (step S3).
As described above, the image processing unit 26 binarizes the image in each pixel region based on the image signal captured through the light in the wavelength band of 1700 nm ± 100 nm, and displays the binarized image on the TV monitor 27. I try to do it.

図１に示したように、血管が存在する部位では、１４５０ｎｍ±１００ｎｍの波長帯域や１９００ｎｍ±１００ｎｍの波長帯域における光の吸収率が、それ以外の波長領域（例えば、１７００±１００ｎｍ）の光の吸収率に比べて高い。このため、１７００ｎｍ±１００ｎｍの波長帯域の光を介して得られる画像信号λ２に比べて１４５０ｎｍ±１００ｎｍの波長帯域の光を介して得られる画像信号λ１の値が極端に小さくなる。従って、血管が存在する部位では、画像信号λ１を画像信号λ２で割り算した値は１を大きく下回る値となる。
一方、血管が存在しない部位では、１４５０ｎｍ±１００ｎｍの波長帯域や１９００ｎｍ±１００ｎｍの波長帯域における光の吸収率と、それ以外の波長領域（例えば、１７００±１００ｎｍ）の光の吸収率とにそれほどの差異はない。従って、血管が存在する部位では、画像信号λ１を画像信号λ２で割り算した値は１に近似した値となる。 As shown in FIG. 1, in a region where a blood vessel exists, the light absorptance in the wavelength band of 1450 nm ± 100 nm and the wavelength band of 1900 nm ± 100 nm is higher than that of light in other wavelength regions (for example, 1700 ± 100 nm). Higher than the absorption rate. For this reason, the value of the image signal λ1 obtained through the light in the wavelength band of 1450 nm ± 100 nm is extremely smaller than that of the image signal λ2 obtained through the light in the wavelength band of 1700 nm ± 100 nm. Therefore, at a site where a blood vessel exists, the value obtained by dividing the image signal λ1 by the image signal λ2 is a value much less than 1.
On the other hand, in the region where the blood vessel does not exist, the absorption rate of light in the wavelength band of 1450 nm ± 100 nm and the wavelength band of 1900 nm ± 100 nm and the absorption rate of light in other wavelength regions (for example, 1700 ± 100 nm) are not much. There is no difference. Therefore, at a site where a blood vessel exists, the value obtained by dividing the image signal λ1 by the image signal λ2 is a value approximate to 1.

実施例１の変形例の内視鏡観察装置における画像処理ユニット２６は、この血管の吸収特性を利用して、２つの異なる照明状態（即ち、ここでは、血管での吸収率の度合いの大きい波長帯域の光とそれ以外の波長帯域の光というように、２つの異なる照明波長の照明光を照明した状態）で撮像した観察対象部位４０の画像データに対して上述のような画像処理を施すことによって、血管像とその背景の像とのコントラストを強調するようにしたものである。
このため、実施例１の変形例の内視鏡観察装置によれば、観察像の全体にわたって、血管の存在する部位と存在しない部位とを白と黒との２値化された画像として観察することができるので、観察対象部位４０が平坦な構造をしていなくても観察対象部位４０における血管１９の位置を明確に認識することができる。 The image processing unit 26 in the endoscope observation apparatus according to the modification of the first embodiment uses the absorption characteristics of the blood vessels to use two different illumination states (that is, wavelengths having a high degree of absorption in the blood vessels here). The above-described image processing is performed on the image data of the observation target portion 40 imaged in a state where illumination light having two different illumination wavelengths is illuminated (such as light in a band and light in other wavelength bands). Thus, the contrast between the blood vessel image and the background image is enhanced.
Therefore, according to the endoscope observation apparatus of the modification of the first embodiment, the site where the blood vessel exists and the site where the blood vessel does not exist are observed as a binarized image of white and black over the entire observation image. Therefore, even if the observation target part 40 does not have a flat structure, the position of the blood vessel 19 in the observation target part 40 can be clearly recognized.

なお、本発明の内視鏡観察装置におけるハレーション防止手段としての偏光子を含む偏光素子の構成は、観察対象部位４０で反射して撮像光学系中の偏光子４５ａに入射する偏光の偏光方向と撮像光学系中の偏光子４５ａの偏光方向とが直交する構成であれば、図５に示した配置例に限定されるものではなく、その他の構成であってもよい。   The configuration of the polarizing element including the polarizer as the halation preventing means in the endoscope observation apparatus of the present invention is the polarization direction of the polarized light that is reflected by the observation target portion 40 and incident on the polarizer 45a in the imaging optical system. As long as the polarization direction of the polarizer 45a in the imaging optical system is orthogonal, the arrangement is not limited to the arrangement example shown in FIG. 5 and may be other configurations.

図１０は本発明の内視鏡観察装置におけるハレーション防止手段の他の構成例を示す説明図であり、(a)は側面図、(b)は平面図である。
図１０に示す構成例のハレーション防止手段は、挿入部３１の先端において、物体側から順に配置された４分の１波長板４５ｃと偏光子４５ａとからなる１つの偏光素子４５で構成されている。偏光素子４５は、照明光学系と撮像光学系とで共有されている。
４分の１波長板４５ｃと偏光子４５ａは、４分の１波長板４５ｃの光学軸に対しして偏光子４５ａの偏光方向が４５度の角度をなすように配置されている。
実施例１の変形例の内視鏡観察装置では、図１０に示す構成例のハレーション防止手段が採用されている。 FIG. 10 is an explanatory view showing another configuration example of the halation preventing means in the endoscope observation apparatus of the present invention, where (a) is a side view and (b) is a plan view.
The antihalation means of the configuration example shown in FIG. 10 is composed of one polarizing element 45 including a quarter-wave plate 45c and a polarizer 45a arranged in order from the object side at the distal end of the insertion portion 31. . The polarizing element 45 is shared by the illumination optical system and the imaging optical system.
The quarter-wave plate 45c and the polarizer 45a are arranged such that the polarization direction of the polarizer 45a makes an angle of 45 degrees with respect to the optical axis of the quarter-wave plate 45c.
In the endoscope observation apparatus according to the modification of the first embodiment, the halation preventing means having the configuration example shown in FIG. 10 is employed.

このように構成された実施例１の変形例の内視鏡観察装置では、照明窓から射出された光は、偏光子４５ａを透過した光が所定の偏光方向の偏光となり、さらに４分の１波長板を透過することにより円偏光に変換される。そして、観察対象部位４０の表面で反射した円偏光が、再び４分の１波長板４５ｃに入射し、４分の１波長板４５ｃを透過することにより偏光子４５ａの偏光方向と垂直な偏光に変換される。このため、偏光子４５ａに入射した４分の１波長板４５ｃからの偏光は透過されずに遮断される。   In the endoscope observation apparatus according to the modified example of the first embodiment configured as described above, the light emitted from the illumination window is the light having passed through the polarizer 45a to be polarized in a predetermined polarization direction, and is further a quarter. By passing through the wave plate, it is converted into circularly polarized light. Then, the circularly polarized light reflected on the surface of the observation target portion 40 is incident on the quarter-wave plate 45c again and is transmitted through the quarter-wave plate 45c, so that the polarization is perpendicular to the polarization direction of the polarizer 45a. Converted. For this reason, the polarized light from the quarter-wave plate 45c incident on the polarizer 45a is blocked without being transmitted.

なお、図５、図１０に示したハレーション防止手段は、もちろん実施例１と実施例１の変形例のいずれにも適用可能である。   The halation preventing means shown in FIGS. 5 and 10 can be applied to both the first embodiment and the modified example of the first embodiment.

