JP2011087762A - Living body observation apparatus - Google Patents
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Abstract
Description
本発明は、生体観察装置に係り、特に生体光計測技術を用いて正常組織とは異なった癌等の病変組織を観察する生体観察装置に関する。 The present invention relates to a living body observation apparatus, and more particularly, to a living body observation apparatus that observes a diseased tissue such as cancer that is different from a normal tissue using a living body light measurement technique.
生体組織の癌化、特に食道扁平上皮癌は罹患数と死亡数は年々増加する傾向にある。食道扁平上皮癌は痛みや腫れなどがなく内視鏡での直接的な観察では見つけにくい。 Canceration of living tissues, especially esophageal squamous cell carcinoma, tends to increase the number of morbidity and death each year. Esophageal squamous cell carcinoma has no pain or swelling and is difficult to find by direct observation with an endoscope.
従来、食道扁平上皮癌の検出には、グリコーゲンに反応するヨウ素液(ヨード液)を用いた手法（ヨード染色法）が実施されている。正常組織はグリコーゲンを多く含み、癌組織はグリコーゲンの含有量が少ないため、ヨード染色により正常部は茶褐色、病変部は染まらない領域（不染色）となる。ヨード染色法は食道扁平上皮癌の検出感度が最も高いスクリーニング技術である。 Conventionally, for the detection of squamous cell carcinoma of the esophagus, a technique (iodine staining method) using an iodine solution (iodine solution) that reacts with glycogen has been performed. The normal tissue contains a large amount of glycogen, and the cancer tissue has a low content of glycogen, so that the normal portion becomes brown and the lesion does not stain (unstained) by iodine staining. The iodine staining method is the screening technique with the highest sensitivity for detecting esophageal squamous cell carcinoma.
また、食道癌ハイリスク群（飲酒、喫煙、５０歳以上、男性）に該当する人は内視鏡下の病変部可視化が困難な症状であるため、ヨード染色法が必要である。 In addition, since people who fall into the high risk group of esophageal cancer (drinking, smoking, 50 years old or older, male) have symptoms that make it difficult to visualize lesions under an endoscope, iodine staining is necessary.
しかしながら、ヨード染色法はヨード刺激症状を生じ、痛みやアレルギーなどの副作用があり、かつヨウ素液及びその検査コストが高く、手技の手間がかかる。 However, the iodine staining method produces iodine irritation symptoms, has side effects such as pain and allergies, and the iodine solution and its inspection cost are high, which takes time and labor.
ところで、生体組織の癌化に伴う組織異型や血管増生は、光の散乱特性や吸収特性に反映されるため、生体光計測技術は生体組織の状態を認識することにおいて非常に有用である。 By the way, tissue atypia and vascular growth accompanying canceration of a living tissue are reflected in light scattering characteristics and absorption characteristics, so that the biological light measurement technique is very useful in recognizing the state of the living tissue.
近赤外光を用いた生体光計測技術は盛んに研究されており、近赤外光脳機能イメージング装置として製品化されている。近赤外光は可視光と比べて波長が長いため生体組織の深くまで到達する。生体粘膜表層の注目箇所を観測したい場合には、例えば近赤外光ではなく、より波長の短い光を利用することが求められる。 Biological light measurement technology using near infrared light has been actively studied and commercialized as a near infrared light brain functional imaging device. Since near-infrared light has a longer wavelength than visible light, it reaches deep into living tissue. When it is desired to observe a point of interest on the surface layer of a living mucosa, for example, it is required to use light having a shorter wavelength instead of near infrared light.
一方、食道の正常組織と食道異型及び癌の組織学的変化部とでは、食道上皮付近におけるグリコーゲン顆粒(多糖類)の含有量が大きく変化することが知られている。正常組織ではグリコーゲン濃度が高く、癌部では低濃度化する。従って、グリコーゲンを検出することで、食道異型及び癌を癌として再現できる。 On the other hand, it is known that the content of glycogen granules (polysaccharides) in the vicinity of the esophageal epithelium varies greatly between the normal tissue of the esophagus and the histologically altered part of the esophagus. In normal tissues, the glycogen concentration is high, while in cancerous parts, the concentration is lowered. Therefore, esophageal atypia and cancer can be reproduced as cancer by detecting glycogen.
グリコーゲンに特異的な光吸収ピーク波長は、長波長光である860〜880nm付近に存在する。 つまり、グリコーゲンを光学的に検出するためには、生体深くまで深達する長波長光を利用することが必要となる。 The light absorption peak wavelength specific to glycogen exists in the vicinity of 860 to 880 nm which is long wavelength light. That is, in order to optically detect glycogen, it is necessary to use long wavelength light that reaches deep into the living body.
グリコーゲンは食道粘膜の上皮付近に存在するため、長波長光を照射後に観測される光の中に含まれるグリコーゲンの情報は、粘膜表面以外の深部組織の情報にマスクされてしまい、グリコーゲン検出感度が十分でない可能性がある。つまり、長波長光を利用するだけでは、生体表面に存在する注目物質(グリコーゲン)の検出感度が低い。 Since glycogen is present in the vicinity of the epithelium of the esophageal mucosa, the information on glycogen contained in the light observed after irradiation with long-wavelength light is masked by information on deep tissues other than the mucosal surface. It may not be enough. That is, the detection sensitivity of the target substance (glycogen) present on the living body surface is low only by using long wavelength light.
一方、光の生体組織への深達度を考慮して、観察光の分光透過率特性を調整することによって、観察機能の向上を図る狭帯域化イメージング(以下、NBIという)を用いる方法も考えられる。しかしながら、食道癌ハイリスク群に対して、NBIは見落としのリスクがあり、ヨウ素液による検出感度の方が感度が高い。 On the other hand, a method using narrowband imaging (hereinafter referred to as NBI) that improves the observation function by adjusting the spectral transmittance characteristics of observation light in consideration of the penetration depth of light into living tissues is also considered. It is done. However, NBI has a risk of oversight in the high risk group of esophageal cancer, and the sensitivity of detection with iodine solution is higher.
生体光計測技術を用いた生体観察の先行技術として、特開平11-178799号公報、特開2000-041942号公報、特開平10-127585号公報、特開2007-264410号公報、特開2007-313286号公報、特開2006-192009号公報などに開示されているものがある。 As prior art of living body observation using the living body light measurement technique, JP-A-11-178799, JP-A-2000-041942, JP-A-10-127585, JP-A-2007-264410, JP-A-2007- Some are disclosed in Japanese Patent No. 313286, Japanese Patent Laid-Open No. 2006-192009, and the like.
