JP2011019829A - Method and apparatus for fluorescent photography - Google Patents

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Abstract

<P>PROBLEM TO BE SOLVED: To enable to acquire new intravital information, which includes information corresponding to a difference between a part where fluorescent intensity of a fluorescent reagent changes linearly and a part where the fluorescent intensity changes nonlinearly. <P>SOLUTION: A first laser beam and a second laser beam is irradiated respectively for making the fluorescent reagent generate light toward a subject to whom the fluorescent reagent is administered. The light intensity of the second laser beam is twice stronger than that of the first laser beam (light intensity that the fluorescent intensity of the fluorescent agent become saturated). The subject is irradiated successively with the first laser beam and the second laser beam, and the subject is photographed to acquire two kinds of fluorescent images. A difference image that shows the difference between the two fluorescent images are then generated and outputted. The difference image includes the information which corresponds to the difference between the part where the fluorescent intensity of the fluorescent reagent changes linearly and the part where the fluorescent intensity changes nonlinearly and thereby providing the new intravital information. <P>COPYRIGHT: (C)2011,JPO&INPIT

Description

本発明は蛍光撮影方法及び装置に係り、特に蛍光試薬が生体内に投与された被検体を撮影して蛍光画像を取得する技術に関する。   The present invention relates to a fluorescence imaging method and apparatus, and more particularly to a technique for acquiring a fluorescence image by imaging a subject to which a fluorescent reagent is administered in a living body.

インドシアニングリーン（ＩＣＧ）等の蛍光試薬を生体内に投与するとともに、前記蛍光試薬を発光させるための特定の波長域の励起光を照射し、この励起光によって発光した生体組織を撮影することにより、体内の血管や病巣部の位置を特定する蛍光イメージングが注目されている。   By injecting a fluorescent reagent such as indocyanine green (ICG) into the living body, irradiating excitation light in a specific wavelength range for causing the fluorescent reagent to emit light, and photographing the living tissue emitted by the excitation light Attention has been focused on fluorescence imaging for identifying the position of blood vessels and lesions in the body.

特許文献１、２には、蛍光薬剤を励起する第１の励起光と、体内に元来存在する自家発光物質を励起する第２の励起光を照射し、それぞれ発光した薬剤蛍光情報と自家蛍光情報とを個別に取得する技術が記載されている。   In Patent Documents 1 and 2, the first excitation light for exciting the fluorescent agent and the second excitation light for exciting the self-emitting substance originally present in the body are irradiated, and the emitted fluorescence information and autofluorescence are respectively emitted. A technique for individually acquiring information is described.

一方、蛍光試薬を一切使用せず、自家蛍光物質を励起し、生体組織から発した蛍光を撮像することで蛍光画像を取得するようにした蛍光内視鏡装置が提案されている（特許文献３）。   On the other hand, there has been proposed a fluorescence endoscope apparatus that acquires a fluorescent image by exciting a self-fluorescent substance and capturing fluorescence emitted from a living tissue without using any fluorescent reagent (Patent Document 3). ).

特開２００６−２６３０４４号公報JP 2006-263044 A 特開２００６−１８７５９８号公報JP 2006-187598 A 特許第４０１５３８３号公報Japanese Patent No. 4015383

特許文献１、２に記載の複数の励起光は、それぞれ蛍光薬剤と自家蛍光物質とを発光させるもので、波長帯域が異なるとともに発光させる対象も異なるものである。   The plurality of excitation lights described in Patent Documents 1 and 2 cause the fluorescent agent and the autofluorescent substance to emit light, respectively, and have different wavelength bands and different targets to be emitted.

一方、特許文献３には、波長の異なる励起光を被写体に照射し、被写体内の自家蛍光物質を発光させて複数の蛍光画像を取得し、複数の蛍光画像の差分画像を生成する記載があるが、波長の異なる励起光を被写体に照射する理由は、励起光の波長により生体の正常部位と病変部位との蛍光強度の比率が異なることを利用し（特許文献３の図２）、差分画像を求めることで病変部位と正常部位とを識別可能にするためである。   On the other hand, Patent Document 3 describes that a subject is irradiated with excitation light having different wavelengths, an autofluorescent substance in the subject is caused to emit light, a plurality of fluorescent images are acquired, and a difference image of the plurality of fluorescent images is generated. However, the reason for irradiating the subject with excitation light having different wavelengths is that the ratio of the fluorescence intensity between the normal part and the lesion part of the living body varies depending on the wavelength of the excitation light (FIG. 2 of Patent Document 3). This is because it is possible to distinguish between a lesion site and a normal site by obtaining.

特許文献３に記載の発明は、蛍光試薬を使用するものではないため、生体表面近傍の自家蛍光物質の蛍光画像しか得られない。   Since the invention described in Patent Document 3 does not use a fluorescent reagent, only a fluorescent image of an autofluorescent material near the surface of a living body can be obtained.

また、上記特許文献１から３には、いずれも励起光の光強度又は周波数が異なる励起光を被検体に照射する記載がない。   Further, none of Patent Documents 1 to 3 described above irradiates a subject with excitation light having different light intensity or frequency of excitation light.

本発明はこのような事情に鑑みてなされたもので、蛍光試薬が投与された被検体に対して励起光の照射光量を抑制しつつ、蛍光試薬の蛍光強度が線形に変化する部分と非線形に変化する部分との差に対応する情報を含んだ生体内の新規な情報を取得することができる蛍光撮影方法及び装置を提供することを目的とする。   The present invention has been made in view of such circumstances, and while suppressing the irradiation light amount of the excitation light to the subject to which the fluorescent reagent is administered, the fluorescent intensity of the fluorescent reagent is non-linear with the portion that changes linearly. It is an object of the present invention to provide a fluorescence imaging method and apparatus capable of acquiring new in-vivo information including information corresponding to a difference from a changing portion.

前記目的を達成するために請求項１に係る蛍光撮影装置は、蛍光試薬が投与された被検体に対して該蛍光試薬を発光させるための特定の波長域の複数の励起光を順次照射する手段であって、前記蛍光試薬の蛍光強度が非線形になるように変調された励起光を含む複数の励起光を照射する励起光照射手段と、撮像手段を含み、該撮像手段によって前記複数の励起光が順次照射された被検体を各励起光の照射に同期して撮影し、蛍光画像を順次取得する画像取得手段と、前記順次取得した蛍光画像の変化量を示す画像を生成する画像生成手段と、前記生成した画像を出力する画像出力手段と、を備えたことを特徴としている。   In order to achieve the object, the fluorescence imaging apparatus according to claim 1 sequentially irradiates a subject to which a fluorescent reagent is administered with a plurality of excitation lights in a specific wavelength range for causing the fluorescent reagent to emit light. An excitation light irradiating means for irradiating a plurality of excitation lights including excitation light modulated so that a fluorescence intensity of the fluorescent reagent becomes nonlinear, and an imaging means, and the plurality of excitation lights by the imaging means Are captured in synchronization with the irradiation of each excitation light, image acquisition means for sequentially acquiring fluorescence images, and image generation means for generating an image indicating the amount of change in the sequentially acquired fluorescence images; And an image output means for outputting the generated image.

本発明に係る励起光照射手段は、蛍光試薬を励起する複数の励起光を照射するが、特に蛍光試薬の蛍光強度が非線形になるように変調された励起光を含む複数の励起光を照射するようにしている。この複数の励起光が順次照射された被検体を撮影して複数の蛍光画像を取得し、複数の蛍光画像間の変化量を示す画像を生成して出力するようにしている。複数の蛍光画像間の変化量を示す画像は、蛍光試薬の蛍光強度がほぼ線形に変化する部分と非線形に変化する部分との差に対応する情報を含み、これにより生体内の新規な情報を取得することができる。例えば、体表面からの所望の深さに存在する蛍光試薬の蛍光画像が強調された画像が得られる。   The excitation light irradiation means according to the present invention irradiates a plurality of excitation lights for exciting the fluorescent reagent, and in particular, irradiates a plurality of excitation lights including excitation light modulated so that the fluorescence intensity of the fluorescent reagent becomes nonlinear. I am doing so. The subject to which the plurality of excitation lights are sequentially irradiated is photographed to obtain a plurality of fluorescence images, and an image showing the amount of change between the plurality of fluorescence images is generated and output. The image showing the amount of change between a plurality of fluorescent images includes information corresponding to the difference between the portion where the fluorescence intensity of the fluorescent reagent changes approximately linearly and the portion where it changes non-linearly. Can be acquired. For example, an image in which a fluorescent image of a fluorescent reagent existing at a desired depth from the body surface is enhanced is obtained.

請求項２に示すように請求項に１記載の蛍光撮影装置において、前記励起光照射手段は、前記励起光となるレーザ光を出力するレーザ光源と、前記レーザ光源を駆動するレーザドライバと、前記レーザドライバを制御して前記レーザ光源から出力されるレーザ光の振幅及び周波数のうちの少なくとも一方を変調させ、前記複数の励起光に対応するレーザ光を順次出力させる変調用信号発生手段と、を有することを特徴としている。   The fluorescence imaging apparatus according to claim 1, wherein the excitation light irradiation unit includes a laser light source that outputs a laser beam serving as the excitation light, a laser driver that drives the laser light source, Modulation signal generating means for controlling a laser driver to modulate at least one of the amplitude and frequency of laser light output from the laser light source and sequentially outputting laser light corresponding to the plurality of excitation lights; It is characterized by having.

請求項３に示すように請求項１又は２に記載の蛍光撮影装置において、前記画像生成手段は、前記順次取得した蛍光画像間の差分又は比率を算出し、その差分又は比率を示す画像を生成することを特徴としている。   3. The fluorescence imaging apparatus according to claim 1, wherein the image generation unit calculates a difference or ratio between the sequentially acquired fluorescence images, and generates an image indicating the difference or ratio. It is characterized by doing.

請求項４に示すように請求項１から３のいずれかに記載の蛍光撮影装置において、前記励起光照射手段は、前記蛍光試薬の蛍光強度がほぼ線形に変化する光強度範囲内の第１の励起光と、前記蛍光試薬の蛍光強度が非線形に変化する光強度範囲内の第２の励起光とを照射することを特徴としている。   The fluorescence imaging apparatus according to any one of claims 1 to 3, wherein the excitation light irradiation unit includes a first light source within a light intensity range in which the fluorescence intensity of the fluorescent reagent changes substantially linearly. It is characterized by irradiating excitation light and second excitation light within a light intensity range in which the fluorescence intensity of the fluorescent reagent changes nonlinearly.

請求項５に示すように請求項４に記載の蛍光撮影装置において、前記励起光照射手段は、１フレームの撮影時間内における前記第１の励起光の光量と、前記第２の励起光の光量とが等しくなるように照射することを特徴としている。前記第２の励起光は、前記第１の励起光よりも光強度が大きいが、発光時間（パスル幅）を短くすることで、光量が等しくなるようにしている。これにより、第３の励起光の光強度を大きくしても、単位時間当たりの生体への励起光の光量が大きくならないようにしている。   As shown in claim 5, in the fluorescence imaging apparatus according to claim 4, the excitation light irradiation means includes a light amount of the first excitation light and a light amount of the second excitation light within an imaging time of one frame. It is characterized by irradiating so as to be equal. The second excitation light has a light intensity greater than that of the first excitation light, but the light amount is made equal by shortening the light emission time (pulse width). Thereby, even if the light intensity of the third excitation light is increased, the light amount of the excitation light to the living body per unit time is not increased.

請求項６に示すように請求項４に記載の蛍光撮影装置において、前記励起光照射手段は、１フレームの撮影時間内における前記第１の励起光の光量に対して前記第２の励起光の光量が大きくなるように照射することを特徴としている。尚、前記第２の励起光の光量を基準にすると、前記第１の励起光の光量は基準の光量よりも小さくなるようにしている。   According to a sixth aspect of the present invention, in the fluorescence imaging apparatus according to the fourth aspect, the excitation light irradiating means may emit the second excitation light with respect to the amount of the first excitation light within the imaging time of one frame. It is characterized by irradiating so as to increase the amount of light. When the light quantity of the second excitation light is used as a reference, the light quantity of the first excitation light is made smaller than the reference light quantity.

請求項７に示すように請求項４から６のいずれかに記載の蛍光撮影装置において、前記励起光照射手段は、前記第１の励起光の光強度に対する前記第２の励起光の光強度の比が２倍から３倍になるように振幅変調することを特徴としている。この範囲内の励起光の光強度であれば、生体への影響はない。   The fluorescence imaging apparatus according to any one of claims 4 to 6, wherein the excitation light irradiation means has a light intensity of the second excitation light with respect to a light intensity of the first excitation light. It is characterized by amplitude modulation so that the ratio becomes 2 to 3 times. If it is the light intensity of the excitation light within this range, there is no influence on the living body.