図１１は本発明の内視鏡観察装置に適用可能なハレーション防止手段のさらに他の構成例を示す説明図であり、(a)は照明窓及び観察窓とハレーション防止手段との配置関係を示す平面図、(b)は(a)におけるハレーション防止手段の側面図、(c)は(b)の平面図である。
図１１に示した構成例のハレーション防止手段は、観察窓か照明窓のうちの一方に物体側から順に２分の１波長板４５ｃ’と偏光子４５ａを有し、他方に偏光子４５ｂのみを有して構成されている。この場合、偏光子４５ａ，４５ｂは、互いに偏光方向が同一になるように配置されている。なお、図１１では、説明の便宜上、観察窓に２分の１波長板４５ｃ’と偏光子４５ａを有し、照明窓に偏光子４５ｂを有した構成を示してある。 FIG. 11 is an explanatory view showing still another configuration example of the halation preventing means applicable to the endoscope observation apparatus of the present invention, and (a) shows the arrangement relationship between the illumination window and the observation window and the halation preventing means. (B) is a side view of the halation preventing means in (a), and (c) is a plan view of (b).
The antihalation means of the configuration example shown in FIG. 11 has a half-wave plate 45c ′ and a polarizer 45a in order from the object side on one of the observation window and the illumination window, and only the polarizer 45b on the other. It is configured. In this case, the polarizers 45a and 45b are arranged so that their polarization directions are the same. For convenience of explanation, FIG. 11 shows a configuration in which the observation window includes the half-wave plate 45c ′ and the polarizer 45a, and the illumination window includes the polarizer 45b.

図１１に示すように構成されたハレーション防止手段を採用した内視鏡観察装置によれば、照明窓から射出された光は、偏光子４５ｂを透過した光が所定の偏光方向の偏光となる。そして、観察対象部位４０の表面で反射した偏光が、２分の１波長板４５ｃ’を透過することにより偏光方向が９０度回転した偏光に変換される。このため、偏光子４５ａに入射した２分の１波長板４５ｃ’からの偏光は透過されずに遮断される。   According to the endoscope observation apparatus employing the antihalation means configured as shown in FIG. 11, the light emitted from the illumination window is the light having passed through the polarizer 45b and polarized in a predetermined polarization direction. Then, the polarized light reflected by the surface of the observation target portion 40 is converted into polarized light whose polarization direction is rotated by 90 degrees by passing through the half-wave plate 45c '. For this reason, the polarized light from the half-wave plate 45c 'entering the polarizer 45a is blocked without being transmitted.

さらに、実施例１の内視鏡観察装置は、図３に示すように、生体を挟んで撮像光学系と反対側の空間に挿入可能な反射板５１を備えている。
観察対象部位４０が、例えば、胃大網１８の場合、血管１９は胃大網１８に蓄積された脂肪中に存在するものの、胃から剥離されていることがある。
しかるに、実施例１の内視鏡観察装置によれば、このような場合には、スコープ２２が体内に挿入されているのとは別の場所から、反射板５１を挿入して、観察対象部位４０を挟んでスコープ２２の挿入部３１の先端とは反対側の空間に位置させることができる。このようにすると、反射板５１を介して、観察対象部位４０を透過した光を反射させて、再び、観察対象部位４０に照射し、観察対象部位４０を透過させた光についても撮像光学系を介して観察することにより、観察画像の強度を増強させることが可能となる。その結果、血管とその他の部分とのコントラストがより一層明瞭になり、脂肪内に分布する血管をさらに識別し易くすることができる。
なお、反射板５１を用いる場合において、照明窓から出射した照明光が反射板５１に直接当たってしまい、反射板５１で反射した光が観察窓に入射することがあっても、図５、図１０、図１１に示したようなハレーション除去手段を用いることよりそのような光は遮断することができる。 Furthermore, as shown in FIG. 3, the endoscope observation apparatus according to the first embodiment includes a reflector 51 that can be inserted into a space opposite to the imaging optical system with a living body interposed therebetween.
When the observation target portion 40 is, for example, the stomach omentum 18, the blood vessel 19 exists in the fat accumulated in the stomach omentum 18, but may be detached from the stomach.
However, according to the endoscope observation apparatus of the first embodiment, in such a case, the reflecting plate 51 is inserted from a place different from where the scope 22 is inserted into the body, and the observation target part 40 can be positioned in a space opposite to the tip of the insertion portion 31 of the scope 22. If it does in this way, the light which permeate | transmitted the observation object site | part 40 will be reflected through the reflecting plate 51, will be irradiated again to the observation object site | part 40, and an imaging optical system will be used also about the light which permeate | transmitted the observation object region 40. It is possible to enhance the intensity of the observation image. As a result, the contrast between the blood vessel and other portions becomes clearer, and blood vessels distributed in fat can be further easily identified.
In the case of using the reflecting plate 51, even if the illumination light emitted from the lighting window directly hits the reflecting plate 51 and the light reflected by the reflecting plate 51 may enter the observation window, FIG. 10. Such light can be blocked by using the halation removing means as shown in FIG.

また、実施例１の内視鏡観察装置における反射板５１の反射面に偏光解消板を付加してもよい。このようにすると、観察対象部位４０を透過したときに偏光状態が保たれた光のうち、反射板５１で反射された光は全て無偏光状態になる。このため、再び、観察対象部位４０を透過し、血管の画像情報を含んだ光が観察窓に入射したときには、ハレーション防止手段で完全に遮断されることなく、対物レンズ４１に取り込まれる。   Further, a depolarizing plate may be added to the reflecting surface of the reflecting plate 51 in the endoscope observation apparatus according to the first embodiment. If it does in this way, all the light reflected by the reflecting plate 51 will be in a non-polarization state among the lights by which the polarization state was maintained when permeate | transmitting the observation object site | part 40. FIG. For this reason, when light that passes through the observation target portion 40 again and includes blood vessel image information enters the observation window, the light is taken into the objective lens 41 without being completely blocked by the halation preventing means.

図１２は本発明の実施例２かかる内視鏡観察装置の概略構成を示す説明図である。
実施例２の内視鏡観察装置は、図３又は図６に示した実施例１又は実施例１の変形例の内視鏡観察装置に、更に第２の照明光学系を備えて構成されている。
第２の照明光学系は、第２の光源装置５５と、第２のライトガイドケーブル６５と、照明用シース６６を有して構成されている。
第２の光源装置５５は、第１の光源装置２５と同様に構成されている。
第２のライトガイドケーブル６５は、第１の光源装置２５におけるライトガイド３５と同様に第２のライトガイド（図示省略）を備えて構成されている。また、第２のライトガイドケーブル６５は、その一端が第２の光源装置５５に接続され、他端が照明用シース６６に接続されている。
そして、このように構成された第２の照明光学系は、腹部２Ｂの別の挿入部から照明用シース６６を介して第２のライトガイドを挿入し、第２のライトガイドによって伝送された照明光を観察対象部位４０に照射可能となっている。 FIG. 12 is an explanatory diagram illustrating a schematic configuration of the endoscope observation apparatus according to the second embodiment of the present invention.
The endoscope observation apparatus according to the second embodiment is configured by further including a second illumination optical system in addition to the endoscope observation apparatus according to the first embodiment or the modification of the first embodiment illustrated in FIG. 3 or FIG. Yes.
The second illumination optical system includes a second light source device 55, a second light guide cable 65, and an illumination sheath 66.
The second light source device 55 is configured in the same manner as the first light source device 25.
Similar to the light guide 35 in the first light source device 25, the second light guide cable 65 includes a second light guide (not shown). The second light guide cable 65 has one end connected to the second light source device 55 and the other end connected to the illumination sheath 66.
And the 2nd illumination optical system comprised in this way inserts a 2nd light guide through the sheath 66 for illumination from another insertion part of the abdominal part 2B, and the illumination transmitted by the 2nd light guide It is possible to irradiate the observation target region 40 with light.

