JP2012040224A - Endoscope apparatus, and endoscopic diagnosis device - Google Patents
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Abstract
Description
本発明は、偏光状態の異なる複数の偏光光を被検体の被観察領域に順次照射し、その反射光を順次撮像するための内視鏡装置、および、この内視鏡装置を用いて偏光光観察を実施する内視鏡診断装置に関するものである。 The present invention sequentially irradiates an observation region of a subject with a plurality of polarized lights having different polarization states and sequentially images the reflected light, and polarized light using the endoscope apparatus. The present invention relates to an endoscope diagnosis apparatus that performs observation.
生体に病変部があるか、どの程度病変部が進行しているかの診断をするために、従来から内視鏡、光学顕微鏡などの光学診断システムが使用されている。それらの診断システムでは、生体の一部に光を照射し反射してくる光を撮像して、生体表面の色、明るさ、構造等の変化を観察し、その観察によって医師が病変部の状態を診断している。このような診断システムの光学系では、通常観察用の自然光だけでなく、偏光光を使用することによって、生体の異方性の特徴から正常部と病変部の変化を捉える手法や、生体観察の精度を上げる手法が提案されている（特許文献１、２及び３参照）。 Conventionally, an optical diagnostic system such as an endoscope or an optical microscope has been used for diagnosing whether there is a lesion in a living body and how much the lesion has progressed. In these diagnostic systems, a part of the living body is irradiated with light and the reflected light is imaged, and changes in the color, brightness, structure, etc. of the living body surface are observed. Is diagnosed. In such an optical system of a diagnostic system, not only natural light for normal observation but also polarized light can be used to capture changes in normal and diseased areas from the characteristics of biological anisotropy. A technique for increasing the accuracy has been proposed (see Patent Documents 1, 2, and 3).
本出願人の出願に係る特許文献１には、その一例として、偏光光を使用し、消化器、特に、胃壁の偏光異方性を持つ粘膜層から戻る戻り光の非偏光光の割合、すなわち戻り光の偏光度に基づいて粘膜層の厚みを算出することにより、胃壁の粘膜層の厚さの変化を検出することにより、がんの浸潤度を診断できる可能性があることが開示されている。 Patent Document 1 of the present applicant's application uses, as an example, polarized light, and the ratio of non-polarized light of the return light that returns from the digestive organ, particularly the mucosal layer having polarization anisotropy of the stomach wall, that is, It is disclosed that by calculating the thickness of the mucosal layer based on the degree of polarization of the return light, it is possible to diagnose the degree of cancer invasion by detecting the change in the thickness of the mucosal layer of the stomach wall. Yes.
また、特許文献２には、偏光光を使用することにより、高倍率の拡大観察が行われる局所的な部位である関心部位に平行偏光を有する照明光を照射した際の後方散乱光の像と、垂直偏光を有する照明光を照射した際の後方散乱光の像とを用いて、関心部位における深層からの多重散乱光を除去しつつ、拡大観察画像を得、具体的には両画像信号を差分処理して偏光画像信号を得、得られた偏光画像信号に基づいて拡大観察画像を得、モニタに表示することが開示されている。 In addition, Patent Document 2 discloses an image of backscattered light when illumination light having parallel polarization is irradiated on a region of interest that is a local region where high-magnification observation is performed by using polarized light. Using the image of the backscattered light when irradiated with illumination light having vertically polarized light, an enlarged observation image is obtained while removing multiple scattered light from the deep layer at the site of interest. It is disclosed that a polarized image signal is obtained by differential processing, an enlarged observation image is obtained based on the obtained polarized image signal, and displayed on a monitor.
また、特許文献３には、近赤外光を用いて脂肪内に分布する血管の位置を認識する際に偏光光を利用することにより、脂肪内の血管像を観察する上でノイズとなる、脂肪表面での後方散乱光をカットすることで、脂肪表面で反射した光によるハレーションを防ぐことができ、脂肪内に分布する血管の位置を正確に認識可能であることが開示されている。 Further, in Patent Document 3, it becomes noise when observing a blood vessel image in fat by using polarized light when recognizing the position of a blood vessel distributed in fat using near infrared light. It is disclosed that by cutting backscattered light on the fat surface, it is possible to prevent halation due to light reflected on the fat surface and to accurately recognize the position of blood vessels distributed in the fat.
しかし、粘膜内がん（ｍがん）の診断に重要な基準判断として、病変部ががんかそうでないか、また、粘膜内がんか、そうでないがん、例えば、粘膜下層浸潤がん（ｓｍがん）であるかの区別が重要であり、そのため、粘膜筋板があるかないか、すなわち正常に存在しているかが決めてとなる。しかし、上述の特許文献１に記載の手法では、胃壁の粘膜層の厚さの変化によって、がんの浸潤度を診断できる可能性があることが示されているが、どのくらいの厚さの変化がどのくらいの浸潤度となるかについては示されておらず、粘膜内がんか、粘膜下層浸潤がんか、を区別する判断基準がなく、また、そのような判断を可能とする偏光画像を得ることができないという問題があった。 However, as an important criterion in diagnosing intramucosal cancer (m cancer), whether the lesion is cancer or not, or whether it is intramucosal cancer or not, for example, submucosal invasive cancer It is important to distinguish whether it is (sm cancer). Therefore, it is determined whether or not there is a mucosal muscle plate, that is, it exists normally. However, the technique described in Patent Document 1 described above shows that there is a possibility of diagnosing the degree of cancer invasion by changing the thickness of the mucosal layer of the stomach wall. However, there is no criteria for distinguishing between intramucosal cancer and submucosal invasive cancer, and polarized images that enable such judgment are not shown. There was a problem that could not be obtained.
また、特許文献２及び３に開示されている手法は、偏光光を使用することにより、拡大観察画像を表示することができるし、脂肪内に分布する血管の位置を正確に認識することができるので、確かに、生体観察の精度を上げることができるが、関心部位における深層からの多重散乱光を除去するのが目的であり、また、表面反射光によるハレーションを防ぐのが目的であり、生体の異方性を検知するのが目的ではないので、病変部ががんかそうでないか、また、粘膜内がんか、粘膜下層浸潤がんかの判断を可能とする偏光画像を計測することができないという問題があった。 Further, the methods disclosed in Patent Documents 2 and 3 can display a magnified observation image by using polarized light, and can accurately recognize the position of a blood vessel distributed in fat. Therefore, the accuracy of living body observation can be improved, but the purpose is to remove the multiple scattered light from the deep layer in the region of interest, and the purpose is to prevent halation due to surface reflected light. Because the purpose is not to detect the anisotropy of the tumor, it is necessary to measure polarized images that can determine whether the lesion is cancer or not, and whether it is intramucosal cancer or submucosal invasive cancer. There was a problem that could not.
また、内視鏡診断装置において、白色光観察に加えて、狭帯域光観察や蛍光観察等の特殊光観察を行うことによって、診断精度の向上を図るものが知られている。このような内視鏡診断装置では、特殊光観察によって、白色光観察では得ることができない各種の情報を得ることが可能である。しかしながら、特殊光観察として、偏光光観察を行うことができる内視鏡装置および内視鏡診断装置は実現されていない。 Further, it is known that an endoscope diagnostic apparatus improves diagnostic accuracy by performing special light observation such as narrow-band light observation and fluorescence observation in addition to white light observation. In such an endoscope diagnostic apparatus, it is possible to obtain various information that cannot be obtained by white light observation by special light observation. However, an endoscope apparatus and an endoscope diagnostic apparatus that can perform polarized light observation as special light observation have not been realized.
本発明の目的は、上記従来技術の問題点を解消し、内視鏡診断装置において、所定の偏光特性による偏光特性画像を得て、病変部等からの表出組織を識別可能に表示することができ、医師が、この偏光特性画像を見て病変部等からの表出組織を識別し、がんの浸潤度等の診断を行うことを支援することができる内視鏡装置および内視鏡診断装置を提供することにある。 An object of the present invention is to solve the above-mentioned problems of the prior art, obtain a polarization characteristic image with a predetermined polarization characteristic in an endoscopic diagnosis apparatus, and display an exposed tissue from a lesion or the like in an identifiable manner. Endoscope device and endoscope that can assist doctors to identify exposed tissues from lesions, etc., by observing this polarization characteristic image, and to diagnose the degree of cancer invasion, etc. It is to provide a diagnostic device.
上記目的を達成するために、本発明は、被検体内に挿入される挿入部を備える内視鏡装置であって、
照明光を前記挿入部の先端部まで導光する第１の光ファイバと、
前記第１の光ファイバにより前記挿入部の先端部まで導光される照明光から、１つの偏光状態の偏光光を通過させる第１の偏光子と、
前記第１の偏光子を通過する偏光光を変調して偏光状態の異なる３種類ないし４種類の偏光光を順次発生する第１の偏光変調手段とを備えることを特徴とする内視鏡装置を提供するものである。
In order to achieve the above object, the present invention is an endoscope apparatus including an insertion portion to be inserted into a subject,
A first optical fiber that guides illumination light to the tip of the insertion portion;
A first polarizer that passes polarized light in one polarization state from illumination light guided to the distal end of the insertion portion by the first optical fiber;
An endoscope apparatus comprising: a first polarization modulator that modulates polarized light passing through the first polarizer to sequentially generate three to four types of polarized light having different polarization states. It is to provide.
ここで、前記第１の偏光変調手段は、λ／２波長板と、該λ／２波長板を、その光軸を中心として所定の角度に回転させる回転手段とを備えることが好ましい。 Here, it is preferable that the first polarization modulation unit includes a λ / 2 wavelength plate and a rotation unit that rotates the λ / 2 wavelength plate at a predetermined angle around the optical axis.
また、前記回転手段は、前記λ／２波長板の進相軸と該λ／２波長板に入射される直線偏光の偏光面との間の角度をθとして、２θ＝０°、＋４５°、９０°となるように、前記λ／２波長板を回転させるものであることが好ましい。 In addition, the rotation means may be defined as 2θ = 0 °, + 45 °, where θ is an angle between the fast axis of the λ / 2 wave plate and the polarization plane of linearly polarized light incident on the λ / 2 wave plate, The λ / 2 wave plate is preferably rotated so as to be 90 °.
また、前記回転手段は、前記λ／２波長板の進相軸と該λ／２波長板に入射される直線偏光の偏光面との間の角度をθとして、２θ＝０°、＋４５°、９０°、−４５°となるように、前記λ／２波長板を回転させるものであることが好ましい。 In addition, the rotation means may be defined as 2θ = 0 °, + 45 °, where θ is an angle between the fast axis of the λ / 2 wave plate and the polarization plane of linearly polarized light incident on the λ / 2 wave plate, It is preferable that the λ / 2 wavelength plate is rotated so as to be 90 ° and −45 °.
また、前記第１の偏光変調手段は、λ／４波長板と、該λ／４波長板を、その光軸を中心として所定の角度に回転させる回転手段とを備えることが好ましい。 The first polarization modulation means preferably includes a λ / 4 wavelength plate and a rotation means for rotating the λ / 4 wavelength plate at a predetermined angle about the optical axis.
また、前記回転手段は、前記λ／４波長板の進相軸と該λ／４波長板に入射される直線偏光の偏光面との間の角度をθとして、θ＝０°、±４５°となるように、前記λ／４波長板を回転させるものであることが好ましい。 In addition, the rotation means has θ = 0 °, ± 45 °, where θ is the angle between the fast axis of the λ / 4 wave plate and the polarization plane of linearly polarized light incident on the λ / 4 wave plate. It is preferable that the λ / 4 wavelength plate is rotated so that
また、前記回転手段は、前記λ／４波長板の進相軸と該λ／４波長板に入射される直線偏光の偏光面との間の角度をθとして、θ＝０°、±４５°、９０°となるように、前記λ／４波長板を回転させるものであることが好ましい。 In addition, the rotation means has θ = 0 °, ± 45 °, where θ is the angle between the fast axis of the λ / 4 wave plate and the polarization plane of linearly polarized light incident on the λ / 4 wave plate. The λ / 4 wavelength plate is preferably rotated so as to be 90 °.
また、前記第１の偏光変調手段は、バビネソレイユ補償板と、該バビネソレイユ補償板の光軸方向の厚さを調整する調整手段とを備えることが好ましい。 Moreover, it is preferable that the first polarization modulation unit includes a Babinet Soleil compensation plate and an adjustment unit that adjusts the thickness of the Babinet Soleil compensation plate in the optical axis direction.
また、前記調整手段は、前記バビネソレイユ補償板から出射されるＳ偏光とＰ偏光の位相差が、０、λ／４、λ／２となるように、前記バビネソレイユ補償板の厚みを調整するものであることが好ましい。 Further, the adjusting means adjusts the thickness of the Babinet Soleil compensation plate so that the phase difference between the S-polarized light and the P-polarized light emitted from the Babinet Soleil compensation plate is 0, λ / 4, and λ / 2. It is preferable.
また、前記調整手段は、前記バビネソレイユ補償板から出射されるＳ偏光とＰ偏光の位相差が、０、λ／４、λ／２、３λ／４となるように、前記バビネソレイユ補償板の厚みを調整するものであることが好ましい。 Further, the adjusting means may be arranged so that the phase difference between the S-polarized light and the P-polarized light emitted from the Babinet Soleil compensating plate is 0, λ / 4, λ / 2, and 3λ / 4. It is preferable to adjust the thickness.
また、前記第１の偏光変調手段は、光弾性変調器と、該光弾性変調器に加える電圧を調整する調整手段とを備えることが好ましい。 The first polarization modulation means preferably includes a photoelastic modulator and an adjustment means for adjusting a voltage applied to the photoelastic modulator.
また、前記調整手段は、前記光弾性変調器から出射されるＳ偏光とＰ偏光の位相差が、０、λ／４、λ／２となるように、前記光弾性変調器に加える電圧を調整するものであることが好ましい。 The adjusting means adjusts the voltage applied to the photoelastic modulator so that the phase difference between the S-polarized light and the P-polarized light emitted from the photoelastic modulator is 0, λ / 4, and λ / 2. It is preferable that
また、前記調整手段は、前記光弾性変調器から出射されるＳ偏光とＰ偏光の位相差が、０、λ／４、λ／２、３λ／４となるように、前記光弾性変調器に加える電圧を調整するものであることが好ましい。 Further, the adjusting means may be arranged on the photoelastic modulator so that the phase difference between the S-polarized light and the P-polarized light emitted from the photoelastic modulator is 0, λ / 4, λ / 2, and 3λ / 4. It is preferable to adjust the applied voltage.
また、前記第１の偏光変調手段は、液晶変調素子と、該液晶変調素子に加える圧力を調整する調整手段とを備えることが好ましい。 The first polarization modulation means preferably includes a liquid crystal modulation element and an adjustment means for adjusting a pressure applied to the liquid crystal modulation element.
また、前記調整手段は、前記直線偏光の偏光面の角度をθとして、θ＝０°、±４５°となるように、前記液晶変調素子に加える圧力を調整するものであることが好ましい。 The adjustment means preferably adjusts the pressure applied to the liquid crystal modulation element so that θ = 0 ° and ± 45 °, where θ is the angle of the polarization plane of the linearly polarized light.
また、前記調整手段は、前記直線偏光の偏光面の角度をθとして、θ＝０°、±４５°、９０°となるように、前記液晶変調素子に加える圧力を調整するものであることが好ましい。 Further, the adjusting means adjusts the pressure applied to the liquid crystal modulation element so that the angle of the plane of polarization of the linearly polarized light is θ and θ = 0 °, ± 45 °, and 90 °. preferable.
また、さらに、前記第１の偏光変調手段により発生される偏光状態の異なる偏光光が被検体に照射される毎に、該被検体からの反射光を光電変換して順次撮像し、その光強度画像情報を出力する撮像素子を備え、
前記撮像素子の受光面には、該受光面で受光される光を、偏光状態の異なる３種類ないし４種類の偏光光に同時に変換するパターニング素子が装着されていることが好ましい。
Further, every time the polarized light having a different polarization state generated by the first polarization modulator is irradiated onto the subject, the reflected light from the subject is photoelectrically converted and sequentially imaged, and the light intensity thereof It has an image sensor that outputs image information,
It is preferable that a patterning element that simultaneously converts light received by the light receiving surface into three or four types of polarized light having different polarization states is mounted on the light receiving surface of the imaging device.
また、本発明は、照明光を発する光源装置と、
上記に記載の内視鏡装置と、
前記内視鏡装置から出力される、前記偏光状態の異なる複数の偏光光の被検体からの反射光による複数の光強度画像情報に偏光変換処理を行って、所定の偏光特性による偏光特性画像情報に変換し、該所定の偏光特性による偏光特性画像情報に表示変換処理を行って、該所定の偏光特性による偏光特性画像情報を可視化して表示するための表示用偏光特性画像情報に変換するプロセッサ装置と、
前記プロセッサ装置により得られる表示用偏光特性画像情報に基づいて、前記所定の偏光特性による偏光特性画像を表示する表示装置とを備えることを特徴とする内視鏡診断装置を提供する。
The present invention also provides a light source device that emits illumination light;
An endoscope apparatus as described above;
Polarization characteristic image information based on a predetermined polarization characteristic by performing polarization conversion processing on a plurality of light intensity image information output from the endoscope apparatus and reflected from a subject of a plurality of polarized lights having different polarization states. And converting display information into polarization characteristic image information based on the predetermined polarization characteristic, and converting the polarization characteristic image information based on the predetermined polarization characteristic into display polarization characteristic image information for display Equipment,
An endoscope diagnosis apparatus comprising: a display device configured to display a polarization property image having the predetermined polarization property based on display polarization property image information obtained by the processor device.
ここで、さらに、前記第１の偏光変調手段により発生される偏光状態の異なる偏光光が被検体に照射される毎に、該被検体からの反射光を当該内視鏡装置の外部まで導光する第２の光ファイバを備えることが好ましい。 Here, each time the polarized light having a different polarization state generated by the first polarization modulator is irradiated onto the subject, the reflected light from the subject is guided to the outside of the endoscope apparatus. Preferably, a second optical fiber is provided.
また、本発明は、照明光を発する光源装置と、
上記に記載の内視鏡装置と、
前記内視鏡装置から偏光状態の異なる偏光光が被検体に照射される毎に、前記第２の光ファイバにより導光される反射光を光電変換して順次撮像し、その光強度偏光画像情報を出力する撮像装置と、
前記撮像装置から出力される、前記偏光状態の異なる複数の偏光光の被検体からの反射光による複数の光強度画像情報に偏光変換処理を行って、所定の偏光特性による偏光特性画像情報に変換し、該所定の偏光特性による偏光特性画像情報に表示変換処理を行って、該所定の偏光特性による偏光特性画像情報を可視化して表示するための表示用偏光特性画像情報に変換するプロセッサ装置と、
前記プロセッサ装置により得られる表示用偏光特性画像情報に基づいて、前記所定の偏光特性による偏光特性画像を表示する表示装置とを備えることを特徴とする内視鏡診断装置を提供する。
The present invention also provides a light source device that emits illumination light;
An endoscope apparatus as described above;
Each time polarized light having a different polarization state is irradiated from the endoscope apparatus to the subject, the reflected light guided by the second optical fiber is photoelectrically converted and sequentially imaged, and its light intensity polarization image information An imaging device that outputs
Polarization conversion processing is performed on a plurality of light intensity image information by reflected light from a subject of a plurality of polarized lights having different polarization states output from the imaging device, and converted to polarization characteristic image information by a predetermined polarization characteristic. And a processor device that performs display conversion processing on the polarization characteristic image information based on the predetermined polarization characteristic, and converts the polarization characteristic image information based on the predetermined polarization characteristic into display polarization characteristic image information for visual display. ,
An endoscope diagnosis apparatus comprising: a display device configured to display a polarization property image having the predetermined polarization property based on display polarization property image information obtained by the processor device.
ここで、前記撮像装置は、前記第２の光ファイバにより前記内視鏡装置の外部まで導光される反射光を変調して偏光状態の異なる３種類ないし４種類の偏光光を順次発生する第２の偏光変調手段と、
前記第２の偏光変調手段により発生される偏光状態の異なる偏光光のうちの１つの偏光状態の偏光光を通過させる第２の偏光子と、
前記第２の偏光子を通過する偏光光を光電変換して順次撮像し、その光強度画像情報を出力する撮像素子とを備えることが好ましい。
Here, the imaging apparatus modulates reflected light guided to the outside of the endoscope apparatus by the second optical fiber to sequentially generate three to four types of polarized light having different polarization states. Two polarization modulation means;
A second polarizer that passes polarized light of one polarization state out of polarized light having different polarization states generated by the second polarization modulator;
It is preferable to include an imaging device that photoelectrically converts the polarized light that passes through the second polarizer to sequentially image and output the light intensity image information.
本発明によれば、所定の偏光特性による偏光特性画像を得て、病変部等からの表出組織を識別可能に表示することができ、医師が、この偏光特性画像を見て病変部等からの表出組織を識別し、粘膜内がんの浸潤度等の診断を行うことを支援することができる。 According to the present invention, it is possible to obtain a polarization characteristic image having a predetermined polarization characteristic and display the exposed tissue from the lesioned part so as to be identifiable. It is possible to identify the exposed tissue and diagnose the invasion degree of intramucosal cancer.
また、本発明によれば、病変部等からの表出組織を識別可能に表示することができ、内視鏡手術や腹腔鏡手術等に用いることができる内視鏡診断装置及び腹腔鏡ナビゲーション装置に適用できる。
さらに、本発明によれば、内視鏡検査や診断を容易かつ正確にすることができ、内視鏡手術や腹腔鏡手術等を容易かつ正確に行うための手助けとなる偏光画像を提供することができる。
In addition, according to the present invention, an endoscopic diagnosis apparatus and a laparoscopic navigation apparatus that can display an exposed tissue from a lesion or the like in an identifiable manner and can be used for endoscopic surgery, laparoscopic surgery, and the like. Applicable to.
Furthermore, according to the present invention, it is possible to easily and accurately perform endoscopy and diagnosis, and to provide a polarization image that helps to easily and accurately perform endoscopic surgery, laparoscopic surgery, and the like. Can do.
特に、本発明によれば、生体の消化器等の所定部位の病巣（病変部）ががんかそうでないか、また、粘膜内がんか、そうでないがん、例えば粘膜下層浸潤がんであるかを区別することができ、その区別の判断基準である「粘膜筋板の有り無し」に対応する「粘膜層に表出する膠原線維の有り無し」を偏光計測によって撮像し、かつ識別することができ、それらを示す偏光画像を得ることができる。 In particular, according to the present invention, whether a lesion (lesion) at a predetermined site such as a digestive organ of a living body is cancerous or not, or whether it is intramucosal cancer or not, for example, submucosal invasion cancer Imaging and identifying "the presence or absence of collagen fibers appearing in the mucosal layer" corresponding to "the presence or absence of mucosal muscle plate" that is the judgment criterion of the discrimination by polarization measurement And a polarized image showing them can be obtained.
また、本発明によれば、がん、粘膜内がん、粘膜下層浸潤がん等の判断基準となる「粘膜層に表出する膠原線維の有り無し」を疑似カラーでモニタ等の表示手段に表示することができる。 Further, according to the present invention, “presence / absence of collagen fibers appearing in the mucosal layer”, which is a criterion for judging cancer, intramucosal cancer, submucosal invasive cancer, etc., is displayed on a display means such as a monitor in pseudo color. Can be displayed.
さらに、本発明によれば、内視鏡先端部に、第１の偏光変換手段および第１の偏光変調手段を設けるという簡単な構成によって、特殊光観察として、偏光光観察を行うことができる内視鏡装置および内視鏡診断装置を実現することができる。 Furthermore, according to the present invention, polarized light observation can be performed as special light observation by a simple configuration in which the first polarization conversion unit and the first polarization modulation unit are provided at the distal end portion of the endoscope. An endoscope apparatus and an endoscope diagnostic apparatus can be realized.
以下、添付の図面に示す好適実施形態に基づいて、本発明に係る内視鏡装置および内視鏡診断装置を詳細に説明する。 DESCRIPTION OF EMBODIMENTS Hereinafter, an endoscope apparatus and an endoscope diagnosis apparatus according to the present invention will be described in detail based on preferred embodiments shown in the accompanying drawings.
図１は、本発明に係る偏光画像計測表示システムの一実施形態の概略構成を示す模式的ブロック図である。
図１に示す本実施形態の偏光画像計測表示システム１０は、生体（被検体）の所定部位、例えば人体の消化器等の体腔や人体の腹部内等を検査したり、その病変部や病巣を観察したり、診断したり、その手術や処置等をするのに用いられる内視鏡や腹腔鏡に適用され、また、内視鏡診断装置や腹腔鏡ナビゲーション装置等に用いられるものであり、所定部位の表層に表出する表出組織を表層の組織と識別するための、所定の偏光特性、すなわち偏光変数による偏光特性画像を得、表出組織を表層の組織と識別可能に可視化して表示するものである。
FIG. 1 is a schematic block diagram showing a schematic configuration of an embodiment of a polarization image measurement display system according to the present invention.
A polarized image measurement display system 10 of this embodiment shown in FIG. 1 inspects a predetermined part of a living body (subject), for example, a body cavity such as a digestive organ of a human body, an abdomen of a human body, etc. Applicable to endoscopes and laparoscopes used for observing, diagnosing, performing surgery and treatment, etc., and used for endoscope diagnostic devices, laparoscopic navigation devices, etc. Obtain a predetermined polarization characteristic, that is, a polarization characteristic image based on a polarization variable, to distinguish the exposed tissue that appears on the surface layer of the part from the surface layer tissue, and visualize the displayed tissue so that it can be distinguished from the surface tissue. To do.