請求項８に示すように請求項１から７のいずれかに記載の蛍光撮影装置において、前記励起光照射手段は、前記蛍光試薬の蛍光寿命の影響を受けない周波数の第１の励起光と、前記蛍光試薬の蛍光寿命の影響を受ける周波数の第２の励起光とを照射することを特徴としている。   As shown in claim 8, in the fluorescence imaging apparatus according to any one of claims 1 to 7, the excitation light irradiation means includes first excitation light having a frequency not affected by a fluorescence lifetime of the fluorescent reagent, The second excitation light having a frequency affected by the fluorescence lifetime of the fluorescent reagent is irradiated.

請求項９に示すように請求項８に記載の蛍光撮影装置において、前記励起光照射手段は、前記第２の励起光の周波数が、前記蛍光試薬の蛍光寿命の逆数以上の周波数になるように周波数変調することを特徴としている。これによれば、蛍光試薬の蛍光寿命の蛍光光量を有効に取得することができ、この蛍光寿命の蛍光光量に対応する情報を得ることができる。尚、蛍光試薬の蛍光寿命は、ナノ秒オーダーであるため、前記第２の励起光の周波数は、ギガヘルツオーダーになる。   As shown in claim 9, in the fluorescence imaging apparatus according to claim 8, the excitation light irradiation means is arranged so that the frequency of the second excitation light is equal to or higher than the reciprocal of the fluorescence lifetime of the fluorescence reagent. It is characterized by frequency modulation. According to this, it is possible to effectively acquire the fluorescence light amount of the fluorescence life of the fluorescent reagent, and it is possible to obtain information corresponding to the fluorescence light amount of this fluorescence life. Since the fluorescence lifetime of the fluorescent reagent is on the order of nanoseconds, the frequency of the second excitation light is on the order of gigahertz.

請求項１０に示すように請求項１から９のいずれかに記載の蛍光撮影装置において、前記励起光照射手段は、前記複数の励起光を所定の順番で繰り返し照射し、前記画像取得手段は、前記撮像手段を介して時系列の蛍光画像を取得し、前記画像生成手段は、前記取得した時系列の蛍光画像の変化量を示す画像を順次生成し、前記画像出力手段は、前記順次生成した画像を出力することを特徴としている。   As shown in claim 10, in the fluorescence imaging apparatus according to any one of claims 1 to 9, the excitation light irradiation unit repeatedly irradiates the plurality of excitation lights in a predetermined order, and the image acquisition unit includes: A time-series fluorescence image is acquired via the imaging unit, the image generation unit sequentially generates an image showing the amount of change in the acquired time-series fluorescence image, and the image output unit generates the sequential It is characterized by outputting images.

請求項１１に係る蛍光撮影方法は、蛍光試薬が投与された被検体に対して該蛍光試薬を発光させるための特定の波長域の複数の励起光を順次照射する工程であって、前記蛍光試薬の蛍光強度が非線形になるように変調された励起光を含む複数の励起光を照射する励起光照射工程と、撮像手段によって前記複数の励起光が順次照射された被検体を各励起光の照射に同期して撮影し、蛍光画像を順次取得する画像取得工程と、前記順次取得した蛍光画像の変化量を示す画像を生成する画像生成工程と、前記生成した画像を出力する画像出力工程と、を含むことを特徴としている。   The fluorescence imaging method according to claim 11 is a step of sequentially irradiating a subject to which a fluorescent reagent is administered with a plurality of excitation lights in a specific wavelength range for causing the fluorescent reagent to emit light, the fluorescent reagent An excitation light irradiation step of irradiating a plurality of excitation lights including excitation light modulated so that the fluorescence intensity of the light becomes non-linear, and irradiation of each subject with the plurality of excitation lights sequentially irradiated by the imaging means An image acquisition step of sequentially acquiring fluorescent images, an image generation step of generating an image showing a change amount of the sequentially acquired fluorescent images, an image output step of outputting the generated image, It is characterized by including.

請求項１２に示すように請求項１１に記載の蛍光撮影方法において、前記励起光照射工程は、レーザ光源から出力されるレーザ光の振幅及び周波数のうちの少なくとも一方を変調させ、前記複数の励起光に対応するレーザ光を順次出力させることを特徴としている。   12. The fluorescence imaging method according to claim 11, wherein the excitation light irradiation step modulates at least one of an amplitude and a frequency of a laser beam output from a laser light source, and the plurality of excitations are performed. The laser light corresponding to the light is sequentially output.

請求項１３に示すように請求項１１又は１２に記載の蛍光撮影方法において、前記画像生成工程は、前記順次取得した蛍光画像間の差分又は比率を算出し、その差分又は比率を示す画像を生成することを特徴としている。   13. The fluorescence imaging method according to claim 11 or 12, wherein the image generation step calculates a difference or a ratio between the sequentially acquired fluorescent images and generates an image indicating the difference or ratio. It is characterized by doing.

請求項１４に示すように請求項１１から１３のいずれかに記載の蛍光撮影方法において、前記励起光照射工程は、前記蛍光試薬の蛍光強度がほぼ線形に変化する光強度範囲内の第１の励起光と、前記蛍光試薬の蛍光強度が非線形に変化する光強度範囲内の第２の励起光とを照射することを特徴としている。   14. The fluorescence imaging method according to claim 11, wherein the excitation light irradiation step includes a first step within a light intensity range in which the fluorescence intensity of the fluorescent reagent changes substantially linearly. It is characterized by irradiating excitation light and second excitation light within a light intensity range in which the fluorescence intensity of the fluorescent reagent changes nonlinearly.

請求項１５に示すように請求項１４に記載の蛍光撮影方法において、前記励起光照射工程は、１フレームの撮影時間内における前記第１の励起光の光量と、前記第２の励起光の光量とが等しくなるように照射することを特徴としている。   15. The fluorescence imaging method according to claim 14, wherein the excitation light irradiating step includes a light amount of the first excitation light and a light amount of the second excitation light within an imaging time of one frame. It is characterized by irradiating so as to be equal.

請求項１６に示すように請求項１４に記載の蛍光撮影方法において、前記励起光照射工程は、１フレームの撮影時間内における前記第１の励起光の光量に対して前記第２の励起光の光量が大きくなるように照射することを特徴としている。   16. The fluorescence imaging method according to claim 14, wherein the excitation light irradiating step includes the second excitation light with respect to the amount of the first excitation light within one frame imaging time. It is characterized by irradiating so as to increase the amount of light.

請求項１７に示すように請求項１４から１６のいずれかに記載の蛍光撮影方法において、前記第２の励起光の光強度は、前記第１の励起光の光強度の２倍から３倍であることを特徴としている。   The fluorescence imaging method according to any one of claims 14 to 16, wherein the light intensity of the second excitation light is 2 to 3 times the light intensity of the first excitation light. It is characterized by being.

請求項１８に示すように請求項１１から１７のいずれかに記載の蛍光撮影方法において、前記励起光照射工程は、前記蛍光試薬の蛍光寿命の影響を受けない周波数の第１の励起光と、前記蛍光試薬の蛍光寿命の影響を受ける周波数の第２の励起光とを照射することを特徴としている。   As shown in claim 18, in the fluorescence imaging method according to any one of claims 11 to 17, the excitation light irradiation step includes a first excitation light having a frequency not affected by a fluorescence lifetime of the fluorescent reagent, The second excitation light having a frequency affected by the fluorescence lifetime of the fluorescent reagent is irradiated.

請求項１９に示すように請求項１８に記載の蛍光撮影方法において、前記第２の励起光の周波数は、前記蛍光試薬の蛍光寿命の逆数以上の周波数であることを特徴としている。   As shown in claim 19, in the fluorescence imaging method according to claim 18, the frequency of the second excitation light is a frequency equal to or higher than the reciprocal of the fluorescence lifetime of the fluorescent reagent.

請求項２０に示すように請求項１１から１９のいずれかに記載の蛍光撮影方法において、前記励起光照射工程は、前記複数の励起光を所定の順番で繰り返し照射し、前記画像取得工程は、前記撮像手段を介して時系列の蛍光画像を取得し、前記画像生成工程は、前記取得した時系列の蛍光画像の変化量を示す画像を順次生成し、前記画像出力手段は、前記順次生成した画像を出力することを特徴としている。   In the fluorescence imaging method according to any one of claims 11 to 19, as shown in claim 20, the excitation light irradiation step repeatedly irradiates the plurality of excitation lights in a predetermined order, and the image acquisition step includes: A time-series fluorescence image is acquired via the imaging unit, and the image generation step sequentially generates an image showing a change amount of the acquired time-series fluorescence image, and the image output unit generates the sequence It is characterized by outputting images.

本発明によれば、蛍光試薬の蛍光強度が非線形になるように変調された励起光を含む複数の励起光を順次照射して複数の蛍光画像を取得し、複数の蛍光画像間の変化量を示す画像を得るようにしたため、蛍光試薬が投与された被検体に対して励起光の照射光量を抑制しつつ、蛍光試薬の蛍光強度がほぼ線形に変化する部分と非線形に変化する部分との差に対応する情報を含んだ生体内の新規な情報を取得することができる。   According to the present invention, a plurality of excitation images including excitation light modulated so that the fluorescence intensity of the fluorescent reagent becomes nonlinear is sequentially irradiated to acquire a plurality of fluorescence images, and the amount of change between the plurality of fluorescence images is calculated. Since the image shown is obtained, the difference between the portion where the fluorescence intensity of the fluorescent reagent changes approximately linearly and the portion where it changes nonlinearly while suppressing the amount of excitation light applied to the subject to which the fluorescent reagent is administered. It is possible to obtain new in-vivo information including information corresponding to.

図１は本発明が適用される蛍光撮影装置の実施形態を示す外観図である。FIG. 1 is an external view showing an embodiment of a fluorescence imaging apparatus to which the present invention is applied. 図２は腹腔鏡を使用した腹腔鏡手術の模式図である。FIG. 2 is a schematic diagram of laparoscopic surgery using a laparoscope. 図３は蛍光撮影装置の内部構成を示すブロック図である。FIG. 3 is a block diagram showing the internal configuration of the fluorescence imaging apparatus. 図４は回転フィルタの平面図である。FIG. 4 is a plan view of the rotary filter. 図５は光の波長と生体組織の光吸収率との関係を示すグラフである。FIG. 5 is a graph showing the relationship between the wavelength of light and the light absorption rate of living tissue. 図６は本発明の第１の実施形態を説明するために用いた図である。FIG. 6 is a diagram used for explaining the first embodiment of the present invention. 図７は本発明に係る蛍光撮影方法の手順を示すフローチャートである。FIG. 7 is a flowchart showing the procedure of the fluorescence imaging method according to the present invention. 図８は可視光及び励起光を交互に被検体に照射した場合の信号処理のタイミングチャートである。FIG. 8 is a timing chart of signal processing when the subject is irradiated with visible light and excitation light alternately. 図９は光強度及びパルス幅が異なる第１のレーザ光と第２のレーザ光とが交互に出力されるレーザ光の波形図である。FIG. 9 is a waveform diagram of laser light in which first laser light and second laser light having different light intensities and pulse widths are alternately output. 図１０は図３に示した光源装置内のレーザ光を発光するレーザ制御部及び半導体レーザ（ＬＤ）のブロック図である。FIG. 10 is a block diagram of a laser control unit that emits laser light and a semiconductor laser (LD) in the light source device shown in FIG. 図１１は差分画像を含む合成画像が表示されたモニタ画面の一例を示す図である。FIG. 11 is a diagram illustrating an example of a monitor screen on which a composite image including a difference image is displayed. 図１２は本発明の第２の実施形態を説明するために用いた図である。FIG. 12 is a diagram used for explaining the second embodiment of the present invention. 図１３は本発明の第３の実施形態を説明するために用いた図であり、３種類のレーザ光を示す波形図である。FIG. 13 is a diagram used for explaining the third embodiment of the present invention, and is a waveform diagram showing three types of laser beams. 図１４は本発明の第４の実施形態を説明するために用いた図である。FIG. 14 is a diagram used for explaining a fourth embodiment of the present invention. 図１５は本発明の第４の実施形態に関わる蛍光寿命を説明するために用いた図である。FIG. 15 is a diagram used for explaining the fluorescence lifetime according to the fourth embodiment of the present invention. 図１６は本発明の第４の実施形態に係る２種類のレーザ光を示す波形図である。FIG. 16 is a waveform diagram showing two types of laser beams according to the fourth embodiment of the present invention. 図１７は図３に示した光源装置内のレーザ光を発光するレーザ制御部及び半導体レーザ（ＬＤ）の他の実施形態を示すブロック図である。FIG. 17 is a block diagram showing another embodiment of a laser control unit for emitting laser light and a semiconductor laser (LD) in the light source device shown in FIG.