例えば、実施例１の内視鏡観察装置における反射板５１のように、第２のライトガイドを備えた第２のライトガイドケーブル６５を観察対象部位４０のスコープ２２とは反対側の空間に侵入させて、観察対象部位４０をスコープ２２とは反対側の空間から透過照明することもできるようになっている。   For example, like the reflector 51 in the endoscope observation apparatus of the first embodiment, the second light guide cable 65 including the second light guide enters the space opposite to the scope 22 of the observation target portion 40. Thus, the observation target region 40 can be transmitted and illuminated from the space opposite to the scope 22.

なお、この場合、照明用シース６６の先端部には、偏光子（図示省略）を回転可能な状態で取付け、照明用シース６６の手元側操作部６６ａに設けた操作ハンドル（図示省略）を操作することにより、この偏光子を透過して観察対象部位に照射される照明光の偏光方向が、スコープ２２側に取付けられた撮像光学系中の偏光子の偏光方向に対して直交する状態になるよう調整できるような構造とするのが望ましい。
また、照明用シース６６の先端６６ｂ付近を軟性チューブのように屈曲可能な部材で構成し、手元側操作部６６ａに設けた操作ハンドルにより屈曲自在な構造とするのが望ましい。 In this case, a polarizer (not shown) is attached to the distal end portion of the illumination sheath 66 in a rotatable state, and an operation handle (not shown) provided on the hand side operation portion 66a of the illumination sheath 66 is operated. By doing so, the polarization direction of the illumination light that passes through this polarizer and is irradiated onto the observation target region is in a state of being orthogonal to the polarization direction of the polarizer in the imaging optical system attached to the scope 22 side. It is desirable that the structure be adjustable.
Further, it is desirable that the vicinity of the distal end 66b of the illumination sheath 66 is made of a bendable member such as a soft tube, and that the bendable structure is provided by an operation handle provided on the hand side operation portion 66a.

また、照明用シース６６の手元側操作部６６ａから先端部までリレー光学系（図示省略）を挿通し、手元側操作部６６ａにはリレー光学系と第２のライトガイドを接続するジョイント部（図示省略）を設けるようにしても良い。その場合、照明用シース６６に取付ける偏光子をジョイント部を介して回転自在に配置すれば、ジョイント部の回転を介して所望の偏光状態の照明光を作り出して、リレー光学系では偏光が保存された状態で、観察対象部位４０に照射することができる。   Further, a relay optical system (not shown) is inserted from the proximal side operation portion 66a to the distal end portion of the illumination sheath 66, and a joint portion (illustrated) is connected to the proximal side operation portion 66a to connect the relay optical system and the second light guide. (Omitted) may be provided. In that case, if the polarizer attached to the illumination sheath 66 is rotatably arranged via the joint portion, illumination light having a desired polarization state is created via the rotation of the joint portion, and the polarization is preserved in the relay optical system. In this state, the observation target region 40 can be irradiated.

このような構成によれば、複雑な回転機構を必要とすることなく、照明用シース６６に取付けられた偏光子を介して出射される照明光の偏光方向を、スコープ２２側に取付けられた撮像光学系中の偏光子の偏光方向に対して直交するように調整することが可能である。   According to such a configuration, the polarization direction of the illumination light emitted through the polarizer attached to the illumination sheath 66 without the need for a complicated rotation mechanism, and the imaging attached to the scope 22 side. It is possible to adjust so as to be orthogonal to the polarization direction of the polarizer in the optical system.

また、照明用シース６６の先端部分にリレー光学系の光軸を所望の角度に折り曲げる光学部材を設けるのが好ましい。そのようにすれば、照明方向を調整し易くすることができる。なお、リレー光学系の光軸を所望の角度に折り曲げる光学部材としては、反射板やプリズムミラーなどを用いることができる。   In addition, an optical member that bends the optical axis of the relay optical system to a desired angle is preferably provided at the distal end portion of the illumination sheath 66. By doing so, the illumination direction can be easily adjusted. In addition, a reflecting plate, a prism mirror, etc. can be used as an optical member which bends the optical axis of a relay optical system to a desired angle.

このように構成された実施例２の内視鏡観察装置によれば、第１の光源２５と第２の光源５５を同時に点灯させ、観察対象部位４０に対して透過照明と落射照明を同時に行うことで、ハレーションを防止しながら観察対象部位４０内に存在する血管の走行状態をより一層明瞭に描出することができる。
また、第１の光源装置２５と第２の光源装置５５を選択的に点灯させて、２つの異なる照明状態で撮像した観察対象部位４０の画像データに対して画像処理ユニット２６を介して所定の演算処理を加えることにより、血管像のコントラスト強調を行うようにすることも可能となる。 According to the endoscope observation apparatus of the second embodiment configured as described above, the first light source 25 and the second light source 55 are turned on at the same time, and transmitted illumination and epi-illumination are performed simultaneously on the observation target portion 40. Thus, it is possible to more clearly depict the running state of the blood vessel existing in the observation target portion 40 while preventing halation.
In addition, the first light source device 25 and the second light source device 55 are selectively turned on, and image data of the observation target region 40 imaged in two different illumination states are transmitted via the image processing unit 26 to a predetermined value. By adding arithmetic processing, contrast enhancement of the blood vessel image can be performed.

図１３は実施例２の内視鏡観察装置における観察対象部位４０の画像のコントラストの強調処理手順の一例を示すフローチャートである。なお、図１３の例では、第１の光源装置２５と第２の光源装置５５は、いずれもが１４５０ｎｍ±１００ｎｍの波長帯域の光を照明光として出射する構成である。勿論、いずれもが１９００ｎｍ±１００ｎｍの波長帯域の光を照明光として出射する構成であってもよい。
まず、第１の光源２５と第２の光源５５のいずれか一方を点灯し他方を消灯して、点灯した一方の光源の方向（ここではＡ方向とする）から照明したときに血管１９が分布する領域に到達して反射（後方散乱）し、偏光子４５ｂを通過した光を、撮像素子１５で撮像して第１の画像信号（ここでは画像信号Ａとする）を取得する（ステップＳ１１）。
次いで、第１の光源２５と第２の光源５５の他方を点灯し一方を消灯して、点灯した他方の光源の方向（ここではＢ方向とする）から照明したときに血管１９が分布する領域に到達して反射（後方散乱）し、偏光子４５ｂを通過した光を、撮像素子１５で撮像して第２の画像信号（ここでは画像信号Ｂとする）を取得する（ステップＳ１２）。 FIG. 13 is a flowchart illustrating an example of the contrast enhancement processing procedure of the image of the observation target portion 40 in the endoscope observation apparatus according to the second embodiment. In the example of FIG. 13, both the first light source device 25 and the second light source device 55 are configured to emit light having a wavelength band of 1450 nm ± 100 nm as illumination light. Of course, both may be configured to emit light having a wavelength band of 1900 nm ± 100 nm as illumination light.
First, when one of the first light source 25 and the second light source 55 is turned on and the other is turned off, and the illumination is performed from the direction of one light source that is turned on (here, the A direction), the blood vessels 19 are distributed. The first image signal (here, referred to as image signal A) is acquired by imaging the light that has reached the region to be reflected, reflected (backscattered), and passed through the polarizer 45b with the imaging device 15 (step S11). .
Next, the region where the blood vessels 19 are distributed when the other one of the first light source 25 and the second light source 55 is turned on and the other light source is turned off and illuminated from the direction of the other light source that is turned on (here, B direction). The light that has reached and reflected (backscattered) and passed through the polarizer 45b is picked up by the image pickup device 15 to obtain a second image signal (referred to here as image signal B) (step S12).