図示例の偏光画像計測表示システム１０は、生体の所定部位に異なる複数の偏光状態の照射光（偏光光）をそれぞれ照射し、所定部位の表層からの複数の異なる偏光状態の反射光による複数の光強度画像を撮像する偏光撮像系１２と、異なる偏光状態の複数の光強度画像に偏光変換処理を行い、所定の偏光特性による偏光特性画像（それぞれ偏光特性の異なる複数の偏光特性画像）を得る偏光変換処理部１４と、偏光特性画像を、表出組織を表層の組織と識別可能に可視化して表示するための表示用偏光特性画像に変換する表示変換処理部１６と、表示用偏光特性画像を表示する表示部１８と、所定部位の通常のカラー画像を取得する通常カラー撮像系２０と、表示用偏光特性画像を通常のカラー画像に重ねて、若しくは並べて表示するために両画像の合成を行う画像合成部２２と、を有する。
なお、偏光撮像系１２及び偏光変換処理部１４は、本発明に係る偏光画像計測装置を構成する。
The polarization image measurement and display system 10 in the illustrated example irradiates a predetermined part of a living body with irradiation light (polarized light) having a plurality of different polarization states, respectively, and a plurality of reflected light from a plurality of different polarization states from a surface layer of the predetermined part. A polarization imaging system 12 that captures a light intensity image and a polarization conversion process on a plurality of light intensity images in different polarization states to obtain polarization characteristic images (a plurality of polarization characteristic images each having a different polarization characteristic) with predetermined polarization characteristics A polarization conversion processing unit 14; a display conversion processing unit 16 that converts the polarization characteristic image into a display polarization characteristic image for visualizing and displaying the exposed tissue distinguishably from the surface tissue; and a display polarization characteristic image. Display unit 18 for displaying normal color imaging system 20 for acquiring a normal color image of a predetermined part, and a polarization characteristic image for display to be displayed on top of each other or side by side. Having an image combining unit 22 for combining the two images, the.
Note that the polarization imaging system 12 and the polarization conversion processing unit 14 constitute a polarization image measurement device according to the present invention.
偏光撮像系１２は、従来のＰ／Ｓ偏光だけではなく、複数の偏向特性（偏光変数）を含む高次の偏光パラメータ（ミューラー（Mueller）行列）を計測することができる偏光撮像システム、すなわち撮影対象のミューラー計測ができるミューラー撮像システムを構成するもので、生体の所定部位にその表層から複数の異なる偏光状態の照射光をそれぞれ照射する偏光照射部２４と、偏光状態の異なる偏光光が偏光照射部２４から生体に照射される毎に、複数の偏光状態の照射光によって照射された所定部位の表層から複数の偏光状態の反射光を順次受光して、所定部位の表層の複数の光強度画像を撮像する撮像部２６と、を有するものである。 The polarization imaging system 12 can measure not only conventional P / S polarized light but also a high-order polarization parameter (Mueller matrix) including a plurality of deflection characteristics (polarization variables), that is, photographing. It constitutes a Mueller imaging system that can measure the Mueller of the object, and a polarized light irradiation unit 24 that irradiates a predetermined part of a living body with irradiation light of a plurality of different polarization states from its surface layer, and polarized light with different polarization states is irradiated with polarized light Each time the living body is irradiated from the unit 24, the reflected light of the plurality of polarization states is sequentially received from the surface layer of the predetermined portion irradiated by the irradiation light of the plurality of polarization states, and a plurality of light intensity images of the surface layer of the predetermined portion And an image pickup unit 26 for picking up images.
本発明においては、偏光撮像系１２は、このようなミューラー撮像システムを構成することができるものであれば、どのような撮像系であってもよく、その偏光照射部２４及び撮像部２６としては、種々のタイプのものを用いることができる。 In the present invention, the polarization imaging system 12 may be any imaging system as long as it can constitute such a Mueller imaging system. Various types can be used.
図２に、本発明の偏光撮像系の一実施形態の模式図を示す。
同図に示す偏光撮像系１２ａは、図１に示す偏光撮像系１２として用いられ、アザム（Ａｚｚａｍ）方式の２重位相子型のミューラー行列偏光計の光学系をなすもので、検査対象又は観察対象となる生体の所定部位である人体腹部Ａに所定の偏光状態の照射光を照射する偏光照射部２４ａと、人体腹部Ａから反射する所定の偏光状態の反射光を検出光として受光して撮像する撮像部２６ａを有する。
In FIG. 2, the schematic diagram of one Embodiment of the polarization imaging system of this invention is shown.
The polarization imaging system 12a shown in the figure is used as the polarization imaging system 12 shown in FIG. 1 and forms an optical system of an Azzam type double phaser type Mueller matrix polarimeter. Imaging is performed by receiving, as detection light, a polarized light irradiation unit 24a that irradiates a human body abdomen A, which is a predetermined part of a target living body, with irradiation light in a predetermined polarization state, and reflected light in a predetermined polarization state reflected from the human body abdomen A as detection light. An imaging unit 26a.
偏光照射部２４ａは、光源３４と、光源３４より人体腹部Ａ側に固定的に配置される本発明の第１偏光子である偏光板３６ａ及び人体腹部Ａ側に配置され、所定角度毎に回転される本発明の第１位相差付与手段である回転位相差板３８ａを備え、複数の偏光状態内の１つの偏光状態の照射光のみをそれぞれ順次透過させる照射側の第１偏光フィルタ部４０ａとを有する。 The polarized light irradiation unit 24a is disposed on the light source 34, the polarizing plate 36a that is the first polarizer of the present invention fixedly disposed on the human body abdomen A side from the light source 34, and the human body abdomen A side, and is rotated every predetermined angle. An irradiation-side first polarizing filter section 40a that includes a rotation phase difference plate 38a that is a first phase difference providing unit of the present invention and that sequentially transmits only irradiation light in one polarization state among a plurality of polarization states. Have
また、撮像部２６ａは、ＣＣＤカメラ４２と、カメラ４２より人体腹部Ａ側に固定的に配置される本発明の第２偏光子である偏光板３６ｂ及び人体腹部Ａ側に配置され、所定角度毎に回転される本発明の第２位相差付与手段である回転位相差板３８ｂを備え、第１偏光フィルタ部４０ａを透過する照射光の１つの偏光状態に対応する１つの偏光状態の反射光のみをそれぞれ順次透過させる反射側の第２偏光フィルタ部４０ｂとを有する。 The imaging unit 26a is arranged on the CCD camera 42, the polarizing plate 36b, which is the second polarizer of the present invention fixedly arranged on the human body abdomen A side from the camera 42, and the human body abdomen A side. Only the reflected light in one polarization state corresponding to one polarization state of the irradiation light transmitted through the first polarizing filter section 40a. And a second polarizing filter section 40b on the reflection side that sequentially transmits the light.
偏光照射部２４ａに用いられる光源３４としては、人体腹部Ａを撮像可能に照明できる所定波長の光を射出できれば特に制限的ではなく、例えば、所定の狭帯域波長のレーザビームを射出するレーザやＬＥＤ等や、キセノンランプや、蛍光灯、水銀灯などの白色灯等や、３原色、例えばＲＧＢの３色のＬＥＤやレーザからなる白色ＬＥＤや白色レーザ、所定波長のレーザと蛍光体とからなる擬似白色レーザなどを用いることができる。なお、白色灯等や白色ＬＥＤ等を用いる場合には、所定の狭帯域波長を透過する色フィルタや、いわゆるバンドパスフィルタを用いる必要がある。 The light source 34 used for the polarized light irradiation unit 24a is not particularly limited as long as it can emit light of a predetermined wavelength that can illuminate the human abdomen A so that it can be imaged. For example, a laser or LED that emits a laser beam of a predetermined narrow band wavelength Etc., white lamps such as xenon lamps, fluorescent lamps, mercury lamps, etc., white LEDs or white lasers composed of LEDs or lasers of three primary colors such as RGB, pseudo-white composed of lasers and phosphors of a predetermined wavelength A laser or the like can be used. In the case of using a white light or a white LED, it is necessary to use a color filter that transmits a predetermined narrow band wavelength or a so-called band pass filter.
ここで、照射光の所定の狭帯域波長としては、特に制限的ではないが、例えば、４００ｎｍ〜７００ｎｍ等の可視域であっても良いし、７００ｎｍ〜１３００ｎｍの赤外域であっても良く、波長帯域は、例えば、５ｎｍ〜５０ｎｍ、好ましくは１０ｎｍ〜２０ｎｍである。 Here, the predetermined narrow-band wavelength of the irradiation light is not particularly limited, but may be a visible region such as 400 nm to 700 nm or an infrared region of 700 nm to 1300 nm. The band is, for example, 5 nm to 50 nm, preferably 10 nm to 20 nm.
カメラ４２は、デジタル画像情報として人体腹部Ａの偏光光による光強度画像情報を取得するものであり、例えば、ＣＣＤやＣＭＯＳなどの撮像素子を備えた高画素密度カメラを用いることができる。画素数としては特に限定はないが、高精細な偏光画像を得るためには、２０万画素以上であるのが好ましく、１００万画素以上であるのがより好ましい。画素数の上限は特に限定されないが、後述する撮像部２６ａのカメラのＣＣＤや後述するＣＣＤ５６の画素数によって定めればよい。 The camera 42 acquires light intensity image information by polarized light of the human abdomen A as digital image information, and for example, a high pixel density camera including an image sensor such as a CCD or a CMOS can be used. The number of pixels is not particularly limited, but in order to obtain a high-definition polarized image, it is preferably 200,000 pixels or more, more preferably 1 million pixels or more. The upper limit of the number of pixels is not particularly limited, but may be determined according to the number of pixels of a CCD of a camera of the imaging unit 26a described later or a CCD 56 described later.
また、第１及び第２偏光フィルタ部４０ａ及び４０ｂの偏光板３６ａ及び３６ｂは、それぞれ偏光子及び検光子として用いられるもので、同様の偏光板が用いられ、光源３４からの射出光の光軸に垂直に固定して配置される。例えば、光源３４からの射出光は、偏光板３６ａによって直線偏光される。また、回転位相差板３８ｂを透過した反射光は、偏光板３６ｂによって直線偏光される。 The polarizing plates 36a and 36b of the first and second polarizing filter sections 40a and 40b are used as a polarizer and an analyzer, respectively. The same polarizing plate is used, and the optical axis of the light emitted from the light source 34 is used. It is fixed to the vertical. For example, the light emitted from the light source 34 is linearly polarized by the polarizing plate 36a. The reflected light that has passed through the rotational retardation plate 38b is linearly polarized by the polarizing plate 36b.
また、第１及び第２偏光フィルタ部４０ａ及び４０ｂの回転位相差板３８ａ及び３８ｂは、例えば、回転する円板状のλ／４波長板が用いられ、すなわちλ／４波長板を光軸に垂直な平面内において光軸周りにそれぞれ所定角度毎に回転させることにより構成することができる。例えば、回転位相差板３８ａを透過した光は、直線偏光又は円（楕円）偏光した光となり、人体腹部Ａで反射した光も、直線偏光又は円（楕円）偏光した光となる。なお、回転位相差板３８ａ及び３８ｂとなる２枚のλ／４波長板は、光軸に垂直に所定位相差となるように光軸周りに所定角度ずらした状態で、それぞれ所定角度ずつ回転される。 In addition, the rotating phase difference plates 38a and 38b of the first and second polarizing filter sections 40a and 40b are, for example, rotating disk-shaped λ / 4 wavelength plates, that is, λ / 4 wavelength plates are used as optical axes. It can be configured by rotating at predetermined angles around the optical axis in a vertical plane. For example, light that has passed through the rotational phase difference plate 38a becomes linearly polarized light or circular (elliptical) polarized light, and light reflected by the human abdomen A also becomes linearly polarized light or circular (elliptical) polarized light. Note that the two λ / 4 wave plates serving as the rotational phase difference plates 38a and 38b are rotated by a predetermined angle in a state shifted by a predetermined angle around the optical axis so as to have a predetermined phase difference perpendicular to the optical axis. The
なお、回転位相差板３８ａ及び３８ｂをそれぞれ回転駆動する機構としては、特に限定的ではなく、回転位相差板３８ａ及び３８ｂを構成する円板の外周を保持して回転させる公知の回転駆動機構を用いることができる。 The mechanism for rotationally driving the rotational phase difference plates 38a and 38b is not particularly limited, and a known rotational driving mechanism that rotates while holding the outer periphery of the disk constituting the rotational phase difference plates 38a and 38b. Can be used.
偏光撮像系１２ａの偏光照射部２４ａの第１偏光フィルタ部４０ａと、撮像部２６ａの第２偏光フィルタ部４０ｂとは、互いに各々の所定の偏光状態に正確に維持する必要があるために、両者を正確に位置合わせしておく必要がある。 Since the first polarization filter unit 40a of the polarization irradiation unit 24a of the polarization imaging system 12a and the second polarization filter unit 40b of the imaging unit 26a need to be accurately maintained in their respective predetermined polarization states, both Must be accurately aligned.
この偏光撮像系１２ａは、回転位相差板３８ａ及び３８ｂを回転駆動させる必要があるために、装置が大型化するため、偏光照射部２４ａ及び撮像部２６ａを人体の腹部Ａの外部に設置する必要があるが、偏光特性（偏光変数）は完全であり、腹腔鏡には好適に適用でき、腹腔鏡ナビゲーション装置に好適に用いることができる。なお、回転位相差板３８ａ及び３８ｂとしては、λ／４板に限定されず、λ／２板や、その他の位相差板を用いても良い。 Since the polarization imaging system 12a needs to rotationally drive the rotation phase difference plates 38a and 38b, and the apparatus becomes large, the polarized light irradiation unit 24a and the imaging unit 26a need to be installed outside the abdomen A of the human body. However, the polarization characteristic (polarization variable) is perfect, and can be preferably applied to a laparoscope, and can be preferably used for a laparoscopic navigation apparatus. The rotational retardation plates 38a and 38b are not limited to λ / 4 plates, and λ / 2 plates or other retardation plates may be used.
ここで、例えば、図示例の実施形態の偏光撮像系１２ａは、ミューラー撮像システムを構成し、撮影対象（サンプル）Ｍの４行×４列のミューラー行列を求めるための光強度偏光画像を求めるものである。 Here, for example, the polarization imaging system 12a according to the illustrated embodiment constitutes a Mueller imaging system, and obtains a light intensity polarization image for obtaining a 4 rows × 4 columns Mueller matrix of the imaging target (sample) M. It is.
したがって、本実施形態では、ミューラー行列に含まれる全ての偏光特性、すなわち１６（＝４×４）の偏光変数を全て得るためには、詳細は、後述するが、偏光状態が互いに異なる少なくとも１６枚の光強度偏光画像を取得する必要がある。すなわち、第１偏光フィルタ部４０ａから射出され、人体の腹部Ａに入射される入射光の偏光状態が互いに異なる少なくとも４種類となり、人体の腹部Ａから反射され、第２偏光フィルタ部４０ｂから射出される検出光の偏光状態が互いに異なる少なくとも４種類となり、その組み合わせが少なくとも１６種類の互いに異なる偏光状態となるように、回転位相差板３８ａ及び３８ｂを回転させる必要がある。 Therefore, in the present embodiment, in order to obtain all the polarization characteristics included in the Mueller matrix, that is, all 16 (= 4 × 4) polarization variables, details will be described later, but at least 16 sheets having different polarization states from each other. It is necessary to obtain a light intensity polarization image of the. That is, at least four types of polarization states of incident light emitted from the first polarizing filter unit 40a and incident on the abdomen A of the human body are different from each other, reflected from the abdomen A of the human body, and emitted from the second polarizing filter unit 40b. It is necessary to rotate the rotational phase difference plates 38a and 38b so that the detection light has at least four different polarization states, and the combination has at least 16 different polarization states.
例えば、偏光撮像系１２ａでは、第１偏光フィルタ部４０ａの回転位相差板３８ａのλ／４波長板を、入射光の偏光状態が互いに異なる少なくとも４種類となるように、後述する光の偏光状態を表す入射光のストークスパラメータＳ０、Ｓ１、Ｓ２及びＳ３が互いに異なるように回転させると共に、第２偏光フィルタ部４０ｂの回転位相差板３８ｂのλ／４波長板を、入射光のストークスパラメータＳ０、Ｓ１、Ｓ２及びＳ３のそれぞれに対して、出射光の偏光状態が互いに異なる少なくとも４種類となるように、例えば、出射光のストークスパラメータＳ０、Ｓ１、Ｓ２及びＳ３が互いに異なるように回転させながら、撮像部２６は、１６回以上撮影し、１６フレーム（枚）以上の光強度偏光画像、すなわち１６フレーム以上の光強度偏光画像情報を取得する必要がある。この場合に、レジスト処理を行うのが良い。 For example, in the polarization imaging system 12a, the λ / 4 wavelength plate of the rotational phase difference plate 38a of the first polarizing filter unit 40a is set to the polarization state of light to be described later so that the polarization state of incident light is at least four different from each other. Is rotated so that the Stokes parameters S 0 , S 1 , S 2 and S 3 of the incident light representing each other are different from each other, and the λ / 4 wavelength plate of the rotational retardation plate 38b of the second polarizing filter unit 40b is for each of the Stokes parameters S 0, S 1, S 2 and S 3, so that the polarization state of the emitted light is at least four mutually different, for example, the Stokes parameters of the emitted light S 0, S 1, S 2 and while rotating the S 3 to be different from each other, the imaging unit 26 captures more than 16 times, 16 frames (pictures) or more optical intensity polarized image, i.e. more than 16 frames Light intensity polarization image information needs to be acquired. In this case, resist processing is preferably performed.
なお、ストークスパラメータＳ０、Ｓ１、Ｓ２、及びＳ３は、それぞれ、偏光の全体の強度（縦と横との偏光ベクトルの和）、縦と横（水平方向と垂直方向）との偏光ベクトルの差、偏光角４５度と１３５度との偏光ベクトルの差、及び右円偏光と左円偏光との差ということができる。 The Stokes parameters S 0 , S 1 , S 2 , and S 3 are the polarizations of the entire intensity of polarization (sum of vertical and horizontal polarization vectors) and vertical and horizontal (horizontal and vertical directions), respectively. It can be said that the vector difference, the polarization vector difference between 45 and 135 degrees, and the difference between right circular polarization and left circular polarization.
また、本発明においては、互いに異なる偏光状態の１６フレーム（枚）以上の光強度偏光画像から、入射光及び出射光のストークスパラメータＳ０、Ｓ１、Ｓ２、及びＳ３を求めて、ミューラー行列を求めてもよいが、予め、互いに異なる偏光状態の１６フレーム（枚）以上の光強度偏光画像から直接ミューラー行列を求めるように演算方式を設定しておけば、入射光及び出射光のストークスパラメータＳ０、Ｓ１、Ｓ２、及びＳ３は、必ずしも求めなくても良い。 In the present invention, Stokes parameters S 0 , S 1 , S 2 , and S 3 of incident light and outgoing light are obtained from light intensity polarization images of 16 frames (sheets) or more having different polarization states. The matrix may be obtained. However, if the calculation method is set in advance so as to directly obtain the Mueller matrix from the light intensity polarization images of 16 frames (sheets) or more having different polarization states, the Stokes of the incident light and the emitted light is set. The parameters S 0 , S 1 , S 2 , and S 3 are not necessarily obtained.
また、本実施形態においては、回転位相差板３８ａであるλ／４波長板の偏光角度（回転角度）がθである時、回転位相差板３８ｂであるλ／４波長板の偏光角度（回転角度）は、５θ以上、かつ、θの奇数倍、好ましくは５θに設定されることも好ましい。 In the present embodiment, when the polarization angle (rotation angle) of the λ / 4 wavelength plate that is the rotation phase difference plate 38a is θ, the polarization angle (rotation) of the λ / 4 wavelength plate that is the rotation phase difference plate 38b. The angle is preferably 5θ or more and an odd multiple of θ, preferably 5θ.
例えば、第１偏光フィルタ部４０ａの回転位相差板３８ａのλ／４波長板の回転角度θを、０°から１８０°まで所定の角度毎に、例えば、１１．２５°毎に変えると共に、第２偏光フィルタ部４０ｂの回転位相差板３８ｂのλ／４波長板の回転角度を、その５倍以上、すなわち５θ以上の角度毎に変えながら、撮像部２６は、１６（＝１８０／１１．２５）回撮影し、１６フレームの光強度偏光画像を取得することができる。 For example, the rotation angle θ of the λ / 4 wavelength plate of the rotational retardation plate 38a of the first polarizing filter section 40a is changed by a predetermined angle from 0 ° to 180 °, for example, every 11.25 °, and the first While changing the rotation angle of the λ / 4 wavelength plate of the rotational retardation plate 38b of the two-polarization filter unit 40b by 5 times or more, that is, for each angle of 5θ or more, the imaging unit 26 is 16 (= 180 / 11.25). ) It is possible to obtain 16-frame light intensity polarization images.
また、詳細は後述するが、本発明では、偏光撮像系１２ａにおいて、λ／４波長板の偏光角度θを、０度から１８０度まで、例えば、７．２度毎に変えながら、撮像部２６は、２５（＝１８０／７．２）回撮影し、２５フレーム（枚）の光強度偏光画像、すなわち２５フレームの光強度偏光画像情報を取得するのがより好ましい。 Although details will be described later, in the present invention, in the polarization imaging system 12a, the imaging unit 26 changes the polarization angle θ of the λ / 4 wavelength plate from 0 degrees to 180 degrees, for example, every 7.2 degrees. It is more preferable to take 25 (= 180 / 7.2) times and obtain 25 frames (sheets) of light intensity polarization image, that is, 25 frames of light intensity polarization image information.
なお、回転位相差板３８ａ及び３８ｂの回転方法としては、これに限定されるわけではなく、４行４列のミューラー行列の１６偏光変数（要素）の１つでも欠けて求まらなくなることがないように、基本的には、入射光及び出射光の偏光状態を、円偏光成分と直線偏光成分を含み、方位の変化がある異なる偏光状態にできれば、どのような回転方法であっても良いが、全偏光変数を均等に（例えば、直線偏光←→楕円偏光←→円偏光、光軸方向が０°←→１８０°（＝ポアンカレ球表面全域））、かつ同じ条件が重ならないように変調することが好ましい。例えば、回転位相板３８ａの回転角度を、０°、９０°、１８０°及び２７０°とすると、４５°及び１３５°の円偏光成分が発生せず、ミューラー行列の４行４列の全偏光変数を求めることができないので、間の角度を回転させることが必要である。また、光軸の方も、０°と９０°との２方向しかなく、方位に関しても間の４５°とか１３５°の成分がないと、ミューラー行列の全偏光変数を求めることができず、不完全なものとなる。 Note that the rotation method of the rotation phase difference plates 38a and 38b is not limited to this, and even one of the 16 polarization variables (elements) of the 4 × 4 Mueller matrix may be missing and cannot be obtained. Basically, any rotation method may be used as long as the polarization state of the incident light and the outgoing light can be changed into different polarization states including a circularly polarized light component and a linearly polarized light component and having a change in azimuth. However, all polarization variables are evenly modulated (for example, linearly polarized light ← → elliptically polarized light ← → circularly polarized light, the optical axis direction is 0 ° ← → 180 ° (= the entire surface of the Poincare sphere)), and the same condition is not overlapped. It is preferable to do. For example, if the rotation angle of the rotating phase plate 38a is 0 °, 90 °, 180 °, and 270 °, the circularly polarized components of 45 ° and 135 ° do not occur, and all polarization variables of 4 rows by 4 columns of the Mueller matrix. It is necessary to rotate the angle in between. Also, the optical axis has only two directions of 0 ° and 90 °, and if there is no 45 ° or 135 ° component between the azimuths, it is impossible to obtain all polarization variables of the Mueller matrix. It will be complete.
なお、ミューラー行列に含まれるすべての偏光特性（偏光変数）を得る必要がなく、特定の偏光特性（偏光変数）のみが必要である場合には、２５フレーム等の少なくとも１６フレームの光強度偏光画像を取得する必要はなく、必要な偏光特性（偏光変数）に応じて必要な数のフレームの光強度偏光画像のみを取得するようにしても良い。例えば、直線偏光に関する偏光状態のみが問題になる場合には、１６フレーム未満、例えば、１２フレームのみの光強度偏光画像を取得するようにしても良い。 If it is not necessary to obtain all the polarization characteristics (polarization variables) included in the Mueller matrix and only specific polarization characteristics (polarization variables) are required, the light intensity polarization image of at least 16 frames such as 25 frames. It is not necessary to acquire the light intensity polarization image of the required number of frames according to the required polarization characteristic (polarization variable). For example, when only the polarization state related to linear polarization becomes a problem, a light intensity polarization image of less than 16 frames, for example, only 12 frames may be acquired.
なお、図２に示す実施形態の偏光撮像系１２ａは、偏光照射部２４ａの本発明の第１位相差付与手段として、回転位相差板３８ａを用い、撮像部２６ａの本発明の第２位相差付与手段として、回転位相差板３８ｂを用いるものであるが、本発明はこれに限定されず、例えば、第１位相差付与手段として、位相差シート又は２枚の位相変調素子を用いても良いし、第２位相差付与手段として、２枚の位相変調素子、偏光子貼付パターニング素子又は偏光子及び位相子に貼り付けられたパターニング素子を用いても良い。 The polarization imaging system 12a of the embodiment shown in FIG. 2 uses a rotating phase difference plate 38a as the first phase difference providing means of the present invention of the polarized light irradiation unit 24a, and the second phase difference of the present invention of the imaging unit 26a. Although the rotation phase difference plate 38b is used as the applying unit, the present invention is not limited to this, and for example, a phase difference sheet or two phase modulation elements may be used as the first phase difference applying unit. And as a 2nd phase difference provision means, you may use the patterning element affixed on two phase modulation elements, a polarizer sticking patterning element, or a polarizer and a phaser.
図３に、第１及び第２位相差付与手段としてそれぞれ２枚の位相変調素子を用いる偏光撮像系の一実施形態を示す。
図３に示す偏光撮像系１２ｂは、回転位相差板３８ａ及び３８ｂの代わりに、それぞれ２枚の位相変調素子４４ａ、４５ａ及び４４ｂ、４５ｂを用いる点を除いて、図２に示す光撮像系１２ａと同様の構成を有するものであるので、その詳細な説明は省略する。
偏光撮像系１２ｂは、偏光照射部２４ｂ、及び撮像部２６ｂを有し、偏光照射部２４ｂは、光源３４と、偏光板３６ａ、第１位相変調素子４４ａ及び第２位相変調素子４５ａからなる第１偏光フィルタ部４６ａと、を有し、撮像部２６ｂは、第１及び第２位相変調素子４４ｂ及び４５ｂ、並びに偏光板３６ｂからなる第２偏光フィルタ部４６ｂと、カメラ４２とを有する。
FIG. 3 shows an embodiment of a polarization imaging system using two phase modulation elements as the first and second phase difference providing units.