以下、添付図面に従って本発明に係る蛍光画像の撮影方法及び装置の実施形態について説明する。   Embodiments of a fluorescent image capturing method and apparatus according to the present invention will be described below with reference to the accompanying drawings.

＜撮影装置の外観＞
図１は本発明が適用される蛍光撮影装置の実施形態を示す外観図である。 <Appearance of photographing device>
FIG. 1 is an external view showing an embodiment of a fluorescence imaging apparatus to which the present invention is applied.

図１に示すように、この蛍光撮影装置１０は、主として内視鏡の一種である腹腔鏡１００と、プロセッサ２００と、光源装置３００と、モニタ装置４００とから構成されている。尚、プロセッサ２００は、光源装置３００を内蔵するように構成されていてもよい。   As shown in FIG. 1, the fluorescence imaging apparatus 10 mainly includes a laparoscope 100 that is a kind of endoscope, a processor 200, a light source device 300, and a monitor device 400. Note that the processor 200 may be configured to incorporate the light source device 300.

腹腔鏡１００は、電気コネクタ１１０及びライトガイド（ＬＧ）コネクタ１２０を介してそれぞれプロセッサ２００及び光源装置３００に着脱自在に取り付けられるようになっている。腹腔鏡１００で撮影された被検体を示す画像は、プロセッサ２００によって適宜画像処理された後、モニタ装置４００に出力され、ここで術者によって観察される。   The laparoscope 100 is detachably attached to the processor 200 and the light source device 300 via an electrical connector 110 and a light guide (LG) connector 120, respectively. An image showing the subject imaged by the laparoscope 100 is appropriately subjected to image processing by the processor 200 and then output to the monitor device 400 where it is observed by the operator.

図２は腹腔鏡１００を使用した腹腔鏡手術の模式図である。腹腔鏡手術では、腹壁に数カ所の穴を開け、トロッカ２０を介して腹腔鏡１００の挿入部先端１００Ａや、内視鏡手術に使用する電気メス３０、鉗子等の処置具を挿入するとともに、炭酸ガスや空気を入れて腹壁を膨らませる。   FIG. 2 is a schematic diagram of laparoscopic surgery using the laparoscope 100. In laparoscopic surgery, several holes are opened in the abdominal wall, and a distal end 100A of the laparoscope 100, an electric scalpel 30 used for endoscopic surgery, and a treatment tool such as forceps are inserted through the trocar 20 and carbonic acid. Add gas or air to inflate the abdominal wall.

術者は、腹腔鏡１００によって撮影した手術対象部位をモニタ装置４００で観察しながら、処置具を操作して手術を進める。   The surgeon advances the operation by operating the treatment tool while observing the surgical target site imaged by the laparoscope 100 with the monitor device 400.

＜撮影装置の内部構成＞
図３は蛍光撮影装置１０の内部構成を示すブロック図である。 <Internal configuration of photographing device>
FIG. 3 is a block diagram showing the internal configuration of the fluorescence imaging apparatus 10.

［腹腔鏡］
腹腔鏡１００の挿入部先端１００Ａには、対物レンズ１３０、撮像素子（ＣＣＤ）１４０及び照明レンズ１５０が配設されている。 [Laparoscope]
An objective lens 130, an image sensor (CCD) 140, and an illumination lens 150 are disposed at the insertion portion distal end 100A of the laparoscope 100.

対物レンズ１３０は、被検体をＣＣＤ１４０の受光面に結像させ、ＣＣＤ１４０は、受光面上に結像された被検体像を各受光素子によって電気信号に変換する。この実施形態のＣＣＤ１４は、３原色の赤（Ｒ）、緑（Ｇ）、青（Ｂ）のカラーフィルタが所定の配列（ベイヤー配列、ハニカム配列）で各画素ごとに配設されたカラーＣＣＤである。   The objective lens 130 forms an image of the subject on the light receiving surface of the CCD 140, and the CCD 140 converts the subject image formed on the light receiving surface into an electric signal by each light receiving element. The CCD 14 of this embodiment is a color CCD in which three primary color red (R), green (G), and blue (B) color filters are arranged for each pixel in a predetermined arrangement (Bayer arrangement, honeycomb arrangement). is there.

また、腹腔鏡１００の内部には、ＣＣＤ１４０を駆動し、またＣＣＤ出力を取り出すための配線１６０が設けられるとともに、ライトガイド１７０が設けられている。   Further, inside the laparoscope 100, a wiring 160 for driving the CCD 140 and taking out the CCD output is provided, and a light guide 170 is provided.

ライトガイド１７０の一端１７０Ａは、ＬＧコネクタ１２０を介して光源装置３００に接続され、ライトガイド１７０他端１７０Ｂは、照明レンズ１５０に対面している。光源装置３００から発せられた光は、ライトガイド１７０を経由して照明レンズ１５０から出射され、対物レンズ１３０の視野範囲を照明する。   One end 170 </ b> A of the light guide 170 is connected to the light source device 300 via the LG connector 120, and the other end 170 </ b> B of the light guide 170 faces the illumination lens 150. The light emitted from the light source device 300 is emitted from the illumination lens 150 via the light guide 170 and illuminates the visual field range of the objective lens 130.

尚、この実施形態の腹腔鏡１００は、ＣＣＤ１４０の前面に赤外カットフィルタが設けられていない点を除いて、一般の腹腔鏡と同じ構成を有している。   The laparoscope 100 of this embodiment has the same configuration as a general laparoscope except that an infrared cut filter is not provided on the front surface of the CCD 140.

［プロセッサ］
プロセッサ２００は、主として中央処理装置（ＣＰＵ）２１０、アナログ・フロント・エンド（ＡＦＥ）２２０、画像入力コントローラ２２２、通常画像処理部２２４、蛍光画像処理部２２６、画像合成部２３０、ＣＣＤドライバ２４０、タイミングジェネレータ（ＴＧ）２４２、メモリ２４６、ビデオ出力部２４８、及び操作部２５４から構成されている。 [Processor]
The processor 200 mainly includes a central processing unit (CPU) 210, an analog front end (AFE) 220, an image input controller 222, a normal image processing unit 224, a fluorescence image processing unit 226, an image composition unit 230, a CCD driver 240, a timing. A generator (TG) 242, a memory 246, a video output unit 248, and an operation unit 254 are included.

ＣＰＵ２１０は、プログラムＲＯＭを内蔵しており、このプログラムＲＯＭにはＣＰＵ２１０が実行する制御プログラムのほか、制御に必要な各種データ等が記録されている。ＣＰＵ２１０は、操作部２５４からの撮影の指示等の指示入力に基づきプログラムＲＯＭに記録された制御プログラムをメモリ２４６に読み出し、逐次実行することにより各部を制御する。尚、メモリ２４６は、プログラムの実行処理領域として利用されるほか、画像データ等の一時記憶領域、各種作業領域として利用される。   The CPU 210 has a built-in program ROM in which various data necessary for control are recorded in addition to the control program executed by the CPU 210. The CPU 210 controls each unit by reading a control program recorded in the program ROM into the memory 246 based on an instruction input such as a shooting instruction from the operation unit 254 and sequentially executing the control program. The memory 246 is used as a program execution processing area, a temporary storage area for image data, and various work areas.

腹腔鏡１００内のＣＣＤ１４０は、ＴＧ２４２からＣＣＤドライバ２４０を介して供給される垂直転送クロック及び水平転送クロックに同期して、各画素に蓄積された電荷を１ラインずつシリアルな画像信号として出力する。ＣＰＵ２１０は、ＴＧ２４２を制御して、ＣＣＤ１４０の駆動を制御する。   The CCD 140 in the laparoscope 100 outputs the charges accumulated in each pixel as a serial image signal line by line in synchronization with the vertical transfer clock and horizontal transfer clock supplied from the TG 242 via the CCD driver 240. The CPU 210 controls the driving of the CCD 140 by controlling the TG 242.

操作部２５４は、撮影の開始及び終了を指示するスイッチのほか、図示しない記録媒体への撮影画像の記録指示等を指示するスイッチを有する。   The operation unit 254 includes a switch for instructing start and end of shooting, and a command for recording a shot image on a recording medium (not shown).

ＣＣＤ１４０から出力される画像信号は、アナログ信号であり、このアナログの画像信号は、ＡＦＥ２２０に取り込まれる。ＡＦＥ２２０は、相関二重サンプリング回路（ＣＤＳ）、及び自動ゲインコントロール回路（ＡＧＣ）、及びＡＤ変換器（ＡＤＣ）を含んで構成されている。ＣＤＳは、画像信号に含まれるノイズの除去を行い、ＡＧＣは、ノイズ除去された画像信号を所定のゲインで増幅し、ＡＤＣは、アナログの画像信号を所定ビットの階調幅を持ったデジタルの画像信号に変換する。   The image signal output from the CCD 140 is an analog signal, and this analog image signal is taken into the AFE 220. The AFE 220 includes a correlated double sampling circuit (CDS), an automatic gain control circuit (AGC), and an AD converter (ADC). The CDS removes noise contained in the image signal, the AGC amplifies the noise-removed image signal with a predetermined gain, and the ADC converts the analog image signal into a digital image having a gradation width of a predetermined bit. Convert to signal.

画像入力コントローラ２２２は、所定容量のラインバッファを内蔵しており、ＡＦＥ２２０から出力された１フレーム分の画像信号を蓄積する。この画像入力コントローラ２２２に蓄積された１フレーム分の画像信号は、バス２５６を介してメモリ２４６に格納される。   The image input controller 222 has a built-in line buffer having a predetermined capacity, and stores an image signal for one frame output from the AFE 220. The image signal for one frame accumulated in the image input controller 222 is stored in the memory 246 via the bus 256.

バス２５６には、上記ＣＰＵ２１０、メモリ２４６、画像入力コントローラ２２２のほか、通常画像処理部２２４、蛍光画像処理部２２６、画像合成部２３０、ビデオ出力部２４８等が接続されており、これらはバス２５６を介して互いに情報を送受信できるようになっている。   In addition to the CPU 210, the memory 246, and the image input controller 222, the normal image processing unit 224, the fluorescent image processing unit 226, the image composition unit 230, the video output unit 248, and the like are connected to the bus 256. It is possible to send and receive information to and from each other.

メモリ２４６に格納された１フレーム分の画像信号は、通常画像処理部２２４又は蛍光画像処理部２２６に取り込まれ、それぞれ必要な画像処理が施される。通常画像処理部２２４、及び蛍光画像処理部２２６によって処理された画像は、画像合成部２３０によって合成される。尚、通常画像処理部２２４、蛍光画像処理部２２６、及び画像合成部２３０の詳細については後述する。   The image signal for one frame stored in the memory 246 is taken into the normal image processing unit 224 or the fluorescence image processing unit 226 and subjected to necessary image processing. The images processed by the normal image processing unit 224 and the fluorescence image processing unit 226 are combined by the image combining unit 230. Details of the normal image processing unit 224, the fluorescence image processing unit 226, and the image composition unit 230 will be described later.

画像合成部２３０によって合成された合成画像は、ビデオ出力部２４８によってモニタ装置４００用の映像信号に変換され、モニタ装置４００に出力される。   The synthesized image synthesized by the image synthesis unit 230 is converted into a video signal for the monitor device 400 by the video output unit 248 and output to the monitor device 400.

［光源装置］
光源装置３００は、主として白色の光源３１０、回転フィルタ３２０、絞り３３０、集光レンズ３４０、モータ駆動回路３５０、モータ３６０、自動光量調整回路（ＡＬＣ）３７０、レーザ制御部３８０、半導体レーザ３９０、反射ミラー３９２、及びハーフミラー３９４から構成されており、可視光と、特定の波長域（近赤外域）の励起光（レーザ光）とを交互にライトガイド１７０に入射させる機能を備えている。 [Light source device]
The light source device 300 mainly includes a white light source 310, a rotary filter 320, a diaphragm 330, a condenser lens 340, a motor drive circuit 350, a motor 360, an automatic light amount adjustment circuit (ALC) 370, a laser control unit 380, a semiconductor laser 390, a reflection. It is composed of a mirror 392 and a half mirror 394, and has a function of making visible light and excitation light (laser light) in a specific wavelength region (near infrared region) alternately incident on the light guide 170.