画像処理ユニット２６は、撮像素子１５で撮像された１画素の領域ごとに、画素信号Ａと画素信号Ｂを合算しその平均を算出する（即ちここでは、（画像信号Ａ＋画像信号Ｂ）÷２）。   The image processing unit 26 sums up the pixel signal A and the pixel signal B for each pixel area imaged by the image sensor 15 and calculates the average (that is, (image signal A + image signal B) / 2). ).

観察対象部位４０への照明方向によっては、観察対象部位４０の表面における照明光の照度が大きく異なり、血管が存在しない部位であっても撮象素子１５を介して得られる光が暗くなる部位が生じ、そのような部位の像と血管像とのコントラストが弱くなる場合がある。このため、一方向からの照明では、観察対象部位４０の像の全体にわたってはコントラストのよい血管像を描出することができない場合が生じ得る。   Depending on the direction of illumination of the observation target region 40, the illuminance of the illumination light on the surface of the observation target region 40 varies greatly, and there is a region where the light obtained through the imaging element 15 becomes dark even if there is no blood vessel. And the contrast between the image of such a part and the blood vessel image may be weakened. For this reason, with illumination from one direction, there may be a case where a blood vessel image with good contrast cannot be drawn over the entire image of the observation target region 40.

図１に示したように、血管が存在する部位では、１４５０ｎｍ±１００ｎｍの波長帯域や１９００ｎｍ±１００ｎｍの波長帯域における光の吸収率が、それ以外の波長領域（例えば、１７００±１００ｎｍ）の光の吸収率に比べて高い。このため、異なる複数方向から観察対象部位４０に光を照射した場合、血管以外の部位では、照射方向によって撮像素子１５を介して得られる光の明るさの変化が大きいのに対し、血管では、照射方向によって撮像素子１５を介して得られる光の明るさの変化が非常に小さい。
即ち、実施例２の内視鏡観察装置において、第１の光源２５と第２の光源５５のいずれか一方の方向（Ａ方向）から照射した場合に、暗く撮像される部位は、他方（Ｂ方向）から照射した場合に明るく撮像され得る。これに対し、血管では、Ａ方向，Ｂ方向のいずれの方向から照射しても、得られる光の明るさはほとんど変化せず暗く撮像される。
従って、画素信号Ａと画素信号Ｂを合算しその平均を算出すると、血管以外の部位が画像領域全体で見た場合に暗い領域がなくなるため、暗く撮像される血管部位とのコントラストを強調することができる。 As shown in FIG. 1, in a region where a blood vessel exists, the light absorptance in the wavelength band of 1450 nm ± 100 nm and the wavelength band of 1900 nm ± 100 nm is higher than that of light in other wavelength regions (for example, 1700 ± 100 nm). Higher than the absorption rate. For this reason, when the observation target region 40 is irradiated with light from a plurality of different directions, the change in brightness of light obtained through the image sensor 15 is large depending on the irradiation direction in a region other than the blood vessel, whereas in the blood vessel, The change in the brightness of light obtained via the image sensor 15 is very small depending on the irradiation direction.
That is, in the endoscope observation apparatus according to the second embodiment, when the irradiation is performed from one of the first light source 25 and the second light source 55 (direction A), the portion that is darkly imaged is the other (B When illuminated from the (direction), bright images can be taken. On the other hand, in the blood vessel, the brightness of the obtained light hardly changes regardless of whether the irradiation is performed from the A direction or the B direction.
Therefore, when the pixel signal A and the pixel signal B are added together and the average is calculated, the dark region disappears when the region other than the blood vessel is viewed in the entire image region, so that the contrast with the blood vessel region that is imaged darkly is enhanced. Can do.

実施例２の内視鏡観察装置における画像処理ユニット２６は、この血管の吸収特性を利用して、２つの異なる照明状態（即ち、ここでは、２つの異なる照明方向から照明光を照明した状態）で撮像した観察対象部位４０の画像データに対して上述のような画像処理を施すことによって、血管像とその背景の像とのコントラストを強調することができるようにしたものである。
このため、実施例２の内視鏡観察装置によれば、観察対象部位４０が平坦な構造をしていなくても観察対象部位４０における血管１９の位置を明確に認識することができる。 The image processing unit 26 in the endoscope observation apparatus according to the second embodiment uses the absorption characteristics of the blood vessels to make two different illumination states (that is, here, illumination light is illuminated from two different illumination directions). By applying the image processing as described above to the image data of the observation target region 40 imaged in step 1, the contrast between the blood vessel image and the background image can be enhanced.
For this reason, according to the endoscope observation apparatus of Example 2, even if the observation target part 40 does not have a flat structure, the position of the blood vessel 19 in the observation target part 40 can be clearly recognized.

実施例３の内視鏡観察装置は、ハレーション防止手段以外の基本的な装置構成については、図３に示した実施例１の内視鏡観察装置とほぼ同じである。便宜上、図３を用いて説明する。
実施例３のハレーション防止手段は、スコープ２２の観察窓と照明窓とに、それぞれ、互いの偏光方向が直交するようにして配置された偏光子と、反射板５１の反射面側に配置された４分の１波長板とで構成されている。 The endoscope observation apparatus according to the third embodiment is substantially the same as the endoscope observation apparatus according to the first embodiment shown in FIG. For convenience, description will be made with reference to FIG.
The halation preventing means of the third embodiment is disposed on the observation window and the illumination window of the scope 22 so that the polarization directions thereof are orthogonal to each other, and on the reflection surface side of the reflection plate 51. It consists of a quarter wave plate.

このように構成された実施例３の内視鏡観察装置では、反射板５１を観察対象部位４０を挟んでスコープ２２と対向するように配置して、観察対象部位４０に対して透過照明を行う場合、反射板５１の反射面に配置される４分の１波長板の光学軸が偏光素子の偏光方向に対して４５度の角度をなすように反射面の向きを調整する。このようにすると、光源装置２５より出射し、ライトガイド２５を経た照明光は、照明窓に配置された偏光子を介して一定の偏光状態に保たれて、観察対象部位４０に照射される。観察対象部位４０を透過した偏光は、４分の１波長板で円偏光に変換されて反射板５１に入射する。反射板５１で反射した円偏光は４分の１波長板で照明窓に配置された偏光子の偏光方向と直交する偏光方向の偏光に変換される。即ち、実施例３の内視鏡観察装置によれば、観察対象部位４０を透過した偏光を反射面側に設けた４分の１波長板を往復させることで、偏光方向が９０度回転するようにして、再び観察対象部位４０を透過させることができる。
これにより、観察対象部位４０を透過した光は、観察窓に配置された偏光子で遮断されること無く撮像素子の撮像面まで到達する。このため、実施例３の内視鏡観察装置によれば、ハレーションを防止しながら観察対象部位４０内に存在する血管の走行状態をより一層明瞭に描出することができる。 In the endoscope observation apparatus according to the third embodiment configured as described above, the reflection plate 51 is disposed so as to face the scope 22 with the observation target portion 40 interposed therebetween, and the observation target portion 40 is transmitted with illumination. In this case, the direction of the reflecting surface is adjusted so that the optical axis of the quarter-wave plate disposed on the reflecting surface of the reflecting plate 51 forms an angle of 45 degrees with respect to the polarization direction of the polarizing element. If it does in this way, the illumination light radiate | emitted from the light source device 25 and passed through the light guide 25 will be maintained in a fixed polarization state via the polarizer arrange | positioned at an illumination window, and will be irradiated to the observation object site | part 40. FIG. The polarized light that has passed through the observation target part 40 is converted into circularly polarized light by the quarter-wave plate and enters the reflecting plate 51. The circularly polarized light reflected by the reflecting plate 51 is converted into polarized light having a polarization direction orthogonal to the polarization direction of the polarizer disposed in the illumination window by a quarter wavelength plate. That is, according to the endoscope observation apparatus of Example 3, the polarization direction is rotated 90 degrees by reciprocating the quarter wave plate provided with the polarized light transmitted through the observation target portion 40 on the reflection surface side. Thus, the observation target region 40 can be transmitted again.
Thereby, the light transmitted through the observation target part 40 reaches the image pickup surface of the image pickup element without being blocked by the polarizer arranged in the observation window. For this reason, according to the endoscope observation apparatus of Example 3, the running state of the blood vessel existing in the observation target portion 40 can be depicted more clearly while preventing halation.