The polarization imaging system 12b shown in FIG. 3 uses the optical imaging system 12a shown in FIG. 2 except that two phase modulation elements 44a, 45a and 44b, 45b are used instead of the rotational phase difference plates 38a and 38b, respectively. Therefore, detailed description thereof is omitted.
The polarization imaging system 12b includes a polarization irradiation unit 24b and an imaging unit 26b. The polarization irradiation unit 24b includes a light source 34, a polarizing plate 36a, a first phase modulation element 44a, and a second phase modulation element 45a. The imaging unit 26b includes a first polarizing filter unit 46b including first and second phase modulation elements 44b and 45b and a polarizing plate 36b, and a camera 42.
偏光照射部２４ｂの第１偏光フィルタ部４６ａに用いられる第１及び第２位相変調素子４４ａ及び４５ａは、撮像部２６ｂの第２偏光フィルタ部４６ｂに用いられる第１及び第２位相変調素子４４ｂ及び４５ｂと同様の構成を有するものである。これらの位相変調素子４４ａ、４４ｂ、４５ａ及び４５ｂは、屈折率に方向性があり、その方向に関しては変えることができないが、電気的に駆動することにより、屈折率の高さを変えることができる素子であり、例えば、直線偏光が入った時に、屈折率の高さを変えることにより、直線偏光だけを通すこともできるし、縦と横の屈折率の高さに応じた楕円偏光や円偏光（λ／４）を通すこともできる素子である。なお、このような位相変調素子４４ａ、４４ｂ、４５ａ及び４５ｂとして、例えば、液晶素子等を用いた位相変調素子や、市販の位相変調素子（例えば、メドウラーク（Meadowlark）社製）等を挙げることができる。
このような第１位相変調素子４４ａ及び４４ｂ（例えば０度に配置）に対してそれぞれ第２位相変調素子４５ａ及び４５ｂを４５度傾けて設置（例えば４５度に配置）することにより、楕円偏光や円偏光を直線偏光にすることもできるし、楕円偏光の楕円率を変えることもできるし、様々な角度の楕円偏光にすることもできる。例えば、０°に設置された第１位相変調素子４４ａに、４５°の方向の直線偏光光が入射する場合、位相変調素子４４ａの位相差（複屈折率）が０（＝０°）の場合は、直線偏光光が変化せずそのまま透過して出ていき、一方、位相変調素子４４ａの位相差がλ／４（＝９０°＝π／２）の場合は、直線偏光光はその影響を受けて、円偏光光として出ていくことなる。
The first and second phase modulation elements 44a and 45a used in the first polarization filter unit 46a of the polarized light irradiation unit 24b are the first and second phase modulation elements 44b used in the second polarization filter unit 46b of the imaging unit 26b. It has the same configuration as 45b. These phase modulation elements 44a, 44b, 45a and 45b have directionality in refractive index and cannot be changed with respect to the direction, but the height of the refractive index can be changed by being electrically driven. For example, when linearly polarized light enters, it is possible to pass only linearly polarized light by changing the refractive index height, or elliptically polarized light or circularly polarized light depending on the height of the vertical and horizontal refractive indexes. It is an element that can also pass (λ / 4). Examples of such phase modulation elements 44a, 44b, 45a, and 45b include a phase modulation element using a liquid crystal element and a commercially available phase modulation element (for example, manufactured by Meadowlark). it can.
By installing the second phase modulation elements 45a and 45b at 45 degrees with respect to the first phase modulation elements 44a and 44b (for example, arranged at 0 degree) (for example, arranged at 45 degrees), Circularly polarized light can be linearly polarized light, ellipticity of elliptically polarized light can be changed, and elliptically polarized light of various angles can be obtained. For example, when linearly polarized light in the direction of 45 ° is incident on the first phase modulation element 44a installed at 0 °, the phase difference (birefringence) of the phase modulation element 44a is 0 (= 0 °) In this case, the linearly polarized light is transmitted as it is without being changed. On the other hand, when the phase difference of the phase modulation element 44a is λ / 4 (= 90 ° = π / 2), the linearly polarized light has no influence. In response, it will come out as circularly polarized light.
このため、偏光撮像系１２ｂでは、第１位相変調素子４４ａ及び４４ｂと第２位相変調素子４５ａ及び４５ｂとを組み合わせて電気的に変調駆動することにより、機械的に回転する回転位相差板３８ａ及び３８ｂと同様の機能を発揮させることができる。すなわち、第１位相変調素子４４ａ及び４４ｂをそれぞれ第２位相変調素子４５ａ及び４５ｂと組み合わせることにより、図２に示す偏光撮像系１２ａにおいて回転位相差板３８ａ及び３８ｂを回転させることによって実現した入射光の偏光状態、及び検出光の偏光状態と同じ入射光の偏光状態、及び同じ検出光の偏光状態を達成することができ、偏光照射部２４ｂからの入射光においても、撮像部２６ｂの検出光においても、ストークスパラメータＳ０、Ｓ１、Ｓ２及びＳ３を求めることができ、設定することができる。 For this reason, in the polarization imaging system 12b, the first phase modulation elements 44a and 44b and the second phase modulation elements 45a and 45b are combined and electrically modulated to drive the rotational phase difference plate 38a that rotates mechanically. The function similar to 38b can be exhibited. That is, the incident light realized by rotating the rotation phase difference plates 38a and 38b in the polarization imaging system 12a shown in FIG. 2 by combining the first phase modulation elements 44a and 44b with the second phase modulation elements 45a and 45b, respectively. The polarization state of the incident light, the polarization state of the incident light, and the polarization state of the same detection light can be achieved. Even in the incident light from the polarization irradiation unit 24b, in the detection light of the imaging unit 26b , The Stokes parameters S 0 , S 1 , S 2 and S 3 can be determined and set.
すなわち、偏光照射部２４ｂの第１偏光フィルタ部４６ａの第１位相変調素子４４ａ
を、例えば、その遅相軸が偏光板３６ａの遅相軸に対して０度、すなわち軸（屈折率の高い方向）の角度が０°となるように設定し、直線偏光の縦と横の偏光量（ベクトル）、すなわち位相差がΔ１、Δ２となるようにすると共に、第１位相変調素子４４ｂを、その遅相軸が偏光板３６ａの遅相軸に対して４５度、すなわち軸（屈折率の高い方向）の角度が４５°となるように設定し、偏光の斜め（左右）方向の偏光量、すなわち位相差がΔ１、Δ２となるようにすることにより、偏光照射部２４ｂからの入射光において、後述する光の偏光状態を表すストークスパラメータＳ０、Ｓ１、Ｓ２及びＳ３を互いに異なるものとすることができる。
That is, the first phase modulation element 44a of the first polarization filter unit 46a of the polarized light irradiation unit 24b.
Is set such that the slow axis is 0 degree with respect to the slow axis of the polarizing plate 36a, that is, the angle of the axis (the direction in which the refractive index is high) is 0 °, The amount of polarization (vector), that is, the phase difference is set to Δ1 and Δ2, and the first phase modulation element 44b has a slow axis of 45 degrees with respect to the slow axis of the polarizing plate 36a, that is, the axis (refracted). The incident angle from the polarized light irradiating unit 24b is set so that the angle of the high-rate direction is 45 ° and the amount of polarized light in the oblique (left-right) direction, that is, the phase difference is Δ1 and Δ2. In light, Stokes parameters S 0 , S 1 , S 2, and S 3 representing the polarization state of light, which will be described later, can be made different from each other.
一方、撮像部２６ｂの第２偏光フィルタ部４６ａの第２位相変調素子４５ａ及び４５ｂについても同様に、第２位相変調素子４５ｂを、軸（屈折率の高い方向）の角度が０°となるように設定し、位相差がΔ１、Δ２となるようにすると共に、第２位相変調素子４４ａを、軸（屈折率の高い方向）の角度が４５°となるように設定し、位相差がΔ１、Δ２となるようにすることにより、撮像部２６ｂの検出光においても、ストークスパラメータＳ０、Ｓ１、Ｓ２及びＳ３を互いに異なるものとすることができる。 On the other hand, for the second phase modulation elements 45a and 45b of the second polarizing filter section 46a of the imaging unit 26b, the angle of the axis (the direction in which the refractive index is high) of the second phase modulation element 45b is 0 °. Is set so that the phase difference is Δ1, Δ2, and the second phase modulation element 44a is set so that the angle of the axis (the direction in which the refractive index is high) is 45 °, and the phase difference is Δ1, By making Δ2, the Stokes parameters S 0 , S 1 , S 2 and S 3 can be made different from each other even in the detection light of the imaging unit 26b.
したがって、本実施形態の偏光撮像系１２ｂも、ミューラー撮像システムを構成し、互いに偏光状態の異なる偏光光による少なくとも１６枚の光強度画像を得ることができ、ミューラー行列に含まれる全１６の偏光変数を得ることができる。 Therefore, the polarization imaging system 12b of the present embodiment also constitutes a Mueller imaging system, and can obtain at least 16 light intensity images with polarized lights having different polarization states, and all 16 polarization variables included in the Mueller matrix. Can be obtained.
この偏光撮像系１２ｂは、位相変調素子４４ａ、４４ｂ、４５ａ及び４５ｂを駆動させるので、偏光特性（偏光変数）は完全であるし、回転位相差板３８ａ及び３８ｂを回転駆動させる図１に示す偏光撮像系１２ａに比べて、装置が小型化できるので、腹腔鏡にはより好適に適用でき、腹腔鏡ナビゲーション装置により好適に組み込むことができる。 Since this polarization imaging system 12b drives the phase modulation elements 44a, 44b, 45a and 45b, the polarization characteristic (polarization variable) is perfect, and the polarization shown in FIG. 1 which rotationally drives the rotation phase plates 38a and 38b. Since the apparatus can be downsized as compared with the imaging system 12a, the apparatus can be more suitably applied to a laparoscope and can be preferably incorporated into a laparoscopic navigation apparatus.
なお、図２及び図３に示す例では、偏光照射部２４と撮像部２６に同様の偏光フィルタ部を用いているが、本発明は、これに限定されず、両者で異なる偏光フィルタ部を用いても良いし、異なる位相差付与手段を用いても良い。例えば、図２に示す偏光照射部２４ａと、図３に示す撮像部２６ｂとを用いて偏光撮像系を構成しても良いし、逆に図３に示す偏光照射部２４ｂと、図２に示す撮像部２６ａとを用いて偏光撮像系を構成しても良い。 In the example shown in FIGS. 2 and 3, the same polarizing filter unit is used for the polarized light irradiation unit 24 and the imaging unit 26. However, the present invention is not limited to this, and different polarizing filter units are used. Alternatively, different phase difference providing means may be used. For example, the polarization imaging unit may be configured by using the polarization irradiation unit 24a illustrated in FIG. 2 and the imaging unit 26b illustrated in FIG. 3, or conversely, the polarization irradiation unit 24b illustrated in FIG. A polarization imaging system may be configured using the imaging unit 26a.
なお、図２及び図３に示す例は、偏光照射部２４と撮像部２６を生体の外部に配置するものであり、腹腔鏡などに適用されものであるが、以下に、内視鏡等の生体内部に適用可能な例を示す。 In the example shown in FIGS. 2 and 3, the polarized light irradiation unit 24 and the imaging unit 26 are disposed outside the living body, and are applied to a laparoscope or the like. An example applicable to the inside of a living body is shown.
図４（ａ）は、内視鏡に適用される偏光撮像系の一実施形態の模式図であり、図４（ｂ）は、その偏光撮像系に用いられるパターニング偏光／波長板の１画素分の素子を拡大して示す拡大模式図である。
図４（ａ）に示す偏光撮像系１２ｃは、偏光照射部２４ｃ及び撮像部２６ｃを有し、偏光照射部２４ｃは、光源３４と、偏光板３６ａ、第１及び第２位相変調素子４４ａ及び４５ａからなる第１偏光フィルタ部４６ａと、光ファイバ４８を備える光プローブ５０と、を有し、撮像部２６ｃは、光プローブ５０内に配置されるパターニング偏光／波長板５２からなる第２偏光フィルタ部５４と、ＣＣＤ５６とを有する。
ここで、偏光照射部２４ｃの光源３４及び第１偏光フィルタ部４６ａは、図３に示す偏光撮像系１２ｂと同様の構成を有するものであるので、その詳細な説明は省略する。
FIG. 4A is a schematic diagram of one embodiment of a polarization imaging system applied to an endoscope, and FIG. 4B is a pattern polarization / wave plate for one pixel used in the polarization imaging system. It is an expansion schematic diagram which expands and shows this element.
The polarization imaging system 12c shown in FIG. 4A includes a polarization irradiation unit 24c and an imaging unit 26c. The polarization irradiation unit 24c includes a light source 34, a polarizing plate 36a, and first and second phase modulation elements 44a and 45a. A first polarizing filter unit 46 a and an optical probe 50 including an optical fiber 48, and the imaging unit 26 c is a second polarizing filter unit including a patterning polarization / wave plate 52 disposed in the optical probe 50. 54 and a CCD 56.
Here, since the light source 34 and the first polarizing filter unit 46a of the polarized light irradiation unit 24c have the same configuration as the polarization imaging system 12b shown in FIG. 3, detailed description thereof will be omitted.
光ファイバ４８は、内視鏡の光伝送部として機能し、第２偏光フィルタ部５４を透過した所定の偏光状態の照射光を光プローブ５０の先端まで導光して、その先端から所定の部位に伝送された照射光を、生体の体腔内の所定部位である胃などの消化器Ｂの表層に照射する。 The optical fiber 48 functions as an optical transmission unit of the endoscope, guides irradiation light in a predetermined polarization state that has passed through the second polarizing filter unit 54 to the tip of the optical probe 50, and passes a predetermined part from the tip. Is irradiated to the surface layer of the digestive organ B such as the stomach, which is a predetermined part in the body cavity of the living body.
ＣＣＤ５６は、デジタル画像情報として体腔Ｂの表層の偏光光による光強度画像情報を取得する高画素密度撮像素子であるが、ＣＭＯＳなどの他の撮像素子を用いても良い。 The CCD 56 is a high pixel density image sensor that acquires light intensity image information by polarized light on the surface layer of the body cavity B as digital image information, but other image sensors such as a CMOS may be used.
光プローブ５０内に配置されるパターニング偏光／波長板５２は、図４（ｂ）に示すように、偏光状態の異なる４つの偏光子のアレイからなる矩形状の偏光板５５ａと、その中の１つの偏光子に貼付された位相子（波長板）５５ｂと、を備える矩形状の偏光子及び位相子パターニング素子５３を、多数、例えば、取得すべき偏光画像の画素数分だけアレイ状に配置したものである。すなわち、パターニング偏光／波長板５２は、単独で第２偏光フィルタ部５４を構成するものであり、図２及び図３に示す第２偏光フィルタ部４０ｂ及び４６ｂと同様の機能を有するものである。 As shown in FIG. 4B, the patterned polarization / wavelength plate 52 disposed in the optical probe 50 includes a rectangular polarizing plate 55a composed of an array of four polarizers having different polarization states, and one of them. A plurality of rectangular polarizers and phase shifter patterning elements 53 each including a phase plate (wave plate) 55b attached to one polarizer are arranged in an array by the number of pixels of a polarization image to be acquired, for example. Is. That is, the patterning polarization / wave plate 52 alone constitutes the second polarization filter section 54 and has the same function as the second polarization filter sections 40b and 46b shown in FIGS.
なお、偏光子及び位相子パターニング素子５３としては、図４（ｂ）に拡大して示すように、矩形状の偏光板５５ａの４つの偏光子の内の左下の偏光角（軸（屈折率の高い方向）の角度）０°の偏光子５３ａ、左上の偏光角９０°の偏光子５３ｂ、右上の偏光角４５°の偏光子５３ｃ、及び右上の偏光角９０°の偏光子に偏光角４５°の位相子（波長板）が貼り付けられた位相子貼付偏光子５３ｄが２×２のアレイ状に配置されて、偏光画像の１画素となるものを挙げることができる。 As the polarizer and phaser patterning element 53, as shown in an enlarged view in FIG. 4B, the lower left polarization angle (axis (refractive index of the refractive index) of the four polarizers of the rectangular polarizing plate 55a. Polarization angle 45 ° to the polarizer 53a of 0 °, the polarizer 53b having an upper left polarization angle of 90 °, the polarizer 53c having an upper right polarization angle of 45 °, and the polarizer having an upper right polarization angle of 90 °. A phaser-attached polarizer 53d to which the above-described phaser (wavelength plate) is attached is arranged in a 2 × 2 array to form one pixel of a polarization image.
このように、偏光子及び位相子パターニング素子５３の偏光子５３ｂ及び５３ａによって縦（９０°）と横（０°）との偏光成分、偏光子５３ｃによって斜め（４５°）の偏光成分、位相子貼付偏光子５３ｄによって楕円偏光成分（円偏光成分：９０°、４５°）（軸（屈折率の高い方向）の角度：９０°、位相差：Δ１＝０、軸の角度：９０°、位相差：Δ２＝λ／４）を求めることができるので、図２及び図３に示す撮像部２６ａ及び２６ｂの第２偏光フィルタ部４０ｂ及び４６ｂと同様に、撮像部２６ｃの検出光においても、偏光の全体の強度（縦と横との偏光ベクトルの和）、縦と横（水平方向と垂直方向）との偏光ベクトルの差、偏光角４５度と１３５度との偏光ベクトルの差、及び右円偏光と左円偏光との差に対応するストークスパラメータＳ０、Ｓ１、Ｓ２及びＳ３を互いに異なるものとすることができるし、また、求めることもでき、設定することもできる。 As described above, the polarizers 53b and 53a of the polarizer and phaser patterning element 53 have longitudinal (90 °) and lateral (0 °) polarization components, and the polarizer 53c has an oblique (45 °) polarization component. Ellipsoidal polarization component (circular polarization component: 90 °, 45 °) (axis (high refractive index direction) angle: 90 °, phase difference: Δ1 = 0, axis angle: 90 °, phase difference) : Δ2 = λ / 4) can be obtained. Therefore, similarly to the second polarizing filter units 40b and 46b of the imaging units 26a and 26b shown in FIGS. Total intensity (sum of vertical and horizontal polarization vectors), vertical and horizontal (horizontal and vertical) polarization vector differences, polarization vector difference between 45 and 135 degrees, and right circular polarization Stokes para corresponding to the difference between left and right circularly polarized light It chromatography data S 0, S 1, S 2 and can be different ones S 3, also can be obtained, it can be set.
したがって、本実施形態の偏光撮像系１２ｃも、ミューラー撮像システムを構成し、互いに偏光状態の異なる偏光光による少なくとも１６枚の光強度画像を得ることができ、ミューラー行列に含まれる全１６の偏光変数を得ることができる。 Therefore, the polarization imaging system 12c of this embodiment also constitutes a Mueller imaging system, and can obtain at least 16 light intensity images with polarized lights having different polarization states, and all 16 polarization variables included in the Mueller matrix. Can be obtained.
なお、ミューラー行列に含まれる全１６の偏光変数を得る必要がない場合には、図４（ａ）に示す偏光撮像系１２ｃの第２偏光フィルタ部５４において、偏光子及び位相子パターニング素子５３のアレイからなるパターニング偏光／波長板５２の代わりに、互いに偏光状態の異なる３つの偏光子のアレイからなる偏光子パターニング素子、すなわち、図４（ａ）に示す偏光子及び位相子パターニング素子５３の右下の、楕円偏光成分に対応する位相子貼付偏光子５３ｄがない、偏光子５３ａ，５３ｂ及び５３ｃの３つのみからなる偏光子パターニング素子をアレイ状に配置したパターニング偏光板を用いても良い。この場合には、ミューラー行列に含まれる全１６の偏光変数の内、楕円偏光成分に対応しない、直線偏光に対応する１２偏光変数を求めることができる。 When it is not necessary to obtain all 16 polarization variables included in the Mueller matrix, the second polarization filter unit 54 of the polarization imaging system 12c shown in FIG. Instead of the patterning polarization / wave plate 52 comprising an array, a polarizer patterning element comprising an array of three polarizers having different polarization states, that is, the right side of the polarizer and phaser patterning element 53 shown in FIG. A patterning polarizing plate in which polarizer patterning elements composed of only three polarizers 53a, 53b, and 53c, which do not have a phaser-attached polarizer 53d corresponding to an elliptically polarized light component, are arranged in an array may be used. In this case, among all 16 polarization variables included in the Mueller matrix, 12 polarization variables corresponding to linearly polarized light that do not correspond to elliptically polarized light components can be obtained.
なお、パターニング偏光／波長板５２やパターニング偏光板を用いる場合には、偏光子及び位相子パターニング素子５３や偏光子パターニング素子のアレイ状に配置された偏光子５３ａ〜５３ｄのそれぞれにＣＣＤ５６の１画素を正確に対応させ、各偏光子５３ａ〜５３ｄからの偏光のみを検出する必要がある。しかし、偏光子５３ａ〜５３ｄの各々とＣＣＤ５６の各画素とを完全に対応させて組み立てたり、製造したりすることは困難であるので、対応が不十分な場合には、ＣＣＤ５６で撮像後、電気信号やデータとして補正処理を行うのが好ましい。 In the case of using the patterning polarization / wave plate 52 and the patterning polarizing plate, one pixel of the CCD 56 is provided for each of the polarizers and phaser patterning elements 53 and the polarizers 53a to 53d arranged in an array of the polarizer patterning elements. Need to be detected accurately and only the polarized light from each of the polarizers 53a to 53d needs to be detected. However, it is difficult to assemble and manufacture each of the polarizers 53a to 53d and the respective pixels of the CCD 56 completely. It is preferable to perform correction processing as a signal or data.
上述したように、偏光子及び位相子パターニング素子５３の４つの偏光子のアレイや、偏光子パターニング素子の３つの偏光子のアレイが偏光画像の１画素となるので、ＣＣＤ５６の画素数は、偏光光による光強度画像の画素数の４倍又は３倍必要となる。したがって、光強度画像の画素数が、例えば２０万画素であれば、ＣＣＤ５６の画素数は、８０万画素又は６０万画素となり、光強度画像の画素数が、例えば１００万画素であれば、ＣＣＤ５６の画素数は、４００万画素又は３００万画素となる。 As described above, since the array of four polarizers of the polarizer and phaser patterning element 53 and the array of three polarizers of the polarizer patterning element become one pixel of the polarization image, the number of pixels of the CCD 56 is polarized light. Four or three times the number of pixels of the light intensity image by light is required. Therefore, if the number of pixels of the light intensity image is 200,000 pixels, for example, the number of pixels of the CCD 56 is 800,000 pixels or 600,000 pixels. If the number of pixels of the light intensity image is 1 million pixels, for example, the CCD 56 The number of pixels is 4 million pixels or 3 million pixels.
ここで、内視鏡に適用される偏光撮像系としては、図４（ａ）に示す偏光撮像系１２ｃに限定されず、図５（ａ）に示す偏光撮像系１２ｄのように、図４（ａ）に示す偏光照射部２４ｃの第１偏光フィルタ部４６ａの第１及び第２位相変調素子４４ａ及び４５ａの代わりに、図２に示す回転位相差板３８ａを用いる第１偏光フィルタ部４０ａを備える偏光照射部２４ｄを用いても良い。 Here, the polarization imaging system applied to the endoscope is not limited to the polarization imaging system 12c shown in FIG. 4A, but like the polarization imaging system 12d shown in FIG. In place of the first and second phase modulation elements 44a and 45a of the first polarizing filter unit 46a of the polarized light irradiation unit 24c shown in a), a first polarizing filter unit 40a using a rotational phase difference plate 38a shown in FIG. 2 is provided. The polarized light irradiation unit 24d may be used.
なお、偏光撮像系１２ｃ及び１２ｄは、光プローブ５０の先端に、図４（ｂ）及び図５（ｂ）に示す偏光子及び位相子パターニング素子５３をアレイ状に配置したパターニング偏光／波長板５２及びＣＣＤ５６を組み込んでいるので、装置が小型化できるにもかかわらず、偏光特性（偏光変数）は完全であるので、内視鏡にはより好適に適用でき、内視鏡診断装置により好適に組み込むことができる。 Note that the polarization imaging systems 12c and 12d have a patterning polarization / wavelength plate 52 in which the polarizers and the phaser patterning elements 53 shown in FIGS. 4B and 5B are arranged in an array at the tip of the optical probe 50. Since the CCD 56 is incorporated, the polarization characteristics (polarization variable) are perfect despite the fact that the apparatus can be miniaturized, so that it can be more suitably applied to an endoscope, and is preferably incorporated into an endoscope diagnostic apparatus. be able to.
また、図６に示す偏光撮像系１２ｅのように、図４（ａ）に示す偏光撮像系１２ｃにおいて、撮像部２６ｃの光プローブ５０内に配置されるパターニング偏光／波長板５２及びＣＣＤ５６の代わりに、消化器Ｂからの所定の偏光状態の反射光を光プローブ５０の光ファイバ４８内を光伝送させて、他端から射出させ、生体の外部で、図３に示す第２偏光フィルタ部４６ｂを用い、光ファイバ４８の他端から射出された偏光反射光を、イメージファイバ５８で伝送して、第２偏光フィルタ部４６ｂに入射させ、偏光フィルタ部４６ｂの後ろに配置されたＣＣＤ５６で撮像する撮像部２６ｄを用いても良い。 Further, like the polarization imaging system 12e shown in FIG. 6, in the polarization imaging system 12c shown in FIG. 4A, instead of the patterning polarization / wave plate 52 and the CCD 56 arranged in the optical probe 50 of the imaging unit 26c. The reflected light in a predetermined polarization state from the digestive organ B is transmitted through the optical fiber 48 of the optical probe 50 and emitted from the other end, and the second polarizing filter unit 46b shown in FIG. The polarized reflected light emitted from the other end of the optical fiber 48 is transmitted through the image fiber 58, is incident on the second polarizing filter unit 46b, and is imaged by the CCD 56 disposed behind the polarizing filter unit 46b. The part 26d may be used.