特開平11-178799号公報は、光源として、分光分析に用いる波長範囲は1.3〜2.5μｍの波長範囲さらに好ましくは1.4〜1.8μｍあるいは2.0〜2.4μｍの波長範囲の赤外光を用いる([0017]参照)。検出すべき対象物質はグルコースであり([0023]参照)、体外観察である。検量式は、予め本体実施例の分析装置を用いた実験より得られ、複数の被験者の皮膚組織から測定した吸収スペクトルを説明量とし、実測した真皮細胞中のグルコース濃度を目的変量として分析を実施する([0025]参照)。 JP-A-11-178799 uses infrared light having a wavelength range of 1.3 to 2.5 μm, more preferably 1.4 to 1.8 μm or 2.0 to 2.4 μm as a light source. ]reference). The target substance to be detected is glucose (see [0023]) and is an in vitro observation. The calibration equation is obtained from an experiment using the analyzer of the main body example in advance, and the analysis is performed with the absorption spectrum measured from the skin tissues of a plurality of subjects as the explanatory quantity and the glucose concentration in the measured dermal cells as the target variable. (See [0025]).
特開2000-041942号公報は、光源として、誘導体標識抗体での最大吸収ピークである805nm付近の波長の光と、比較的吸収率の低い930nm付近の波長の光を用いる([0140]参照)。対象物質は人間の組織であり、内視鏡下での観察である。２つの波長帯域を用いて物質濃度が高い部分と低い部分を色ではっきり区別できる技術を開示している([0155]参照)。 Japanese Patent Laid-Open No. 2000-041942 uses, as a light source, light having a wavelength near 805 nm, which is the maximum absorption peak of a derivative-labeled antibody, and light having a wavelength of around 930 nm, which has a relatively low absorption rate (see [0140]). . The target substance is human tissue, and is an observation under an endoscope. A technique is disclosed that can clearly distinguish between high and low substance concentrations by color using two wavelength bands (see [0155]).
特開平10-127585号公報は、光源として、波長400〜500nm、500〜600nm、600〜800nm、800〜1500nmの３つ以上の波長帯域の光を用いる。対象物質は、酸化型ヘモグロビン、還元型ヘモグロビン、メラニンであり([0035]参照)、体外観察である。２種類以上の波長帯域の吸光度を用いて物質濃度を算出する。 Japanese Patent Laid-Open No. 10-127585 uses light of three or more wavelength bands of wavelengths 400 to 500 nm, 500 to 600 nm, 600 to 800 nm, and 800 to 1500 nm as a light source. The target substances are oxidized hemoglobin, reduced hemoglobin, and melanin (see [0035]) and are in vitro observation. The substance concentration is calculated using absorbance in two or more wavelength bands.
特開2007-264410号公報は、光源として、シアン系の白色光を用いる。対象物質はシミであり、体外観察である。偏光手段を用いて、肌の浅いシミを観察する手段が開示されている。第１の光源から出射して第２の偏光フィルタを透過した光を肌にあてると、肌表面に正反射が増えるため、深いシミは見え難くなる。その結果として、浅い領域に存在するシミのコントラストが高まる。物質の濃度を測定する手段は開示されていない。 Japanese Unexamined Patent Publication No. 2007-264410 uses cyan white light as a light source. The target substance is a stain and is an in vitro observation. Means for observing a spot with shallow skin using polarizing means is disclosed. When the light emitted from the first light source and transmitted through the second polarizing filter is applied to the skin, regular reflection increases on the skin surface, so that deep spots are difficult to see. As a result, the contrast of the stain existing in the shallow region is increased. No means for measuring the concentration of the substance is disclosed.
特開2007-313286号公報は、光源として、600nm〜2000nmの波長の光を用いる。対象物質は生体情報、たとえば血液中のグルコース濃度であり([0016]参照)、体外観察である。吸光度の変化から光の到達深達度が表皮になっているか真皮部分になっているか皮下組織になっているかを解析し、その解析結果として真皮部分に相当する偏光角を算出する。偏光手段を用いて真皮部分に相当する偏光角を出力し、生体情報を求める演算を行う。 Japanese Patent Laid-Open No. 2007-313286 uses light having a wavelength of 600 nm to 2000 nm as a light source. The target substance is biological information, for example, glucose concentration in blood (see [0016]), and is an in-vitro observation. From the change in absorbance, it is analyzed whether the light penetration depth is the epidermis, the dermis part or the subcutaneous tissue, and the polarization angle corresponding to the dermis part is calculated as the analysis result. The polarization means is used to output a polarization angle corresponding to the dermis part, and calculation for obtaining biological information is performed.
特開2006-192009号公報は、光源として、レーザー光源を用いる([0026]参照)。対象物質は血管である。生体組織内壁及び生体組織内壁面から深い位置にある血管等が表示される。 Japanese Patent Laid-Open No. 2006-192009 uses a laser light source as a light source (see [0026]). The target substance is a blood vessel. A living tissue inner wall and a blood vessel or the like at a deep position from the inner wall surface of the living tissue are displayed.
そこで、本発明は上記のような問題に鑑み、生体組織表層に存在するグリコーゲン顆粒の有無に対して感度の高い長波長光を用いた生体イメージングを実現できる生体観察装置を提供することを目的とするものである。 Therefore, in view of the above problems, the present invention has an object to provide a living body observation apparatus capable of realizing living body imaging using long wavelength light that is highly sensitive to the presence or absence of glycogen granules present on the surface of a living tissue. To do.
本発明の生体観察装置は、特定物質の光吸収特性に応じた照明光を生体組織に照射する照明光照射手段と、前記生体組織からの戻り光を撮像した撮像信号を出力する撮像手段と、長波長帯域において、前記生体組織表層からの戻り光により生成された前記撮像信号に基づいて前記生体組織に含まれる前記特定物質の濃度を測定する濃度測定手段と、を有するものである。 The biological observation apparatus of the present invention includes an illumination light irradiating unit that irradiates a biological tissue with illumination light according to the light absorption characteristics of the specific substance, an imaging unit that outputs an imaging signal obtained by imaging the return light from the biological tissue, And a concentration measuring means for measuring the concentration of the specific substance contained in the living tissue based on the imaging signal generated by the return light from the living tissue surface layer in a long wavelength band.