以上説明したように、本発明の内視鏡観察装置は、特許請求の範囲に記載された発明の他に、次に示すような特徴も備えている。   As described above, the endoscope observation apparatus of the present invention has the following features in addition to the invention described in the claims.

（１）前記照明光学系の光路上には、１４５０±１００ｎｍの透過幅を有するバンドパスフィルターが配置されていることを特徴とする請求項１〜４のいずれかに記載の内視鏡観察装置。 (1) An endoscopic observation apparatus according to any one of claims 1 to 4, wherein a bandpass filter having a transmission width of 1450 ± 100 nm is disposed on the optical path of the illumination optical system. .

（２）前記撮像光学系の光路上には、１４５０±１００ｎｍの透過幅を有するバンドパスフィルターが配置されていることを特徴とする請求項１〜４のいずれかに記載の内視鏡観察装置。 (2) The endoscope observation apparatus according to any one of claims 1 to 4, wherein a bandpass filter having a transmission width of 1450 ± 100 nm is disposed on the optical path of the imaging optical system. .

（３）前記照明光学系の光路上には、１９００±１００ｎｍの透過幅を有するバンドパスフィルターが配置されていることを特徴とする請求項１〜４のいずれかに記載の内視鏡観察装置。 (3) An endoscopic observation apparatus according to any one of claims 1 to 4, wherein a band-pass filter having a transmission width of 1900 ± 100 nm is disposed on the optical path of the illumination optical system. .

（４）前記撮像光学系の光路上には、１９００±１００ｎｍの透過幅を有するバンドパスフィルターが配置されていることを特徴とする請求項１〜４のいずれかに記載の内視鏡観察装置。 (4) The endoscope observation apparatus according to any one of claims 1 to 4, wherein a band-pass filter having a transmission width of 1900 ± 100 nm is disposed on the optical path of the imaging optical system. .

（５）前記生体を挟んで前記撮像光学系と反対側の空間に挿入される反射板を備えたことを特徴とする請求項１〜４のいずれかに記載の内視鏡観察装置。 (5) The endoscope observation apparatus according to any one of claims 1 to 4, further comprising a reflecting plate that is inserted into a space opposite to the imaging optical system with the living body interposed therebetween.

（６）前記反射板に偏光解消板が付加されていることを特徴とする上記（５）に記載の内視鏡観察装置。 (6) The endoscope observation apparatus according to (5), wherein a depolarization plate is added to the reflection plate.

（７）前記反射板に１／４波長板が付加されていることを特徴とする上記（５）に記載の内視鏡観察装置。 (7) The endoscope observation apparatus according to (5), wherein a quarter wave plate is added to the reflection plate.

（８）１２００ｎｍ以上の近赤外光の分光吸収特性の違いを利用して生体内の特定部位を識別する内視鏡観察装置であって、１２００ｎｍ以上２２００ｎｍ以下であって１４５０ｎｍ近傍又は１９００ｎｍ近傍の波長を含む近赤外光と１２００ｎｍ以上２２００ｎｍ以下であって１４５０ｎｍ近傍及び１９００ｎｍ近傍のいずれの波長も含まない近赤外光とを生成する光源ユニットと、前記光源ユニットと光学的に接続され、それぞれ異なる前記近赤外光を生体に対して異なる照明状態で照明する照明ユニットと、前記生体が反射したそれぞれ異なる前記近赤外光を撮像素子の撮像面に結像することにより該生体の近赤外画像を取得する撮像ユニットと、前記撮像ユニットが取得したそれぞれ異なる前記近赤外画像に加工を加える画像処理ユニットを備え、前記画像処理ユニットは、それぞれ異なる照明状態において撮像されたそれぞれ異なる前記近赤外画像を基にして生体内の特定部位のコントラスト強調を行うように構成されていることを特徴とする内視鏡観察装置。 (8) An endoscope observation apparatus for identifying a specific part in a living body using a difference in spectral absorption characteristics of near infrared light of 1200 nm or more, which is 1200 nm or more and 2200 nm or less and near 1450 nm or 1900 nm. A light source unit that generates near-infrared light including a wavelength and near-infrared light that is not less than 1200 nm and not greater than 2200 nm and does not include any wavelength in the vicinity of 1450 nm and 1900 nm; and optically connected to the light source unit, An illumination unit that illuminates the different near-infrared light in a different illumination state with respect to the living body, and the near-red light of the living body is imaged on the imaging surface of the imaging element by imaging the different near-infrared light reflected by the living body. An imaging unit that acquires an outside image, and an image processing unit that processes the different near-infrared images acquired by the imaging unit. And the image processing unit is configured to perform contrast enhancement of a specific part in the living body based on the different near-infrared images captured in different illumination states. Endoscope observation device.

（９）１２００ｎｍ以上の近赤外光の分光吸収特性の違いを利用して生体内の特定部位を識別する内視鏡観察装置であって、１２００ｎｍ以上２２００ｎｍ以下であって１４５０ｎｍ近傍又は１９００ｎｍ近傍の波長を含む近赤外光を生成する複数の光源ユニットと、それぞれの前記光源ユニットと光学的に接続され、それぞれ異なる前記近赤外光を生体に対して異なる照明状態で照明する複数の照明ユニットと、前記生体が反射したそれぞれ異なる前記近赤外光を撮像素子の撮像面に結像することにより該生体の近赤外画像を取得する撮像ユニットと、前記撮像ユニットが取得したそれぞれ異なる前記近赤外画像に加工を加える画像処理ユニットを備え、前記画像処理ユニットは、それぞれ異なる照明状態において撮像されたそれぞれ異なる前記近赤外画像を基にして生体内の特定部位のコントラスト強調を行うように構成されていることを特徴とする内視鏡観察装置。 (9) An endoscope observation apparatus for identifying a specific part in a living body using a difference in spectral absorption characteristics of near infrared light of 1200 nm or more, which is 1200 nm or more and 2200 nm or less near 1450 nm or 1900 nm A plurality of light source units that generate near-infrared light including a wavelength, and a plurality of illumination units that are optically connected to the respective light source units and that illuminate the different near-infrared light in different illumination states with respect to a living body. An imaging unit that obtains a near-infrared image of the living body by forming images of the different near-infrared light reflected by the living body on an imaging surface of an imaging element, and the different near-fields acquired by the imaging unit. An image processing unit for processing an infrared image, and each of the image processing units is captured in a different illumination state. The endoscope observation apparatus characterized by being configured to based on the near-infrared image enhance a contrast of a particular site in vivo.