光源３１０としては、例えばハロゲンランプを使用することができる。ハロゲンランプから発せられる白色光は、４００ｎｍ〜１８００ｎｍの波長域を有している。回転フィルタ３２０は、その回転位置に応じて可視光のみを透過させる。   As the light source 310, for example, a halogen lamp can be used. White light emitted from the halogen lamp has a wavelength range of 400 nm to 1800 nm. The rotary filter 320 transmits only visible light according to the rotational position.

図４は回転フィルタ３２０の平面図である。同図に示すように、回転フィルタ３２０には、赤外カットフィルタ３２２と、遮光部３２４とが設けられており、回転フィルタ３２０は、赤外カットフィルタ３２２が光源３１０の前面に位置する場合には、可視光（４００ｎｍ〜７００ｎｍ）のみを透過させ、遮光部３２４が光源３１０の前面に位置する場合には、光源３１０から出射される白色光を遮光する。   FIG. 4 is a plan view of the rotary filter 320. As shown in the figure, the rotary filter 320 is provided with an infrared cut filter 322 and a light shielding portion 324, and the rotary filter 320 is provided when the infrared cut filter 322 is positioned in front of the light source 310. Transmits only visible light (400 nm to 700 nm), and shields white light emitted from the light source 310 when the light shielding unit 324 is positioned in front of the light source 310.

モータ駆動回路３５０は、モータ３６０に駆動信号を出力し、回転フィルタ３２０を３０回／秒の速度で回転させるとともに、ＴＧ２４２からの垂直同期信号に同期して赤外カットフィルタ３２２と遮光部とが切り替わるように位相を制御している。   The motor drive circuit 350 outputs a drive signal to the motor 360, rotates the rotary filter 320 at a speed of 30 times / second, and the infrared cut filter 322 and the light shielding unit are synchronized with the vertical synchronization signal from the TG 242. The phase is controlled to switch.

回転フィルタ３２０を透過した光は、絞り３３０、集光レンズ３４０及びハーフミラー３９４を介してライトガイド１７０の端面に導かれる。   The light transmitted through the rotary filter 320 is guided to the end face of the light guide 170 through the diaphragm 330, the condenser lens 340, and the half mirror 394.

ＡＬＣ３７０は、ＣＰＵ２１０から加えられる撮影画像の明るさ情報に基づいて絞り３３０を制御し、撮影画像が一定の明るさに維持されるようにライトガイド１７０に入射させる光量を調整する。これにより、ハレーション等が生じないようにしている。   The ALC 370 controls the diaphragm 330 based on the brightness information of the captured image applied from the CPU 210, and adjusts the amount of light incident on the light guide 170 so that the captured image is maintained at a constant brightness. This prevents halation or the like from occurring.

また、励起光（レーザ光）を発光させる場合には、レーザ制御部３８０により半導体レーザ３９０から所定の周期でレーザ光が発光されるように制御する。即ち、半導体レーザ３９０の発光期間は、光源３１０から発光された白色光が回転フィルタ３２０の遮光部３２４によって遮光される遮光期間に同期するように制御される。   In addition, when emitting excitation light (laser light), the laser control unit 380 controls the semiconductor laser 390 to emit laser light at a predetermined cycle. That is, the light emission period of the semiconductor laser 390 is controlled to be synchronized with the light shielding period in which the white light emitted from the light source 310 is shielded by the light shielding unit 324 of the rotary filter 320.

半導体レーザ３９０は、８００ｎｍ付近の近赤外域のレーザ光（励起光）を発光することができ、この励起光は、反射ミラー５２０及びハーフミラー５３０を介してライトガイド１７０の入射端面に入射する。   The semiconductor laser 390 can emit near-infrared laser light (excitation light) near 800 nm, and this excitation light is incident on the incident end face of the light guide 170 via the reflection mirror 520 and the half mirror 530.

尚、光源３１０の代わりに、白色発光ダイオードを使用することができ、この白色発光ダイオードをＯＮ／ＯＦＦ制御することより、回転フィルタ３２０等を省略することができる。   A white light emitting diode can be used instead of the light source 310, and the rotary filter 320 and the like can be omitted by controlling the white light emitting diode on / off.

上記構成の光源装置３００により可視光をライトガイド１７０に入射させると、腹腔鏡１００では、カラー画像（通常画像）を撮影することができ、励起光をライトガイド１７０に入射させると、腹腔鏡１００では、励起光によって蛍光発光する生体組織の蛍光画像を撮影することができる。   When visible light is incident on the light guide 170 by the light source device 300 having the above configuration, the laparoscope 100 can capture a color image (normal image). When the excitation light is incident on the light guide 170, the laparoscope 100 Then, it is possible to take a fluorescent image of a living tissue that emits fluorescence by excitation light.

［蛍光画像の取得方法］
光を使って生体組織内の情報を得るためには、生体組織が吸収する波長域の光を避ける必要がある。図５に示すように７００ｎｍ以下の可視光の波長域では、ヘモグロビンの吸収があり、１０００ｎｍ以上の波長域では、水の吸収があるため、この波長域の光は使用できない。７００ｎｍ〜１０００ｎｍの波長域（近赤外域）の光は、生体組織を比較的よく透過するため、「生体の分光学的窓」と呼ばれている。即ち、前述した近赤外域の励起光は、生体組織を比較的よく透過する光である。 [Fluorescence image acquisition method]
In order to obtain information in living tissue using light, it is necessary to avoid light in a wavelength range that is absorbed by the living tissue. As shown in FIG. 5, in the wavelength range of visible light of 700 nm or less, there is absorption of hemoglobin, and in the wavelength range of 1000 nm or more, there is water absorption, so light in this wavelength range cannot be used. Light in the wavelength range of 700 nm to 1000 nm (near infrared region) is referred to as a “biological spectroscopic window” because it passes through living tissue relatively well. That is, the above-described excitation light in the near infrared region is light that passes through the living tissue relatively well.

本発明では、生体組織の内部の血管を観察するために、被検体に血管造影剤（蛍光試薬）を投与するとともに、近赤外域の励起光を照射して血管画像を含む蛍光画像を撮影する。尚、蛍光試薬としては、励起光波長７８５ｎｍ及び蛍光波長８０５ｎｍの蛍光試薬ＩＣＧ（インドシアニングリーン）、励起光波長７４７ｎｍ及び蛍光波長７７６ｎｍの蛍光試薬Ｃｙ７を用いることができる。   In the present invention, in order to observe a blood vessel inside a living tissue, a blood vessel contrast agent (fluorescent reagent) is administered to a subject, and a fluorescence image including a blood vessel image is photographed by irradiating excitation light in the near infrared region. . As the fluorescent reagent, a fluorescent reagent ICG (indocyanine green) having an excitation light wavelength of 785 nm and a fluorescence wavelength 805 nm, and a fluorescent reagent Cy7 having an excitation light wavelength of 747 nm and a fluorescence wavelength of 776 nm can be used.

＜第１の実施形態＞
次に、本発明を原理的に説明するとともに、第１の実施形態を説明する。 <First Embodiment>
Next, the principle of the present invention will be described, and the first embodiment will be described.

図６（Ａ）はレーザ光の光強度と、該レーザ光により励起される蛍光試薬の蛍光強度との関係を示すグラフである。   FIG. 6A is a graph showing the relationship between the light intensity of a laser beam and the fluorescence intensity of a fluorescent reagent excited by the laser beam.

尚、図６（Ａ）上で実線は、体表面から浅い部分に存在する蛍光試薬の蛍光強度を示すグラフであり、点線は、体表面から深い部分に存在する蛍光試薬の蛍光強度を示すグラフであり、一点鎖線は、上記浅い部分と深い部分との中間部分に存在する蛍光試薬の蛍光強度を示すグラフである。また、図６（Ａ）上で、蛍光強度1.0は、蛍光試薬の蛍光強度が飽和するレベルを示し、浅い部分に存在する蛍光試薬の蛍光強度が最初に飽和するときのレーザ光の光強度は1.2となっている。尚、図６（Ａ）上で、光強度を示す数値は相対的な光強度を示す。   In FIG. 6A, the solid line is a graph showing the fluorescence intensity of the fluorescent reagent existing in a shallow portion from the body surface, and the dotted line is a graph showing the fluorescence intensity of the fluorescent reagent existing in a deep portion from the body surface. The alternate long and short dash line is a graph showing the fluorescence intensity of the fluorescent reagent present in the intermediate portion between the shallow portion and the deep portion. Further, in FIG. 6A, the fluorescence intensity 1.0 indicates a level at which the fluorescence intensity of the fluorescence reagent is saturated, and the light intensity of the laser light when the fluorescence intensity of the fluorescence reagent present in the shallow portion is first saturated is 1.2. In FIG. 6A, the numerical value indicating the light intensity indicates the relative light intensity.

図６（Ａ）からも明らかなように、体表面から浅い部分に存在する蛍光試薬ほど、レーザ光が到達しやすいため、蛍光強度が高くなり、レーザ光の光強度を大きくしていくと、速く飽和レベルに達する。   As is clear from FIG. 6 (A), the fluorescent reagent present in the shallower part from the body surface is more easily reached by the laser beam, so that the fluorescence intensity increases and the light intensity of the laser beam increases. Reach saturation level quickly.

ところで、ＣＣＤ等の撮像素子で蛍光画像を撮影する場合、１フレームの撮影時間（電荷蓄積時間）内にＣＣＤに入射する光量（蛍光強度×発光時間）を大きくすることで、より鮮明な蛍光画像を撮影することができるが、被検体に照射するレーザ光の光量には、被検体の安全のために制限があり、蛍光試薬の蛍光強度が飽和するような大きな光強度のレーザ光を照射していなかった。特に、従来はＣＷ（連続波）レーザ光を照射しているため、レーザ光の被検体への照射光量は、光強度×連続照射時間の積算光量となり、光強度を上げることは、照射光量を上げることになる。そのため、従来は蛍光試薬の蛍光強度がほぼ線形に変化する光強度範囲内のレーザ光（例えば、図６（Ａ）上で、光強度が0.6以下の光強度のレーザ光）を照射していた。   By the way, when a fluorescent image is taken with an image sensor such as a CCD, a clearer fluorescent image can be obtained by increasing the amount of light (fluorescence intensity × light emission time) incident on the CCD within the shooting time (charge accumulation time) of one frame. However, the amount of laser light applied to the subject is limited for the safety of the subject, and laser light with a high light intensity that saturates the fluorescence intensity of the fluorescent reagent is irradiated. It wasn't. In particular, since CW (continuous wave) laser light has been irradiated in the past, the amount of light irradiated onto the subject is the integrated light amount of light intensity × continuous irradiation time, and increasing the light intensity Will be raised. Therefore, conventionally, laser light within a light intensity range in which the fluorescence intensity of the fluorescent reagent changes almost linearly (for example, laser light having a light intensity of 0.6 or less on FIG. 6A) has been irradiated. .

本発明は、蛍光試薬の蛍光強度が非線形に変化する光強度範囲内の、パルスレーザ光を含む複数のレーザ光をフレームレートに同期して順次照射する。即ち、図６（Ｂ）に示すように、この実施形態では、光強度とパルス幅が異なる２種類のレーザ光を順次照射するようにしている。   The present invention sequentially irradiates a plurality of laser beams including a pulsed laser beam in a light intensity range in which the fluorescence intensity of the fluorescent reagent changes nonlinearly in synchronization with the frame rate. That is, as shown in FIG. 6B, in this embodiment, two types of laser beams having different light intensity and pulse width are sequentially irradiated.

即ち、一方のレーザ光（以下、「第１のレーザ光」という）は、フレーム周期と同じパルス幅（このパルス幅を1.0とする）を有し、光強度が0.6のレーザ光であり、他方のレーザ光（以下、「第２のレーザ光」という）は、0.5のパルス幅を有し、光強度が1.2のレーザ光である。そして、第１のレーザ光の１フレーム期間内の照射光量は、0.6（＝0.6×1.0）であり、第２のレーザ光の１フレーム期間内の照射光量は、0.6（＝1.2×0.5）であり、両者の光量は同じである。   That is, one laser beam (hereinafter referred to as “first laser beam”) is a laser beam having the same pulse width as the frame period (this pulse width is 1.0) and having a light intensity of 0.6. The laser beam (hereinafter referred to as “second laser beam”) is a laser beam having a pulse width of 0.5 and a light intensity of 1.2. The irradiation light amount within one frame period of the first laser light is 0.6 (= 0.6 × 1.0), and the irradiation light amount within one frame period of the second laser light is 0.6 (= 1.2 × 0.5). Yes, the light quantity of both is the same.