本発明によれば、生体組織表層に存在するグリコーゲン顆粒の有無に対して感度の高い長波長光を用いた生体イメージングを実現することができる。 ADVANTAGE OF THE INVENTION According to this invention, the biological imaging using a long wavelength light with a high sensitivity with respect to the presence or absence of the glycogen granule which exists in a biological tissue surface layer is realizable.
以下、本発明の実施の形態について図面を参照して詳細に説明する。
図１は本発明に係る生体観察装置の基本構成を示している。
図１において、生体観察装置１００は、照明光照射手段としての光源装置１０と、撮像装置としての光検出器５３と、濃度に相関する物理情報を算出することにより濃度を測定する濃度測定部２０を有する信号処理装置３０と、画像表示装置４０とを備える。
Hereinafter, embodiments of the present invention will be described in detail with reference to the drawings.
FIG. 1 shows a basic configuration of a living body observation apparatus according to the present invention.
In FIG. 1, a living body observation apparatus 100 includes a
光源装置１０は、望ましくは特定物質の光吸収ピークを少なくとも有する照明光を生体組織に照射するものである。光源装置１０は、キセノンなどの熱光源と、この熱光源からの照明光の波長帯域を選択するためのフィルタとを備えてもよいし、或いは、LEDやSLD（Super Luminescence Diode）レーザーなどのコヒーレント光源などで構成してもよい。
The
光検出器５３は、照明光が照射された前記生体組織からの反射光である戻り光を撮像した撮像信号を出力する。
信号処理装置３０における濃度測定部２０は、望ましくは前記光吸収ピークを有する長波長帯域において、生体組織表層からの戻り光により生成された前記撮像信号に基づいて前記生体組織表層に含まれる前記特定物質の濃度に相関する物理情報を算出することにより濃度を測定する。
The
The
上記の構成において、光源装置１０から発生する照明光は被写体１へ照射される。被写体１からの反射光は光検出器５３で観測された後、信号処理装置３０にて特定物質の含有量に関する情報を検出し、特定物質の含有量を強調した画像を生成するための演算が実施される。信号処理装置３０における濃度測定部２０は、特定物質としてグリコーゲンの濃度に相関する物理情報を算出することで濃度を測定する。この結果は画像表示装置４０で画像として表示される。
In the above configuration, the illumination light generated from the
図２はグリコーゲン(Glycogen)の光に対する吸収特性を示す図である。すなわち、図２はグリコーゲン吸収度スペクトル測定の結果を示している。横軸に光の波長、縦軸にグリコーゲンの吸収係数をとってある。粉末のグリコーゲンを水に溶かし水溶液としたものに対して、分光的に透過光を測定することによって吸収スペクトルを得ている。３本の曲線は、グリコーゲンの水溶液に含まれるグリコーゲンの重量％を表しており、実線はグリコーゲン濃度が５％、一点鎖線はグリコーゲン濃度１％、点線はグリコーゲン濃度０．５％の場合を示している。これら３本のグリコーゲン量の異なった曲線は、例えば生体組織の異なった３つの領域又は異なった被検体の特定箇所に含まれるグリコーゲン量の違いに相当するものとして考えることができる。 FIG. 2 is a graph showing absorption characteristics of glycogen with respect to light. That is, FIG. 2 shows the result of glycogen absorbance spectrum measurement. The horizontal axis represents the wavelength of light, and the vertical axis represents the absorption coefficient of glycogen. An absorption spectrum is obtained by measuring transmitted light spectroscopically in a solution obtained by dissolving powdered glycogen in water. The three curves represent the weight% of glycogen contained in the aqueous solution of glycogen. The solid line indicates that the glycogen concentration is 5%, the alternate long and short dash line indicates that the glycogen concentration is 1%, and the dotted line indicates that the glycogen concentration is 0.5%. Yes. These three different glycogen amount curves can be considered as corresponding to, for example, differences in glycogen amounts contained in three different regions of biological tissue or in specific locations of different subjects.
図２のグリコーゲン吸収度スペクトルの測定結果から分かることは、３つの異なったグリコーゲン濃度に応じて吸収係数(吸収率)の異なった３つの曲線が描かれ、これら複数の曲線に共通していることは光の特定の光波長(略850nm〜870nm)での吸収率が何れも持ち上がった特性となっていることである。従って、望ましくは略850nm〜870nmの波長の光を含む照明光を生体組織(例えば食道扁平上皮の表面から300~500μｍまでの薄い表層)中のグリコーゲンに適用し、望ましくは光吸収ピークを有する長波長光を生体組織に照射し、その反射光(戻り光)を撮像すると、長波長帯域において、上層組織からの戻り光により生成された前記撮像信号に基づいて生体組織に含まれる特定物質としてのグリコーゲンの濃度に関連する物理量を測定することが可能となる。なお、長波長光は、赤色波長光及び近赤外光である。 It can be seen from the measurement results of the glycogen absorption spectrum in FIG. 2 that three curves having different absorption coefficients (absorption rates) are drawn according to three different glycogen concentrations, and are common to the plurality of curves. Is that the absorption rate of light at a specific light wavelength (approximately 850 nm to 870 nm) is increased. Therefore, it is desirable to apply illumination light containing light having a wavelength of approximately 850 nm to 870 nm to glycogen in biological tissue (for example, a thin surface layer from the surface of the esophageal squamous epithelium to 300 to 500 μm), and preferably have a light absorption peak. When the biological tissue is irradiated with wavelength light and the reflected light (return light) is imaged, in a long wavelength band, as a specific substance contained in the biological tissue based on the imaging signal generated by the return light from the upper layer tissue It becomes possible to measure a physical quantity related to the concentration of glycogen. The long wavelength light is red wavelength light and near infrared light.
一方、生体組織(例えば食道扁平上皮の表層)中のグリコーゲンは正常部ではグリコーゲン量が多く、癌部ではグリコーゲンが消失しているためグリコーゲン量が少ない。それ故、グリコーゲンの存在する正常領域に対して前記光吸収ピークを含む光を照射し、その戻り光を撮像(光検出)し観察すると、光吸収ピークの波長光が特にグリコーゲンで吸収されているため暗く観測される。逆に、グリコーゲンがほとんどない癌領域では、前記光吸収ピークを含む波長光は吸収されないため明るく観測されることになる。 On the other hand, glycogen in living tissue (for example, the surface layer of the esophageal squamous epithelium) has a large amount of glycogen in the normal part and a small amount of glycogen in the cancer part because glycogen disappears. Therefore, when the normal region where glycogen is present is irradiated with light containing the light absorption peak, and the return light is imaged (photodetected) and observed, the wavelength light of the light absorption peak is absorbed particularly by glycogen. Therefore it is observed dark. On the contrary, in the cancer region where there is almost no glycogen, the light having the wavelength including the light absorption peak is not absorbed, so it is brightly observed.