（１０）前記照明ユニットと前記撮像ユニットがそれぞれ偏光子を有し、さらに、前記生体で反射して前記撮像ユニット中の偏光子に入射する偏光の偏光方向と該撮像ユニット中の偏光子の偏光方向とが直交するようにしたことを特徴とする上記（８）又は（９）に記載の内視鏡観察装置。 (10) The illumination unit and the imaging unit each have a polarizer, and further, the polarization direction of the polarized light that is reflected by the living body and incident on the polarizer in the imaging unit, and the polarization of the polarizer in the imaging unit The endoscope observation apparatus according to (8) or (9), wherein the direction is orthogonal to the direction.

（１１）前記光源ユニットと前記照明ユニットがライトガイドケーブルを介して接続され、前記照明ユニット中の偏光子が前記ライトガイドケーブルと前記照明ユニットの接続部に回転可能に配置されていることを特徴とする上記（１０）に記載の内視鏡観察装置。 (11) The light source unit and the illumination unit are connected via a light guide cable, and a polarizer in the illumination unit is rotatably disposed at a connection portion between the light guide cable and the illumination unit. The endoscope observation apparatus according to (10) above.

（１２）前記照明ユニットと前記撮像ユニットはそれぞれ別個の光路上に前記偏光子を有し、それぞれの前記偏光子は互いに偏光方向が直交するように配置されていることを特徴とする上記（１０）に記載の内視鏡観察装置。 (12) The illumination unit and the imaging unit each have the polarizer on separate optical paths, and the polarizers are arranged so that the polarization directions thereof are orthogonal to each other (10) ) Endoscope observation apparatus.

（１３）前記照明ユニットと前記撮像ユニットのうち、一方は１／２波長板と前記偏光子を有し、他方は前記一方とは異なる光路上に前記偏光子を有し、それぞれの前記偏光子は互いに偏光方向が同じになるように配置されていることを特徴とする上記（１０）に記載の内視鏡観察装置。 (13) Of the illumination unit and the imaging unit, one has a half-wave plate and the polarizer, and the other has the polarizer on an optical path different from the one, and each of the polarizers Are arranged so that their polarization directions are the same, the endoscope observation apparatus according to (10) above.

（１４）前記照明ユニットと前記撮像ユニットは１／４波長板と前記偏光子を共有し、前記１／４波長板と前記偏光子は、該１／４波長板の光学軸と該偏光子の偏光方向とのなす角度が４５°となるように配置されていることを特徴とする上記（１０）に記載の内視鏡観察装置。 (14) The illumination unit and the imaging unit share a ¼ wavelength plate and the polarizer, and the ¼ wavelength plate and the polarizer have an optical axis of the ¼ wavelength plate and the polarizer. The endoscope observation apparatus according to (10) above, wherein the endoscope observation apparatus is arranged so that an angle formed with the polarization direction is 45 °.

（１５）前記照明ユニットの光路上には、１２００ｎｍ以上２２００ｎｍ以下であって１４５０ｎｍを含む透過帯域を有するバンドパスフィルターが配置されていることを特徴とする上記（８）〜（１４）のいずれかに記載の内視鏡観察装置。 (15) Any one of the above (8) to (14), wherein a band pass filter having a transmission band of 1200 nm to 2200 nm and including 1450 nm is disposed on the optical path of the illumination unit. The endoscope observation apparatus described in 1.

（１６）前記撮像ユニットの光路上には、１２００ｎｍ以上２２００ｎｍ以下であって１４５０ｎｍを含む透過帯域を有するバンドパスフィルターが配置されていることを特徴とする上記（８）〜（１４）のいずれかに記載の内視鏡観察装置。 (16) Any of the above (8) to (14), wherein a band pass filter having a transmission band of 1200 nm to 2200 nm and including 1450 nm is disposed on the optical path of the imaging unit The endoscope observation apparatus described in 1.

（１７）前記照明ユニットの光路上には、１２００ｎｍ以上２２００ｎｍ以下であって１９００ｎｍを含む透過帯域を有するバンドパスフィルターが配置されていることを特徴とする上記（８）〜（１４）のいずれかに記載の内視鏡観察装置。 (17) Any of the above (8) to (14), wherein a band pass filter having a transmission band of 1200 nm to 2200 nm and including 1900 nm is disposed on the optical path of the illumination unit. The endoscope observation apparatus described in 1.

（１８）前記撮像ユニットの光路上には、１２００ｎｍ以上２２００ｎｍ以下であって１９００ｎｍを含む透過帯域を有するバンドパスフィルターが配置されていることを特徴とする上記（８）〜（１４）のいずれかに記載の内視鏡観察装置。 (18) Any one of (8) to (14) above, wherein a band pass filter having a transmission band of 1200 nm to 2200 nm and including 1900 nm is disposed on the optical path of the imaging unit. The endoscope observation apparatus described in 1.

（１９）前記照明ユニットの光路上には、１４５０±１００ｎｍの透過幅を有するバンドパスフィルターが配置されていることを特徴とする上記（８）〜（１４）のいずれかに記載の内視鏡観察装置。 (19) The endoscope according to any one of (8) to (14), wherein a band-pass filter having a transmission width of 1450 ± 100 nm is disposed on the optical path of the illumination unit. Observation device.

（２０）前記撮像ユニットの光路上には、１４５０±１００ｎｍの透過幅を有するバンドパスフィルターが配置されていることを特徴とする上記（８）〜（１４）のいずれかに記載の内視鏡観察装置。 (20) The endoscope according to any one of (8) to (14), wherein a band-pass filter having a transmission width of 1450 ± 100 nm is disposed on the optical path of the imaging unit. Observation device.

（２１）前記照明ユニットの光路上には、１９００±１００ｎｍの透過幅を有するバンドパスフィルターが配置されていることを特徴とする上記（８）〜（１４）のいずれかに記載の内視鏡観察装置。 (21) The endoscope according to any one of (8) to (14), wherein a band-pass filter having a transmission width of 1900 ± 100 nm is disposed on the optical path of the illumination unit. Observation device.

（２２）前記撮像ユニットの光路上には、１９００±１００ｎｍの透過幅を有するバンドパスフィルターが配置されていることを特徴とする上記（８）〜（１４）のいずれかに記載の内視鏡観察装置。 (22) The endoscope according to any one of (8) to (14) above, wherein a bandpass filter having a transmission width of 1900 ± 100 nm is disposed on the optical path of the imaging unit. Observation device.

（２３）前記生体を挟んで前記撮像ユニットと反対側の空間に挿入される反射板を備えていることを特徴とする上記（８）〜（１４）のいずれかに記載の内視鏡観察装置。 (23) The endoscope observation apparatus according to any one of (8) to (14), further including a reflector that is inserted into a space opposite to the imaging unit with the living body interposed therebetween. .

（２４）前記反射板に偏光解消板が付加されていることを特徴とする上記（２３）に記載の内視鏡観察装置。 (24) The endoscope observation apparatus according to (23), wherein a depolarization plate is added to the reflection plate.

（２５）前記反射板に１／４波長板が付加されていることを特徴とする上記（２３）に記載の内視鏡観察装置。 (25) The endoscope observation apparatus according to (23), wherein a quarter wave plate is added to the reflection plate.