尚、第２のレーザ光は、第１のレーザ光の光強度の２倍の光強度（蛍光試薬の蛍光強度が飽和する光強度）を有するが、パルス幅が第１のレーザ光のパルス幅の２分の１であるため、１フレーム期間内の光量は等しく、安全性は確保されている。   The second laser light has a light intensity twice that of the first laser light (light intensity at which the fluorescence intensity of the fluorescent reagent is saturated), but the pulse width is the pulse width of the first laser light. Therefore, the amount of light in one frame period is equal, and safety is ensured.

上記のように第１のレーザ光により蛍光発光した生体組織（主に血管）の蛍光画像と、第２のレーザ光とにより蛍光発光した生体組織の蛍光画像とは、それぞれ異なる画像になる。   As described above, the fluorescence image of the biological tissue (mainly blood vessels) that emits fluorescence by the first laser light and the fluorescence image of the biological tissue that emits fluorescence by the second laser light are different from each other.

図６（Ｃ）は第１のレーザ光と第２のレーザ光とによってそれぞれ励起され、撮影される蛍光画像が異なることを示す図である。   FIG. 6C is a diagram showing that fluorescent images that are excited and photographed by the first laser light and the second laser light are different.

即ち、図６（Ａ）の実線で示した体表面から浅い部分を示す蛍光画像のうち、第１のレーザ光により励起されて撮影される蛍光画像は、ＣＣＤに蓄積される電荷に対応する積算光量（蛍光強度×パルス幅）が0.9(＝0.9×1.0)になるのに対し、第２のレーザ光により励起されて撮影される蛍光画像は、その積算光量が0.5(＝1.0×0.5)になり、両者の蛍光画像には、0.4(＝0.9−0.5)の差が生じる。   That is, among the fluorescent images showing the shallow portion from the body surface shown by the solid line in FIG. 6A, the fluorescent image that is captured by being excited by the first laser light is integrated corresponding to the charge accumulated in the CCD. The amount of light (fluorescence intensity x pulse width) is 0.9 (= 0.9 x 1.0), whereas the fluorescence image captured by the second laser beam is 0.5 (= 1.0 x 0.5). Thus, a difference of 0.4 (= 0.9−0.5) occurs between the two fluorescent images.

同様に、図６（Ａ）の一点鎖線で示した中間の深さ部分を示す蛍光画像のうち、第１のレーザ光により励起されて撮影される蛍光画像は、その積算光量が0.7(＝0.7×1.0)になるのに対し、第２のレーザ光により励起されて撮影される蛍光画像は、その積算光量が0.45(＝0.9×0.5)になり、両者の蛍光画像には、0.25(＝0.7−0.45)の差が生じる。   Similarly, among the fluorescence images showing the intermediate depth portion indicated by the one-dot chain line in FIG. 6A, the accumulated light amount of the fluorescence image captured by being excited by the first laser light is 0.7 (= 0.7 × 1.0), the fluorescence image captured by being excited by the second laser light has an integrated light amount of 0.45 (= 0.9 × 0.5), and both fluorescent images have 0.25 (= 0.7). -0.45) difference occurs.

また、図６（Ａ）の点線で示した体表面から深い部分を示す蛍光画像のうち、第１のレーザ光により励起されて撮影される蛍光画像は、その積算光量が0.45(＝0.45×1.0)になるのに対し、第２のレーザ光により励起されて撮影される蛍光画像は、その積算光量が0.35(＝0.7×0.5)になり、両者の蛍光画像には、0.1(＝0.45−0.35)の差が生じる。   In addition, among the fluorescent images showing a deep part from the body surface indicated by the dotted line in FIG. ), The fluorescence image captured by being excited by the second laser light has an integrated light amount of 0.35 (= 0.7 × 0.5), and both fluorescence images have 0.1 (= 0.45−0.35). ) Difference.

従って、第１のレーザ光により励起されて撮影された蛍光画像と、第２のレーザ光により励起されて撮影された蛍光画像との差分を示す画像（差分画像）を生成し、この差分画像を表示させることで、従来の蛍光画像とは異なる画像を表示させることができる。   Accordingly, an image (difference image) indicating a difference between the fluorescence image excited and photographed by the first laser light and the fluorescence image photographed by the second laser light is generated, and the difference image is generated. By displaying, an image different from the conventional fluorescent image can be displayed.

図６（Ｃ）からも明らかなように第１の実施形態の第１のレーザ光と第２のレーザ光とによりそれぞれ励起されて撮影された２つの蛍光画像は、体表面からの深度が浅い部分の画像ほど差が大きくなり、その結果、２つの蛍光画像の差分画像は、体表面からの深度が浅い部分の生体組織ほど強調される画像になる。   As is clear from FIG. 6C, the two fluorescent images captured by being excited by the first laser light and the second laser light of the first embodiment have a shallow depth from the body surface. As the image of the portion becomes larger, the difference becomes larger, and as a result, the difference image between the two fluorescent images becomes an image that is emphasized as the biological tissue at a portion where the depth from the body surface is shallower.

尚、第１の実施形態では、第１のレーザ光の光強度に対して第２のレーザ光の光強度を２倍にしたが、これに限らず、３倍程度まで振幅変調してもよく、この場合でも生体にダメージを与えることはない。   In the first embodiment, the light intensity of the second laser light is doubled with respect to the light intensity of the first laser light. However, the present invention is not limited to this, and amplitude modulation may be performed up to about three times. In this case, the living body is not damaged.

また、蛍光試薬の血中濃度が体内の代謝に応じて変化すると、時系列で取得される前記差分画像も濃度変化に対応して変化する。これにより、蛍光試薬の濃度変化等を追尾することができる効果がある。   Further, when the blood concentration of the fluorescent reagent changes according to the metabolism in the body, the difference image acquired in time series also changes corresponding to the concentration change. Thereby, there is an effect that a change in the concentration of the fluorescent reagent can be tracked.

図７は本発明に係る蛍光撮影方法の手順を示すフローチャートである。   FIG. 7 is a flowchart showing the procedure of the fluorescence imaging method according to the present invention.

図７に示すように、まず、被検体の静脈から蛍光試薬を投与する（ステップＳ１０）。尚、蛍光試薬は、体内で代謝されてしまうため、長時間連続的に撮影する場合には血中濃度を一定に保つように蛍光造影剤を投与することが好ましい。また、蛍光試薬の血中濃度が適正になるように（即ち、蛍光強度がピークになるように）蛍光試薬を投与することが好ましい。   As shown in FIG. 7, first, a fluorescent reagent is administered from the vein of the subject (step S10). Since the fluorescent reagent is metabolized in the body, it is preferable to administer the fluorescent contrast agent so as to keep the blood concentration constant when photographing continuously for a long time. Further, it is preferable to administer the fluorescent reagent so that the blood concentration of the fluorescent reagent is appropriate (that is, the fluorescent intensity reaches a peak).

続いて、通常画像と蛍光画像とを、１／６０秒の周期の垂直同期信号（ＶＤ信号）に同期して１フレーム毎に交互に撮影する（ステップＳ１２）。即ち、図８（Ａ）に示すようにＶＤ信号に同期して、光源装置３００から可視光と励起光（レーザ光）とを交互に発光させ、ライトガイド１７０及び照明レンズ１５０を介して被検体を照射する。これにより、ＣＣＤ１４０により通常画像の露光（撮影）と蛍光画像の露光（撮影）とが交互に行われる（図８（Ｂ），（Ｆ））。   Subsequently, the normal image and the fluorescence image are alternately photographed for each frame in synchronization with the vertical synchronization signal (VD signal) having a period of 1/60 seconds (step S12). That is, as shown in FIG. 8A, in synchronization with the VD signal, visible light and excitation light (laser light) are alternately emitted from the light source device 300, and the subject passes through the light guide 170 and the illumination lens 150. Irradiate. As a result, normal image exposure (photographing) and fluorescent image exposure (photographing) are alternately performed by the CCD 140 (FIGS. 8B and 8F).

ここで、図９に示すようにレーザ光は、ＶＤ信号に同期して（図９（Ａ））、光強度が異なるように振幅変調されるとともに、パルス幅が変更された第１のレーザ光と第２のレーザ光として交互に出力される。   Here, as shown in FIG. 9, the laser beam is amplitude-modulated so that the light intensity is different and the pulse width is changed in synchronization with the VD signal (FIG. 9A). And the second laser beam are alternately output.

図１０は図３に示した光源装置３００内のレーザ光を発光するレーザ制御部３８９及び半導体レーザ（ＬＤ）３９０のブロック図である。同図に示すように、レーザ制御部３８０は、レーザドライバ３８２と、変調用信号発生器３８４とから構成されており、変調用信号発生器３８４は、レーザ光を振幅変調させるための変調用信号を、ＴＧ２４２から加えられる同期信号に同期してレーザドライバ３８２に送出する。レーザドライバ３８２は、入力する変調用信号に基づいてＬＤ３９０を駆動し、該ＬＤ３９０から図９（Ｂ）に示したように振幅変調された第１のレーザ光と第２のレーザ光とを交互に出力させる。   FIG. 10 is a block diagram of a laser controller 389 and a semiconductor laser (LD) 390 that emit laser light in the light source device 300 shown in FIG. As shown in the figure, the laser control unit 380 includes a laser driver 382 and a modulation signal generator 384, and the modulation signal generator 384 modulates the laser light with a modulation signal. Are sent to the laser driver 382 in synchronization with the synchronization signal applied from the TG 242. The laser driver 382 drives the LD 390 based on the input modulation signal, and alternately switches the first laser beam and the second laser beam that are amplitude-modulated from the LD 390 as shown in FIG. 9B. Output.

図７に戻って、通常画像の露光が行われると、次のＶＤ信号に同期してＣＣＤ１４０から画像信号（通常画像）の読み出しが行われ（図８（Ｃ））、続いて、図３に示した通常画像処理部２２４にて通常画像処理が行われる（図８（Ｄ），ステップＳ１４）。   Returning to FIG. 7, when the normal image is exposed, the image signal (normal image) is read from the CCD 140 in synchronization with the next VD signal (FIG. 8C). The normal image processing unit 224 shown in FIG. 8 performs normal image processing (FIG. 8D, step S14).

通常画像処理部２２４は、リニアマトリクス回路、ホワイトバランス補正回路、ガンマ補正回路、及び同時化回路等を含み、これらの回路によって入力する通常画像を示すＲ、Ｇ、Ｂの画像信号を処理する。   The normal image processing unit 224 includes a linear matrix circuit, a white balance correction circuit, a gamma correction circuit, a synchronization circuit, and the like, and processes R, G, and B image signals indicating normal images input by these circuits.

一方、レーザ光の発光により蛍光画像の露光が行われると、次のＶＤ信号に同期してＣＣＤ１４０から画像信号（蛍光画像）の読み出しが行われ（図８（Ｇ））、続いて、図３に示した蛍光画像処理部２２６にて蛍光画像処理が行われる（図８（Ｈ），ステップＳ１６）。   On the other hand, when the fluorescent image is exposed by the emission of laser light, the image signal (fluorescent image) is read from the CCD 140 in synchronization with the next VD signal (FIG. 8G), and then FIG. The fluorescence image processing unit 226 shown in FIG. 8 performs the fluorescence image processing (FIG. 8H, step S16).

尚、前述したようにレーザ光は、光強度及びパルス幅の異なる第１のレーザ光と第２のレーザ光とが交互に出力されるため（図９）、これらの第１、第２のレーザ光によりそれぞれ蛍光発光した生体組織の蛍光画像は、それぞれ異なるものとなる。図８上では、第１のレーザ光に関わる処理には添え字１を付し、第２のレーザ光に関わる処理には添え字２を付し、両者の処理を区別している。   As described above, since the first laser beam and the second laser beam having different light intensities and pulse widths are alternately output as described above (FIG. 9), these first and second lasers are used. Fluorescence images of biological tissues that are fluorescently emitted by light are different from each other. In FIG. 8, the process related to the first laser beam is attached with a subscript 1, and the process related to the second laser beam is added with a subscript 2 to distinguish between the processes.