図１の構成と図２のグリコーゲンの光に対する吸収特性とから、光吸収ピークの波長光を含む照明光の照射によって、被写体からの反射光を検出すれば、グリコーゲンが多く含まれる正常部からの反射光は弱く、グリコーゲンがない癌部からの反射光は強くなる。したがって、肉眼では判別しにくい食道扁平上皮癌に光を照射だけで患者に苦痛を与えることなく容易に癌部を見つけることが可能となる。 From the configuration of FIG. 1 and the absorption characteristics of glycogen with respect to light in FIG. 2, if reflected light from a subject is detected by irradiation with illumination light including light having a wavelength of a light absorption peak, a normal portion rich in glycogen is detected. The reflected light is weak and the reflected light from the cancerous part without glycogen is strong. Therefore, it is possible to easily find a cancerous part without causing pain to the patient by irradiating light to esophageal squamous cell carcinoma which is difficult to distinguish with the naked eye.
図３は２つの波長490nm，870nmを含む照明光に基づく２つのモノクロ画像入力に対してマトリクス演算を行って得られた３つの出力を、１つの画素を構成するＲ，Ｇ，Ｂのチャンネルに割り当てることにより、正常部，癌部，及び炎症部を区別可能とするフローの一例を示している。
FIG. 3 shows three outputs obtained by performing a matrix operation on two monochrome image inputs based on illumination light including two
可視光に相当する490nmを含む照明光と上記870nmを含む照明光を被写体１に照射し、反射光を光検出器５３にて検出し、この結果得られる電気信号を信号処理装置３０で３×２のマトリクス演算処理をしてカラー画像表示している。各々のモノクロ画像では、癌部と炎症部(若しくは出血部)、また、正常と炎症(若しくは出血部)の区別はつかないが、マトリクス演算をすることにより、正常、癌、炎症の区別がつきやすいカラー画像を提供することが可能である。
Illumination light including 490 nm corresponding to visible light and illumination light including 870 nm are irradiated onto the
図４は内視鏡による生体観察装置(即ち内視鏡観察装置)の例を示している。この装置の構成は図１とほぼ類似するが、光源装置(光源，フィルタ)１０、撮像装置としての光検出器５３、信号処理装置３０、及び画像表示装置４０の構成に、内視鏡５０が追加されている。
FIG. 4 shows an example of a living body observation apparatus (that is, an endoscope observation apparatus) using an endoscope. The configuration of this apparatus is almost similar to that of FIG. 1, but an endoscope 50 is added to the configuration of a light source device (light source, filter) 10, a
光源装置１０は、ランプ１１と、レンズ１２，１４と、異なった波長帯域の照明光を作成するために透過波長の異なったフィルタを照明光路に配置する回転フィルタ１３と、光源装置１０及び信号処理装置３０を制御するための制御装置１５とを備えている。
The
信号処理装置３０は、相関二重サンプリング回路(ＣＤＳ回路)３１と、Ａ／Ｄ変換回路３２と、色バランス調整回路３３と、マルチプレクサ３４と、信号メモリ３５と、信号処理回路３６と、ＲＧＢの各色チャンネルに割り当てた信号をＤ／Ａ変換するＤ／Ａ変換回路３７ａ〜３７ｃとを備えている。
The
光源装置１０から発生する照明光は内視鏡５０のライドガイド５４に導かれて被写体１へ照射される。被写体１からの反射光は光検出器５３で観測された後、信号処理装置３０の内部の信号処理回路にて特定物質の含有量に関する情報を検出し、特定物質の含有量を強調した画像を生成するための演算が行われる。処理結果は画像表示装置４０にて画像として表示される。
Illumination light generated from the
図５は光源装置１０の回転フィルタの分光透過率の一例を示し、図６は回転フィルタの実施例を示す。F1はグリコーゲンの光吸収波長を含まない第２の照明光を作り出す第２の照明光照射手段を構成するフィルタ、F2はグリコーゲンの吸収波長を含む第１の照明光を作り出す第１の照明光照射手段を構成するフィルタとして機能する。光源装置１０の照明光の光路に適宜にフィルタF1またはF2を配置して用いられる。
FIG. 5 shows an example of the spectral transmittance of the rotary filter of the
図７乃至図１０は、グリコーゲン吸収波長を含む照明光と吸収波長以外の照明光(例:可視光)の２つの波長光を用いて、それらの光による観測強度の相対関係を調べたものである。 FIGS. 7 to 10 show the relative relationship between the intensity of observations using two wavelengths of illumination light including the glycogen absorption wavelength and illumination light other than the absorption wavelength (eg, visible light). is there.
図７(a)及び(b)は、490nmを含む可視光(散乱は強く血液の吸収はそれほど強くない。Hbやモル吸光係数は、415nmの1/25、540nmの1/2)を食道の正常組織と癌組織に照射したときの光伝搬の様子を示した図である。図７(a)は正常組織の場合を、図７(b)は癌組織の場合を示している。 Figures 7 (a) and (b) show visible light including 490nm (scattering is strong and blood absorption is not so strong. Hb and molar extinction coefficients are 1/25 of 415nm and 1/2 of 540nm). It is the figure which showed the mode of the light propagation when irradiating a normal tissue and a cancer tissue. FIG. 7A shows the case of normal tissue, and FIG. 7B shows the case of cancer tissue.
図７(a)に示すように、正常上皮には豊富なグリコーゲン顆粒が分布しているため、入射光はグリコーゲン顆粒により散乱され、強い反射光として観測される。つまり、この波長帯において、グリコーゲン顆粒は散乱体として機能する。一方、図７(b)に示すように、癌部にはグリコーゲン顆粒はほとんど存在していないため、正常部と比べて相対的に散乱イベント回数は減少する。また、癌周辺には新生血管が増生している場合が多い。したがって、癌部からの反射光強度は正常よりも弱くなる。 As shown in FIG. 7 (a), since abundant glycogen granules are distributed in the normal epithelium, the incident light is scattered by the glycogen granules and observed as strong reflected light. That is, glycogen granules function as scatterers in this wavelength band. On the other hand, as shown in FIG. 7 (b), since the glycogen granule is hardly present in the cancerous part, the number of scattering events is relatively reduced as compared with the normal part. In many cases, neovascularization is increased around the cancer. Accordingly, the intensity of reflected light from the cancerous part is weaker than normal.