この偏光撮像系１２ｅでは、消化器Ｂからの偏光反射光を、光ファイバ４８及びイメージファイバ５８によって導光するので、解像度が低下する恐れがあるが、偏光状態の変化は少なく偏光状態は維持されるので、光プローブ５０内に撮像部２６ｄを組み込む必要がないので、装置を小型化する必要はなく、装置構成の自由度を高くすることができる。 In this polarization imaging system 12e, since the polarized reflected light from the digestive organ B is guided by the optical fiber 48 and the image fiber 58, the resolution may be lowered, but the change in the polarization state is small and the polarization state is maintained. Therefore, since it is not necessary to incorporate the imaging unit 26d in the optical probe 50, it is not necessary to downsize the apparatus, and the degree of freedom of the apparatus configuration can be increased.
本実施形態の偏光撮像系１２ｅでも、偏光撮像系１２ｃ及び１２ｄと同様に、偏光特性（偏光変数）は完全であり、内視鏡にはより容易に適用でき、内視鏡診断装置により容易に組み込むことができる。 Also in the polarization imaging system 12e of the present embodiment, the polarization characteristics (polarization variables) are perfect, as in the polarization imaging systems 12c and 12d, and can be more easily applied to the endoscope, and can be easily performed by the endoscope diagnostic apparatus. Can be incorporated.
なお、内視鏡に適用される偏光撮像系においても、上記偏光撮像系１２ｃ、１２ｄ及び１２ｅに限定されず、偏光照射部２４及び撮像部２６に、異なる又は同じ、種々の偏光フィルタ部を用いても良いし、異なる又は同じ、種々の位相差付与手段を用いても良い。
偏光撮像系１２は、基本的に以上のように、構成される。
The polarization imaging system applied to the endoscope is not limited to the polarization imaging systems 12c, 12d, and 12e, and various polarization filter units that are different or the same are used for the polarization irradiation unit 24 and the imaging unit 26. Alternatively, different or the same various phase difference providing means may be used.
The polarization imaging system 12 is basically configured as described above.
次に、偏光変換処理部１４は、図１に示すように、偏光撮像系１２で撮像された偏光光（複数の偏光状態の反射光）による複数枚の光強度画像の画像情報、例えば、２５フレームの光強度画像情報を、撮像部２６から受信し、受信した複数の光強度画像情報にミューラー画像変換を行い、複数（例えば、１６）の偏光変数についての複数枚のミューラー画像（複数フレームのミューラー画像情報）を得るミューラー画像変換部２８と、得られた複数枚のミューラー画像（複数フレームのミューラー画像情報）に偏光変数分離処理を行って、生体の所定部位の表層に表出する表出組織を表層の組織と識別するための、所定の偏光変数（偏光特性）による偏光特性画像（偏光特性画像情報）に変換する偏光変数分離処理部３０と、ミューラー画像変換部２８においてミューラー画像変換に用いられる偏光板（３６ａ、３６ｂ）や回転位相差板（３８ａ、３８ｂ）、位相変調素子（４４ａ、４４ｂ、４５ａ、４５ｂ）、パターニング偏光／波長板（５２）等の位相差付与手段の偏光角等の偏光素子特性を補正する偏光素子特性補正処理部３２とを有する。 Next, as shown in FIG. 1, the polarization conversion processing unit 14 includes image information of a plurality of light intensity images by polarized light (reflected light in a plurality of polarization states) imaged by the polarization imaging system 12, for example, 25 The light intensity image information of the frame is received from the imaging unit 26, Mueller image conversion is performed on the received plurality of light intensity image information, and a plurality of Mueller images (for example, 16 frames) with respect to a plurality of (for example, 16) polarization variables. Mueller image conversion unit 28 for obtaining (Muller image information), and a plurality of obtained Mueller images (multiple frames of Mueller image information) are subjected to polarization variable separation processing and expressed on the surface of a predetermined part of a living body A polarization variable separation processing unit 30 for converting the tissue into a polarization characteristic image (polarization characteristic image information) based on a predetermined polarization variable (polarization characteristic) for distinguishing the tissue from the surface layer; Polarizers (36a, 36b), rotational phase plates (38a, 38b), phase modulation elements (44a, 44b, 45a, 45b), patterning polarization / wave plates (52), etc. used for Mueller image conversion in the conversion unit 28 A polarizing element characteristic correction processing unit 32 that corrects polarizing element characteristics such as a polarization angle of the phase difference providing means.
ここで、ミューラー画像変換部２８は、高次の偏光パラメータ（ミューラー（Mueller）行列）を得るための変換処理を行う部分である。 Here, the Mueller image conversion unit 28 is a part that performs a conversion process for obtaining a higher-order polarization parameter (Mueller matrix).
ところで、サンプルＭがミューラー行列Ｍの各要素で与えられる偏光特性を持ち、その偏光特性がサンプルＭの特徴を表すものである場合、ミューラー行列Ｍ、すなわちその要素を求める必要がある。ここで、ミューラー行列Ｍは、４行４列の行列であり、下記式（１）で与えられ、１６の要素を持つので、各要素によるサンプルの１６個のミューラー画像を得ることになる。 By the way, when the sample M has polarization characteristics given by each element of the Mueller matrix M and the polarization characteristics represent the characteristics of the sample M, it is necessary to obtain the Mueller matrix M, that is, its elements. Here, the Mueller matrix M is a matrix of 4 rows and 4 columns and is given by the following formula (1) and has 16 elements, so that 16 Mueller images of samples by each element are obtained.
ここで、ミューラー行列Ｍの全１６の要素ｍ００〜ｍ３３の各要素と偏光の物理的特性との厳密な対応は難しいが、おおまかな関係としては、要素ｍ００は、輝度を表し、全１６の要素ｍ００〜ｍ３３は、偏光度を表し、要素ｍ０１、ｍ０２、ｍ１０及びｍ２０は、二色性（直線複吸収）を表し、要素ｍ０３及びｍ３０は、円二色性（円複吸収）を表し、要素ｍ１１、ｍ１２、ｍ２１及びｍ２２は、旋光性（円複屈折）を表し、要素ｍ１１〜ｍ１３、ｍ２１〜ｍ２３及びｍ３１〜ｍ３３は、複屈折性（直線複屈折）を表すものである。
なお、ミューラー行列Ｍの全１６の要素ｍ００〜ｍ３３を測定する場合、図７に示すような、サンプルＭがミューラー行列で表わされるミューラー計測システムを構成する必要があり、このミューラー計測システムにおいて、２５種類の異なる偏光状態の光による光強度画像を得る必要がある。なお、このミューラー計測システムは、図２に示す偏光撮像系１２ａと同じ偏光照射部２４ａ及び撮像部２６ａからなるものであることが分かる。
Here, although it is difficult to strictly correspond to each of the 16 elements m 00 to m 33 of the Mueller matrix M and the physical properties of the polarized light, as a rough relation, the element m 00 represents the luminance, 16 elements m 00 to m 33 represent the degree of polarization, elements m 01 , m 02 , m 10 and m 20 represent dichroism (linear double absorption), and elements m 03 and m 30 represent Represents chromaticity (circular double absorption), elements m 11 , m 12 , m 21 and m 22 represent optical rotation (circular birefringence), and elements m 11 to m 13 , m 21 to m 23 and m 31 to m 33 is representative of the birefringence (linear birefringence).
When measuring all 16 elements m 00 to m 33 of the Mueller matrix M, it is necessary to configure a Mueller measuring system in which the sample M is represented by the Mueller matrix as shown in FIG. Therefore, it is necessary to obtain light intensity images using light of 25 different polarization states. Note that this Mueller measurement system is composed of the same polarized light irradiation unit 24a and imaging unit 26a as the polarization imaging system 12a shown in FIG.
ここで、ミューラー画像変換部２８におけるミューラー行列の変換アルゴリズムについて説明する。
サンプルＭの１６の偏光要素が、上記ミューラー行列Ｍで表わされ、図７に示すミューラー計測システムおいて、サンプルＭへの入射光の偏光状態が、ストークスパラメータ
Ｓ０、Ｓ１、Ｓ２及びＳ３で表わされ、サンプルＭから反射された検出光の偏光状態が、ストークスパラメータＳ’０、Ｓ’１、Ｓ’２及びＳ’３で表わされ、偏光板３６ａ及び３６ｂのミューラー行列がＰ１及びＰ２で、角度θにおける１／４λ板（λ／４波長板）３８ａ及び３８ｂのミューラー行列がＲ１（θ）及びＲ２（５θ）で表わされる場合、下記式（２）を満足する。
Here, a Mueller matrix conversion algorithm in the Mueller image conversion unit 28 will be described.
Sixteen polarization elements of the sample M are represented by the Mueller matrix M. In the Mueller measurement system shown in FIG. 7, the polarization state of the incident light on the sample M is expressed by the Stokes parameters S 0 , S 1 , S 2 and represented by S 3, the polarization state of the detection light reflected from the sample M is represented by the Stokes parameter S '0, S' 1, S '2 and S' 3, the Mueller matrix of the polarizing plate 36a and 36b Is P 1 and P 2 and the Mueller matrices of the quarter λ plates (λ / 4 wavelength plates) 38a and 38b at the angle θ are represented by R 1 (θ) and R 2 (5θ), the following formula (2) Satisfied.
ここで、ストークスパラメータＳ’０は、Ｉ（θ）（Ｓ’０＝Ｉ（θ））であるので、
１／４λ板（λ／４波長板）３８ａの角度θの時の光強度をフーリエ変換すると、下記式（３）で表わされる。
When the light intensity at the angle θ of the ¼λ plate (λ / 4 wavelength plate) 38a is Fourier transformed, it is expressed by the following formula (3).
その結果、ミューラー行列Ｍの各要素ｍ００〜ｍ３３は、下記式（４）に示すように、フーリエ係数ａ０〜ａ１２及びｂ１〜ｂ１２を用いて表すことができるので、ミューラー行列Ｍの各要素ｍ００〜ｍ３３を求めることができる。
ｍ００＝ａ０−ａ２＋ａ８−ａ１０＋ａ１２
ｍ０１＝２（ａ２−ａ８−ａ１２）
ｍ０２＝２（ｂ２＋ｂ８−ｂ１２）
ｍ０３＝ｂ１−２ｂ１１＝ｂ１＋２ｂ９＝ｂ１＋ｂ９−ｂ１１
ｍ１０＝２（−ａ８＋ａ１０−ａ１２）
ｍ１１＝４（ａ８＋ａ１２）
ｍ１２＝４（−ｂ８＋ｂ１２）
ｍ１３＝−４ｂ９＝４ｂ１１＝２（−ｂ９＋ｂ１１）
ｍ２０＝２（−ｂ８＋ｂ１０−ｂ１２）
ｍ２１＝４（ｂ８＋ｂ１２）
ｍ２２＝４（ａ８−ａ１２）
ｍ２３＝４ａ９＝−４ａ１１＝２（ａ９−ａ１１）
ｍ３０＝２ｂ３−ｂ５＝−ｂ５＋２ｂ７＝ｂ３−ｂ５＋ｂ７
ｍ３１＝−４ｂ３＝−４ｂ７＝−２（ｂ３＋ｂ７）
ｍ３２＝−４ａ３＝４ａ７＝２（−ａ３＋ａ７）
ｍ３３＝−２ａ４＝２ａ６＝−ａ４＋ａ６） ……（４）
As a result, each element m 00 to m 33 of the Mueller matrix M can be expressed using Fourier coefficients a 0 to a 12 and b 1 to b 12 as shown in the following formula (4). Each element m 00 to m 33 of M can be obtained.
m 00 = a 0 −a 2 + a 8 −a 10 + a 12
m 01 = 2 (a 2 -a 8 -a 12 )
m 02 = 2 (b 2 + b 8 -b 12)
m 03 = b 1 -2b 11 = b 1 + 2b 9 = b 1 + b 9 -b 11
m 10 = 2 (-a 8 + a 10 -a 12)
m 11 = 4 (a 8 + a 12 )
m 12 = 4 (−b 8 + b 12 )
m 13 = -4b 9 = 4b 11 = 2 (-b 9 + b 11)
m 20 = 2 (−b 8 + b 10 −b 12 )
m 21 = 4 (b 8 + b 12 )
m 22 = 4 (a 8 −a 12 )
m 23 = 4a 9 = -4a 11 = 2 (a 9 -a 11)
m 30 = 2b 3 -b 5 = -b 5 + 2b 7 = b 3 -b 5 + b 7
m 31 = -4b 3 = -4b 7 = -2 (b 3 + b 7)
m 32 = -4a 3 = 4a 7 = 2 (-a 3 + a 7)
m 33 = -2a 4 = 2a 6 = -a 4 + a 6) ...... (4)
なお、図７に示すミューラー行列偏光計によって構成される偏光撮像系１２ａで設置されるλ／４板は材料の波長特性や製造技術により、厳密にλ／４（９０°）にすることは難しいため、λ／４板３８ａ、３８ｂと偏光板３６ａ、３６ｂとが主軸方位や複屈折位相差を持つ場合には、ミューラー行列の要素ｍ００〜ｍ３３が誤差を含むことになる。したがって、偏光計測の精度向上のために、この誤差をキャリブレーションする必要がある。
これらの誤差のキャリブレーション方法は、ここでは記載を省略するが、チップマン(Chipman)や、ゴールドシュタイン(Goldstein)が提案するキャリブレーション方法を適用すればよい。
Note that it is difficult to make λ / 4 (90 °) strictly λ / 4 plate installed in the polarization imaging system 12a configured by the Mueller matrix polarimeter shown in FIG. 7 depending on the wavelength characteristics of the material and the manufacturing technology. Therefore, when the λ / 4 plates 38a and 38b and the polarizing plates 36a and 36b have principal axis directions and birefringence phase differences, the elements m 00 to m 33 of the Mueller matrix include errors. Therefore, this error needs to be calibrated to improve the accuracy of polarization measurement.
These error calibration methods are omitted here, but a calibration method proposed by Chipman or Goldstein may be applied.
以上から、ミューラー行列Ｍの１６個の全要素についての１６枚のミューラー画像を求めるには、偏光状態の異なる２５枚の光強度画像が必要である。
こうして、ミューラー画像変換部２８は、上記変換処理アルゴリズムによって、角度θを７．２度（１８０／２５）毎に撮像することにより得られた光状態の異なる２５枚の光強度画像（情報）から、ミューラー行列を得ることができ、全１６個の要素に基づく１６枚のミューラー画像（情報）を得ることができる。
From the above, in order to obtain 16 Mueller images for all 16 elements of the Mueller matrix M, 25 light intensity images having different polarization states are required.
Thus, the Mueller image conversion unit 28 uses 25 light intensity images (information) with different light states obtained by imaging the angle θ every 7.2 degrees (180/25) by the conversion processing algorithm. A Mueller matrix can be obtained, and 16 Mueller images (information) based on all 16 elements can be obtained.
なお、上記式（４）から分かるように、フーリエ係数ａ０〜ａ１２及びｂ１〜ｂ１２のなかには、一次独立でないものが存在している。したがって、上述のように、２５枚の光強度画像の全てを用いなくても、ミューラー行列Ｍの１６個の全要素（ミューラーパラメータ）を求めることができる。すなわち、本発明においては、フーリエ変換した場合には、２５枚の光強度画像を取得するのが好ましいが、少なくとも１６枚の光強度画像を取得すればよい。 As can be seen from the above equation (4), some of the Fourier coefficients a 0 to a 12 and b 1 to b 12 are not linearly independent. Therefore, as described above, all 16 elements (Mueller parameters) of the Mueller matrix M can be obtained without using all 25 light intensity images. That is, in the present invention, when Fourier transform is performed, it is preferable to acquire 25 light intensity images, but at least 16 light intensity images may be acquired.
一方、上記式（１）から分かるように、ミューラー行列Ｍは、１６の要素ｍ００〜ｍ３３を持つものであるので、これらの要素（ミューラーパラメータ）を全部求めるためには、少なくとも１６種類の偏光状態の異なる光強度画像（偏光画像）が必要であることが分かる。 On the other hand, as can be seen from the above equation (1), since the Mueller matrix M has 16 elements m 00 to m 33 , in order to obtain all of these elements (Mueller parameters), at least 16 kinds of elements are required. It can be seen that light intensity images (polarized images) having different polarization states are necessary.
したがって、上記式（２）から明らかなように、サンプルＭへの入射光の偏光状態を表すストークスパラメータがＳ’０、Ｓ’１、Ｓ’２及びＳ’３の４種類で、サンプルＭからの検出光の偏光状態を表すストークスパラメータがＳ０、Ｓ１、Ｓ２及びＳ３であることから、サンプルＭへの入射光の偏光状態及びサンプルＭからの検出光の偏光状態を、互いに異なるように設定し、例えば、上述したように、縦（９０°：垂直）の直線偏光成分、横（０°：水平）の直線偏光成分、斜め（４５°）の直線偏光成分、及び楕円率が異なる（９０°／４５°）の楕円（円）偏光成分となるように設定することにより、それぞれ４種の偏光状態から、それぞれ４種のストークスパラメータＳ’０、Ｓ’１、Ｓ’２及びＳ’３並びにＳ０、Ｓ１、Ｓ２及びＳ３を求めるための、１６種類の偏光状態のサンプルＭの光強度画像を得ることができる。その結果、１６個のミューラーパラメータを全部求めることができる。 Therefore, as apparent from the above equation (2), there are four types of Stokes parameters representing the polarization state of the incident light on the sample M, S ′ 0 , S ′ 1 , S ′ 2 and S ′ 3 , and Since the Stokes parameters representing the polarization state of the detection light of S are S 0 , S 1 , S 2 and S 3 , the polarization state of the incident light to the sample M and the polarization state of the detection light from the sample M are different from each other. For example, as described above, the vertical (90 °: vertical) linear polarization component, the horizontal (0 °: horizontal) linear polarization component, the oblique (45 °) linear polarization component, and the ellipticity are By setting so as to have different (90 ° / 45 °) elliptical (circular) polarization components, four Stokes parameters S ′ 0 , S ′ 1 , S ′ 2 and 4 S '3 and S 0, S 1, S And for obtaining the S 3, it is possible to obtain 16 kinds of light intensity image of the sample M of the polarization state. As a result, all 16 Mueller parameters can be obtained.
次に、偏光変数分離処理部３０は、ミューラー画像変換部２８で得られたミューラー行列に分解処理を行って、ミューラー行列において混在している偏光特性（偏光変数）を分離する処理を行う部分であるということができ、換言すれば、得られた複数枚のミューラー画像（複数フレームのミューラー画像情報）に偏光変数分離処理を行って、生体の所定部位の表層に表出する表出組織を表層の組織と識別するための、所定の偏光変数（偏光特性）による偏光特性画像（偏光特性画像情報）に変換する部分である。なお、偏光特性画像（偏光特性画像情報）は、所定部位の表層に表出する膠原繊維などの表出組織の表出程度を表わすものであるということもできる。 Next, the polarization variable separation processing unit 30 performs a process for separating the polarization characteristics (polarization variables) mixed in the Mueller matrix by performing a decomposition process on the Mueller matrix obtained by the Mueller image conversion unit 28. In other words, a polarization variable separation process is performed on a plurality of obtained Mueller images (multiple frames of Mueller image information), and the exposed tissue exposed on the surface layer of a predetermined part of the living body is surface layer. This is a part that is converted into a polarization characteristic image (polarization characteristic image information) based on a predetermined polarization variable (polarization characteristic) for discriminating it from the tissue. In addition, it can be said that the polarization characteristic image (polarization characteristic image information) represents the degree of expression of the exposed tissue such as collagen fibers that are exposed on the surface layer of the predetermined part.
偏光変数分離処理部３０において、ミューラー行列Ｍは、主として、リターダンス特性（複屈折性、旋光性）と、吸収特性（二色性、円二色性）と、偏光解消性との３つに分離される。これらの分離された偏光特性から、生体の所定部位（サンプル）の偏光解消度、位相差、方位（位相差）、方位（吸収）及び旋光性、さらに、光の偏光度及び光の偏光方位等の偏光特性を求めることができる。 In the polarization variable separation processing unit 30, the Mueller matrix M is mainly divided into three types of retardance characteristics (birefringence and optical rotation), absorption characteristics (dichroism and circular dichroism), and depolarization characteristics. To be separated. From these separated polarization characteristics, the degree of depolarization, phase difference, azimuth (phase difference), azimuth (absorption) and optical rotation of a predetermined part (sample) of a living body, and further, the degree of polarization of light and the direction of polarization of light, etc. The polarization characteristics can be obtained.
ここで、位相差は、光の進行方向に垂直な面での物質の屈折率の縦と横の差であり、偏光解消度は、偏光した光がその物質に入射して、出射した光の偏光状態（偏光しているか否（偏光していない）かを示す状態）がどの程度の影響を受けるかを表す値であり、位相差の方位は、屈折率が最大の方向を角度として表すものであり、吸収の方位は、二色性の方位と同じで、吸収の最も高い方向を角度として表すものであり、旋光性は、直線偏光に対する回転特性を角度として表すもので、方位を持たないことが位相差と異なるものである。 Here, the phase difference is the difference between the vertical and horizontal refractive indices of a material in a plane perpendicular to the light traveling direction, and the degree of depolarization is the degree of polarization of the light that enters the material and is emitted. This is a value indicating how much the polarization state (state indicating whether it is polarized or not (polarized)) is affected, and the direction of the phase difference indicates the direction in which the refractive index is maximum as an angle. The azimuth of absorption is the same as the dichroic azimuth, and the direction of highest absorption is expressed as an angle, and the optical rotation is the rotation characteristic with respect to linearly polarized light as an angle, and has no azimuth. This is different from the phase difference.
ところで、ミューラー行列をＭとし、偏光解消度を表す行列をＭΔとし、リターダンス（位相差）を表す行列をＭＲとし、２色性を表す行列をＭＤとするとき、下記式（５）で表わすことができる。なお、これらの行列は、４行４列の行列である。
Ｍ＝ＭΔＭＲＭＤ …（５）
Meanwhile, when the Mueller matrices is M, a matrix representing the degree of depolarization and M delta, a matrix representing the retardance (phase difference) and M R, the matrix representing the two-color and M D, the following formula (5 ). These matrices are 4 × 4 matrices.
M = M Δ M R M D ... (5)
したがって、上記式（１）に基づいて、ミューラー行列Ｍを分解することにより、行列ＭΔ、ＭＲ、及びＭＤを求め、行列ＭΔから偏光解消度、行列ＭＲから位相差、及び行列ＭＤから２色性を求めることができる。 Thus, based on the equation (1), by degrading the Mueller matrix M, the matrix M delta, seeking M R, and M D, degree of depolarization of the matrix M delta, the phase difference from the matrix M R, and matrix it can be determined dichroism from M D.
なお、ミューラー行列の分解方法及び各特性とミューラー行列の要素との関係についても、アザム(Azzam)や、チップマン(Chipman)や、ゴールドシュタイン(Goldstein)等により、提案されている方法や関係式を適用すれば良いので、ここでは、詳細な記載を省略して、その結果を記載する（”Polarized light”, Dennis Goldstein, 2th ed., Marcel Dekker, NY (2003), Chapter 9 “Mathematics of the Mueller Matrix“ 9.5 “The Lu-Chipman Decomposition” P175-P186、及び、SPIE Vol. 3120 “Decomposition of Mueller Matrix” P385-P396参照）。 As for the method of decomposing the Mueller matrix and the relationship between each characteristic and the elements of the Mueller matrix, methods and relational expressions proposed by Azzam, Chipman, Goldstein, etc. Here, the detailed results are omitted, and the results are described here (“Polarized light”, Dennis Goldstein, 2th ed., Marcel Dekker, NY (2003), Chapter 9 “Mathematics of the Mueller Matrix “9.5“ The Lu-Chipman Decomposition ”P175-P186 and SPIE Vol. 3120“ Decomposition of Mueller Matrix ”P385-P396).
すなわち、分解された行列ＭＲは、ミューラー行列Ｍの要素ｍ００〜ｍ３３を用いて下記式（６）で与えられ、位相差Ｒは、下記式（７）で与えられることが分かる。ここで、係数ａ及びｂは、それぞれ下記式（８）及び（９）で与えられる。
また、分解された行列ＭＤも、ミューラー行列Ｍの要素ｍ００〜ｍ３３を用いて下記式（１０）で与えられ、２色性Ｄは、下記式（１１）で与えられることが分かる。ここでも、係数ａ及びｂは、それぞれ上記式（８）及び（９）で与えられる。
また、行列ＭΔは、上記式（５）を変形することにより、下記式（１２）で与えられ、偏光解消度ｍΔは、下記式（１３）で与えられることが分かる。ここで、ｍ‘、κ１、κ２及びκ３は、それぞれ上記式（１４）、（１５）、（１６）、（１７）及び（１８）で与えられる。なお、λ１、λ２、及びλ３は、ｍΔの固有値から導くことができる。
ＭΔ＝ＭＭＤ −１ＭＲ −１ …（１２）
M Δ = MM D −1 M R −1 (12)
本発明者らは、こうして得られた偏光特性のうち、特定の偏光特性が所定部位の表層に表出する表出組織を表層の組織と識別する性質があることを知見した。 The present inventors have found that, among the polarization characteristics obtained in this way, there is a property of distinguishing an exposed tissue in which a specific polarization characteristic appears on the surface layer of a predetermined site from the surface layer structure.
このような偏光特性としては、位相差、偏光解消度、方位（位相差）、方位（吸収）、旋光性、光の偏光度、光の偏光方位、二色性、二色性方位、ｐ偏光及びｓ偏光等の偏光特性が、所定部位の表層に表出する表出組織を表層の組織と識別する上で好ましい。その結果、これらの偏光特性による偏光特性画像、すなわち、位相差画像、偏光解消度画像、方位画像（位相差）、方位画像（吸収）、旋光性画像、光の偏光度画像、光の偏光方位画
像、二色性画像、二色性方位画像、ｐ偏光及びｓ偏光画像では、表出組織と表層の組織とを区別して、例えば、疑似カラーで識別可能に表示することができる。
Such polarization characteristics include phase difference, depolarization degree, azimuth (phase difference), azimuth (absorption), optical rotation, light polarization degree, light polarization azimuth, dichroism, dichroism azimuth, and p-polarized light. In addition, polarization characteristics such as s-polarized light are preferable for distinguishing an exposed structure that appears on the surface layer of a predetermined portion from a surface layer structure. As a result, polarization characteristics images based on these polarization characteristics, that is, phase difference image, depolarization degree image, orientation image (phase difference), orientation image (absorption), optical rotation image, polarization degree image of light, polarization direction of light In the image, the dichroic image, the dichroic orientation image, the p-polarized light, and the s-polarized image, the exposed tissue and the surface tissue can be distinguished and displayed, for example, in a quasi-colored manner.