蛍光画像処理部２２６は、まずガンマ補正回路、同時化回路等により入力する蛍光画像を示すＲ、Ｇ、Ｂの画像信号を処理し、同時化回路での同時化処理後のＲ、Ｇ、Ｂの画像信号から輝度信号（濃度情報のみをもつ信号）を生成する。続いて、濃度情報のみをもつ隣接する２枚の蛍光画像の差を求めることにより、差分画像を生成する（ステップＳ１８）。尚、この差分画像には、所定の色（例えば、赤など）を付すようにしてもよい。   The fluorescence image processing unit 226 first processes R, G, and B image signals indicating fluorescence images input by a gamma correction circuit, a synchronization circuit, and the like, and performs R, G, B after the synchronization processing in the synchronization circuit. A luminance signal (a signal having only density information) is generated from the image signal. Subsequently, a difference image is generated by obtaining a difference between two adjacent fluorescent images having only density information (step S18). The difference image may be given a predetermined color (for example, red).

上記のようにして画像処理された通常画像と差分画像は、図８（Ｅ）及び（Ｉ）に示すようにそれぞれ連続したフレームとなるように２フレームずつ出力され、同時に出力された通常画像と差分画像とは、図３に示した画像合成部２３０に出力され、ここで合成される（ステップＳ２０）。   As shown in FIGS. 8E and 8I, the normal image and the difference image subjected to the image processing as described above are output in two frames so as to be continuous frames. The difference image is output to the image synthesis unit 230 shown in FIG. 3 and synthesized here (step S20).

上記のようにして画像合成部２３０にて合成された合成画像は、ビデオ出力部２４８を介してモニタ装置４００に出力され、モニタ装置４００に表示される（ステップＳ２２）。   The composite image synthesized by the image synthesis unit 230 as described above is output to the monitor device 400 via the video output unit 248 and displayed on the monitor device 400 (step S22).

図１１は合成画像が表示されたモニタ画面の一例を示している。同図に示すモニタ画面では、合成画像Ａと通常画像Ｂと差分画像Ｃとを並べて表示している。   FIG. 11 shows an example of a monitor screen on which a composite image is displayed. In the monitor screen shown in the figure, the composite image A, the normal image B, and the difference image C are displayed side by side.

次に、操作部２５４からの手術終了又は観察終了の指示入力の有無に基づいて本処理を終了させるか否かが判別され、終了しない場合にはステップＳ１２に遷移る（ステップＳ２４）。   Next, it is determined whether or not to end this process based on whether or not an operation end instruction or observation end instruction is input from the operation unit 254. If not, the process proceeds to step S12 (step S24).

＜第２の実施形態＞
図１２（Ａ）はレーザ光の光強度と、該レーザ光により励起される蛍光試薬の蛍光強度との関係を示すグラフであり、前述した図６（Ａ）に対応する図である。 <Second Embodiment>
FIG. 12A is a graph showing the relationship between the light intensity of the laser light and the fluorescence intensity of the fluorescent reagent excited by the laser light, and corresponds to FIG. 6A described above.

図１２に示す第２の実施形態は、蛍光試薬の蛍光強度が非線形に変化する光強度範囲内の、パルスレーザ光を含む複数のレーザ光をフレームレートに同期して順次照射する点で、図６に示した第１の実施形態と共通しているが、変調されるレーザ光のパルス波形が第１の実施形態のものと相違する。   The second embodiment shown in FIG. 12 is that a plurality of laser beams including a pulsed laser beam within a light intensity range in which the fluorescence intensity of the fluorescent reagent changes nonlinearly is sequentially irradiated in synchronization with the frame rate. Although common to the first embodiment shown in FIG. 6, the pulse waveform of the laser beam to be modulated is different from that of the first embodiment.

即ち、図１２に示す第１のレーザ光と第２のレーザ光とは１フレーム期間内のパルス幅が同一で、光強度のみが異なり、第１のレーザ光は、フレーム周期の２分の１のパルス幅（このパルス幅を1.0とする）を有し、光強度が0.6のレーザ光であり、第２のレーザ光は、1.0のパルス幅を有し、光強度が1.2のレーザ光である。そして、第１のレーザ光の１フレーム期間内の照射光量は、0.6（＝0.6×1.0）であり、第２のレーザ光の１フレーム期間内の照射光量は、1.2（＝1.2×1.0）であり、１フレーム期間内の第１のレーザ光の光量は、第２のレーザ光の光量の２分の１である。   That is, the first laser beam and the second laser beam shown in FIG. 12 have the same pulse width within one frame period, only the light intensity is different, and the first laser beam has half the frame period. The second laser beam is a laser beam having a pulse width of 1.0 and a light intensity of 1.2. . The amount of irradiation of the first laser light within one frame period is 0.6 (= 0.6 × 1.0), and the amount of irradiation of the second laser light within one frame period is 1.2 (= 1.2 × 1.0). Yes, the amount of the first laser beam in one frame period is one half of the amount of the second laser beam.

上記のように第１のレーザ光により蛍光発光した生体組織の蛍光画像と、第２のレーザ光により蛍光発光した生体組織の蛍光画像とは、それぞれ異なる画像になる。   As described above, the fluorescent image of the biological tissue that is fluorescent by the first laser light and the fluorescent image of the biological tissue that is fluorescent by the second laser light are different from each other.

図１２（Ｃ）は、上記第１のレーザ光と第２のレーザ光とによってそれぞれ励起され、撮影される蛍光画像がそれぞれ異なることを示す図である。   FIG. 12C is a diagram showing that fluorescent images that are excited and photographed by the first laser light and the second laser light are different from each other.

即ち、図１２（Ａ）の実線で示した体表面から浅い部分を示す蛍光画像のうち、第１のレーザ光により励起されて撮影される蛍光画像は、ＣＣＤに蓄積される電荷に対応する積算光量（蛍光強度×パルス幅）が0.9(＝0.9×1.0)になるのに対し、第２のレーザ光により励起されて撮影される蛍光画像は、その積算光量が1.0(＝1.0×1.0)になり、両者の蛍光画像には、0.1(＝1.0−0.9)の差が生じる。   That is, among the fluorescence images showing the shallow portion from the body surface shown by the solid line in FIG. 12A, the fluorescence image that is captured by being excited by the first laser light is integrated corresponding to the charge accumulated in the CCD. The amount of light (fluorescence intensity x pulse width) is 0.9 (= 0.9 x 1.0), whereas the fluorescence image captured by the second laser beam is 1.0 (= 1.0 x 1.0). Thus, a difference of 0.1 (= 1.0−0.9) occurs between the two fluorescent images.

同様に、図１２（Ａ）の一点鎖線で示した中間の深さ部分を示す蛍光画像のうち、第１のレーザ光により励起されて撮影される蛍光画像は、その積算光量が0.7(＝0.7×1.0)になるのに対し、第２のレーザ光により励起されて撮影される蛍光画像は、その積算光量が0.9(＝0.9×1.0)になり、両者の蛍光画像には、0.2(＝0.9−0.7)の差が生じる。   Similarly, among the fluorescent images showing the intermediate depth portion indicated by the alternate long and short dash line in FIG. 12A, the integrated light amount of the fluorescent image captured by being excited by the first laser light is 0.7 (= 0.7 × 1.0), the fluorescence image captured by being excited by the second laser light has an integrated light amount of 0.9 (= 0.9 × 1.0), and both fluorescent images have 0.2 (= 0.9). -0.7) difference occurs.

また、図１２（Ａ）の点線で示した体表面から深い部分を示す蛍光画像のうち、第１のレーザ光により励起されて撮影される蛍光画像は、その積算光量が0.45(＝0.45×1.0)になるのに対し、第２のレーザ光により励起されて撮影される蛍光画像は、その積算光量が0.７(＝0.7×1.0)になり、両者の蛍光画像には、0.25(＝0.7−0.45)の差が生じる。   In addition, among the fluorescent images showing a deep portion from the body surface indicated by the dotted line in FIG. In contrast, the fluorescence image captured by being excited by the second laser light has an accumulated light amount of 0.7 (= 0.7 × 1.0), and both fluorescent images have 0.25 (= 0.7 -0.45) difference occurs.

従って、第１のレーザ光により励起されて撮影された蛍光画像と、第２のレーザ光により励起されて撮影された蛍光画像との差分を示す画像（差分画像）を生成し、この差分画像を表示させることで、従来の蛍光画像とは異なる画像を表示させることができる。   Accordingly, an image (difference image) indicating a difference between the fluorescence image excited and photographed by the first laser light and the fluorescence image photographed by the second laser light is generated, and the difference image is generated. By displaying, an image different from the conventional fluorescent image can be displayed.

尚、図１２（Ｃ）からも明らかなように第２の実施形態の第１のレーザ光と第２のレーザ光とによりそれぞれ励起されて撮影された２つの蛍光画像は、体表面からの深度が深い部分の画像ほど差が大きくなり、その結果、２つの蛍光画像の差分画像は、体表面からの深度が深い部分の生体組織ほど強調される画像になる。   As is clear from FIG. 12C, the two fluorescent images captured by the first laser beam and the second laser beam of the second embodiment are taken from the depth from the body surface. The difference between the two fluorescent images becomes larger as the image of the deeper part becomes larger, and as a result, the difference image between the two fluorescent images becomes an image that is emphasized as the biological tissue is deeper from the body surface.

＜第３の実施形態＞
図１３は複数の蛍光画像を取得するための複数種類のレーザ光を示す波形図である。 <Third Embodiment>
FIG. 13 is a waveform diagram showing a plurality of types of laser beams for acquiring a plurality of fluorescent images.

図１３に示す第３の実施形態では、第１のレーザ光、第２のレーザ光及び第３のレーザ光の３種類のレーザ光を１セットとし、繰り返し出力するようにしている。   In the third embodiment shown in FIG. 13, three types of laser light, the first laser light, the second laser light, and the third laser light, are set as one set and repeatedly output.

図１３における第３の実施形態の第１及び第２のレーザ光は、図６（Ｂ）及び図９に示した第１の実施形態の第１のレーザ光及び第２のレーザ光に対応し、第３の実施形態の第３のレーザ光及び第２のレーザ光は、図１２（Ｂ）に示した第２の実施形態の第１のレーザ光及び第２レーザ光に対応している。   The first and second laser beams in the third embodiment in FIG. 13 correspond to the first laser beam and the second laser beam in the first embodiment shown in FIGS. 6B and 9. The third laser beam and the second laser beam in the third embodiment correspond to the first laser beam and the second laser beam in the second embodiment shown in FIG.

従って、第３の実施形態の第１、第２のレーザ光に対応して撮影した２つの蛍光画像から第１の実施形態の差分画像と同じ差分画像を生成することができ、また、第３の実施形態の第２、第３のレーザ光に対応して撮影した２つの蛍光画像から第２の実施形態の差分画像と同じ差分画像を生成することができる。   Therefore, the same difference image as the difference image of the first embodiment can be generated from the two fluorescent images photographed corresponding to the first and second laser beams of the third embodiment, and the third The same difference image as the difference image of the second embodiment can be generated from the two fluorescent images photographed corresponding to the second and third laser beams of the embodiment.

即ち、第３の実施形態によれば、体表面からの深度が浅い部分の生体組織ほど強調される画像と、体表面からの深度が深い部分の生体組織ほど強調される画像との２種類の差分画像が得られる。   That is, according to the third embodiment, there are two types of images, that is, an image that is emphasized as a part of a biological tissue having a shallower depth from the body surface and an image that is emphasized as a part of a biological tissue having a deeper depth from the body surface. A difference image is obtained.

＜第４の実施形態＞
図１４（Ａ）はレーザ光の光強度及び周波数と、該レーザ光により励起される蛍光試薬から実質的に得られる蛍光強度との関係を示すグラフである。 <Fourth Embodiment>
FIG. 14A is a graph showing the relationship between the light intensity and frequency of laser light and the fluorescence intensity substantially obtained from the fluorescent reagent excited by the laser light.

尚、図１４（Ａ）上で実線は、体表面から深い部分に存在する蛍光試薬の蛍光強度を示すグラフであって、高周波（１ギガＨｚ（ＧＨｚ））のレーザ光を蛍光試薬に照射した場合における蛍光試薬の実質的な蛍光強度を示すグラフである。一方、点線は、体表面から深い部分に存在する蛍光試薬の蛍光強度を示すグラフであって、直流（ＤＣ）又は低周波（１メガＨｚ（ＭＨｚ））のレーザ光を蛍光試薬に照射した場合における蛍光試薬の実質的な蛍光強度を示すグラフである。   Note that the solid line in FIG. 14A is a graph showing the fluorescence intensity of the fluorescent reagent existing deep in the body surface, and the fluorescent reagent was irradiated with high-frequency (1 gigahertz (GHz)) laser light. It is a graph which shows the substantial fluorescence intensity of the fluorescence reagent in a case. On the other hand, the dotted line is a graph showing the fluorescence intensity of the fluorescent reagent existing in a deep part from the body surface, and the directing (DC) or low frequency (1 megahertz (MHz)) laser light is irradiated to the fluorescent reagent. It is a graph which shows the substantial fluorescence intensity of the fluorescent reagent in.