図８(a)及び(b)は、グリコーゲンの吸収ピーク波長を含む長波長光を、食道の正常組織と癌組織に照射したときの光伝搬の様子を示した図である。図８(a)は正常組織の場合を、図８(b)は癌組織の場合を示している。 FIGS. 8A and 8B are diagrams showing the state of light propagation when long wavelength light including the absorption peak wavelength of glycogen is irradiated to normal tissue and cancer tissue of the esophagus. FIG. 8A shows the case of a normal tissue, and FIG. 8B shows the case of a cancer tissue.
図８(a)に示すように、正常部ではグリコーゲン顆粒において前記照明光は強く吸収されるため反射光強度は弱くなる。図８(b)に示すように、癌部では、グリコーゲン顆粒がほぼ消失しているため、後方散乱する反射光強度は相対的に強まる。 As shown in FIG. 8 (a), in the normal part, the illumination light is strongly absorbed in the glycogen granules, so that the reflected light intensity becomes weak. As shown in FIG. 8 (b), since the glycogen granules are almost disappeared in the cancer part, the intensity of reflected light that is backscattered is relatively increased.
図９(a)及び(b)は、粘膜下腫瘍(GIST、スキルス癌など)及び炎症や出血部位へ、可視光(点線)とグリコーゲンの吸収ピーク波長を含む長波長光(実線)を照射したときの光伝搬の様子を示した図である。図９(a)は粘膜下腫瘍のある場合を、図９(b)は炎症のある場合を示している。 9 (a) and 9 (b), visible light (dotted line) and long wavelength light (solid line) including absorption peak wavelength of glycogen were irradiated to submucosal tumors (GIST, Skills cancer, etc.) and inflammation and bleeding sites. It is the figure which showed the mode of the light propagation at the time. FIG. 9A shows a case with a submucosal tumor, and FIG. 9B shows a case with inflammation.
まず、図９(a)に示すように、粘膜下腫瘍周辺のグリコーゲンを腫瘍が取り込むため、上皮のグリコーゲン顆粒密度が減少する。つまり、可視光はその光散乱は弱まるため、反射光強度はやや減弱する。一方、長波長光はグリコーゲン顆粒や粘膜下腫瘍の腫瘍血管により強い吸収を受けるため、反射光強度は弱い。
また、図９(b)に示すように、炎症部や出血部位において可視光及び長波長光は共に強く吸収されるため、反射光は弱い。
First, as shown in FIG. 9 (a), since the tumor takes in glycogen around the submucosal tumor, the density of glycogen granules in the epithelium decreases. That is, since the light scattering of the visible light is weakened, the reflected light intensity is slightly reduced. On the other hand, since long-wavelength light is strongly absorbed by glycogen granules and tumor blood vessels of submucosal tumors, the intensity of reflected light is weak.
Further, as shown in FIG. 9 (b), the visible light and the long wavelength light are both strongly absorbed in the inflamed part and the bleeding site, and therefore the reflected light is weak.
図１０は、正常、食道上皮癌、粘膜下腫瘍、炎症(出血部)に対する可視光及び近赤外光の反射光強度の関係を示した表である。 FIG. 10 is a table showing the relationship between the reflected light intensity of visible light and near infrared light for normal, esophageal epithelial cancer, submucosal tumor, and inflammation (bleeding site).
図１０から、グリコーゲン吸収波長を含む照明光と吸収波長以外の照明光(例:可視光)の２波長の光を使用し、それらの観測強度の相対関係を取得することにより、癌に関連するグリコーゲン含有量変化を様々な組織変化に対してロバスト性を担保して画像化することが可能である。 From FIG. 10, by using two wavelengths of illumination light including a glycogen absorption wavelength and illumination light other than the absorption wavelength (eg, visible light), and obtaining the relative relationship between their observation intensities, it is related to cancer. It is possible to image changes in glycogen content while ensuring robustness against various tissue changes.
望ましくはグリコーゲン吸収ピークを有する長波長(例えば870nm)のほかに、もう１つの波長(例えば490nm)で表層にあるグリコーゲンの光散乱特性を捉える。もう１つの波長は、グリコーゲンがあることによって散乱が強くなる特性を有する。従って、グリコーゲン顆粒散乱特性による光散乱特性と吸収特性に関する２枚の画像を測定することにより、図１０に示すような４つの組織状態を識別することができる。 Preferably, in addition to a long wavelength (for example, 870 nm) having a glycogen absorption peak, the light scattering characteristics of glycogen on the surface layer are captured at another wavelength (for example, 490 nm). The other wavelength has the property that scattering is stronger due to the presence of glycogen. Therefore, four tissue states as shown in FIG. 10 can be identified by measuring two images relating to light scattering characteristics and absorption characteristics based on glycogen granule scattering characteristics.
図１０によれば、長波長光(例えば870nm)及び／又は可視光(例えば490nm)を被写体に照射し、その反射光の強弱から被写体のグリコーゲン量を測定することによって、癌か否かを検出する際の確実性を高めることができる。このように、異なる２つの波長を使用して、反射光の強度を測定し、２つの測定結果を組み合わせることによって、癌判定の確実さをより高めることが可能となる。 According to FIG. 10, it is detected whether or not the subject is cancer by irradiating the subject with long wavelength light (for example, 870 nm) and / or visible light (for example, 490 nm), and measuring the amount of glycogen of the subject from the intensity of the reflected light. The certainty at the time of doing can be improved. Thus, it is possible to further increase the certainty of cancer determination by measuring the intensity of reflected light using two different wavelengths and combining the two measurement results.
具体的には、図１において、光源装置１０は糖類の光吸収ピーク波長を含む第１の照明光と糖類の光吸収ピーク波長を含まない第２の照明光を被写体へ照射し、撮像手段としての光検出器５３にて異なる波長帯の反射光を順次検出し、信号処理装置３０の濃度測定部２０は検出された分光強度情報の相対変化量を基に、被写体に含まれる糖類の濃度に相関する物理情報を計算することによって糖類の濃度を測定できる。
Specifically, in FIG. 1, a
［第１の実施形態］
図１１は本発明の第１の実施形態の生体観察装置の構成を示す模式図である。第１の実施形態は内視鏡先端の構成を示している。
図１１において、照明手段としての光源装置１０と被写体１の間に第１の偏光手段である偏光子５１を設けることで、偏光制御された糖類の光吸収ピーク波長を含む照明光を被写体１へ照射する。
被写体１と撮像手段としての光検出器５３の間に前記照明光の偏光方向とほぼ同一の偏光方向である第２の偏光手段である検光子５２を設ける。
信号処理装置３０の濃度測定部は、検光子５２の後面に配設した光検出器５３の検出信号に基づいて、被写体１に含まれる糖類の濃度に相関する物理情報を算出することによって糖類の濃度を測定する。測定結果は、表示手段としての画像表示装置４０に画像として表示する。
[First Embodiment]
FIG. 11 is a schematic diagram showing the configuration of the living body observation apparatus according to the first embodiment of the present invention. 1st Embodiment has shown the structure of the endoscope front-end | tip.