本発明の内視鏡観察装置は、手術対象部位の血管の配置（走行状態）を正確に認識して低侵襲に外科手術を行うことが求められている医療の分野において特に有用である。   The endoscope observation apparatus of the present invention is particularly useful in the medical field where it is required to accurately recognize the placement (running state) of blood vessels at a site to be operated and perform a minimally invasive surgical operation.

波長が１０００ｎｍ以上の光に対する脂肪と血管の分光吸収特性を示すグラフである。It is a graph which shows the spectral absorption characteristic of the fat and the blood vessel with respect to the light whose wavelength is 1000 nm or more. 本発明の内視鏡観察装置を用いて血管の観察像のコントラストの状態を示す説明図であり、(a)は血管と脂肪の分光吸収特性に大きな変化がない波長領域（１４５０ｎｍ近傍、１９００ｎｍ近傍のいずれの波長も含まない）近赤外光を用いて観察した場合、(b)は血管と脂肪の分光吸収特性に大きな変化がある波長領域（１４５０ｎｍ近傍又は１９００ｎｍ近傍の波長を含む）近赤外光を用いて観察した場合をそれぞれ示している。It is explanatory drawing which shows the state of the contrast of the observation image of the blood vessel using the endoscope observation apparatus of this invention, (a) is a wavelength range (near 1450 nm, 1900 nm vicinity) with the big change in the spectral absorption characteristic of a blood vessel and fat. (B) is a wavelength region (including wavelengths in the vicinity of 1450 nm or 1900 nm) where there is a large change in the spectral absorption characteristics of blood vessels and fats. The case where it observed using external light is each shown. 本発明の実施例１にかかる内視鏡観察装置の概略構成を示す説明図である。It is explanatory drawing which shows schematic structure of the endoscope observation apparatus concerning Example 1 of this invention. バンドパスフィルターの分光透過率特性を示すグラフであり、(a)は１４５０ｎｍ±１００ｎｍの波長帯域を透過する特性を有するバンドパスフィルター、(b)は１９００ｎｍ±１００ｎｍの波長帯域を透過する特性を有するバンドパスフィルターをそれぞれ示している。It is a graph which shows the spectral transmittance characteristic of a band pass filter, (a) is a band pass filter which has the characteristic which permeate | transmits the wavelength range of 1450 nm +/- 100 nm, (b) has the characteristic which permeate | transmits the wavelength range of 1900 nm +/- 100 nm. Each bandpass filter is shown. 実施例１の内視鏡観察装置におけるハレーション防止手段として挿入部３１の先端部に設けられた、２つの偏光子の一配置例を示す説明図である。6 is an explanatory diagram illustrating an arrangement example of two polarizers provided at a distal end portion of an insertion portion 31 as halation preventing means in the endoscope observation apparatus of Embodiment 1. FIG. 実施例１の変形例にかかる内視鏡観察装置の概略構成を示す説明図である。10 is an explanatory diagram illustrating a schematic configuration of an endoscope observation apparatus according to a modification example of Example 1. FIG. 実施例１の変形例の内視鏡観察装置における光源装置２５’の一構成例を示す説明図であり、(a)は光源装置２５’の光路中に配置される回転ディスクの構成を示す平面図、(b)は光源装置２５’における回転ディスクの配置例を示す概略構成図である。It is explanatory drawing which shows one structural example of light source device 25 'in the endoscope observation apparatus of the modification of Example 1, (a) is a plane which shows the structure of the rotating disk arrange | positioned in the optical path of light source device 25'. FIG. 2B is a schematic configuration diagram showing an example of the arrangement of rotating disks in the light source device 25 ′. １７００ｎｍ±１００ｎｍの波長帯域を透過する特性を有するバンドパスフィルターの分光透過率特性を示すグラフである。It is a graph which shows the spectral transmittance characteristic of the band pass filter which has the characteristic which permeate | transmits the wavelength band of 1700 nm +/- 100nm. 実施例１の変形例の内視鏡観察装置における観察対象部位４０の画像のコントラストの強調処理手順の一例を示すフローチャートである。10 is a flowchart illustrating an example of a contrast enhancement processing procedure of an image of an observation target region 40 in an endoscope observation apparatus according to a modification of the first embodiment. 本発明の内視鏡観察装置におけるハレーション防止手段の他の構成例を示す説明図であり、(a)は側面図、(b)は平面図である。It is explanatory drawing which shows the other structural example of the halation prevention means in the endoscope observation apparatus of this invention, (a) is a side view, (b) is a top view. 本発明の内視鏡観察装置に適用可能なハレーション防止手段のさらに他の構成例を示す説明図であり、(a)は照明窓及び観察窓とハレーション防止手段との配置関係を示す平面図、(b)は(a)におけるハレーション防止手段の側面図、(c)は(b)の平面図である。It is an explanatory view showing still another configuration example of the halation prevention means applicable to the endoscope observation apparatus of the present invention, (a) is a plan view showing the arrangement relationship between the illumination window and the observation window and the halation prevention means, (b) is a side view of the halation preventing means in (a), and (c) is a plan view of (b). 本発明の実施例２かかる内視鏡観察装置の概略構成を示す説明図である。It is explanatory drawing which shows schematic structure of the endoscope observation apparatus concerning Example 2 of this invention. 実施例２の内視鏡観察装置における観察対象部位４０の画像のコントラストの強調処理手順の一例を示すフローチャートである。12 is a flowchart illustrating an example of a contrast enhancement processing procedure of an image of an observation target region 40 in the endoscope observation apparatus according to the second embodiment.

符号の説明Explanation of symbols

２Ｂ 生体の腹部
１３ バンドパスフィルター
１５ 撮像素子
１８ 胃大網
１９ 血管
２２ スコープ
２３ カメラヘッド
２４ ビデオスコープ
２５，２５’ 光源装置
２６ 画像処理ユニット
２７ ＴＶモニター
３１ 挿入部
３２ 把持部
３３ 接眼部
３４ ライトガイドケーブル
３５ ライトガイド
３６ ライトガイドコネクター
３７ ランプ点灯制御回路
３８ ランプ
３９ 集光レンズ
４０ 観察対象部位
４１ 対物レンズ
４２ リレー光学系
４３ 接眼レンズ
４４ 撮像レンズ
４５ 偏光素子
４５ａ，４５ｂ 偏光子
４５ｃ ４分の１波長板
４５ｃ’ ２分の１波長板
５１ 反射板
５５ 第２の光源装置
６５ 第２のライトガイドケーブル
６６ 照明用シース
６６ａ 手元側操作部
６６ｂ 先端 2B Abdominal part of living body 13 Band pass filter 15 Image sensor 18 Gastro-omentum 19 Blood vessel 22 Scope 23 Camera head 24 Video scope 25, 25 ′ Light source device 26 Image processing unit 27 TV monitor 31 Insertion unit 32 Grasping part 33 Eyepiece part 34 Light Guide cable 35 Light guide 36 Light guide connector 37 Lamp lighting control circuit 38 Lamp 39 Condensing lens 40 Observation target part 41 Objective lens 42 Relay optical system 43 Eyepiece 44 Imaging lens 45 Polarizing elements 45a and 45b Polarizer 45c 1/4 Wave plate 45c ′ Half-wave plate 51 Reflector plate 55 Second light source device 65 Second light guide cable 66 Illuminating sheath 66a Hand side operation section 66b Tip

Claims (8)