第１の実施形態から第３の実施形態では、複数の蛍光画像を取得するために光強度を変化させた（振幅を変調させた）複数のレーザ光を発光するようにしたが、図１４に示す第４の実施形態は、周波数変調させることにより複数のレーザ光を発光させる点で、第１の実施形態から第３の実施形態と相違する。   In the first to third embodiments, a plurality of laser beams whose light intensity is changed (amplitude is modulated) are emitted in order to acquire a plurality of fluorescent images. The fourth embodiment shown is different from the first to third embodiments in that a plurality of laser beams are emitted by frequency modulation.

即ち、図１４に示す第１のレーザ光と第２のレーザ光とは積算光量が同じで、周波数が異なり、第１のレーザ光は１ＭＨｚのレーザ光であり、第２のレーザ光は１ＧＨｚのレーザ光である。   That is, the first laser light and the second laser light shown in FIG. 14 have the same integrated light amount, different frequencies, the first laser light is 1 MHz laser light, and the second laser light is 1 GHz. Laser light.

図１５に示すように蛍光試薬の蛍光強度は、レーザ光の照射により蛍光試薬が励起状態になり所定の蛍光強度Ｉｏで発光すると、その後、エクスポネンシャルで減衰する。ここで、蛍光強度が初期値ＩｏからＩｏ／ｅに減衰するまでの時間を蛍光寿命という。 As shown in FIG. 15, the fluorescence intensity of the fluorescent reagent is attenuated exponentially when the fluorescent reagent is excited by laser light irradiation and emits light at a predetermined fluorescence intensity Io . Here, the time until the fluorescence intensity decays from the initial value I o to I o / e is called the fluorescence lifetime.

一般の蛍光試薬の蛍光寿命は、ナノ（１０−９）秒オーダーであり、この蛍光寿命の逆数のＧＨｚの周波数のレーザ光を蛍光試薬に照射すると、その蛍光寿命の期間の蛍光光量（図１５の斜線部分に相当）を有効に利用することができる。 The fluorescence lifetime of a general fluorescence reagent is on the order of nano (10 −9 ) seconds, and when the fluorescence reagent is irradiated with laser light having a frequency of GHz that is the reciprocal of this fluorescence lifetime, the amount of fluorescence during the fluorescence lifetime period (FIG. 15). Can be used effectively.

いま、図１４（Ｂ）に示すように第１のレーザ光は、周波数変調されて１ＭＨｚの周波数になっているため、周波数変調されていないＤＣのレーザ光に対して百万(１０６)倍の蛍光寿命期間の蛍光光量を得ることができ、第２のレーザ光は、周波数変調されて１ＧＨｚの周波数になっているため、十億(１０９)倍の蛍光寿命期間の蛍光光量を得ることができる。 Now, as shown in FIG. 14B, the first laser light is frequency-modulated to a frequency of 1 MHz, and therefore is million (10 6 ) times as much as the DC laser light that is not frequency-modulated. Since the second laser beam is frequency-modulated to a frequency of 1 GHz, it is possible to obtain a fluorescent light amount of 1 billion times (10 9 ) times the fluorescence lifetime. Can do.

蛍光寿命期間の蛍光光量は微小であるため、図１４（Ｃ）に示すように周波数が低い（この実施形態の１ＭＨｚの周波数）第１のレーザ光の照射により得られる蛍光画像と、ＤＣのレーザ光の照射により得られる蛍光画像との差は小さいが、周波数が高い（この実施形態では、蛍光寿命の逆数のオーダーの１ＧＨｚの周波数）第２のレーザ光の照射により得られる蛍光画像と、ＤＣのレーザ光の照射により得られる蛍光画像との差は大きくなる。   Since the amount of fluorescence during the fluorescence lifetime is very small, as shown in FIG. 14C, the fluorescence image obtained by the irradiation with the first laser light having a low frequency (1 MHz frequency in this embodiment) and the DC laser are shown. The difference between the fluorescence image obtained by the light irradiation is small, but the frequency is high (in this embodiment, the frequency of 1 GHz on the order of the reciprocal of the fluorescence lifetime), and the fluorescence image obtained by the second laser light irradiation and the DC The difference from the fluorescence image obtained by the laser beam irradiation becomes large.

即ち、レーザ光の周波数を、蛍光試薬の蛍光寿命の影響を受ける周波数近傍（例えば、蛍光試薬の蛍光寿命の逆数）以上にすると、蛍光試薬の実質的な蛍光強度は、レーザ光の光強度に対して非線形になる。   That is, when the frequency of the laser light is set to a frequency near the frequency affected by the fluorescence lifetime of the fluorescent reagent (for example, the reciprocal of the fluorescence lifetime of the fluorescent reagent), the substantial fluorescence intensity of the fluorescent reagent is equal to the light intensity of the laser light. On the other hand, it becomes non-linear.

そこで、本発明の第４の実施形態では、図１６に示すように１ＭＨｚに周波数変調された第１のレーザ光と、１ＧＨｚに周波数変調された第２のレーザ光とを交互に出力する。そして、第１のレーザ光の照射により蛍光発光した蛍光試薬の蛍光画像と、第２のレーザ光の照射により蛍光発光した蛍光試薬の蛍光画像とを取得し、両画像の差分を示す差分画像を生成するようにしている。この差分画像は、緩和時間、蛍光寿命を持つ蛍光画像が強調される。   Therefore, in the fourth embodiment of the present invention, as shown in FIG. 16, the first laser light frequency-modulated to 1 MHz and the second laser light frequency-modulated to 1 GHz are alternately output. Then, a fluorescence image of the fluorescent reagent that emits fluorescence by irradiation with the first laser light and a fluorescence image of the fluorescence reagent that emits fluorescence by irradiation of the second laser light are acquired, and a difference image indicating a difference between the two images is obtained. It is trying to generate. In the difference image, a fluorescence image having a relaxation time and a fluorescence lifetime is emphasized.

尚、本発明の第４の実施形態の場合には、図１０に示した変調用信号発生器３８４は、レーザ光を周波数変調させるための変調用信号をレーザドライバ３８２に出力し、ＬＤ３９０から１ＭＨｚの第１のレーザ光と、１ＧＨｚの第２のレーザ光とを交互に出力させる。   In the case of the fourth embodiment of the present invention, the modulation signal generator 384 shown in FIG. 10 outputs a modulation signal for frequency-modulating the laser light to the laser driver 382, and the LD 390 outputs 1 MHz. The first laser beam and the 1 GHz second laser beam are alternately output.

［その他］
図１７は図３に示した光源装置３００内のレーザ光を発光するレーザ制御部３８９及び半導体レーザ（ＬＤ）３９０の他の実施形態を示すブロック図である。同図に示すように、レーザ制御部３８０は、２つのレーザドライバ３８２Ａ，３８２Ｂと、制御信号発生器３８６とから構成され、ＬＤ３９０は２つのＬＤ３９０Ａ、３９０Ｂから構成されている。 [Others]
FIG. 17 is a block diagram showing another embodiment of a laser control unit 389 that emits laser light and a semiconductor laser (LD) 390 in the light source device 300 shown in FIG. As shown in the drawing, the laser control unit 380 includes two laser drivers 382A and 382B and a control signal generator 386, and the LD 390 includes two LDs 390A and 390B.

制御信号発生器３８６は、２つのレーザドライバ３８２Ａ，３８２Ｂを同時に駆動するための制御信号と、所定の位相（パルス幅）だけずらして駆動するための制御信号とを、ＴＧ２４２から加えられる同期信号に同期して交互にレーザドライバ３８２Ａ，３８２Ｂに送出する。レーザドライバ３８２Ａ，３８２Ｂは、それぞれ入力する制御信号に基づいてＬＤ３９０Ａ，３９０Ｂを駆動する。   The control signal generator 386 includes a control signal for driving the two laser drivers 382A and 382B at the same time and a control signal for driving with a predetermined phase (pulse width) shifted as synchronization signals added from the TG 242. Synchronously and alternately sent to the laser drivers 382A and 382B. The laser drivers 382A and 382B drive the LDs 390A and 390B based on the input control signals, respectively.

前記制御信号発生器３８６からの制御信号により２つのレーザドライバ３８２Ａ，３８２Ｂが同時に駆動されると、２つのＬＤ３９０Ａ，３９０Ｂは同時にレーザ光を発光し、これらのレーザ光は、光ファイバ３９６Ａ，３９６Ｂ及び光混合器３９８を介して混合され、２倍の振幅（光強度）のレーザ光として出力される。   When the two laser drivers 382A and 382B are driven simultaneously by the control signal from the control signal generator 386, the two LDs 390A and 390B simultaneously emit laser beams, and these laser beams are transmitted through the optical fibers 396A and 396B and It is mixed through the optical mixer 398 and output as a laser beam having twice the amplitude (light intensity).

一方、前記制御信号発生器３８６からの制御信号により２つのレーザドライバ３８２Ａ，３８２Ｂが１パルスのパルス幅だけずらされて駆動されると、２つのＬＤ３９０Ａ，３９０Ｂも１パルスのパルス幅だけずれてレーザ光を発光し、これらのレーザ光は、光ファイバ３９６Ａ，３９６Ｂ及び光混合器３９８を介して混合され、２倍のパルス幅を有するレーザ光（光強度は１倍のレーザ光）として出力される。   On the other hand, when the two laser drivers 382A and 382B are driven by being shifted by the pulse width of one pulse by the control signal from the control signal generator 386, the two LDs 390A and 390B are also shifted by the pulse width of one pulse. Light is emitted, and these laser lights are mixed through the optical fibers 396A and 396B and the optical mixer 398, and output as laser light having a double pulse width (light intensity is 1 time laser light). .

この実施形態では、腹腔鏡を使用する場合について説明したが、本発明は、これに限らず、各種の内視鏡（上部消化管内視鏡、小腸内視鏡、大腸内視鏡、胸腔鏡、喉頭内視鏡、気管支鏡、膀胱鏡、胆道鏡、関節鏡等）、又は他の医療用の撮影機器に適用できる。   In this embodiment, the case of using a laparoscope has been described. However, the present invention is not limited to this, and various endoscopes (upper gastrointestinal endoscope, small intestine endoscope, large intestine endoscope, thoracoscope, (Laryngoscope, bronchoscope, cystoscope, biliaryscope, arthroscope, etc.) or other medical imaging devices.

また、この実施形態では、通常画像と差分画像とを連続撮影し、これらを合成して表示できるようにしたが、本発明はこれに限らず、例えば、差分画像だけを撮影し、その差分画像を出力（表示出力又は記録出力）する場合にも適用できる。   In this embodiment, the normal image and the difference image are continuously photographed, and these can be combined and displayed. However, the present invention is not limited to this. For example, only the difference image is photographed and the difference image is captured. Can also be applied to output (display output or recording output).

更に、振幅変調又は周波数変調された複数のレーザ光は、この実施形態に限らず、種々の変形が可能であり、また、振幅変調と周波数変調の２つが変調された複数のレーザ光を出力するようにしてもよい。   Further, the plurality of laser beams that are amplitude-modulated or frequency-modulated are not limited to this embodiment, and various modifications are possible, and a plurality of laser beams that are modulated by amplitude modulation and frequency modulation are output. You may do it.

更にまた、この実施形態では、２種類のレーザ光の照射により取得された２つの蛍光画像から差分画像を生成するようにしたが、これに限らず、２つの蛍光画像の比を示す画像を生成するようにしてもよく、要は２つの蛍光画像の変化量を示す画像を生成するものであれば、如何なるものでもよい。   Furthermore, in this embodiment, a difference image is generated from two fluorescent images acquired by irradiation with two types of laser beams. However, the present invention is not limited to this, and an image indicating the ratio of two fluorescent images is generated. In short, as long as an image showing the amount of change between the two fluorescent images is generated, any image may be used.

更に、本発明は、以上の例には限定されず、本発明の要旨を逸脱しない範囲において、各種の改良や変形を行ってもよいことは言うまでもない。   Furthermore, the present invention is not limited to the above examples, and it goes without saying that various improvements and modifications may be made without departing from the scope of the present invention.