In FIG. 11, by providing a polarizer 51 as a first polarizing means between the
An analyzer 52, which is a second polarizing means having a polarization direction substantially the same as the polarization direction of the illumination light, is provided between the subject 1 and a
The concentration measurement unit of the
このような構成では、照明光導光ファイバ５４の先端に偏光子５１、光検出器５３の前面に検光子５２を配置することで、偏光制御されたグリコーゲンの画像化を実施可能としている。但し、偏光子５１と検光子５２の偏光方向はほぼ等しいものとする。ここで、散乱回数の少ない、被写体表面を伝搬する“光伝搬ａ1”の光は光検出器５３にて観測され、深部まで到達する“光伝搬ａ2”の光は偏光方向がランダム化するため、ほとんどは検光子５２にてブロックされ、検出器５３に検出されない(図１１で×印で示される)。“光伝搬ａ1”の光は比較的被写体の表面から浅いところを通って反射してきたものであり、散乱などのイベントが少ない分、偏光面が保存されやすい。従って、検光子５２の偏光方向を偏光子５１と略同一であることによって、浅いところを通ってきた光を光検出器５３で検出して観測し易くなる。つまり、照明光と検出光の偏光方向を制御することで、食道上皮に存在するグリコーゲン量の違いを捉えやすくなり食道癌検出感度が向上する。
In such a configuration, the polarizer 51 is disposed at the tip of the illumination light guide fiber 54 and the analyzer 52 is disposed in front of the
なお、波長帯の異なる偏光照明光を２つ以上用いてもよく、また、偏光照明光と無偏光照明光を順次照射しても良い。 Two or more polarized illumination lights having different wavelength bands may be used, and polarized illumination light and non-polarized illumination light may be sequentially irradiated.
この第１の実施形態によれば、偏光子５１、及び、検光子５２の偏光方向をそろえることで、粘膜表面にフォーカスした反射光を検出することができる。したがって、望ましくはグリコーゲン光吸収ピークを有する波長(例えば870nm)を含む長波長光を照射して、粘膜表層に存在するグリコーゲンに感度の高い画像化を行うことによって、グリコーゲンを多量に含む正常部とグリコーゲンが消失している癌部とを区別できる粘膜表層の画像化を実現することができる。 According to the first embodiment, reflected light focused on the mucosal surface can be detected by aligning the polarization directions of the polarizer 51 and the analyzer 52. Therefore, it is desirable to irradiate long wavelength light including a wavelength having a glycogen light absorption peak (e.g., 870 nm) and to perform imaging with high sensitivity to glycogen present on the surface layer of the mucosa, so that a normal part containing a large amount of glycogen can be obtained. It is possible to realize imaging of the mucosal surface layer that can be distinguished from a cancerous part in which glycogen has disappeared.
［第２の実施形態］
図１２及び図１３は本発明の第２の実施形態の生体観察装置における信号処理装置の機能の一例を示している。
図１２は図１の生体観察装置で被検体(例えば食道扁平上皮)におけるグリコーゲンの多少を画像化することによって、癌部を正常部に対して識別可能とするためにグリコーゲンが少ないという特徴を有している癌部からの反射光情報を強調表示する例を示している。
[Second Embodiment]
12 and 13 show an example of the function of the signal processing apparatus in the living body observation apparatus according to the second embodiment of the present invention.
FIG. 12 is characterized in that the amount of glycogen in the subject (eg, squamous epithelium of the esophagus) is imaged by the living body observation apparatus of FIG. The example which highlights the reflected light information from the cancer part which is carrying out is shown.
信号処理装置３０において、糖類の光吸収ピーク波長を含む少なくとも１つの照明光を被写体１へ照射する。撮像手段である光検出器５３にて被写体１からの反射光を画像として検出し、検出画像の画像分布に対する処理を信号処理装置３０の濃度測定部２０で行うことにより、被写体１に含まれる糖類(例えばグリコーゲン)の濃度に相関する物理情報を算出する。
In the
図１３は図１２の信号処理装置３０の画像強調処理の機能を示している。信号処理装置３０の内部に濃度測定手段としてモノクロ画像に対してコントラスト強調処理を行う“画像強調処理手段”を備える。一例として、信号処理装置３０の内部にモノクロ画像に対してコントラスト強調処理を行う‘ヒストグラム拡大化’及び‘ヒストグラム平坦化’の機能を搭載することで実現する。
FIG. 13 shows the function of image enhancement processing of the
ヒストグラム拡大化は、画素値がある範囲に偏って分布しているような画像に対して、より広範囲に画素値の分布を拡げる濃度変換である。このようなヒストグラム拡大化をすることで、画像に使われている画素値の幅を広くし、画像の明暗が分かり易くなる。 Histogram enlargement is density conversion that expands the distribution of pixel values over a wider range for an image in which pixel values are distributed in a certain range. By enlarging the histogram like this, the width of the pixel values used in the image is widened, and the brightness of the image is easily understood.
ヒストグラム平坦化は、ヒストグラムを平坦にすることで、より画素のコントラストを強調する濃度変換を指している。 Histogram flattening refers to density conversion that further enhances the contrast of pixels by flattening the histogram.
このような画像強調処理は、１枚の観測画像に実施してもよいし、複数の観測画像すべてに対して実施しても良い。 Such image enhancement processing may be performed on one observation image, or may be performed on all of the plurality of observation images.
第２の実施形態によれば、所定の光波長帯域の光を照射し、グリコーゲンの有無を示す画像により癌部を判別する際に、信号処理により画像の明暗を明確にして、見分けにくい食道上皮癌のような病変部の判別を効率化することが可能となる。 According to the second embodiment, when determining a cancerous part from an image indicating the presence or absence of glycogen by irradiating light in a predetermined light wavelength band, the light and darkness of the image is clarified by signal processing and is difficult to distinguish. This makes it possible to efficiently identify a lesion such as cancer.