このような偏光特性によって識別できる表出組織は、線維状組織であるのが好ましく、線維状組織は、膠原線維、神経線維、又は筋線維であるのが好ましい。 The exposed tissue that can be identified by such polarization characteristics is preferably a fibrous tissue, and the fibrous tissue is preferably collagen fibers, nerve fibers, or muscle fibers.
図８は、図１に示す偏光画像計測表示システムの偏光変換処理部及びその偏光変数分離処理部の一実施形態の模式図であり、特に、偏光変数分離処理部を詳しく説明した説明図である。
図８に示すように、偏光変数分離処理部３０は、ミューラー画像変換部２８で得られたミューラー行列に分解処理を行う分離部８２と、分離部８２で分離された偏光特性画像に生体の所定部位の表層に表出する表出組織を表層の組織と識別するための強調処理を施した強調偏光特性画像を形成する分離後画像形成部８４とからなり、偏光画像計測表示システム１０の偏光変換処理部１４は、上述したようにミューラー画像変換部２８、偏光変数分離処理部３０及び偏光素子特性補正処理部３２に加え、さらに、ミューラー画像変換部２８から偏光変数分離処理部３０で変数分離する際の生体観察モデルを設定する生体観察モデル設定部８６と、分離後画像形成部８４で形成する強調偏光特性画像の偏光特性の領域を設定する分離後画像形成用パラメータ設定部８８とを有する。
FIG. 8 is a schematic diagram of an embodiment of the polarization conversion processing unit and the polarization variable separation processing unit of the polarization image measurement and display system shown in FIG. 1, and in particular, an explanatory diagram illustrating the polarization variable separation processing unit in detail. .
As shown in FIG. 8, the polarization variable separation processing unit 30 includes a separation unit 82 that performs a decomposition process on the Mueller matrix obtained by the Mueller image conversion unit 28, and a polarization characteristic image separated by the separation unit 82. And a post-separation image forming unit 84 for forming an enhanced polarization characteristic image that has been subjected to enhancement processing for distinguishing the exposed tissue that appears on the surface layer of the region from the surface tissue, and the polarization conversion of the polarization image measurement display system 10 As described above, the processing unit 14 further performs variable separation from the Mueller image conversion unit 28 by the polarization variable separation processing unit 30 in addition to the Mueller image conversion unit 28, the polarization variable separation processing unit 30, and the polarization element characteristic correction processing unit 32. For post-separation image formation for setting the region of the polarization characteristic of the emphasized polarization characteristic image formed by the biological observation model setting unit 86 for setting the living body observation model at the time and the post-separation image forming unit 84 And a parameter setting section 88.
分離部８２は、生体観察モデル設定部８６で設定された生体観察モデルを用いて、計測されたミューラー行列において混在している偏光特性を分離することにより、すなわちミューラー行列の複数の要素の各々からなる複数枚のミューラー画像に偏光変数分離処理を行うことにより、生体の所定部位の表層に表出する表出組織を表層の組織と識別するのに適した、所定の偏光変数（偏光特性）による偏光特性画像（偏光特性画像情報）を出力する部分である。なお、例えば、偏光特性が位相差であれば、分離部８２の出力信号は、０〜３６０°の画像情報である。 The separation unit 82 uses the biological observation model set by the biological observation model setting unit 86 to separate polarization characteristics mixed in the measured Mueller matrix, that is, from each of the plurality of elements of the Mueller matrix. By performing a polarization variable separation process on a plurality of Mueller images, a predetermined polarization variable (polarization characteristic) suitable for distinguishing the exposed tissue exposed on the surface of a predetermined part of the living body from the surface tissue. This is a part for outputting a polarization characteristic image (polarization characteristic image information). For example, if the polarization characteristic is a phase difference, the output signal of the separation unit 82 is image information of 0 to 360 °.
分離後画像形成部８４は、生体の所定部位の表層に表出する表出組織を表層の組織と識別するために、分離部８２で分離された所定の偏光特性による偏光特性画像に対して、分離後画像形成用パラメータ設定部８８で設定された所定の偏光特性の強調領域（注目領域）に強調処理を施した強調偏光特性画像を形成する部分であり、強調偏光特性画像形成部ということもできる。 The post-separation image forming unit 84 identifies the exposed tissue exposed on the surface layer of a predetermined part of the living body from the surface layer tissue with respect to the polarization characteristic image based on the predetermined polarization property separated by the separation unit 82. This is a part for forming an emphasized polarization characteristic image obtained by performing enhancement processing on an emphasis region (region of interest) having a predetermined polarization characteristic set by the post-separation image forming parameter setting unit 88, and is also called an emphasized polarization property image forming unit. it can.
図９（ａ）及び（ｂ）は、それぞれ図８に示す偏光変数分離処理部で変数分離する際の生体観察モデルの一実施形態の概略構成図であり、それぞれミューラー画像変換部から偏光変数分離処理部で変数分離する際の生体観察モデルを説明した説明図である。 FIGS. 9A and 9B are schematic configuration diagrams of an embodiment of a living body observation model when variables are separated by the polarization variable separation processing unit shown in FIG. 8, respectively, and polarization variable separation is performed from the Mueller image conversion unit, respectively. It is explanatory drawing explaining the biological observation model at the time of carrying out variable separation by a process part.
本発明に用いることができる生体観察モデルとしては、まず、図９（ａ）に示す複数の偏光状態の照射光が観察される生体を透過する「透過モデル」９０ａを挙げることができる。ここで、分離部８２では、この透過モデル９０ａを前提として、偏光変数分離処理部３０で変数分離している。この透過モデル９０ａは、は、図９（ａ）に示すように、「二色性」、「位相差×旋光」及び「偏光解消度」の層を複数重ねたモデルである。なお、この透過モデル９０ａは、生体サンプルの偏光特性を取得するためには有効なモデルである。 As a living body observation model that can be used in the present invention, first, a “transmission model” 90a that transmits through a living body in which irradiation light in a plurality of polarization states is observed can be exemplified as shown in FIG. Here, the separation unit 82 performs variable separation by the polarization variable separation processing unit 30 on the assumption of the transmission model 90a. The transmission model 90a is a model in which a plurality of layers of “dichroism”, “phase difference × optical rotation”, and “degree of depolarization” are stacked as shown in FIG. 9A. The transmission model 90a is an effective model for acquiring the polarization characteristics of the biological sample.
一方、実際の系では、観察される生体に照射光を斜めに照射して、その反射光を撮像することになる。したがって、本発明の生体観察モデルとして、図９（ｂ）に示す「反射モデル」９０ｂを生体観察モデルとすることが考えられる。この場合の生体観察モデルとしては、例えば、図９（ｂ）に示すように、「散乱性（偏光解消度）」、「位相差」「旋光性」及び「二色性」の層を複数重ねたモデルがある。また、反射モデルであることにより各層で反射光が発生し、例えば、散乱＋位相差の混在した反射光が観測される。このような反射モデルでは、これらが想定できるので、偏光変数分離処理部３０で変数分離精度が上がり、リターダンス特性、吸収特性、偏光解消性の精度アップが期待できる。 On the other hand, in an actual system, irradiation light is obliquely applied to an observed living body, and the reflected light is imaged. Therefore, it is conceivable that the “reflection model” 90b shown in FIG. 9B is used as the living body observation model as the living body observation model of the present invention. As a living body observation model in this case, for example, as shown in FIG. 9B, a plurality of “scattering (depolarization degree)”, “phase difference”, “optical rotation”, and “dichroic” layers are stacked. There are other models. Further, since the reflection model is used, reflected light is generated in each layer. For example, reflected light in which scattering + phase difference is mixed is observed. In such a reflection model, since these can be assumed, the polarization variable separation processing unit 30 can improve the variable separation accuracy, and expect to improve the accuracy of the retardance characteristic, the absorption characteristic, and the depolarization property.
なお、図８に示す生体観察モデル設定部８６は、偏光変数分離処理部で変数分離する際の生体観察モデルとして、上述したこの透過モデル９０ａや反射モデル９０ｂ等の生体観察モデルを設定するためのものである。このように、実際の観察系に合わせて、生体観察モデル設定部８６にて、生体観察モデルを選択できるようにすることで、偏光変数分離処理部３０で変数分離精度が上がり、リターダンス特性、吸収特性、偏光解消性の精度アップが期待できる。 The biological observation model setting unit 86 shown in FIG. 8 is for setting the biological observation model such as the transmission model 90a and the reflection model 90b described above as the biological observation model when the variable separation is performed by the polarization variable separation processing unit. Is. In this way, by allowing the living body observation model setting unit 86 to select the living body observation model in accordance with the actual observation system, the polarization variable separation processing unit 30 increases the variable separation accuracy, the retardance characteristics, Expected to improve accuracy of absorption characteristics and depolarization.
分離後画像形成用パラメータ設定部８８は、特定の偏光特性が所定部位の表層に表出する表出組織を表層の組織と識別するために、分離後画像形成部８４で形成する強調偏光特性画像の偏光特性の領域を設定するためのものであり、観察される組織毎に、位相差などの特定の偏光特性における強調するべき領域を設定することができるものである。 The post-separation image forming parameter setting unit 88 is an enhanced polarization characteristic image formed by the post-separation image forming unit 84 in order to distinguish an exposed tissue in which a specific polarization characteristic appears on the surface layer of a predetermined site from a surface layer tissue. This is intended to set the region of the polarization characteristics of each of the regions, and for each tissue to be observed, a region to be emphasized in a specific polarization property such as a phase difference can be set.
なお、本発明者らが、このような分離後画像形成用パラメータ設定部８８を設けたのは、特定の偏光特性が所定部位の表層に表出する表出組織を表層の組織と識別するためには、観察組織毎に、強調すべき偏光特性の領域、例えば、偏光特性が位相差であれば、強調すべき位相差領域を設定できるようにする必要があることを知見したからである。
本発明では、偏光特性画像の観察時には、分離後画像形成用パラメータ設定部８８から観察組織毎に適切なパラメータを選択することで、表層に表出する表出組織を明確に表層の組織と識別することができる。
The present inventors have provided such a post-separation image forming parameter setting unit 88 in order to distinguish an exposed tissue in which a specific polarization characteristic appears on the surface layer of a predetermined site from the surface layer tissue. This is because it has been found that it is necessary to be able to set a phase difference region to be enhanced if the polarization property region to be enhanced, for example, if the polarization property is a phase difference, for each observation tissue.
In the present invention, at the time of observing the polarization characteristic image, by selecting an appropriate parameter for each observed tissue from the post-separation image forming parameter setting unit 88, the exposed tissue exposed on the surface layer is clearly distinguished from the surface tissue. can do.
例えば、偏光特性が位相差であれば、分離部８２からの出力信号は０〜３６０°の画像情報であるので、観察組織が膠原線維である場合には、強調すべき位相差領域として、分離後画像形成用パラメータ設定部８８によって、１４０°±１０°の領域を設定することができる。 For example, if the polarization characteristic is a phase difference, the output signal from the separation unit 82 is image information of 0 to 360 °. Therefore, when the observation tissue is collagen fibers, the phase difference region to be emphasized is separated. The post-image forming parameter setting unit 88 can set an area of 140 ° ± 10 °.
なお、ここでは、強調すべき偏光特性の領域を、観察組織毎（神経、リンパ節、血管）に設定する例を示したが、観察部位（上部消化器、下部消化器、呼吸器）毎に設定するようにしても良い。 In addition, although the example of setting the area | region of the polarization characteristic which should be emphasized here for every observation tissue (a nerve, a lymph node, a blood vessel) was shown, each observation part (upper digestive organ, lower digestive organ, respiratory organs) was shown. You may make it set.
特に、膠原線維の表出度合いは、がんの進行度合いを診断する上で、有効である。
がんの進行度合いと、膠原線維の表出度合いとの関係は、以下のように考えることができる。
In particular, the degree of expression of collagen fibers is effective in diagnosing the degree of progression of cancer.
The relationship between the degree of progression of cancer and the degree of expression of collagen fibers can be considered as follows.
図１０（ａ）は、正常な生体の表層近傍の概略構成模式図であり、図１０（ｂ）は、粘膜内がんが発生した生体の表層近傍の概略構成模式図であり、図１０（ｃ）は、粘膜下層浸潤がんに進行した生体の表層近傍の概略構成模式図である。
図１０（ａ）に示すように、正常な生体の表層近傍の組織６０ａは、表面側から粘膜層６２、その下側に粘膜筋板６４、その下に粘膜下層６６があり、膠原線維６８は、粘膜筋板６４の下側の粘膜下層６６に存在している。
FIG. 10A is a schematic configuration schematic diagram in the vicinity of the surface layer of a normal living body, and FIG. 10B is a schematic configuration schematic diagram in the vicinity of the surface layer of the living body in which intramucosal cancer has occurred. c) is a schematic structural schematic diagram of the vicinity of the surface layer of a living body that has progressed to submucosal invasive cancer.
As shown in FIG. 10 (a), a tissue 60a near the surface layer of a normal living body has a mucosal layer 62 from the surface side, a mucosal muscle plate 64 below it, and a submucosal layer 66 below it. It exists in the submucosal layer 66 below the mucosal muscle plate 64.
次に、図１０（ｂ）に示す粘膜内がんが発生した生体の表層近傍の組織６０ｂでは、粘膜層６２に粘膜内がん（ｍがん）７０が発生しているが、粘膜層６２の下側の粘膜筋板６４は破れておらず、粘膜筋板６４の下側の粘膜下層６６に存在している膠原線維６８は、粘膜層６２には表出していない。このため、粘膜内がんが発生した生体の表層近傍の組織６０ｂでは、本発明による偏光計測を行っても、正常な生体の表層近傍の組織６０ａの場合と同様に、粘膜層６２に表出した膠原線維６８を検出することはできない。 Next, in the tissue 60b in the vicinity of the surface layer of the living body in which the intramucosal cancer has occurred as shown in FIG. 10B, the intramucosal cancer (m cancer) 70 has occurred in the mucosal layer 62. The lower mucosal muscle plate 64 is not torn, and the collagen fibers 68 present in the lower mucosal layer 66 below the mucosal muscle plate 64 are not exposed to the mucosal layer 62. For this reason, in the tissue 60b near the surface of the living body in which intramucosal cancer has occurred, even if the polarization measurement according to the present invention is performed, the tissue 60b appears in the mucosal layer 62 as in the case of the tissue 60a near the surface of a normal living body. It is not possible to detect the collagen fibers 68.
これに対し、図１０（ｃ）に示すがん７２が進行している、すなわち粘膜下層浸潤がん（ｓｍがん）７２が存在する生体の表層近傍の組織６０ｃでは、粘膜下層浸潤がん７２に進行している部分の粘膜筋板６４が破れて、その破れ部分６５から粘膜下層６６の膠原線維６８が粘膜層６２に移動し、表面の粘膜層６２のがん細胞７２の間で成長し、膠原線維６８が表層の粘膜層６２に表出する。このため、粘膜下層浸潤がん７２が存在する生体の表層近傍の組織６０ｃでは、本発明による偏光計測を行って、粘膜層６２に表出した膠原線維６８を検出することができ、他の組織と識別することができる。その結果、粘膜層６２に表出した膠原線維６８を表色することができ、膠原線維６８の粘膜層６２への表出を知ることができ、粘膜下層浸潤がん７２を検出することができる。 In contrast, in the tissue 60c in the vicinity of the surface layer of the living body where the cancer 72 shown in FIG. 10C has progressed, that is, the submucosal invasive cancer (sm cancer) 72 exists, the submucosal invasive cancer 72 is present. The mucosal muscle plate 64 of the portion that has progressed to the right is torn, the collagen fibers 68 of the submucosa 66 move from the torn portion 65 to the mucosa layer 62, and grow between the cancer cells 72 of the surface mucosa layer 62 The collagen fibers 68 are exposed to the surface mucosa layer 62. For this reason, in the tissue 60c in the vicinity of the surface layer of the living body where the submucosal invasive cancer 72 exists, the polarization measurement according to the present invention can be performed to detect the collagen fibers 68 exposed in the mucosal layer 62, and other tissues. Can be identified. As a result, the collagen fibers 68 appearing on the mucosal layer 62 can be colored, the expression of the collagen fibers 68 to the mucosal layer 62 can be known, and the submucosal invasive cancer 72 can be detected. .
すなわち、図１０（ｃ）に示すように、粘膜下層浸潤がん７２の進行に従い、粘膜筋板６４が破れると、粘膜筋板６４の下層にある粘膜下層６６から膠原線維６８を生成する線維芽細胞が入り込み、粘膜下層６６の膠原線維６８が、その破れから粘膜層６２に移動し、上層の粘膜層６２にて膠原線維６８が多く生成される。すなわち、その膠原線維６８が表面から捉えられるかどうかによって、図１０（ｂ）に示す粘膜内がん７０と図１０（ｃ）に示す粘膜下層浸潤がん７２の区別が可能となる。 That is, as shown in FIG. 10 (c), when the mucosal muscle plate 64 is broken as the submucosal invasive cancer 72 progresses, fibroblasts generate collagen fibers 68 from the submucosal layer 66 below the mucosal muscle plate 64. The cells enter, and the collagen fibers 68 in the submucosal layer 66 move to the mucosal layer 62 from the tearing, and many collagen fibers 68 are generated in the upper mucosal layer 62. That is, it is possible to distinguish between the intramucosal cancer 70 shown in FIG. 10B and the submucosal invasive cancer 72 shown in FIG.
この膠原線維６８は、高分子から構成されており、光学異方性があるために、上記偏光特性によって粘膜層６２と識別でき、識別可能に画像表示できる。したがって、膠原線維６８は、粘膜層６２と識別可能に疑似カラー画像として可視化できる。
したがって、このような画像によって、所定部位の表面のがん細胞の間で膠原線維が成長しており、間質変化（粘膜への膠原線維の表出）を確認できれば、転移可能性高いと診断可能であり、がんか否か、また、粘膜内がんか粘膜下層浸潤がんかを診断することが可能となる。
Since the collagen fibers 68 are made of a polymer and have optical anisotropy, the collagen fibers 68 can be distinguished from the mucosal layer 62 by the polarization characteristics, and can be displayed in an identifiable manner. Therefore, the collagen fibers 68 can be visualized as a pseudo color image so as to be distinguishable from the mucosal layer 62.
Therefore, if such an image shows that collagen fibers have grown between cancer cells on the surface of a given site and the interstitial change (the expression of collagen fibers to the mucosa) can be confirmed, it is diagnosed that metastasis is highly likely. It is possible to diagnose whether it is cancer or not, and whether it is intramucosal cancer or submucosal invasive cancer.
次に、表示変換処理部１６は、偏光変換処理部１４の偏光変数分離処理部３０で得られた所定の偏光特性の偏光特性画像（情報）に表示変換処理、すなわち表示色明度画像変換処理を行って、偏光特性画像（情報）を、表出組織を表層の組織と識別可能に可視化して、例えば、疑似カラーに着色して疑似カラー表示するための表示用偏光特性画像情報に変換する部分である。 Next, the display conversion processing unit 16 performs display conversion processing, that is, display color brightness image conversion processing, on the polarization characteristic image (information) having a predetermined polarization characteristic obtained by the polarization variable separation processing unit 30 of the polarization conversion processing unit 14. And performing the polarization characteristic image (information) visualization so that the exposed tissue can be discriminated from the surface tissue, and for example, colored into a pseudo color and converted into display polarization characteristic image information for pseudo color display It is.
ここで、表示変換処理部１６による表示変換処理は、偏光特性画像情報に基づいて、所定の偏光変数の値（偏光特性の強度）に応じて表出組織及び表層の組織に彩色すべき色を決定し、この表出組織及び該表層の組織に彩色すべき色をカラーマッピングすることにより表出組織の表出分布を可視化して表示するための表示用偏光特性画像情報を生成するのが良い。 Here, the display conversion processing by the display conversion processing unit 16 is based on the polarization characteristic image information, and the colors to be colored on the exposed tissue and the surface tissue according to the value of the predetermined polarization variable (intensity of the polarization characteristic). It is preferable to generate and display polarization characteristic image information for visualizing and displaying the expression distribution of the exposed tissue by determining and color-mapping the exposed tissue and the color to be colored on the surface tissue. .
表示部１８は、表示変換処理部１６で得られた表示用偏光特性画像情報に基づいて表示画面に表出組織を表層の組織と識別可能に可視化表示、すなわち、疑似カラー表示するものである。表示部１８には、公知のモニタやディスプレイを用いることができる。
なお、表示部１８による偏光特性画像の表示は、表示用偏光特性画像情報に基づいて、彩色すべき色に彩色された表出組織の分布を可視化可能に表示するのが好ましい。
The display unit 18 is configured to visualize the display tissue on the display screen based on the display polarization characteristic image information obtained by the display conversion processing unit 16 so as to be distinguishable from the surface layer tissue, that is, to perform pseudo color display. A known monitor or display can be used for the display unit 18.
Note that the display of the polarization characteristic image by the display unit 18 preferably displays the distribution of the exposed tissue colored to the color to be colored based on the display polarization characteristic image information.
また、通常カラー撮像系２０は、所定部位に通常観察用の照明光を照射してその反射光を撮像することにより得られた光強度画像（情報）を得るものであり、従来公知の通常カラー画像の撮像系を用いることができる。 The normal color imaging system 20 obtains a light intensity image (information) obtained by irradiating a predetermined site with illumination light for normal observation and imaging the reflected light. An image capturing system can be used.
また、画像合成部２２は、表示変換処理部１６で得られた表示用偏光特性画像情報及び通常カラー撮像系２０で得られた通常のカラー光強度画像情報に基づいて、表示用偏光特性画像と通常のカラー光強度画像とを組み合わせて、例えば、両者を重ね合わせて、もしくは並べて、もしくは両者を演算処理して表示するための合成画像情報を生成する。その結果、表示部１８には、合成画像情報に基づく合成画像を表示させることができる。 In addition, the image composition unit 22 generates a display polarization characteristic image and a display polarization characteristic image based on the display polarization characteristic image information obtained by the display conversion processing unit 16 and the normal color light intensity image information obtained by the normal color imaging system 20. In combination with a normal color light intensity image, for example, the combined image information for display is generated by superimposing or arranging them together, or processing both. As a result, the display unit 18 can display a composite image based on the composite image information.
本発明に係る偏光画像計測表示システムは、基本的に以上のように構成される。 The polarized image measurement display system according to the present invention is basically configured as described above.
以下に、本発明に係る偏光画像計測表示システムの作用、並びにこれらにおいて実施される偏光画像計測方法及び偏光画像表示方法について説明する。
図１１は、本発明に係る偏光画像計測表示システムにおいて実施される偏光画像計測方法による偏光画像表示方法、すなわち偏光画像計測及び表示方法の一例を示すフローチャートである。
Hereinafter, the operation of the polarization image measurement display system according to the present invention, and the polarization image measurement method and polarization image display method implemented in these systems will be described.
FIG. 11 is a flowchart showing an example of a polarization image display method according to the polarization image measurement method implemented in the polarization image measurement display system according to the present invention, that is, a polarization image measurement and display method.
まず、本発明では、ステップＳ１００において、生体の所定部位の表層を偏光計測するために、図１に示す偏光画像計測表示システム１０を準備し、撮像する異なる偏光状態の光強度画像の枚数や、偏光画像計測表示システム１０で用いられる種々の初期値や条件を設定する。 First, in the present invention, in step S100, the polarization image measurement display system 10 shown in FIG. 1 is prepared to measure the surface layer of a predetermined part of the living body, and the number of light intensity images in different polarization states to be captured, Various initial values and conditions used in the polarization image measurement display system 10 are set.
次に、ステップＳ１０２において、偏光画像計測表示システム１０の偏光撮像系１２の偏光照射部２４によって生体の所定部位に、その表層から所定の偏光状態の照射光をそれぞれ照射する。 Next, in step S102, the polarized light irradiation unit 24 of the polarization imaging system 12 of the polarization image measurement display system 10 irradiates a predetermined part of the living body with irradiation light in a predetermined polarization state from its surface layer.
続いて、ステップＳ１０４において、偏光照射部２４によって照射された所定の偏光状態の照射光による、所定部位の表層からの所定の偏光状態の反射光を撮像部２６によって撮像して１枚の偏光変調された、生体の所定部位の表層の光強度画像（データ）を計測し取得する。 Subsequently, in step S104, reflected light of a predetermined polarization state from the surface layer of a predetermined portion by irradiation light of a predetermined polarization state irradiated by the polarization irradiation unit 24 is imaged by the imaging unit 26, and one polarization modulation is performed. The light intensity image (data) of the surface layer of the predetermined part of the living body is measured and acquired.
次に、ステップＳ１０６において、取得された光強度画像（データ）が所定枚数、好ましくは、少なくとも１６枚、例えば、２５枚に達しているかどうかの判断をして、所定枚数に達していなければ（ＮＯ）、ステップＳ１０２に戻り、偏光照射部２４から偏光状態を変えて照射光を生体の所定部位に照射する照射光照射ステップＳ１０２と次のステップＳ１０４の、照射光の偏光状態に対応して変更された偏光状態の反射光を撮像部２６で撮像して１枚の光強度画像（データ）を取得する撮像ステップＳ１０４とを、所定枚数に達するまで繰り返し、所定枚数に達していれば、次のステップＳ１０８に移る。 Next, in step S106, it is determined whether the obtained light intensity image (data) has reached a predetermined number, preferably at least 16, for example, 25, and if it has not reached the predetermined number ( NO), returning to step S102, the polarized light irradiation unit 24 changes the polarization state and changes the irradiation light irradiation step S102 for irradiating a predetermined part of the living body and the next step S104 according to the polarization state of the irradiation light. The imaging step S104 in which the reflected light in the polarized state is imaged by the imaging unit 26 to acquire one light intensity image (data) is repeated until the predetermined number is reached. The process moves to step S108.