１２００ｎｍ以上の近赤外光の分光吸収特性の違いを利用して生体内の特定部位を識別する内視鏡観察装置であって、
１２００ｎｍ以上２２００ｎｍ以下であって１４５０ｎｍ近傍又は１９００ｎｍ近傍の波長を含む近赤外光を生体に照射するための照明光学系と、
前記生体が反射した前記近赤外光を撮像素子の撮像面に結像することにより該生体の近赤外画像を取得する撮像光学系を備え、
前記照明光学系と前記撮像光学系はそれぞれ偏光子を有し、さらに、
前記生体で反射して前記撮像光学系中の偏光子に入射する偏光の偏光方向と該撮像光学系中の偏光子の偏光方向とが直交するようにしたことを特徴とする内視鏡観察装置。 An endoscope observation apparatus for identifying a specific part in a living body using a difference in spectral absorption characteristics of near-infrared light of 1200 nm or more,
An illumination optical system for irradiating a living body with near-infrared light having a wavelength of 1200 nm to 2200 nm and having a wavelength near 1450 nm or 1900 nm;
An imaging optical system that obtains a near-infrared image of the living body by imaging the near-infrared light reflected by the living body on an imaging surface of an imaging device;
The illumination optical system and the imaging optical system each have a polarizer, and
An endoscope observation apparatus characterized in that a polarization direction of polarized light reflected by the living body and incident on a polarizer in the imaging optical system is orthogonal to a polarization direction of the polarizer in the imaging optical system . １２００ｎｍ以上の近赤外光の分光吸収特性の違いを利用して生体内の特定部位を識別する内視鏡観察装置であって、
１２００ｎｍ以上２２００ｎｍ以下であって１４５０ｎｍ近傍又は１９００ｎｍ近傍の波長を含む近赤外光を生体に照射するための照明光学系と、
前記生体が反射した前記近赤外光を撮像素子の撮像面に結像することにより該生体の近赤外画像を取得する撮像光学系を備え、
前記照明光学系と前記撮像光学系はそれぞれ別個の光路上に偏光子を有し、
それぞれの前記偏光子は互いに偏光方向が直交するように配置されている、
ことを特徴とする内視鏡観察装置。 An endoscope observation apparatus for identifying a specific part in a living body using a difference in spectral absorption characteristics of near-infrared light of 1200 nm or more,
An illumination optical system for irradiating a living body with near-infrared light having a wavelength of 1200 nm to 2200 nm and having a wavelength near 1450 nm or 1900 nm;
An imaging optical system that obtains a near-infrared image of the living body by imaging the near-infrared light reflected by the living body on an imaging surface of an imaging device;
The illumination optical system and the imaging optical system each have a polarizer on separate optical paths,
Each of the polarizers is disposed so that the polarization directions are orthogonal to each other.
An endoscope observation apparatus characterized by that. １２００ｎｍ以上の近赤外光の分光吸収特性の違いを利用して生体内の特定部位を識別する内視鏡観察装置であって、
１２００ｎｍ以上２２００ｎｍ以下であって１４５０ｎｍ近傍又は１９００ｎｍ近傍の波長を含む近赤外光を生体に照射するための照明光学系と、
前記生体が反射した前記近赤外光を撮像素子の撮像面に結像することにより該生体の近赤外画像を取得する撮像光学系を備え、
前記照明光学系と前記撮像光学系のうち、一方は１／２波長板と偏光子を有し、他方は前記一方とは異なる光路上に偏光子を有し、
それぞれの前記偏光子は互いに偏光方向が同じになるように配置されている、
ことを特徴とする内視鏡観察装置。 An endoscope observation apparatus for identifying a specific part in a living body using a difference in spectral absorption characteristics of near-infrared light of 1200 nm or more,
An illumination optical system for irradiating a living body with near-infrared light having a wavelength of 1200 nm to 2200 nm and having a wavelength near 1450 nm or 1900 nm;
An imaging optical system that obtains a near-infrared image of the living body by imaging the near-infrared light reflected by the living body on an imaging surface of an imaging device;
Of the illumination optical system and the imaging optical system, one has a half-wave plate and a polarizer, and the other has a polarizer on an optical path different from the one,
Each of the polarizers is disposed so that the polarization directions are the same with each other.
An endoscope observation apparatus characterized by that. １２００ｎｍ以上の近赤外光の分光吸収特性の違いを利用して生体内の特定部位を識別する内視鏡観察装置であって、
１２００ｎｍ以上２２００ｎｍ以下であって１４５０ｎｍ近傍又は１９００ｎｍ近傍の波長を含む近赤外光を生体に照射するための照明光学系と、
前記生体が反射した前記近赤外光を撮像素子の撮像面に結像することにより該生体の近赤外画像を取得する撮像光学系を備え、
前記照明光学系と前記撮像光学系は１／４波長板と偏光子を共有し、
前記１／４波長板と前記偏光子は、該１／４波長板の光学軸と該偏光子の偏光方向とのなす角度が４５°となるように配置されている、
ことを特徴とする内視鏡観察装置。 An endoscope observation apparatus for identifying a specific part in a living body using a difference in spectral absorption characteristics of near-infrared light of 1200 nm or more,
An illumination optical system for irradiating a living body with near-infrared light having a wavelength of 1200 nm to 2200 nm and having a wavelength near 1450 nm or 1900 nm;
An imaging optical system that obtains a near-infrared image of the living body by imaging the near-infrared light reflected by the living body on an imaging surface of an imaging device;
The illumination optical system and the imaging optical system share a ¼ wavelength plate and a polarizer,
The quarter-wave plate and the polarizer are arranged so that an angle formed by an optical axis of the quarter-wave plate and a polarization direction of the polarizer is 45 °.
An endoscope observation apparatus characterized by that. 前記照明光学系の光路上には、１２００ｎｍ以上２２００ｎｍ以下であって１４５０ｎｍを含む透過帯域を有するバンドパスフィルターが配置されていることを特徴とする請求項１〜４のいずれかに記載の内視鏡観察装置。 The internal vision according to any one of claims 1 to 4, wherein a band pass filter having a transmission band of 1200 nm to 2200 nm and including 1450 nm is disposed on the optical path of the illumination optical system. Mirror observation device. 前記撮像光学系の光路上には、１２００ｎｍ以上２２００ｎｍ以下であって１４５０ｎｍを含む透過帯域を有するバンドパスフィルターが配置されていることを特徴とする請求項１〜４のいずれかに記載の内視鏡観察装置。 The internal vision according to any one of claims 1 to 4, wherein a bandpass filter having a transmission band of 1200 nm to 2200 nm and including 1450 nm is disposed on an optical path of the imaging optical system. Mirror observation device. 前記照明光学系の光路上には、１２００ｎｍ以上２２００ｎｍ以下であって１９００ｎｍを含む透過帯域を有するバンドパスフィルターが配置されていることを特徴とする請求項１〜４のいずれかに記載の内視鏡観察装置。 The internal vision according to any one of claims 1 to 4, wherein a band pass filter having a transmission band of 1200 nm to 2200 nm and including 1900 nm is disposed on the optical path of the illumination optical system. Mirror observation device. 前記撮像光学系の光路上には、１２００ｎｍ以上２２００ｎｍ以下であって１９００ｎｍを含む透過帯域を有するバンドパスフィルターが配置されていることを特徴とする請求項１〜４のいずれかに記載の内視鏡観察装置。 The internal vision according to any one of claims 1 to 4, wherein a band pass filter having a transmission band of 1200 nm to 2200 nm and including 1900 nm is disposed on an optical path of the imaging optical system. Mirror observation device.
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