［第３の実施形態］
図１４及び図１５は本発明の第３の実施形態の生体観察装置における光源装置及び信号処理装置の機能の一例を示している。
図１４では、糖類の光吸収ピーク波長を含む少なくとも１つの照明光を被写体１へ照射し、撮像手段としての光検出器５３にて反射光を画像として検出し、この検出撮像信号に対する分光推定を信号処理装置３０で行うことにより、被写体１に含まれる糖類の濃度に相関する物理情報を算出する。
[Third Embodiment]
14 and 15 show examples of functions of the light source device and the signal processing device in the living body observation apparatus according to the third embodiment of the present invention.
In FIG. 14, the
照明光としては、赤色波長帯域および近赤外帯域からなる長波長帯域を含むブロードバンド光を使用する。撮像手段には複数の色を有するグリコーゲンの光吸収ピーク波長帯域を含む色フィルタ（補色フィルタ、もしくは、原色フィルタ）を貼り付けたカラーCCDを採用し、例えばＲ，Ｇ，Ｂなどの各色の画素ごとに取り出された信号に基づいてＲ，Ｇ，Ｂ３枚の観測画像を得る。観測画像は、カラーCCDからの複数の波長の信号を検出し、画像検出信号として出力されるものであり、図４の内視鏡観察装置の例で言えば、信号処理装置３０内の符号３１〜３５に相当する回路部分(画像検出手段)から出力されるものである。
As illumination light, broadband light including a long wavelength band consisting of a red wavelength band and a near infrared band is used. The image pickup means adopts a color CCD with a color filter (complementary color filter or primary color filter) including a light absorption peak wavelength band of glycogen having a plurality of colors, for example, pixels of each color such as R, G, B, etc. Three R, G, and B observation images are obtained based on the signal extracted every time. The observation image is obtained by detecting signals of a plurality of wavelengths from the color CCD and outputting them as image detection signals. In the example of the endoscope observation apparatus in FIG. 4, reference numeral 31 in the
信号処理装置３０は、分光推定手段としての分光推定処理部２１と、先験的分光情報(分光データ)を保有する先験情報部２４と、波長選択部２２と、画像合成部２３と、を備える。分光推定処理部２１と、波長選択部２２と、画像合成部２３と、先験情報部２４とは、図４の内視鏡観察装置の例で言えば、信号処理装置３０内の信号処理回路３６に相当する部分に構成されるものである。
The
分光推定処理部２１は、観測画像に対して、あらかじめ分光推定に必要な先験的分光情報とWiener推定に代表される信号処理手法により、可視域から近赤外域にわたる波長域で分光反射率を推定する。その後、波長選択部２２において画像表示で使用する適切な波長帯を選択し、画像合成部２３では選択された波長帯を合成し、最終的にカラー画像を表示装置４０に表示する。
The spectral
先験情報部２４は、例えばグリコーゲン、癌部組織、正常組織など、色々な物質スペクトル特性が波長情報として格納されている。
In the a
分光推定処理部２１は、撮像手段からの例えばＲ，Ｇ，Ｂ３つの観測情報を入力し、全ての画素に対してスペクトル方向の情報を持つデータを演算的に推定する。
例えば、先験情報部２４に蓄積されている先験情報と、実際に観測した観測データとを対比することで、ある位置の画素の分光反射率を推定できる。分光推定処理部２１を通った後は、スペクトル方向のどこの位置であっても波長情報を持っていて、波長的には例えばグリコーゲンのスペクトル状態を含むようなところまでカバーしているので、波長選択部２２にて各画素に対して波長選択することができる。
The spectral
For example, the spectral reflectance of a pixel at a certain position can be estimated by comparing a priori information stored in the a
波長選択部２２でどこの波長を選択するかは、どのような情報を知りたいかに依存する。例えば、グリコーゲンを検知したい場合には、例えば870nｍ付近の波長情報を取り出して画像化すれば良い。
Which wavelength is selected by the
波長選択部２２では、どこの波長を画像の情報として使うかを選択していて、波長を２つ選ぶと、それをＲ，Ｇ，Ｂのカラー画像で表示することができる。例えば、490nmと870nmの２つの波長を選択すると、この２つを合成して１つの画像にすることができる。このとき、画像合成部２３には２つのモノクロ画像が入力される。そして、例えば490nmのものをブルー(以下、Ｂ)のチャンネルに割り当て、870nmのものをレッド(以下、Ｒ)とグリーン(以下、Ｇ)のチャンネルに割り当てるとする。ある画素が正常だとすると、490nmの反射率が高く、870nmで反射率が低いため、青色に表示される。逆に、その画素が食道癌のものになると、870nmが反射率が高いため、食道癌の領域は黄色く映出される。従って、この場合黄色が癌部で、青色が正常部となる。炎症や出血部だとＲ，Ｇ，Ｂ何れも０となり、真っ黒に映出され、粘膜下腫瘍の場合は濃い青色に映出される。
The
なお、前述したNBI技術は、血管に吸収され易い特定の波長光（波長415nmと540nm）を用いている。NBIは、癌化に伴って増生する粘膜表層の毛細血管を強調できる点で(ローリスク群の人に対しては)有用であるが、食道癌ハイリスク群の人に対しては見落とす不具合を生じる危険性がある。なお、図１４に示すカラーCCDと図１１に示す偏光制御手段を君合わせても良いし、図１４の分光推定部２１、波長選択部２２、画像合成部２３、先験情報部２４を図１３の処理に置き換えても良い。
The NBI technique described above uses specific wavelength light (wavelengths of 415 nm and 540 nm) that is easily absorbed by blood vessels. NBI is useful (for people in the low-risk group) because it can highlight the capillaries on the surface of the mucosa that grow with cancer, but it can cause oversight for people in the high-risk group of esophageal cancer There is a risk. The color CCD shown in FIG. 14 may be combined with the polarization control means shown in FIG. 11, and the
図１５は、図１４の色フィルタの付いたカラーCCDの代わりに、モノクロCCDを使用し、光源装置１０にて複数の波長の異なる照明光を被写体へ照射する実施例である。光源装置１０には回転フィルタを用いればよい。
撮像手段としてモノクロCDDを採用し、複数の異なる波長の照明光を光源装置１０から順次に照射し、異なった波長の画素ごとに取り出された信号に基づいて複数枚の観測画像を得る。ここで、異なった波長の光とは、赤色波長帯域および近赤外帯域からなる長波長帯域の狭帯域（例えば870nm）を含む第１の照明光と、前記第１の照明光の波長帯域以外（例えば870nm以外）の少なくとも１つの波長帯(例えば490nm)を含む第２の照明光とを意味する。その他の構成及び動作は図１４と同様である。
FIG. 15 shows an embodiment in which a monochrome CCD is used in place of the color CCD with the color filter shown in FIG. 14 and a
Monochrome CDD is adopted as the imaging means, and a plurality of different wavelengths of illumination light are sequentially irradiated from the
なお、モノクロCCDを使用しても図1４の場合と同様の効果が得られるが、この場合は光源装置１０にて複数の波長の異なる照明光を被写体へ照射する点で、図１４とは異なる。
第３の実施形態によれば、カラーCCD又はモノクロCCDを使用した場合における分光推定による画像表示が可能となる。
Even if a monochrome CCD is used, the same effect as in the case of FIG. 14 can be obtained. In this case, however, the
According to the third embodiment, it is possible to display an image by spectral estimation when a color CCD or a monochrome CCD is used.