次に、ステップＳ１０８において、撮像部２６によって取得された少なくとも１６枚の光強度画像（データ）に偏光変換処理部１４によって偏光変換処理を行い、すなわち、サブステップＳ１１０で、偏光変換処理部１４のミューラー画像変換部２８のミューラー画像変換処理によって、１６枚のミューラー画像（データ）を得て、さらに、サブステップＳ１１２で、偏光変数分離処理部３０によって、所定部位の表層に表出する表出組織を前記表層の組織と識別するための、物理的意味の明確な偏光変数（データ）（位相差、位相差方位、偏光解消度、光の偏光度、二色性、二色性方位、旋光、光の偏光方位、Ｐ/Ｓ偏光）に分離変換して、所定の偏光変数（偏光特性）による偏光特性画像（データ）を取得する。 Next, in step S108, the polarization conversion processing unit 14 performs polarization conversion processing on at least 16 light intensity images (data) acquired by the imaging unit 26. That is, in sub-step S110, the polarization conversion processing unit 14 16 Mueller images (data) are obtained by the Mueller image conversion process of the Mueller image conversion unit 28, and further, in the sub-step S112, the exposed tissue that is displayed on the surface layer of the predetermined part by the polarization variable separation processing unit 30 Is a polarization variable (data) with clear physical meaning (phase difference, phase difference azimuth, depolarization degree, polarization degree of light, dichroism, dichroic azimuth, optical rotation, A polarization characteristic image (data) based on a predetermined polarization variable (polarization characteristic) is acquired by separating and converting into light polarization direction and P / S polarization.
続いて、ステップＳ１１４において、偏光変換処理部１４で得られた偏光特性画像（データ）を、表示変換処理部１６によって、所定部位の表層に表出する表出組織が表層の組織と識別可能に可視化して表示するために疑似カラーに着色された表示用画像（データ）に変換する。 Subsequently, in step S114, the display tissue of the polarization characteristic image (data) obtained by the polarization conversion processing unit 14 can be distinguished from the surface tissue by the display conversion processing unit 16. In order to visualize and display, the image is converted into a display image (data) colored in a pseudo color.
なお、ステップＳ１０８で、偏光変数分離処理部３０によって偏光特性画像（データ）を取得した後、分離後画像形成部８４によって、この偏光特性画像の中の注目領域に対して強調処理を施し、強調処理偏光特性画像（データ）を形成し、続くステップＳ１１４で、分離後画像形成部８４によって形成された強調処理偏光特性画像（データ）に対して、表示変換処理部１６によって表示変換処理を行い、疑似カラーに着色された表示用画像（データ）に変換してもよい。 In step S108, after obtaining the polarization characteristic image (data) by the polarization variable separation processing unit 30, the post-separation image forming unit 84 performs enhancement processing on the region of interest in the polarization characteristic image, and enhances it. A processed polarization characteristic image (data) is formed, and in step S114, the display conversion processing unit 16 performs display conversion processing on the enhanced polarization characteristic image (data) formed by the post-separation image forming unit 84. It may be converted into a display image (data) colored in a pseudo color.
また、ステップＳ１１４で、表示変換処理部１６によって表示用画像（データ）を取得した後、画像合成部２２によって、表示変換処理部１６で得られた表示用画像（データ）に基づいて、あらかじめ撮像されている同一部位の、偏光解消度画像、光の偏光度画像、位相差画像、位相差の方位画像、吸収の方位画像、旋光画像のうちの２以上を組み合わせて表示、例えば、２以上の偏光特性画像を重ねて、もしくは並べて表示するための合成画像情報を生成し、表示部１８に、合成画像情報（データ）に基づく合成画像を表示させてもよい。 In step S114, the display conversion processing unit 16 obtains the display image (data), and then the image composition unit 22 captures the image in advance based on the display image (data) obtained by the display conversion processing unit 16. Display of a combination of two or more of the depolarization degree image, the polarization degree image of the light, the phase difference image, the phase difference azimuth image, the absorption azimuth image, and the optical rotation image, for example, two or more It is also possible to generate composite image information for displaying the polarization characteristic images superimposed or side by side, and display the composite image based on the composite image information (data) on the display unit 18.
次に、ステップＳ１１６において、表示変換処理部１６で得られた表示用画像（データ）に基づいて、所定部位の表層に表出する表出組織が表層の組織と識別可能に可視化して表示するために、医師が判断しやすい表示色として疑似カラーに着色された表示用画像を表示部１８のモニタ画面に表示する。
こうして、本発明に係る偏光画像表示方法は終了する。
Next, in step S116, based on the display image (data) obtained by the display conversion processing unit 16, the exposed tissue that appears on the surface layer of the predetermined part is visualized and displayed so as to be distinguishable from the surface tissue. Therefore, a display image colored in a pseudo color as a display color that can be easily determined by a doctor is displayed on the monitor screen of the display unit 18.
Thus, the polarization image display method according to the present invention is completed.
なお、本発明者らは、この偏光画像計測表示システム１０を用い、上述の偏光画像表示方法を実施して、偏光撮像系１２にて胃のがん部の表面を計測して、表示部１８のモニタ画面に表示したところ、胃の正常部には見られなかった差が明確にあることをモニタ画面で確認できた。 The present inventors use the polarized image measurement display system 10 to perform the polarization image display method described above, measure the surface of the cancerous part of the stomach with the polarization imaging system 12, and display the display unit 18. As shown on the monitor screen, it was confirmed on the monitor screen that there was a clear difference that was not seen in the normal part of the stomach.
なお、本発明に係る偏光画像表示方法において、別のステップで、通常カラー撮像系２０によって所定部位に通常観察用の照明光を照射してその反射光を撮像して通常のカラー光強度画像情報（データ）を取得しておき、次のステップで、画像合成部２２によって、表示変換処理部１６で得られた表示用偏光特性画像情報（データ）及び通常カラー撮像系２０で得られた通常のカラー光強度画像情報（データ）に基づいて、表示用偏光特性画像と通常のカラー光強度画像とを重ねて、もしくは並べて表示するための合成画像情報（データ）を生成し、次のステップで、表示部１８に、合成画像情報（データ）に基づく合成画像を表示させても良い。 In the polarized image display method according to the present invention, in another step, the normal color imaging system 20 irradiates a predetermined part with illumination light for normal observation and images the reflected light to obtain normal color light intensity image information. (Data) is acquired, and in the next step, the image combining unit 22 displays the display polarization characteristic image information (data) obtained by the display conversion processing unit 16 and the normal color image pickup system 20 obtained by the normal color imaging system 20. Based on the color light intensity image information (data), a composite image information (data) for displaying the display polarization characteristic image and the normal color light intensity image in an overlapped manner or side by side is generated, and in the next step, A composite image based on the composite image information (data) may be displayed on the display unit 18.
また、本発明において、図１に示す偏光撮像系（光源、偏光カメラ）１２によって、４枚の偏光変調した生体の光強度画像を計測し、位相差画像、位相差方位画像に変換し、医師が判断しやすい表示色として表示部１８のモニタ画面に表示することもできる。
この光学系にて、胃のがん部の表面を計測したところ、胃の正常部には見られなかった位相差が明確にあることを確認できた。
In the present invention, the polarization imaging system (light source, polarization camera) 12 shown in FIG. 1 measures four polarization-modulated light intensity images of a living body, converts them into phase difference images and phase difference azimuth images, and provides a doctor. Can be displayed on the monitor screen of the display unit 18 as a display color that can be easily determined.
When the surface of the cancerous part of the stomach was measured with this optical system, it was confirmed that there was a clear phase difference that was not found in the normal part of the stomach.
さらに、本発明においては、図１に示す偏光画像計測表示システム１０の偏光撮像系１２によって、４枚及び３枚の偏光変調した生体の所定部位の表層の光強度画像を計測し、それぞれの場合について、偏光変換処理部１４で偏光変換処理を行い、位相差画像及び位相差方位画像に変換し、表示変換処理部１６において疑似カラーに着色された表示用画像情報に変換し、医師が判断しやすい表示色として表示部１８のモニタ画面に表示する。 Furthermore, in the present invention, the polarization imaging system 12 of the polarization image measurement and display system 10 shown in FIG. 1 measures the light intensity images of the surface layer of a predetermined part of the living body subjected to polarization modulation of four and three, and in each case The polarization conversion processing unit 14 performs polarization conversion processing, converts it into a phase difference image and a phase difference azimuth image, converts it into display image information colored in a pseudo color in the display conversion processing unit 16, and the doctor determines It is displayed on the monitor screen of the display unit 18 as an easy display color.
なお、本発明者らは、この光画像計測表示システム１０を用い、偏光撮像系１２にて、胃のがん部の表面を計測したところ、４枚の光強度画像の場合も、３枚の光強度画像の場合も、胃の正常部には見られなかった差が明確にあることをモニタ画面で確認できた。 In addition, when the present inventors measured the surface of the cancerous part of the stomach with the polarization imaging system 12 using this optical image measurement display system 10, in the case of four light intensity images, In the case of the light intensity image, it was confirmed on the monitor screen that there was a clear difference that was not seen in the normal part of the stomach.
次に、本発明の内視鏡装置および内視鏡診断装置について説明する。 Next, the endoscope apparatus and endoscope diagnostic apparatus of the present invention will be described.
図１２は、本発明に係る内視鏡診断装置の構成を表す一実施形態の外観図、図１３は、その内部構成を表すブロック図である。これらの図に示すように、内視鏡診断装置１００は、照明光（白色光、狭帯域光）を発生する光源装置１０４と、光源装置１０４から発せられる照明光を導光し、導光した照明光（白色光）、もしくは、導光した照明光（狭帯域光）から変換した偏光光を被検体の被観察領域に照射し、その反射光を撮像して画像信号を出力する内視鏡装置１０２と、内視鏡装置１０２により撮像された画像を画像処理して照明光に対応する内視鏡画像等を出力するプロセッサ装置１０６と、プロセッサ装置１０６によって画像処理して得られた内視鏡画像等を表示する表示装置１０８と、入力操作を受け付ける入力装置１１０とによって構成されている。 FIG. 12 is an external view of an embodiment showing the configuration of the endoscope diagnosis apparatus according to the present invention, and FIG. 13 is a block diagram showing the internal configuration. As shown in these drawings, the endoscope diagnosis apparatus 100 guides and guides the light source device 104 that generates illumination light (white light and narrowband light) and the illumination light emitted from the light source device 104. An endoscope that emits illumination light (white light) or polarized light converted from guided illumination light (narrowband light) to an observation region of a subject, images the reflected light, and outputs an image signal An apparatus 102, a processor device 106 that performs image processing on an image captured by the endoscope device 102 and outputs an endoscopic image corresponding to illumination light, and the like, and an endoscope obtained by image processing by the processor device 106. The display device 108 displays a mirror image or the like, and the input device 110 that receives an input operation.
ここで、内視鏡診断装置１００は、光源装置１０４から導光した白色光を被検体に照射し、その反射光を撮像して白色光画像を表示（観察）する白色光観察モードと、光源装置１０４から導光した狭帯域光を偏光光に変換し、変換した偏光光を被検体に照射し、その反射光を撮像して偏光特性画像を表示する偏光光観察モードとを有する。各観察モードは、内視鏡装置１０２の切り替えスイッチ１５８や入力装置１１０から入力される指示に基づき、適宜切り替えられる。 Here, the endoscope diagnostic apparatus 100 irradiates a subject with white light guided from the light source device 104, images the reflected light, and displays (observes) a white light image, and a light source. There is a polarized light observation mode in which narrowband light guided from the device 104 is converted into polarized light, the converted polarized light is irradiated onto a subject, the reflected light is imaged, and a polarization characteristic image is displayed. Each observation mode is appropriately switched based on an instruction input from the changeover switch 158 of the endoscope apparatus 102 or the input device 110.
光源装置１０４は、白色光発生部１１８と、狭帯域光発生部１２０とを備えている。光源装置１０４は、プロセッサ装置１０６の制御部１５２の制御により、観察モードに従って、白色光ないし所定の狭帯域の狭帯域光（例えば、４０５±１０ｎｍの狭帯域光）を発する。光源装置１０４では、白色光観察モードの場合に、白色光発生部１１８から白色光が発せられ、偏光光観察モードの場合に、狭帯域光発生部１２０から狭帯域光が発せられる。白色光および狭帯域光は、それぞれ、内視鏡装置１０２の２つの光ファイバ１４２Ａ、１４２Ｂの入射端に入射される。 The light source device 104 includes a white light generation unit 118 and a narrow band light generation unit 120. The light source device 104 emits white light or a predetermined narrow-band light (for example, a narrow-band light of 405 ± 10 nm) according to the observation mode under the control of the control unit 152 of the processor device 106. In the light source device 104, white light is emitted from the white light generator 118 in the white light observation mode, and narrow band light is emitted from the narrow band light generator 120 in the polarized light observation mode. White light and narrow-band light are incident on the incident ends of the two optical fibers 142A and 142B of the endoscope apparatus 102, respectively.
白色光発生部１１８の具体的な構成は省略しているが、白色光光源と、観察モードに応じて、白色光光源から発せられる白色光の通過、遮断を切り替える切替手段とによって構成される。白色光光源は、白色光を発するものであれば何ら制限はなく、例えば、キセノンランプや、蛍光灯、水銀灯などの白色灯、レーザ、ＬＥＤなどの半導体光源等を使用することができる。 Although a specific configuration of the white light generation unit 118 is omitted, the white light generation unit 118 includes a white light source and a switching unit that switches between passing and blocking white light emitted from the white light source according to the observation mode. The white light source is not particularly limited as long as it emits white light. For example, a xenon lamp, a white light such as a fluorescent lamp or a mercury lamp, a semiconductor light source such as a laser or an LED, or the like can be used.
狭帯域光発生部１２０の具体的な構成も省略しているが、狭帯域光光源と、観察モードに応じて、狭帯域光光源から発せられる狭帯域光の通過、遮断を切り替える切替手段とによって構成される。狭帯域光光源は、例えば、白色光光源とバンドパスフィルタとを組み合わせることによって、任意の波長の狭帯域光を発生させることができる。また、半導体光源を使用して狭帯域光を発生させる場合には、任意の波長の狭帯域光を自由に選択することができる。また、半導体光源を使用する場合には、光源装置として、以下に述べる内視鏡装置１０２の内視鏡挿入部１２２の先端部１３２に半導体光源を実装することも可能である。 Although the specific configuration of the narrowband light generation unit 120 is also omitted, the narrowband light source and the switching unit that switches between passing and blocking the narrowband light emitted from the narrowband light source according to the observation mode. Composed. The narrow-band light source can generate narrow-band light having an arbitrary wavelength by combining, for example, a white light source and a band-pass filter. In addition, in the case where narrow band light is generated using a semiconductor light source, narrow band light having an arbitrary wavelength can be freely selected. When a semiconductor light source is used, it is also possible to mount the semiconductor light source as a light source device at the distal end portion 132 of the endoscope insertion portion 122 of the endoscope apparatus 102 described below.
続いて、内視鏡装置１０２は、被検体内に挿入される内視鏡挿入部１２２の先端から２系統（２灯）の照明光（白色光、偏光光）を出射する照明光学系と、被観察領域を撮像する２系統（２眼）の撮像光学系とを有する、電子内視鏡である。内視鏡装置１０２は、内視鏡挿入部１２２と、内視鏡挿入部１２２の先端の湾曲操作や観察のための操作を行う操作部１２４と、内視鏡装置１０２を光源装置１０４およびプロセッサ装置１０６に着脱自在に接続するコネクタ部１２６Ａ，１２６Ｂとを備えている。 Subsequently, the endoscope apparatus 102 emits two systems (two lights) of illumination light (white light and polarized light) from the distal end of the endoscope insertion unit 122 inserted into the subject, An electronic endoscope having two systems (two eyes) of an imaging optical system for imaging an observation region. The endoscope apparatus 102 includes an endoscope insertion section 122, an operation section 124 that performs an operation for bending and observing the distal end of the endoscope insertion section 122, and the endoscope apparatus 102 as a light source device 104 and a processor. Connector portions 126A and 126B that are detachably connected to the device 106 are provided.
内視鏡挿入部１２２は、可撓性を持つ軟性部１２８と、湾曲部１３０と、先端部（以降、内視鏡先端部とも呼称する）１３２とから構成されている。 The endoscope insertion portion 122 includes a flexible soft portion 128, a bending portion 130, and a distal end portion (hereinafter also referred to as an endoscope distal end portion) 132.
湾曲部１３０は、軟性部１２８と先端部１３２との間に設けられ、操作部１２４に配置されたアングルノブ１３４の回動操作により湾曲自在に構成されている。この湾曲部１３０は、内視鏡装置１０２が使用される被検体の部位等に応じて、任意の方向、任意の角度に湾曲でき、内視鏡先端部１３２の照射口１３６Ａ，１３６Ｂ及び撮像素子１３８Ａ、１３８Ｂの観察方向を、所望の観察部位に向けることができる。 The bending portion 130 is provided between the flexible portion 128 and the distal end portion 132 and is configured to be bent by a turning operation of an angle knob 134 disposed in the operation portion 124. The bending portion 130 can be bent in an arbitrary direction and an arbitrary angle according to a part of the subject in which the endoscope apparatus 102 is used, and the irradiation ports 136A and 136B and the imaging element of the endoscope distal end portion 132. The observation directions of 138A and 138B can be directed to a desired observation site.
内視鏡先端部１３２には、図１３に示すように、被観察領域へ光を照射する２系統の照射口１３６Ａ，１３６Ｂと、被観察領域からの反射光を撮像する２系統の観察窓１４０Ａ，１４０Ｂが配置されている。 As shown in FIG. 13, the endoscope distal end portion 132 has two irradiation ports 136A and 136B for irradiating light to the observation region, and two observation windows 140A for imaging reflected light from the observation region. , 140B are arranged.
照射口１３６Ａの奥には、レンズ１１２Ａ等の光学系が取り付けられ、さらにその奥に、ライトガイドとしての光ファイバ１４２Ａが収納されている。また、照射口１３６Ｂの奥には、レンズ１１２Ｂ等の光学系が取り付けられ、さらにその奥に偏光変調手段１１４Ｂおよび偏光子１１６Ｂが配置され、偏光子１１６Ｂの奥に、光ファイバ１４２Ｂが収納されている。光ファイバ１４２Ａ、１４２Ｂは、光源装置１０４からコネクタ部１２６Ａを介して内視鏡先端部１３２まで敷設されている。 An optical system such as a lens 112A is attached to the back of the irradiation port 136A, and an optical fiber 142A as a light guide is housed in the back. Further, an optical system such as a lens 112B is attached to the back of the irradiation port 136B, and further, the polarization modulation means 114B and the polarizer 116B are disposed in the back, and the optical fiber 142B is housed in the back of the polarizer 116B. Yes. The optical fibers 142A and 142B are laid from the light source device 104 to the endoscope distal end portion 132 via the connector portion 126A.
偏光子１１６Ｂは、光源装置１０４から発せられ、光ファイバ１４２Ｂによって導光される狭帯域光（ランダム偏光）から、１つの偏光状態の偏光光（所定の偏光状態の直線偏光ないし円偏光）を通過させる。偏光子１１６Ｂは、例えば、直線偏光板、円偏光板等であって、光源装置１０４から発せられ、光ファイバ１４２Ａによって導光される狭帯域光の光軸に対して垂直な平面内に固定して配置される。 Polarizer 116B is emitted from light source device 104 and passes polarized light in one polarization state (linearly polarized light or circularly polarized light in a predetermined polarization state) from narrowband light (random polarization) guided by optical fiber 142B. Let The polarizer 116B is, for example, a linearly polarizing plate, a circularly polarizing plate, etc., and is fixed in a plane perpendicular to the optical axis of the narrowband light emitted from the light source device 104 and guided by the optical fiber 142A. Arranged.
偏光子１１６Ｂは、白色光等の広帯域光を使用して偏光光を発生することもできる。この場合、光源装置１０４において狭帯域光を発生させる必要がないというメリットがある。しかしながら、広帯域光よりも狭帯域光を使用した方が偏光光に変換しやすく、適していることが知られている（R.M.A. AZZAM and N.M. BASHARA, "ELLIPSOMETRY AND POLARIZED LIGHT", North-Holland Pub. Co., １９８７年４月１日、p. 398）。 The polarizer 116B can also generate polarized light using broadband light such as white light. In this case, there is an advantage that it is not necessary to generate narrow band light in the light source device 104. However, it is known that using narrowband light is more suitable for conversion to polarized light than broadband light (RMA AZZAM and NM BASHARA, "ELLIPSOMETRY AND POLARIZED LIGHT", North-Holland Pub. Co. , April 1, 1987, p. 398).
偏光変調手段１１４Ｂは、偏光子１１６Ｂによって変換される直線偏光ないし円偏光を、例えば、１フレーム毎に１つずつ、合計３種類ないし４種類の偏光状態の異なる偏光光に順次変換する（本実施形態では４種類として説明する）。偏光変調手段１１４Ｂとしては、例えば、λ／２波長板、λ／４波長板、バビネソレイユ補償板、ＰＥＭ（光弾性変調器）、液晶変調素子等を利用することができ、同じく狭帯域光の光軸に対して垂直な平面内に配設される。 The polarization modulator 114B sequentially converts the linearly polarized light or circularly polarized light converted by the polarizer 116B, for example, into polarized light having different total three to four types of polarization states, one for each frame (this embodiment). In the embodiment, it will be described as four types). As the polarization modulator 114B, for example, a λ / 2 wavelength plate, a λ / 4 wavelength plate, a Babenesoleil compensator, a PEM (photoelastic modulator), a liquid crystal modulation element, or the like can be used. It is arranged in a plane perpendicular to the optical axis.
ここで、白色光観察モードの場合、光源装置１０４から発せられる白色光が、光ファイバ１４２Ａによって内視鏡先端部１３２まで導かれ、レンズ１１２Ａを介して照射口１３６Ａから被検体の被観察領域に照射される。 Here, in the white light observation mode, white light emitted from the light source device 104 is guided to the endoscope distal end portion 132 by the optical fiber 142A, and enters the observation region of the subject from the irradiation port 136A via the lens 112A. Irradiated.
偏光光観察モードの場合、光源装置１０４から発せられる狭帯域光が、光ファイバ１４２Ｂによって内視鏡先端部１３２まで導かれ、偏光子１１６Ｂによって、直線偏光または円偏光に変換され、さらに、偏光変調手段１１４Ｂによって、例えば、１フレーム毎に１つずつ、合計４種類の偏光状態の異なる偏光光に順次変換され、変換された偏光光がレンズ１１２Ｂを介して照射口１３６Ｂから被検体の被観察領域に照射される。 In the polarized light observation mode, narrowband light emitted from the light source device 104 is guided to the endoscope distal end portion 132 by the optical fiber 142B, converted into linearly polarized light or circularly polarized light by the polarizer 116B, and further polarized light modulation. The means 114B sequentially converts, for example, one for each frame into four different kinds of polarized light having different polarization states, and the converted polarized light is transmitted from the irradiation port 136B through the lens 112B to the observation region of the subject. Is irradiated.
観察窓１４０Ａの奥には、被検体の被観察領域の像光を取り込むための対物レンズユニット１４４Ａ等の光学系が取り付けられ、さらにその奥には、被観察領域の画像情報を取得するＣＣＤ(Charge Coupled Device）イメージセンサやＣＭＯＳ(Complementary Metal-Oxide Semiconductor）イメージセンサ等の撮像素子１３８Ａが取り付けられている。また、観察窓１４０Ｂの奥には、対物レンズユニット１４４Ｂ等の光学系が取り付けられ、さらに対物レンズユニット１４４Ｂの奥には、撮像素子１３８Ｂが取り付けられている。撮像素子１３８Ｂの受光面には、受光面で受光される光を、偏光状態の異なる４種類の偏光光に同時に変換するパターニング素子１４６Ｂが装着されている。撮像素子１３８Ａは白色光観察用であり、撮像素子１３８Ｂは偏光光観察用である。 An optical system such as an objective lens unit 144A for capturing image light of the observation region of the subject is attached to the back of the observation window 140A, and further, a CCD ( An imaging element 138A such as a charge coupled device (CMOS) image sensor or a complementary metal-oxide semiconductor (CMOS) image sensor is attached. Further, an optical system such as an objective lens unit 144B is attached to the back of the observation window 140B, and an image sensor 138B is attached to the back of the objective lens unit 144B. A patterning element 146B that simultaneously converts light received by the light receiving surface into four types of polarized light having different polarization states is mounted on the light receiving surface of the image sensor 138B. The image sensor 138A is for white light observation, and the image sensor 138B is for polarized light observation.
パターニング素子１４６Ｂは、同様の機能を果たすものであれば何ら限定されず、例えば、図４（ｂ）に示すものの他、図１４に示すように、左上の偏光角（軸（屈折率の高い方向）の角度）０°の矩形状の偏光子、右下の偏光角９０°の矩形状の偏光子、右上の偏光角４５°の矩形状の偏光子、及び左下の偏光角１３５°の矩形状の偏光子が２×２のアレイ状に配置されて、光強度偏光画像の１画素となるもの等を用いることができる。また、３種類の異なる偏光状態の偏光光に変換するパターニング素子を用いてもよい。 The patterning element 146B is not limited as long as it has the same function. For example, as shown in FIG. 14, in addition to the pattern shown in FIG. 4B, the upper left polarization angle (axis (direction with a high refractive index) is used. ) Angle) A rectangular polarizer of 0 °, a rectangular polarizer with a lower right polarization angle of 90 °, a rectangular polarizer with an upper right polarization angle of 45 °, and a rectangular shape with a lower left polarization angle of 135 ° Can be used that are arranged in a 2 × 2 array to form one pixel of a light intensity polarization image. Moreover, you may use the patterning element converted into the polarized light of three types of different polarization states.
ここで、白色光観察モードの場合、白色光が照射された被検体の被観察領域からの反射光が対物レンズユニット１４４Ａにより集光され、撮像素子１３８Ａによって白色光画像が撮像される。 Here, in the white light observation mode, the reflected light from the observation region of the subject irradiated with white light is collected by the objective lens unit 144A, and a white light image is captured by the imaging element 138A.