１０…蛍光撮影装置、１００…腹腔鏡、１４０…撮像素子（ＣＣＤ）、２００…プロセッサ、２１０…中央処理装置（ＣＰＵ）、２２６…蛍光画像処理部、３００…光源装置、３８０…レーザ制御部、３８２、３８２Ａ、３８２Ｂ…レーザドライバ、３８４…変調用信号発生器、３８６…制御信号発生器、３９０、３９０Ａ，３９０Ｂ…半導体レーザ（ＬＤ）、４００…モニタ装置   DESCRIPTION OF SYMBOLS 10 ... Fluorescence imaging device, 100 ... Laparoscope, 140 ... Image pick-up element (CCD), 200 ... Processor, 210 ... Central processing unit (CPU), 226 ... Fluorescence image processing part, 300 ... Light source device, 380 ... Laser control part, 382, 382A, 382B ... laser driver, 384 ... modulation signal generator, 386 ... control signal generator, 390, 390A, 390B ... semiconductor laser (LD), 400 ... monitor device

Claims (20)

蛍光試薬が投与された被検体に対して該蛍光試薬を発光させるための特定の波長域の複数の励起光を順次照射する手段であって、前記蛍光試薬の蛍光強度が非線形になるように変調された励起光を含む複数の励起光を照射する励起光照射手段と、
撮像手段を含み、該撮像手段によって前記複数の励起光が順次照射された被検体を各励起光の照射に同期して撮影し、蛍光画像を順次取得する画像取得手段と、
前記順次取得した蛍光画像の変化量を示す画像を生成する画像生成手段と、
前記生成した画像を出力する画像出力手段と、
を含むことを特徴とする蛍光撮影装置。 A means for sequentially irradiating a subject to which a fluorescent reagent is administered with a plurality of excitation lights in a specific wavelength range for causing the fluorescent reagent to emit light, wherein the fluorescence intensity of the fluorescent reagent is modulated in a non-linear manner. Excitation light irradiation means for irradiating a plurality of excitation lights including the generated excitation light;
An image acquisition unit that includes an imaging unit, images the subject sequentially irradiated with the plurality of excitation lights by the imaging unit in synchronization with the irradiation of each excitation light, and sequentially acquires fluorescence images;
Image generating means for generating an image showing a change amount of the sequentially acquired fluorescent images;
Image output means for outputting the generated image;
A fluorescent photographing apparatus comprising: 前記励起光照射手段は、前記励起光となるレーザ光を出力するレーザ光源と、前記レーザ光源を駆動するレーザドライバと、前記レーザドライバを制御して前記レーザ光源から出力されるレーザ光の振幅及び周波数のうちの少なくとも一方を変調させ、前記複数の励起光に対応するレーザ光を順次出力させる変調用信号発生手段と、を有することを特徴とする請求項１に記載の蛍光撮影装置。   The excitation light irradiation means includes a laser light source that outputs a laser beam that serves as the excitation light, a laser driver that drives the laser light source, an amplitude of laser light that is output from the laser light source by controlling the laser driver, and The fluorescence imaging apparatus according to claim 1, further comprising: a modulation signal generating unit that modulates at least one of the frequencies and sequentially outputs laser beams corresponding to the plurality of excitation lights. 前記画像生成手段は、前記順次取得した蛍光画像間の差分又は比率を算出し、その差分又は比率を示す画像を生成することを特徴とする請求項１又は２に記載の蛍光撮影装置。   The fluorescence imaging apparatus according to claim 1, wherein the image generation unit calculates a difference or ratio between the sequentially acquired fluorescence images and generates an image indicating the difference or ratio. 前記励起光照射手段は、前記蛍光試薬の蛍光強度がほぼ線形に変化する光強度範囲内の第１の励起光と、前記蛍光試薬の蛍光強度が非線形に変化する光強度範囲内の第２の励起光とを照射することを特徴とする請求項１から３のいずれかに記載の蛍光撮影装置。   The excitation light irradiation means includes a first excitation light within a light intensity range in which the fluorescence intensity of the fluorescent reagent changes substantially linearly and a second excitation light within a light intensity range in which the fluorescence intensity of the fluorescent reagent changes nonlinearly. The fluorescence imaging apparatus according to claim 1, wherein the fluorescence imaging apparatus is irradiated with excitation light. 前記励起光照射手段は、１フレームの撮影時間内における前記第１の励起光の光量と、前記第２の励起光の光量とが等しくなるように照射することを特徴とする請求項４に記載の蛍光撮影装置。   The said excitation light irradiation means irradiates so that the light quantity of the said 1st excitation light and the light quantity of the said 2nd excitation light in the imaging | photography time of 1 frame may become equal. Fluorescent photographing device. 前記励起光照射手段は、１フレームの撮影時間内における前記第１の励起光の光量に対して前記第２の励起光の光量が大きくなるように照射することを特徴とする請求項４に記載の蛍光撮影装置。   The said excitation light irradiation means irradiates so that the light quantity of the said 2nd excitation light may become large with respect to the light quantity of the said 1st excitation light within the imaging | photography time of 1 frame. Fluorescent photographing device. 前記励起光照射手段は、前記第１の励起光の光強度に対する前記第２の励起光の光強度の比が２倍から３倍になるように振幅変調することを特徴とする請求項４から６のいずれかに記載の蛍光撮影装置。   5. The excitation light irradiating means performs amplitude modulation so that a ratio of a light intensity of the second excitation light to a light intensity of the first excitation light is two to three times. 6. The fluorescence imaging device according to any one of 6 above. 前記励起光照射手段は、前記蛍光試薬の蛍光寿命の影響を受けない周波数の第１の励起光と、前記蛍光試薬の蛍光寿命の影響を受ける周波数の第２の励起光とを照射することを特徴とする請求項１から７のいずれかに記載の蛍光撮影装置。   The excitation light irradiation means irradiates the first excitation light having a frequency not affected by the fluorescence lifetime of the fluorescent reagent and the second excitation light having a frequency influenced by the fluorescence lifetime of the fluorescence reagent. The fluorescence imaging apparatus according to claim 1, wherein the fluorescence imaging apparatus is characterized. 前記励起光照射手段は、前記第２の励起光の周波数が、前記蛍光試薬の蛍光寿命の逆数以上の周波数になるように周波数変調することを特徴とする請求項８に記載の蛍光撮影装置。 The fluorescence imaging apparatus according to claim 8, wherein the excitation light irradiation unit performs frequency modulation so that the frequency of the second excitation light is equal to or higher than a reciprocal of a fluorescence lifetime of the fluorescent reagent. 前記励起光照射手段は、前記複数の励起光を所定の順番で繰り返し照射し、
前記画像取得手段は、前記撮像手段を介して時系列の蛍光画像を取得し、
前記画像生成手段は、前記取得した時系列の蛍光画像の変化量を示す画像を順次生成し、
前記画像出力手段は、前記順次生成した画像を出力することを特徴とする請求項１から９のいずれかに記載の蛍光撮影装置。 The excitation light irradiation means repeatedly irradiates the plurality of excitation lights in a predetermined order,
The image acquisition means acquires a time-series fluorescence image via the imaging means,
The image generation means sequentially generates an image showing a change amount of the acquired time-series fluorescence image,
The fluorescence imaging apparatus according to claim 1, wherein the image output unit outputs the sequentially generated images. 蛍光試薬が投与された被検体に対して該蛍光試薬を発光させるための特定の波長域の複数の励起光を順次照射する工程であって、前記蛍光試薬の蛍光強度が非線形になるように変調された励起光を含む複数の励起光を照射する励起光照射工程と、
撮像手段によって前記複数の励起光が順次照射された被検体を各励起光の照射に同期して撮影し、蛍光画像を順次取得する画像取得工程と、
前記順次取得した蛍光画像の変化量を示す画像を生成する画像生成工程と、
前記生成した画像を出力する画像出力工程と、
を含むことを特徴とする蛍光撮影方法。 A step of sequentially irradiating a sample to which a fluorescent reagent is administered with a plurality of excitation lights in a specific wavelength range for causing the fluorescent reagent to emit light, and modulating the fluorescence intensity of the fluorescent reagent to be nonlinear An excitation light irradiation step of irradiating a plurality of excitation lights including the excited excitation light;
An image acquisition step of capturing a subject irradiated with the plurality of excitation lights sequentially by the imaging means in synchronization with the irradiation of each excitation light, and sequentially acquiring fluorescent images;
An image generation step of generating an image indicating the amount of change in the sequentially acquired fluorescence image;
An image output step for outputting the generated image;
A fluorescence imaging method comprising: 前記励起光照射工程は、レーザ光源から出力されるレーザ光の振幅及び周波数のうちの少なくとも一方を変調させ、前記複数の励起光に対応するレーザ光を順次出力させることを特徴とする請求項１１に記載の蛍光撮影方法。   12. The excitation light irradiation step modulates at least one of amplitude and frequency of laser light output from a laser light source, and sequentially outputs laser light corresponding to the plurality of excitation light. The fluorescence imaging method according to 1. 前記画像生成工程は、前記順次取得した蛍光画像間の差分又は比率を算出し、その差分又は比率を示す画像を生成することを特徴とする請求項１１又は１２に記載の蛍光撮影方法。   The fluorescence imaging method according to claim 11 or 12, wherein the image generation step calculates a difference or ratio between the sequentially acquired fluorescence images and generates an image indicating the difference or ratio. 前記励起光照射工程は、前記蛍光試薬の蛍光強度がほぼ線形に変化する光強度範囲内の第１の励起光と、前記蛍光試薬の蛍光強度が非線形に変化する光強度範囲内の第２の励起光とを照射することを特徴とする請求項１１から１３のいずれかに記載の蛍光撮影方法。   The excitation light irradiation step includes a first excitation light within a light intensity range in which the fluorescence intensity of the fluorescent reagent changes substantially linearly and a second excitation light within a light intensity range in which the fluorescence intensity of the fluorescent reagent changes nonlinearly. The fluorescence imaging method according to claim 11, wherein excitation light is irradiated. 前記励起光照射工程は、１フレームの撮影時間内における前記第１の励起光の光量と、前記第２の励起光の光量とが等しくなるように照射することを特徴とする請求項１４に記載の蛍光撮影方法。   The said excitation light irradiation process irradiates so that the light quantity of the said 1st excitation light and the light quantity of the said 2nd excitation light in the imaging time of 1 frame may become equal. Fluorescence photography method. 前記励起光照射工程は、１フレームの撮影時間内における前記第１の励起光の光量に対して前記第２の励起光の光量が大きくなるように照射することを特徴とする請求項１４に記載の蛍光撮影方法。   The said excitation light irradiation process irradiates so that the light quantity of the said 2nd excitation light may become large with respect to the light quantity of the said 1st excitation light within the imaging | photography time of 1 frame. Fluorescence photography method. 前記第２の励起光の光強度は、前記第１の励起光の光強度の２倍から３倍であることを特徴とする請求項１４から１６のいずれかに記載の蛍光撮影方法。   The fluorescence imaging method according to any one of claims 14 to 16, wherein the light intensity of the second excitation light is 2 to 3 times the light intensity of the first excitation light. 前記励起光照射工程は、前記蛍光試薬の蛍光寿命の影響を受けない周波数の第１の励起光と、前記蛍光試薬の蛍光寿命の影響を受ける周波数の第２の励起光とを照射することを特徴とする請求項１１から１７のいずれかに記載の蛍光撮影方法。   In the excitation light irradiation step, the first excitation light having a frequency not affected by the fluorescence lifetime of the fluorescent reagent and the second excitation light having a frequency influenced by the fluorescence lifetime of the fluorescence reagent are irradiated. The fluorescence imaging method according to claim 11, wherein the fluorescence imaging method is characterized by the following. 前記第２の励起光の周波数は、前記蛍光試薬の蛍光寿命の逆数以上の周波数であることを特徴とする請求項１８に記載の蛍光撮影方法。   The fluorescence imaging method according to claim 18, wherein the frequency of the second excitation light is a frequency equal to or higher than the reciprocal of the fluorescence lifetime of the fluorescent reagent. 前記励起光照射工程は、前記複数の励起光を所定の順番で繰り返し照射し、
前記画像取得工程は、前記撮像手段を介して時系列の蛍光画像を取得し、
前記画像生成工程は、前記取得した時系列の蛍光画像の変化量を示す画像を順次生成し、
前記画像出力手段は、前記順次生成した画像を出力することを特徴とする請求項１１から１９のいずれかに記載の蛍光撮影方法。 The excitation light irradiation step repeatedly irradiates the plurality of excitation lights in a predetermined order,
The image acquisition step acquires a time-series fluorescence image via the imaging means,
The image generation step sequentially generates an image showing the amount of change in the acquired time-series fluorescence image,
The fluorescence imaging method according to claim 11, wherein the image output unit outputs the sequentially generated images.
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