本発明は、上述した実施の形態に限定されるものではなく、本発明の要旨を変えない範
囲において、種々の変更、改変等ができる。
The present invention is not limited to the above-described embodiments, and various changes and modifications can be made without departing from the scope of the present invention.
１…被写体
１０…光源装置(照明光照射手段)
２０…濃度測定部(濃度測定手段)
２１…分光推定処理部(分光推定手段)
２２…波長選択部
２３…画像合成部
２４…先験情報部
３０…信号処理装置
４０…画像表示装置
５１…偏光子(第１の偏光手段)
５２…検光子(第２の偏光手段)
５３…光検出器(撮像手段)
１００…生体観察装置
DESCRIPTION OF
20 ... Concentration measuring unit (concentration measuring means)
21: Spectral estimation processing unit (spectral estimation means)
DESCRIPTION OF
51 ... Polarizer (first polarizing means)
52 ... Analyzer (second polarization means)
53. Photodetector (imaging means)
100 ... living body observation apparatus
Claims (10)
前記生体組織からの戻り光を撮像した撮像信号を出力する撮像手段と、
長波長帯域において、前記生体組織表層からの戻り光により生成された前記撮像信号に基づいて前記生体組織に含まれる前記特定物質の濃度を測定する濃度測定手段と、
を有する生体観察装置。 Illumination light irradiating means for irradiating a living tissue with illumination light according to the light absorption characteristics of the specific substance;
Imaging means for outputting an imaging signal obtained by imaging the return light from the living tissue;
In a long wavelength band, a concentration measuring means for measuring the concentration of the specific substance contained in the living tissue based on the imaging signal generated by the return light from the living tissue surface layer;
A living body observation apparatus.
前記生体組織と前記照明光照射手段との間に配置された第１の偏光手段と、
前記生体組織と前記撮像手段との間に配置された第２の偏光手段と、
を更に有することを特徴とする請求項１〜４のいずれかに記載の生体観察装置。 The concentration measuring means includes
First polarizing means disposed between the living tissue and the illumination light irradiation means;
A second polarizing means disposed between the living tissue and the imaging means;
The living body observation apparatus according to claim 1, further comprising:
前記特定物質の光吸収ピーク波長帯域を含む第１の照明光を照射する第１の照明光照射手段と、
前記特定物質の光吸収ピーク波長帯域を含まない第２の照明光を照射する第２の照明光照射手段と、
を更に有し、
前記濃度測定手段は、前記第１の照明光及び前記第２の照明光の分光強度情報を算出し前記生体組織に含まれる前記特定の物質の濃度を測定することを特徴とする請求項１〜４のいずれかに記載の生体観察装置。 The illumination light irradiation means
A first illumination light irradiation means for irradiating a first illumination light including a light absorption peak wavelength band of the specific substance;
A second illumination light irradiation means for irradiating a second illumination light that does not include the light absorption peak wavelength band of the specific substance;
Further comprising
The concentration measuring means calculates spectral intensity information of the first illumination light and the second illumination light, and measures the concentration of the specific substance contained in the living tissue. The living body observation apparatus according to any one of 4.
前記撮像信号に基づいた画素分布に対して画素値の分布の拡大縮小化の信号処理を行う画像強調処理手段
を有することを特徴とする請求項１〜４のいずれかに記載の生体観察装置。 The concentration measuring means includes
The living body observation apparatus according to claim 1, further comprising: an image enhancement processing unit that performs signal processing for enlarging / reducing a pixel value distribution on the pixel distribution based on the imaging signal.
前記撮像信号に基づいた画素分布に対して画素値の分布の平坦化の信号処理を行う画像強調処理手段
を有することを特徴とする請求項１〜４のいずれかに記載の生体観察装置。 The concentration measuring means includes
The living body observation apparatus according to claim 1, further comprising: an image enhancement processing unit that performs signal processing for flattening a pixel value distribution on the pixel distribution based on the imaging signal.
前記照明光照射手段から前記撮像手段に至る光路上に配置可能に配設された、前記長波長帯域を狭めるように前記照明光の波長帯域を制限したフィルタを更に有し、
前記撮像手段は、前記フィルタを介して前記撮像手段に導光された狭帯域光の前記撮像信号を出力することを特徴とする請求項１〜４のいずれかに記載の生体観察装置。 The concentration measuring means includes
The filter further includes a filter that limits the wavelength band of the illumination light so as to narrow the long wavelength band, and is disposed on an optical path from the illumination light irradiation unit to the imaging unit.
The living body observation apparatus according to claim 1, wherein the imaging unit outputs the imaging signal of narrowband light guided to the imaging unit via the filter.
前記撮像信号に基づいて複数の波長領域を有する前記戻り光を検出し画像検出信号を出力する画像検出手段と、
前記画像検出信号に基づいて前記波長領域の分光推定を行った画像信号を出力する分光推定手段と、
を更に有することを特徴とする請求項１〜４のいずれかに記載の生体観察装置。 The concentration measuring means includes
Image detection means for detecting the return light having a plurality of wavelength regions based on the imaging signal and outputting an image detection signal;
Spectral estimation means for outputting an image signal obtained by performing spectral estimation of the wavelength region based on the image detection signal;
The living body observation apparatus according to claim 1, further comprising:
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Cited By (2)
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|---|---|---|---|---|
| WO2017010013A1 (en) * | 2015-07-16 | 2017-01-19 | オリンパス株式会社 | Image processing device, imaging system, image processing method, and image processing program |
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