偏光光観察モードの場合、偏光状態の異なる偏光光が照射される毎に、偏光光が照射された被検体の被観察領域からの反射光が対物レンズユニット１４４Ｂにより集光され、パターニング素子１４６Ｂにより４種類の異なる偏光状態の偏光光とされた後、撮像素子１３８Ｂによって光強度偏光画像が撮像される。つまり、４種類の偏光光が照射される場合には、合計で１６種類の偏光状態の異なる偏光光の光強度偏光画像が撮像される。 In the polarized light observation mode, every time the polarized light having a different polarization state is irradiated, the reflected light from the observation region of the object irradiated with the polarized light is condensed by the objective lens unit 144B, and is reflected by the patterning element 146B. After the polarized light has four different polarization states, a light intensity polarization image is captured by the image sensor 138B. That is, when four types of polarized light are irradiated, a total of 16 types of light intensity polarization images of polarized light having different polarization states are captured.
撮像素子１３８Ａから出力される白色光画像の撮像信号（アナログ信号）は、スコープケーブル１４８Ａを通じてＡ／Ｄ変換器１５０Ａに入力される。また、撮像素子１３８Ｂから出力される光強度偏光画像の撮像信号（アナログ信号）は、スコープケーブル１４８Ｂを通じてＡ／Ｄ変換器１５０Ｂに入力される。Ａ／Ｄ変換器１５０Ａ、１５０Ｂは、それぞれ、撮像素子１３８Ａ、１３８Ｂからの撮像信号（アナログ信号）を画像信号（デジタル信号）に変換する。変換後の画像信号は、コネクタ部１２６Ｂを介してプロセッサ装置１０６の画像処理部１５４に入力される。 An imaging signal (analog signal) of a white light image output from the imaging device 138A is input to the A / D converter 150A through the scope cable 148A. The imaging signal (analog signal) of the light intensity polarization image output from the imaging device 138B is input to the A / D converter 150B through the scope cable 148B. The A / D converters 150A and 150B convert imaging signals (analog signals) from the imaging elements 138A and 138B into image signals (digital signals), respectively. The converted image signal is input to the image processing unit 154 of the processor device 106 via the connector unit 126B.
なお、図示はしていないが、操作部１２４及び内視鏡挿入部１２２の内部には、組織採取用処置具等を挿入する鉗子チャンネルや、送気・送水用のチャンネル等、各種のチャンネルが設けられている。 Although not shown in the figure, various channels such as a forceps channel for inserting a tissue collection treatment instrument and the like, a channel for air supply / water supply, and the like are provided inside the operation unit 124 and the endoscope insertion unit 122. Is provided.
以下、偏光変調手段１１４Ｂについて説明する。 Hereinafter, the polarization modulation unit 114B will be described.
まず、図１５は、偏光変調手段の構成を表す第１実施形態の概念図である。同図に示す偏光変調手段１１４Ｂは、円盤状（円筒形状）のλ／２波長板１６０と、このλ／２波長板１６０を、その光軸を中心として所定の角度に回転させる回転手段１６２とによって構成されている。 First, FIG. 15 is a conceptual diagram of the first embodiment showing the configuration of the polarization modulation means. The polarization modulation means 114B shown in the figure includes a disk-shaped (cylindrical) λ / 2 wavelength plate 160, and a rotation means 162 that rotates the λ / 2 wavelength plate 160 at a predetermined angle around its optical axis. It is constituted by.
λ／２波長板１６０は、図１６に示すように、その進相軸とλ／２波長板１６０に入射される直線偏光の偏光面との間の角度をθとすると、λ／２波長板１６０に入射される直線偏光の偏光面に対して、λ／２波長板１６０から出射される直線偏光の偏光面を２θだけ回転する。ここで、図１５に示すように、λ／２波長板１６０の光軸を中心とする外周面にはねじ山が形成されている。つまり、λ／２波長板は、平歯車状に形成されている。 As shown in FIG. 16, the λ / 2 wavelength plate 160 has a λ / 2 wavelength plate, where θ is the angle between the fast axis and the polarization plane of linearly polarized light incident on the λ / 2 wavelength plate 160. The polarization plane of the linearly polarized light emitted from the λ / 2 wavelength plate 160 is rotated by 2θ with respect to the plane of polarization of the linearly polarized light incident on 160. Here, as shown in FIG. 15, a screw thread is formed on the outer peripheral surface with the optical axis of the λ / 2 wavelength plate 160 as the center. That is, the λ / 2 wavelength plate is formed in a spur gear shape.
回転手段１６２は、図１５に示すように、λ／２波長板１６０のねじ山と螺合するギア（平歯車）１６４と、このギア１６４の中心部に結合された回転軸１６６と、この回転軸１６６を回転することによってギア１６４を回転するモータ１６８とによって構成されている。 As shown in FIG. 15, the rotating means 162 includes a gear (spur gear) 164 that engages with a thread of the λ / 2 wave plate 160, a rotating shaft 166 coupled to the center of the gear 164, The motor 168 rotates the gear 164 by rotating the shaft 166.
そして、λ／２波長板１６０と回転手段１６２のギア１６４とは、λ／２波長板１６０の光軸と回転手段１６２の回転軸１６６とが平行になるように、かつ、両者のねじ山が螺合するように、配置されている。 The λ / 2 wave plate 160 and the gear 164 of the rotating means 162 are such that the optical axis of the λ / 2 wave plate 160 and the rotating shaft 166 of the rotating means 162 are parallel to each other, and the screw threads of both are It arrange | positions so that it may screw.
この偏光変調手段１６２では、モータ１６８を駆動することによって、回転軸１６６を介してギア１６４が回転され、これに応じてλ／２波長板１６０が光軸を中心として回転される。つまり、モータ１６８の駆動に応じて、λ／２波長板１６０を所定の角度に回転させることができる。 In this polarization modulation means 162, by driving the motor 168, the gear 164 is rotated via the rotation shaft 166, and the λ / 2 wavelength plate 160 is rotated around the optical axis accordingly. That is, the λ / 2 wavelength plate 160 can be rotated to a predetermined angle according to the driving of the motor 168.
この偏光変調手段１１４Ｂの場合、回転手段１６２により、例えば、２θ＝０°、＋４５°、９０°となるようにλ／２波長板１６０を回転させることによって、λ／２波長板１６０に入射される直線偏光を、合計３種類の偏光状態の異なる偏光光（直線偏光）に順次変換することができる。また、例えば、２θ＝０°、＋４５°、９０°、−４５°となるようにλ／２波長板１６０を回転させることによって、合計４種類の偏光状態の異なる偏光光（直線偏光）に順次変換することができる。 In the case of the polarization modulation unit 114B, the rotation unit 162 rotates the λ / 2 wavelength plate 160 so that 2θ = 0 °, + 45 °, and 90 °, for example, thereby entering the λ / 2 wavelength plate 160. Can be sequentially converted into polarized light (linearly polarized light) having a total of three different polarization states. Further, for example, by rotating the λ / 2 wavelength plate 160 so that 2θ = 0 °, + 45 °, 90 °, and −45 °, a total of four types of polarized light having different polarization states (linearly polarized light) are sequentially obtained. Can be converted.
続いて、第２の実施形態の偏光変調手段の構成は、第１の実施形態の場合と同様である。第２の実施形態の偏光変調手段１１４Ｂは、図１５に示すように、円盤状（円筒形状）のλ／４波長板１６１と、このλ／４波長板１６１を、その光軸を中心として所定の角度に回転させる回転手段１６２とによって構成されている。なお、第２の実施形態の偏光変調手段１１４Ｂは、第１の実施形態の偏光変調手段１１４Ｂと同様の構成および作用のものであるから、重複する説明は省略する。 Subsequently, the configuration of the polarization modulation means of the second embodiment is the same as that of the first embodiment. As shown in FIG. 15, the polarization modulation means 114B of the second embodiment includes a disk-shaped (cylindrical) λ / 4 wavelength plate 161 and a predetermined λ / 4 wavelength plate 161 centered on the optical axis. And rotating means 162 for rotating the angle to the angle. In addition, since the polarization modulation unit 114B of the second embodiment has the same configuration and operation as the polarization modulation unit 114B of the first embodiment, redundant description is omitted.
λ／４波長板１６１は、図１７に示すように、その進相軸とλ／４波長板１６１に入射される直線偏光の偏光面との間の角度をθとすると、λ／４波長板１６１に入射される直線偏光の偏光面が進相軸に対して４５°の角度のときに、λ／４波長板１６１から円偏光を出射し、−４５°の角度のときに、λ／４波長板１６１から出射される円偏光の回転方向を逆転する。つまり、λ／４波長板１６１は、直線偏光を円偏光に変換する。 As shown in FIG. 17, the λ / 4 wavelength plate 161 is a λ / 4 wavelength plate, where θ is the angle between the fast axis and the polarization plane of linearly polarized light incident on the λ / 4 wavelength plate 161. When the polarization plane of the linearly polarized light incident on 161 is at an angle of 45 ° with respect to the fast axis, circularly polarized light is emitted from the λ / 4 wavelength plate 161, and at an angle of −45 °, λ / 4 The rotational direction of the circularly polarized light emitted from the wave plate 161 is reversed. That is, the λ / 4 wavelength plate 161 converts linearly polarized light into circularly polarized light.
この偏光変調手段１１４Ｂの場合、回転手段１６２により、例えば、θ＝０°、±４５°となるようにλ／４波長板１６１を回転させることによって、λ／４波長板１６１に入射される直線偏光を、合計３種類の偏光状態の異なる偏光光（直線偏光、円偏光（正逆回転））に順次変換することができる。また、例えば、θ＝０°、±４５°、９０°となるようにλ／４波長板１６１を回転させることによって、合計４種類の偏光状態の異なる偏光光（直線偏光、円偏光（正逆回転））に順次変換することができる。 In the case of this polarization modulator 114B, a straight line incident on the λ / 4 wavelength plate 161 by rotating the λ / 4 wavelength plate 161 so that, for example, θ = 0 ° and ± 45 ° by the rotating unit 162. The polarized light can be sequentially converted into polarized light (linearly polarized light, circularly polarized light (forward / reverse rotation)) having a total of three different polarization states. Further, for example, by rotating the λ / 4 wavelength plate 161 so that θ = 0 °, ± 45 °, 90 °, a total of four types of polarized light having different polarization states (linearly polarized light, circularly polarized light (forward / reverse) Rotation)) can be sequentially converted.
続いて、図１８は、偏光変調手段の構成を表す第３の実施形態の概念図である。同図に示す偏光変調手段１１４Ｂは、バビネソレイユ補償板１７０と、このバビネソレイユ補償板１７０の光軸方向の厚さを調整する調整手段１７２とによって構成されている。 FIG. 18 is a conceptual diagram of the third embodiment showing the configuration of the polarization modulation means. The polarization modulation means 114B shown in the figure is constituted by a Babinet Soleil compensation plate 170 and an adjustment means 172 that adjusts the thickness of the Babinet Soleil compensation plate 170 in the optical axis direction.
バビネソレイユ補償板１７０は、光軸方向の厚さを連続的に調整可能なリターデーションプレートである。バビネソレイユ補償板１７０は、２つの水晶のウェッジ（くさび）１７４Ａ，１７４Ｂの傾斜面を互い違いに組み合わせたものであり、一方のウェッジ１７４Ａを図中上下方向に移動させることによって、２つのウェッジ１７４Ａ，１７４Ｂの光軸方向の有効厚みを変えることができる。また、バビネソレイユ補償板１７０には、光学軸が２つのウェッジ１７４Ａ，１７４Ｂのそれと直交する固定厚みの水晶板（図示省略）が組み込まれている。バビネソレイユ補償板１７０から出射されるＳ偏光とＰ偏光の位相差は、この固定厚みと有効厚みの差に比例する。ここで、一方のウェッジ１７４Ａの底面には、図中上下方向に延在するねじ山が形成されている。 The Babinet Soleil compensation plate 170 is a retardation plate capable of continuously adjusting the thickness in the optical axis direction. The Babinet Soleil compensator 170 is a combination of the inclined surfaces of the two quartz wedges (wedges) 174A and 174B, and by moving one wedge 174A in the vertical direction in the figure, the two wedges 174A, The effective thickness of 174B in the optical axis direction can be changed. In addition, a quartz plate (not shown) having a fixed thickness in which the optical axis is orthogonal to that of the two wedges 174A and 174B is incorporated in the Babinet Soleil compensation plate 170. The phase difference between the S-polarized light and the P-polarized light emitted from the Babinet soleil compensator 170 is proportional to the difference between the fixed thickness and the effective thickness. Here, a screw thread extending in the vertical direction in the figure is formed on the bottom surface of one wedge 174A.
調整手段１７２は、ねじ歯車（ウォーム）１８０Ａとそれに螺合するはすば歯車（ウォームホイール）１８０Ｂとからなるウォームギア１７６と、ねじ歯車１８０Ａの回転軸を回転することによってはすば歯車１８０Ｂを回転するモータ１７８とによって構成されている。 The adjusting means 172 rotates the helical gear 180B by rotating the rotating shaft of the screw gear 180A, and the worm gear 176 including the screw gear (worm) 180A and the helical gear (worm wheel) 180B screwed to the screw gear (worm) 180A. And a motor 178 that performs the operation.
そして、バビネソレイユ補償板１７０の一方のウェッジ１７４Ａの底面および調整手段１７２のウォームギア１７６のはすば歯車１８０Ｂは、両者のねじ山が螺合するように、配置されている。 Then, the bottom surface of one wedge 174A of the Babinet Soleil compensator 170 and the helical gear 180B of the worm gear 176 of the adjusting means 172 are arranged so that the screw threads of both are screwed together.
この偏光変調手段１１４Ｂでは、モータ１７８を駆動することによって、ウォームギア１７６が回転され、これに応じてバビネソレイユ補償板１７０の一方のウェッジ１７４Ａが図中上下方向に移動されるとともに、一方のウェッジ１７４Ａが上下方向に移動されるのに応じて、他方のウェッジ１７４Ｂが図中左右方向に移動される。つまり、モータの駆動に応じて、バビネソレイユ補償板１７０の２つのウェッジ１７４Ａ，１７４Ｂの有効厚みを調整することができる。図１９（Ａ）は、２つのウェッジ１７４Ａ，１７４Ｂの有効厚みが最小の状態、同図（Ｂ）は最大の状態である。 In this polarization modulation means 114B, by driving the motor 178, the worm gear 176 is rotated, and in response to this, one wedge 174A of the baby-benefit compensator 170 is moved in the vertical direction in the figure and one wedge 174A. Is moved in the vertical direction, the other wedge 174B is moved in the horizontal direction in the figure. In other words, the effective thicknesses of the two wedges 174A and 174B of the Babinet Soleil compensation plate 170 can be adjusted according to the driving of the motor. FIG. 19A shows a state where the effective thicknesses of the two wedges 174A and 174B are minimum, and FIG. 19B shows a maximum state.
この偏光変調手段１１４Ｂの場合、調整手段１７２により、例えば、バビネソレイユ補償板１７０から出射されるＳ偏光とＰ偏光の位相差が、０、λ／４、λ／２となるように、バビネソレイユ補償板１７０の有効厚みを調整することによって、バビネソレイユ補償板１７０に入射される直線偏光を、合計３種類の偏光状態の異なる偏光光（直線偏光、円偏光）に順次変換することができる。また、例えば、０、λ／４、λ／２、３λ／４となるように、バビネソレイユ補償板１７０の有効厚みを調整することによって、合計４種類の偏光状態の異なる偏光光（直線偏光、円偏光（正逆方向））に順次変換することができる。 In the case of this polarization modulation means 114B, for example, the adjustment means 172 causes the baby soleil so that the phase difference between the S-polarized light and the P-polarized light emitted from the baby soleil compensator 170 is 0, λ / 4, and λ / 2. By adjusting the effective thickness of the compensation plate 170, linearly polarized light incident on the Babinet Soleil compensation plate 170 can be sequentially converted into polarized light (linearly polarized light and circularly polarized light) having a total of three different polarization states. Further, for example, by adjusting the effective thickness of the Babinet Soleil compensator 170 so as to be 0, λ / 4, λ / 2, and 3λ / 4, a total of four types of polarized light having different polarization states (linearly polarized light, Can be sequentially converted into circularly polarized light (forward and reverse directions).
続いて、図２０は、偏光変調手段の構成を表す第４の実施形態の概念図である。同図に示す偏光変調手段１１４Ｂは、ＰＥＭ１８２と、このＰＥＭ１８２に加える圧力を調整する調整手段（図示省略）とによって構成されている。 Next, FIG. 20 is a conceptual diagram of the fourth embodiment showing the configuration of the polarization modulation means. The polarization modulation means 114B shown in the figure is composed of a PEM 182 and an adjustment means (not shown) for adjusting the pressure applied to the PEM 182.
ＰＥＭ１８２は、光学素子（合成石英）１８４と、圧電素子（ピエゾ素子）１８６とによって構成されている。ＰＥＭ１８２は、圧電素子１８６によって光学素子１８４に圧力を加えることにより、光学素子１８４に光学異方性（Ｓ偏光成分とＰ偏光成分の光学長さの差）、つまり、複屈折を与える。 The PEM 182 includes an optical element (synthetic quartz) 184 and a piezoelectric element (piezo element) 186. The PEM 182 applies pressure to the optical element 184 by the piezoelectric element 186 to give the optical element 184 optical anisotropy (difference in optical length between the S-polarized component and the P-polarized component), that is, birefringence.
この偏光変調手段１１４Ｂでは、調整手段により、ＰＥＭ１８２の圧電素子１８６に加える電圧を変え、これに応じて光学素子１８４に加えられる圧力を変えることによって、ＰＥＭ１８２から出射されるＳ偏光とＰ偏光の位相差を変えることができる。 In this polarization modulation means 114B, the voltage applied to the piezoelectric element 186 of the PEM 182 is changed by the adjustment means, and the pressure applied to the optical element 184 is changed accordingly. The phase difference can be changed.
この偏光変調手段１１４Ｂの場合、調整手段により、例えば、ＰＥＭ１８２から出射されるＳ偏光とＰ偏光の位相差が、０、λ／４、λ／２となるように、ＰＥＭ１８２に加える電圧を調整することによって、ＰＥＭ１８２に入射される直線偏光を、合計３種類の偏光状態の異なる偏光光（直線偏光、円偏光）に順次変換することができる。また、例えば、０、λ／４、λ／２、３λ／４となるように、ＰＥＭ１８２に加える電圧を調整することによって、合計４種類の偏光状態の異なる偏光光（直線偏光、円偏光（正逆方向））に順次変換することができる。 In the case of this polarization modulation means 114B, the adjustment means adjusts the voltage applied to the PEM 182 so that the phase difference between the S-polarized light and the P-polarized light emitted from the PEM 182 is 0, λ / 4, and λ / 2, for example. Thus, linearly polarized light incident on the PEM 182 can be sequentially converted into polarized light (linearly polarized light and circularly polarized light) having a total of three different polarization states. Further, for example, by adjusting the voltage applied to the PEM 182 so as to be 0, λ / 4, λ / 2, and 3λ / 4, a total of four types of polarized light having different polarization states (linearly polarized light, circularly polarized light (positive polarized light) In the reverse direction)) can be sequentially converted.
最後に、図２１は、偏光変調手段の構成を表す第５の実施形態の概念図である。同図に示す偏光変調手段１１４Ｂは、液晶変調素子１８８と、この液晶変調素子１８８に加える圧力を調整する調整手段（図示省略）とによって構成されている。 Finally, FIG. 21 is a conceptual diagram of the fifth embodiment showing the configuration of the polarization modulation means. The polarization modulation means 114B shown in the figure includes a liquid crystal modulation element 188 and an adjustment means (not shown) for adjusting the pressure applied to the liquid crystal modulation element 188.
液晶変調素子１８８は、例えば、同図（Ａ）に示すように、液晶素子１９０の両側を配向膜１９２Ａ，１９２Ｂで挟み、さらに、配向膜１９２Ａ，１９２Ｂの両側を透明電極１９４Ａ，１９４Ｂで挟み、さらに、透明電極１９４Ａ，１９４Ｂの両側をガラス基板１９６Ａ，１９６Ｂで挟んだ構造である。 For example, as shown in FIG. 6A, the liquid crystal modulation element 188 includes both sides of the liquid crystal element 190 sandwiched between the alignment films 192A and 192B, and both sides of the alignment films 192A and 192B sandwiched between the transparent electrodes 194A and 194B. Further, the transparent electrodes 194A and 194B are sandwiched between the glass substrates 196A and 196B.
この偏光変調手段１１４Ｂでは、調整手段により、液晶変調素子１８８の透明電極１９４Ａ，１９４Ｂに加える電圧Ｖを変えることによって、液晶変調素子１８８に入射される直線偏光の偏光面を任意の角度に回転させることができる。同図（Ａ）は、電圧Ｖ＝０であり、回転なしの状態、同図（Ｂ）は、電圧Ｖ＞＞０であり、回転が最大の状態である。 In this polarization modulation means 114B, the adjusting means changes the voltage V applied to the transparent electrodes 194A and 194B of the liquid crystal modulation element 188, thereby rotating the polarization plane of linearly polarized light incident on the liquid crystal modulation element 188 to an arbitrary angle. be able to. FIG. 6A shows a state where the voltage V = 0 and no rotation, and FIG. 5B shows a state where the voltage V >> 0 and the rotation is maximum.
この偏光変調手段１１４Ｂの場合、調整手段により、例えば、直線偏光の偏光面の角度をθとして、θ＝０°、±４５°となるように、液晶変調素子１８８に加える圧力を調整することによって、液晶変調素子１８８に入射される直線偏光を、合計３種類の偏光状態の異なる偏光光（直線偏光、円偏光）に順次変換することができる。また、例えば、θ＝０°、±４５°、９０°となるように、液晶変調素子１８８に加える圧力を調整することによって、合計４種類の偏光状態の異なる偏光光（直線偏光、円偏光（正逆方向））に順次変換することができる。 In the case of this polarization modulation means 114B, the adjustment means adjusts the pressure applied to the liquid crystal modulation element 188 so that, for example, θ = 0 ° and ± 45 °, where θ is the angle of the polarization plane of linearly polarized light. The linearly polarized light incident on the liquid crystal modulation element 188 can be sequentially converted into a total of three types of polarized light having different polarization states (linearly polarized light and circularly polarized light). Further, for example, by adjusting the pressure applied to the liquid crystal modulation element 188 so that θ = 0 °, ± 45 °, and 90 °, a total of four types of polarized light having different polarization states (linearly polarized light, circularly polarized light ( It can be converted sequentially in the forward and reverse directions)).
続いて、プロセッサ装置１０６は、制御部１５２と、画像処理部１５４と、記憶部１５６とを備えている。制御部１５２には、表示装置１０８および入力装置１１０が接続されている。プロセッサ装置１０６は、内視鏡装置１０２の切り替えスイッチ１５８や入力装置１１０から入力される指示に基づき、光源装置１０４を制御するとともに、内視鏡装置１０２から入力される画像信号を画像処理し、表示用画像を生成して表示装置１０８に出力する。 Subsequently, the processor device 106 includes a control unit 152, an image processing unit 154, and a storage unit 156. The display unit 108 and the input device 110 are connected to the control unit 152. The processor device 106 controls the light source device 104 based on an instruction input from the changeover switch 158 of the endoscope device 102 or the input device 110, and performs image processing on an image signal input from the endoscope device 102. A display image is generated and output to the display device 108.
制御部１５２は、内視鏡装置１０２の切り替えスイッチ１５８や入力装置１１０からの指示、例えば、観察モード、画像表示モード等の指示に基づいて、画像処理部１５４および光源装置１０４の動作を制御する。画像表示モードは、白色光画像、所定の偏光特性による偏光特性画像のいずれかを表示する、２以上の画像（白色光画像、所定の偏光特性による偏光特性画像）を組み合わせて表示する、例えば、２以上の画像を重ね合わせて表示する、並べて表示する、演算処理して表示する等の画像の表示形態を指定する指示である。 The control unit 152 controls the operations of the image processing unit 154 and the light source device 104 based on instructions from the changeover switch 158 of the endoscope apparatus 102 and the input device 110, for example, instructions such as an observation mode and an image display mode. . The image display mode displays a combination of two or more images (white light image, polarization characteristic image with a predetermined polarization characteristic) that display either a white light image or a polarization characteristic image with a predetermined polarization characteristic, for example, This is an instruction for designating the display form of an image such as displaying two or more images in a superimposed manner, displaying them side by side, or displaying them after arithmetic processing.
画像処理部１５４は、制御部１５２の制御の基で、観察モードに基づき、白色光画像、偏光特性画像の画像種別に応じて、内視鏡装置１０２から入力される画像信号に対して所定の画像処理を施す。画像処理部１５４で処理された画像信号は、制御部１５２に送られて、制御部１５２で各種情報と共に内視鏡観察画像にされて表示装置１０８に表示され、必要に応じて、メモリやストレージ装置からなる記憶部１５６に記憶される。 Under the control of the control unit 152, the image processing unit 154 performs predetermined processing on an image signal input from the endoscope apparatus 102 according to the image type of the white light image and the polarization characteristic image based on the observation mode. Apply image processing. The image signal processed by the image processing unit 154 is sent to the control unit 152, converted into an endoscopic observation image together with various information by the control unit 152, and displayed on the display device 108. If necessary, a memory or storage The data is stored in a storage unit 156 that is a device.
画像処理部１５４は、白色光画像処理部１５４Ａと、偏光画像処理部１５４Ｄと、画像合成部１５４Ｅとを備えている。白色光観察モードの場合には、Ａ／Ｄ変換器１５０Ａによりデジタル信号に変換された画像信号が、白色光画像処理部１５４Ａに供給される。また、偏光光観察モードの場合には、Ａ／Ｄ変換器１５０Ｂによりデジタル信号に変換された画像信号が、偏光画像処理部１５４Ｄに供給される。 The image processing unit 154 includes a white light image processing unit 154A, a polarization image processing unit 154D, and an image composition unit 154E. In the white light observation mode, the image signal converted into a digital signal by the A / D converter 150A is supplied to the white light image processing unit 154A. In the polarized light observation mode, the image signal converted into a digital signal by the A / D converter 150B is supplied to the polarization image processing unit 154D.
白色光画像処理部１５４Ａは、白色光観察モードの場合に、白色光画像の画像信号に対して、白色光画像に適した所定の画像処理を施し、白色光画像信号（白色光画像）を出力（生成）する。画像処理としては、例えば、ホワイトバランス補正、ガンマ補正、輪郭強調、色補正等が含まれる。白色光画像処理部１５４Ａは、図１に示す通常カラー撮像系に含まれる画像処理部に相当するものである。 In the white light observation mode, the white light image processing unit 154A performs predetermined image processing suitable for the white light image on the image signal of the white light image, and outputs a white light image signal (white light image). (Generate). Examples of image processing include white balance correction, gamma correction, contour enhancement, color correction, and the like. The white light image processing unit 154A corresponds to an image processing unit included in the normal color imaging system shown in FIG.
偏光画像処理部１５４Ｄは、偏光光観察モードの場合に、光強度偏光画像の画像信号に対して、光強度偏光画像に適した所定の画像処理を施し、所定の偏光特性による偏光画像信号（偏光特性画像）を出力する。画像処理には、上記に加えて、偏光変換処理および表示変換処理が含まれる。また、偏光画像処理部１５４Ｄでは、画像表示モードに応じて、所定の偏光特性の偏光特性画像が生成される。偏光画像処理部１５４Ｄは、図１に示す偏光変換処理部１４および表示変換処理部１６に相当するものである。 In the polarized light observation mode, the polarization image processing unit 154D performs predetermined image processing suitable for the light intensity polarization image on the image signal of the light intensity polarization image, and generates a polarization image signal (polarization light) having a predetermined polarization characteristic. (Characteristic image) is output. In addition to the above, the image processing includes polarization conversion processing and display conversion processing. Further, the polarization image processing unit 154D generates a polarization characteristic image having a predetermined polarization characteristic according to the image display mode. The polarization image processing unit 154D corresponds to the polarization conversion processing unit 14 and the display conversion processing unit 16 illustrated in FIG.
白色光画像信号および偏光画像信号は、例えば、１枚（１フレーム）の画像を単位として記憶部１５６に記憶される。 For example, the white light image signal and the polarization image signal are stored in the storage unit 156 in units of one image (one frame).
画像合成部１５４Ｅは、画像表示モードに従って、記憶装置に記憶された白色光画像信号および偏光画像信号に基づき、白色光画像および所定の偏光特性の偏光特性画像から２以上の画像を組み合わせて合成画像を生成し、合成画像信号を出力する。画像合成部１５４Ｅは、合成画像として、２以上の画像（白色光画像、所定の偏光特性による偏光特性画像）を重ね合わせたり、並べて配置したり、演算処理した合成画像を生成する。画像合成部１５４Ｅは、図１に示す画像合成部２２に相当するものである。 The image composition unit 154E combines two or more images from the white light image and the polarization characteristic image having a predetermined polarization characteristic based on the white light image signal and the polarization image signal stored in the storage device according to the image display mode. And a composite image signal is output. The image composition unit 154E generates, as a composite image, a composite image in which two or more images (a white light image and a polarization characteristic image with a predetermined polarization characteristic) are overlaid, arranged, or arithmetically processed. The image composition unit 154E corresponds to the image composition unit 22 shown in FIG.
画像処理部１５４からは、白色光画像信号、偏光画像信号および合成画像信号が出力され、制御部１５２に入力される。制御部１５２により、画像表示モードに従って、白色光画像信号、偏光画像信号および合成画像信号に基づき、白色光画像、偏光特性画像および合成画像のいずれかが表示装置１０８に表示される。 From the image processing unit 154, a white light image signal, a polarized image signal, and a composite image signal are output and input to the control unit 152. The control unit 152 displays one of the white light image, the polarization characteristic image, and the composite image on the display device 108 based on the white light image signal, the polarization image signal, and the composite image signal according to the image display mode.
次に、内視鏡診断装置１０１の動作を説明する。
まず、白色光観察モードのときの動作を説明する。
Next, the operation of the endoscope diagnosis apparatus 101 will be described.
First, the operation in the white light observation mode will be described.
観察モードや画像表示モード等の指示が、内視鏡装置１０２の切り替えスイッチ１５８や入力装置１１０からプロセッサ装置１０６の制御部１５２に入力される。そして、制御部１５２により、観察モードに従って、画像処理部１５４および光源装置１０４が制御される。 An instruction such as an observation mode or an image display mode is input to the control unit 152 of the processor device 106 from the changeover switch 158 of the endoscope device 102 or the input device 110. Then, the control unit 152 controls the image processing unit 154 and the light source device 104 according to the observation mode.
白色光観察モードの場合、光源装置１０４からは白色光が発せられる。 In the white light observation mode, white light is emitted from the light source device 104.
内視鏡装置１０２では、光源装置１０４から発せられた白色光が、光ファイバ１４２Ａにより導光され、レンズ１１２Ａを介して照射口１３６Ａから被検体の被観察領域に照射される。そして、被観察領域からの反射光（白色光）が対物レンズユニット１４４Ａにより集光され、撮像素子１３８Ａにより光電変換されて白色光画像の撮像信号（アナログ信号）が出力される。 In the endoscope apparatus 102, white light emitted from the light source apparatus 104 is guided by the optical fiber 142A, and is irradiated to the observation region of the subject from the irradiation port 136A via the lens 112A. Then, the reflected light (white light) from the observation region is collected by the objective lens unit 144A, and is photoelectrically converted by the image sensor 138A to output a white light image pickup signal (analog signal).
白色光画像の撮像信号は、Ａ／Ｄ変換器１５０Ａにより画像信号（デジタル信号）に変換され、観察モードに従って、白色光画像処理部１５４Ａにより白色光画像に適した所定の画像処理が施され、白色光画像信号が出力される。 The imaging signal of the white light image is converted into an image signal (digital signal) by the A / D converter 150A, and predetermined image processing suitable for the white light image is performed by the white light image processing unit 154A according to the observation mode. A white light image signal is output.
画像表示モードに従って、白色光画像信号が表示装置１０８に出力され、白色光画像が表示装置１０８上に表示される。 According to the image display mode, a white light image signal is output to the display device 108 and a white light image is displayed on the display device 108.
観察が終了すると、内視鏡挿入部１２２が被検体の体腔内から取り出され、各装置の電源がオフとされる。 When the observation is completed, the endoscope insertion portion 122 is taken out from the body cavity of the subject, and the power of each device is turned off.
続いて、偏光光観察モードのときの動作を説明する。 Next, the operation in the polarized light observation mode will be described.
偏光光観察モードの場合、光源装置１０４からは狭帯域光が発せられる。 In the polarized light observation mode, narrow band light is emitted from the light source device 104.
内視鏡装置１０２では、光源装置１０４から発せられた狭帯域光が、光ファイバ１４２Ｂによって内視鏡先端部１３２まで導かれ、偏光子１１６Ｂによって、直線偏光または円偏光に変換され、さらに、偏光変調手段１１４Ｂによって、１フレーム毎に１つずつ、合計４種類の偏光状態の異なる偏光光に順次変換され、変換された偏光光がレンズ１１２Ｂを介して照射口１３６Ｂから被検体の被観察領域に照射される。そして、偏光状態の異なる偏光光が照射される毎に、偏光光が照射された被検体の被観察領域からの反射光が対物レンズユニット１４４Ｂにより集光され、パターニング素子１４６Ｂにより４種類の異なる偏光状態の偏光光とされた後、撮像素子１３８Ｂによって光強度偏光画像が撮像される。 In the endoscope apparatus 102, narrowband light emitted from the light source device 104 is guided to the endoscope distal end portion 132 by the optical fiber 142B, converted into linearly polarized light or circularly polarized light by the polarizer 116B, and further polarized. The modulation means 114B sequentially converts the light into four types of polarized light having different polarization states, one for each frame, and the converted polarized light passes from the irradiation port 136B to the observation region of the subject via the lens 112B. Irradiated. Then, every time the polarized light with different polarization state is irradiated, the reflected light from the observation region of the object irradiated with the polarized light is condensed by the objective lens unit 144B, and four kinds of different polarized light are collected by the patterning element 146B. After the polarized light in the state is obtained, a light intensity polarization image is captured by the image sensor 138B.
上記のように、偏光光観察モードの場合には、１フレーム毎に１つずつ、合計４種類の偏光状態の異なる偏光光が被検体の被観察領域に順次照射され、偏光光が照射される毎に、パターニング素子１４６Ｂにより４種類の異なる偏光状態の偏光光に同時に変換される。つまり、本実施形態の場合、撮像素子１３８Ｂからは、４フレーム毎に、照射４種類×変換４種類＝１６種類の光強度偏光画像の撮像信号が順次出力される。 As described above, in the polarized light observation mode, a total of four types of polarized light having different polarization states are sequentially irradiated to the observation region of the subject, one for each frame, and the polarized light is irradiated. Each time, the patterning element 146B simultaneously converts the light into four types of polarized light having different polarization states. That is, in the case of this embodiment, the imaging device 138B sequentially outputs imaging signals of four types of irradiation × four types of conversion = 16 types of light intensity polarization images every four frames.
１６種類の光強度偏光画像の撮像信号は、Ａ／Ｄ変換器１５０Ｂにより画像信号（デジタル信号）に変換され、観察モードに従って、偏光画像処理部１５４Ｄにより光強度偏光画像に適した所定の画像処理が施され、偏光画像信号が出力される。偏光光観察モードの場合、１６種類の光強度偏光画像の画像信号に対して偏光変換処理および表示変換処理が施され、画像表示モードに従って、所定の偏光特性の偏光特性画像の偏光画像信号が生成される。 The imaging signals of 16 types of light intensity polarization images are converted into image signals (digital signals) by the A / D converter 150B, and predetermined image processing suitable for the light intensity polarization images is performed by the polarization image processing unit 154D according to the observation mode. And a polarized image signal is output. In the polarized light observation mode, polarization conversion processing and display conversion processing are performed on image signals of 16 types of light intensity polarization images, and polarization image signals of polarization characteristic images having predetermined polarization characteristics are generated according to the image display mode. Is done.
画像表示モードに従って、偏光画像信号が表示装置１０８に出力され、所定の偏光特性画像が表示装置１０８上に表示される。偏光光観察モードでは、膠原線維や神経線維が強調された偏光特性画像を得ることができる。 According to the image display mode, a polarization image signal is output to the display device 108 and a predetermined polarization characteristic image is displayed on the display device 108. In the polarized light observation mode, a polarization characteristic image in which collagen fibers and nerve fibers are emphasized can be obtained.
観察が終了すると、内視鏡挿入部１２２が被検体の体腔内から取り出され、各装置の電源がオフとされる。 When the observation is completed, the endoscope insertion portion 122 is taken out from the body cavity of the subject, and the power of each device is turned off.
続いて、合成画像について説明する。 Subsequently, the composite image will be described.
内視鏡診断装置１０１では、上記のように、観察モードに応じて、白色光画像および偏光特性画像を撮像し、画像表示モードに応じて、２以上の画像を組み合わせた合成画像（重ね合わせ表示、並列表示、演算処理表示）を表示させることができる。画像合成部１５４Ｅは、同一被観察領域（被観察部位）の、白色光画像および所定の偏光特性による偏光特性画像のうちの２以上の画像が撮像された後、画像表示モードに従って、白色光画像および所定の偏光特性による偏光特性画像のうちの２以上の画像を重ね合わせたり、並べて配置したり、演算処理した合成画像を生成する。 In the endoscope diagnosis apparatus 101, as described above, a white light image and a polarization characteristic image are captured according to the observation mode, and a composite image (superposition display) in which two or more images are combined according to the image display mode. , Parallel display, calculation processing display) can be displayed. The image combining unit 154E captures a white light image according to an image display mode after two or more images of a white light image and a polarization characteristic image having a predetermined polarization characteristic in the same observation region (observation site) are captured. In addition, two or more of the polarization characteristic images having a predetermined polarization characteristic are overlapped, arranged side by side, or a composite image obtained by arithmetic processing is generated.
なお、偏光特性画像（偏光特性画像情報）としては、前述のように、偏光解消度、光の偏光度、位相差、位相差の方位、吸収の方位、旋光の偏光特性等を含む各種の偏光特性画像を例示することができる。 As described above, the polarization characteristic image (polarization characteristic image information) includes various polarizations including the degree of depolarization, the degree of polarization of light, the phase difference, the direction of phase difference, the direction of absorption, the polarization characteristic of optical rotation, etc. A characteristic image can be exemplified.
以上のように、内視鏡診断装置１００では、内視鏡先端部１３２に、偏光子１１６Ｂおよび偏光変調手段１１４Ｂを設けるという簡単な構成によって、特殊光観察として、偏光光観察を行うことができる内視鏡装置および内視鏡診断装置を実現することができる。 As described above, in the endoscope diagnostic apparatus 100, polarized light observation can be performed as special light observation by a simple configuration in which the polarizer 116B and the polarization modulation unit 114B are provided in the endoscope distal end portion 132. An endoscope apparatus and an endoscope diagnostic apparatus can be realized.
なお、上記実施形態では、内視鏡装置の内部に撮像素子を実装し、その受光面にパターニング素子を装着する例を示しているが、本発明は、これに限定されない。すなわち、図６に示したように、反射光の撮像手段（撮像装置）を内視鏡装置の外部に設ける構成としてもよい。 In the above embodiment, an example is shown in which an imaging element is mounted in the endoscope apparatus and a patterning element is mounted on the light receiving surface thereof, but the present invention is not limited to this. That is, as shown in FIG. 6, the reflected light imaging means (imaging device) may be provided outside the endoscope device.
この場合、内視鏡装置は、偏光変調手段により発生される偏光状態の異なる偏光光が被検体に照射される毎に、被検体からの反射光を内視鏡装置の外部まで導光する光ファイバを備える。 In this case, the endoscope device guides the reflected light from the subject to the outside of the endoscope device every time the subject is irradiated with polarized light having a different polarization state generated by the polarization modulator. With fiber.
また、内視鏡装置の外部に設けられる撮像装置は、光ファイバにより内視鏡装置の外部まで導光される反射光を変調して偏光状態の異なる３種類ないし４種類の偏光光を順次発生する偏光変調手段と、この偏光変調手段により発生される偏光状態の異なる偏光光のうちの１つの偏光状態の偏光光を通過させる偏光子と、この偏光子を通過する偏光光を光電変換して順次撮像し、その光強度画像情報を出力する撮像素子とを備え、内視鏡装置から偏光状態の異なる偏光光が被検体に照射される毎に、被検体からの反射光を光電変換して順次撮像し、その光強度偏光画像情報を出力する。 The imaging device provided outside the endoscope apparatus sequentially generates three to four types of polarized light having different polarization states by modulating reflected light guided to the outside of the endoscope apparatus by an optical fiber. A polarization modulator that transmits the polarized light of one polarization state among the polarized lights having different polarization states generated by the polarization modulator, and the photoelectric conversion of the polarized light that passes through the polarizer An imaging device that sequentially captures images and outputs light intensity image information, and photoelectrically converts the reflected light from the subject each time the subject is irradiated with polarized light having a different polarization state from the endoscope device. Images are sequentially taken and the light intensity polarization image information is output.
本発明は、基本的に以上のようなものである。
以上、本発明について詳細に説明したが、本発明は上記実施形態に限定されず、本発明の主旨を逸脱しない範囲において、種々の改良や変更をしてもよいのはもちろんである。
The present invention is basically as described above.
Although the present invention has been described in detail above, the present invention is not limited to the above-described embodiment, and it is needless to say that various improvements and modifications may be made without departing from the gist of the present invention.
１０ 偏光画像計測表示システム
１２，１２ａ，１２ｂ，１２ｃ，１２ｄ，１２ｅ 偏光撮像系
１４ 偏光変換処理部
１６ 表示変換処理部
１８ 表示部
２０ 通常カラー撮像系
２２ 画像合成部
２４，２４ａ，２４ｂ，２４ｃ 偏光照射部
２６，２６ａ，２６ｂ，２６ｃ，２６ｄ 撮像部
２８ ミューラー画像変換部
３０ 偏光変数分離処理部
３２ 偏光素子特性補正処理部
３４ 光源
３６ａ，３６ｂ 偏光板
３８ａ，３８ｂ 回転位相差板
４０ａ，４０ｂ，４６ａ，４６ｂ，５４ 偏光フィルタ部
４２ カメラ
４４ａ，４４ｂ，４５ａ，４５ｂ 位相変調素子
４８ 光ファイバ
５０ 光プローブ
５２ パターニング偏光／波長板
５３ 偏光子及び位相子パターニング素子
５６ ＣＣＤ
８２ 分離部
８４ 分離後画像形成部
８６ 生体観察モデル設定部
８８ 分離後画像形成パラメータ設定部
１００ 内視鏡診断装置
１０２ 内視鏡装置
１０４ 光源装置
１０６ プロセッサ装置
１０８ 表示装置
１１０ 入力装置
１１２Ａ、１１２Ｂ レンズ
１１４Ｂ 偏光変調手段
１１６Ｂ 偏光子
１１８ 白色光発生部
１２０ 狭帯域光発生部
１２２ 内視鏡挿入部
１２４ 操作部
１２６Ａ，１２６Ｂ コネクタ部
１２８ 軟性部
１３０ 湾曲部
１３２ 先端部
１３４ アングルノブ
１３６Ａ，１３６Ｂ 照射口
１３８Ａ、１３８Ｂ 撮像素子
１４０Ａ，１４０Ｂ 観察窓
１４２Ａ、１４２Ｂ 光ファイバ
１４４Ａ、１４４Ｂ 対物レンズユニット
１４６Ｂ パターニング素子
１４８Ａ、１４８Ｂ スコープケーブル
１５０Ａ、１５０Ｂ Ａ／Ｄ変換器
１５２ 制御部
１５４ 画像処理部
１５４Ａ 白色光画像処理部
１５４Ｄ 偏光画像処理部
１５４Ｅ 画像合成部
１５６ 記憶部
１５８ 切り替えスイッチ
１６０ λ／２波長板
１６１ λ／４波長板
１６２ 回転手段
１６４ ギア
１６６ 回転軸
１６８ モータ
１７０ バビネソレイユ補償板
１７２ 調整手段
１７４Ａ，１７４Ｂ ウェッジ
１７６ ウォームギア
１７８ モータ
１８０Ａ ねじ歯車
１８０Ｂ はすば歯車
１８２ ＰＥＭ
１８４ 光学素子
１８６ 圧電素子
１８８ 液晶変調素子
１９０ 液晶素子
１９２Ａ，１９２Ｂ 配向膜
１９４Ａ，１９４Ｂ 透明電極
１９６Ａ，１９６Ｂ ガラス基板
DESCRIPTION OF SYMBOLS 10 Polarization image measurement display system 12, 12a, 12b, 12c, 12d, 12e Polarization imaging system 14 Polarization conversion process part 16 Display conversion process part 18 Display part 20 Normal color imaging system 22 Image composition part 24, 24a, 24b, 24c Polarization Irradiation unit 26, 26a, 26b, 26c, 26d Imaging unit 28 Mueller image conversion unit 30 Polarization variable separation processing unit 32 Polarization element characteristic correction processing unit 34 Light source 36a, 36b Polarizing plate 38a, 38b Rotating phase difference plate 40a, 40b, 46a , 46b, 54 Polarization filter section 42 Camera 44a, 44b, 45a, 45b Phase modulation element 48 Optical fiber 50 Optical probe 52 Patterning polarization / wave plate 53 Polarizer and phaser patterning element 56 CCD
82 Separation unit 84 Image separation unit after separation 86 Living body observation model setting unit 88 Image formation parameter setting unit after separation 100 Endoscopic diagnosis device 102 Endoscope device 104 Light source device 106 Processor device 108 Display device 110 Input device 112A, 112B Lens 114B Polarization modulation means 116B Polarizer 118 White light generation unit 120 Narrow band light generation unit 122 Endoscope insertion unit 124 Operation unit 126A, 126B Connector unit 128 Soft unit 130 Bending unit 132 Tip unit 134 Angle knob 136A, 136B Irradiation port 138A 138B Image sensor 140A, 140B Observation window 142A, 142B Optical fiber 144A, 144B Objective lens unit 146B Patterning element 148A, 148B Scope cable 150A, 150B A / D converter 152 Control unit 154 Image processing unit 154A White light image processing unit 154D Polarized image processing unit 154E Image composition unit 156 Storage unit 158 Changeover switch 160 λ / 2 wavelength plate 161 λ / 4 wavelength plate 162 Rotating means 164 Gear 166 Rotating shaft 168 Motor 170 Babinet Soleil Compensation Plate 172 Adjustment Means 174A, 174B Wedge 176 Worm Gear 178 Motor 180A Screw Gear 180B Helical Gear 182 PEM
184 Optical element 186 Piezoelectric element 188 Liquid crystal modulation element 190 Liquid crystal element 192A, 192B Alignment film 194A, 194B Transparent electrode 196A, 196B Glass substrate
Claims (21)
照明光を前記挿入部の先端部まで導光する第１の光ファイバと、
前記第１の光ファイバにより前記挿入部の先端部まで導光される照明光から、１つの偏光状態の偏光光を通過させる第１の偏光子と、
前記第１の偏光子を通過する偏光光を変調して偏光状態の異なる３種類ないし４種類の偏光光を順次発生する第１の偏光変調手段とを備えることを特徴とする内視鏡装置。 An endoscope apparatus including an insertion portion to be inserted into a subject,
A first optical fiber that guides illumination light to the tip of the insertion portion;
A first polarizer that passes polarized light in one polarization state from illumination light guided to the distal end of the insertion portion by the first optical fiber;
An endoscope apparatus comprising: first polarization modulation means that modulates polarized light passing through the first polarizer to sequentially generate three to four types of polarized light having different polarization states.
前記撮像素子の受光面には、該受光面で受光される光を、偏光状態の異なる３種類ないし４種類の偏光光に同時に変換するパターニング素子が装着されていることを特徴とする請求項１〜１６のいずれかに記載の内視鏡装置。 Further, every time the subject is irradiated with polarized light having a different polarization state generated by the first polarization modulator, the reflected light from the subject is photoelectrically converted and sequentially imaged, and the light intensity image information thereof An image sensor that outputs
The patterning element which converts simultaneously the light received by this light-receiving surface into three or four types of polarized light from which a polarization state differs is mounted in the light-receiving surface of the said image pick-up element. The endoscope apparatus in any one of -16.
請求項１７に記載の内視鏡装置と、
前記内視鏡装置から出力される、前記偏光状態の異なる複数の偏光光の被検体からの反射光による複数の光強度画像情報に偏光変換処理を行って、所定の偏光特性による偏光特性画像情報に変換し、該所定の偏光特性による偏光特性画像情報に表示変換処理を行って、該所定の偏光特性による偏光特性画像情報を可視化して表示するための表示用偏光特性画像情報に変換するプロセッサ装置と、
前記プロセッサ装置により得られる表示用偏光特性画像情報に基づいて、前記所定の偏光特性による偏光特性画像を表示する表示装置とを備えることを特徴とする内視鏡診断装置。 A light source device that emits illumination light;
The endoscope apparatus according to claim 17,
Polarization characteristic image information based on a predetermined polarization characteristic by performing polarization conversion processing on a plurality of light intensity image information output from the endoscope apparatus and reflected from a subject of a plurality of polarized lights having different polarization states. And converting display information into polarization characteristic image information based on the predetermined polarization characteristic, and converting the polarization characteristic image information based on the predetermined polarization characteristic into display polarization characteristic image information for display Equipment,
An endoscope diagnosis apparatus comprising: a display device configured to display a polarization property image having the predetermined polarization property based on display polarization property image information obtained by the processor device.
請求項１９に記載の内視鏡装置と、
前記内視鏡装置から偏光状態の異なる偏光光が被検体に照射される毎に、前記第２の光ファイバにより導光される反射光を光電変換して順次撮像し、その光強度偏光画像情報を出力する撮像装置と、
前記撮像装置から出力される、前記偏光状態の異なる複数の偏光光の被検体からの反射光による複数の光強度画像情報に偏光変換処理を行って、所定の偏光特性による偏光特性画像情報に変換し、該所定の偏光特性による偏光特性画像情報に表示変換処理を行って、該所定の偏光特性による偏光特性画像情報を可視化して表示するための表示用偏光特性画像情報に変換するプロセッサ装置と、
前記プロセッサ装置により得られる表示用偏光特性画像情報に基づいて、前記所定の偏光特性による偏光特性画像を表示する表示装置とを備えることを特徴とする内視鏡診断装置。 A light source device that emits illumination light;
The endoscope apparatus according to claim 19,
Each time polarized light having a different polarization state is irradiated from the endoscope apparatus to the subject, the reflected light guided by the second optical fiber is photoelectrically converted and sequentially imaged, and its light intensity polarization image information An imaging device that outputs
Polarization conversion processing is performed on a plurality of light intensity image information by reflected light from a subject of a plurality of polarized lights having different polarization states output from the imaging device, and converted to polarization characteristic image information by a predetermined polarization characteristic. And a processor device that performs display conversion processing on the polarization characteristic image information based on the predetermined polarization characteristic, and converts the polarization characteristic image information based on the predetermined polarization characteristic into display polarization characteristic image information for visual display. ,
An endoscope diagnosis apparatus comprising: a display device configured to display a polarization property image having the predetermined polarization property based on display polarization property image information obtained by the processor device.
前記第２の偏光変調手段により発生される偏光状態の異なる偏光光のうちの１つの偏光状態の偏光光を通過させる第２の偏光子と、
前記第２の偏光子を通過する偏光光を光電変換して順次撮像し、その光強度画像情報を出力する撮像素子とを備えることを特徴とする請求項２０に記載の内視鏡診断装置。 The imaging apparatus modulates reflected light guided to the outside of the endoscope apparatus by the second optical fiber, and sequentially generates three to four kinds of polarized lights having different polarization states. Modulation means;
A second polarizer that passes polarized light of one polarization state out of polarized light having different polarization states generated by the second polarization modulator;
21. The endoscope diagnosis apparatus according to claim 20, further comprising: an imaging device that photoelectrically converts the polarized light that passes through the second polarizer to sequentially image and output the light intensity image information.
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