JP2019000148A - Endoscope system - Google Patents

Abstract

To provide an endoscope system capable of acquiring an easy-to-see fluorescent observation image irrespective of an influence of a wavelength shift of an illumination light.SOLUTION: An endoscope system includes a light emission part of an endoscope for emitting an illumination light having a spectrum that overlaps with an absorption spectrum of a fluorescent dye, an imaging element for receiving a return light from a subject irradiated with the illumination light and outputting an imaging signal, and an optical filter for transmitting the return light from the subject in first and second transmission regions, cutting off the return light in a wavelength band other than the first and second transmission regions, and guiding it to the imaging element. The optical filter defines a wavelength band of a wavelength shorter than a peak wavelength of the illumination light as a first transmission region when the peak wavelength of the illumination light is a wavelength on a long-wavelength side as compared with a peak wavelength of the absorption spectrum, defines a wavelength band of a wavelength longer than the peak wavelength of the illumination light as the first transmission region when the peak wavelength of the illumination light is a wavelength on a short-wavelength side as compared with the peak wavelength of the absorption spectrum, and defines a wavelength band corresponding to a wavelength band of a fluorescent light from the fluorescent dye as a second transmission region.SELECTED DRAWING: Figure 3

Description

本発明は、蛍光観察に好適な内視鏡システムに関する。   The present invention relates to an endoscope system suitable for fluorescence observation.

近年、ＡＬＡ（５−アミノレブリン酸）を体内に投与することで、がん細胞に蛍光物質であるプロトポルフィリンＩＸ（ＰＰＩＸ）を蓄積させ、ＰＰＩＸの光増感特性を利用した光動線力学的診断（ＰＤＤ）が研究されている。   In recent years, by administering ALA (5-aminolevulinic acid) into the body, a protoporphyrin IX (PPIX), which is a fluorescent substance, is accumulated in cancer cells, and a photodynamic dynamic diagnosis using the photosensitizing properties of PPIX (PDD) has been studied.

内視鏡システムにおいて、この技術を利用した蛍光観察による診断が可能である。即ち、光源装置からの励起光を被写体に照射し、癌に集積したＰＰＩＸからの蛍光を捉えることで癌の存在診断や悪性度などの質的診断を行うのである。なお、励起光によって得られる蛍光のレベル（光量）は、励起光の反射光のレベル（光量）に比べて小さいので、励起光の反射光をカットすることで蛍光を基に生成した画像（蛍光画像）の観察をしやすくしている。ＰＤＤにより、通常の白色光観察では確認困難な小さな病変や平坦な病変の診断の確実性を向上させることができる。   In an endoscope system, diagnosis by fluorescence observation using this technique is possible. That is, the subject is irradiated with excitation light from the light source device, and the fluorescence from PPIX accumulated in the cancer is captured to perform a qualitative diagnosis such as the presence diagnosis or malignancy of the cancer. In addition, since the fluorescence level (light quantity) obtained by the excitation light is smaller than the reflected light level (light quantity) of the excitation light, an image (fluorescence generated based on the fluorescence by cutting off the reflected light of the excitation light) Image). PDD can improve the certainty of diagnosis of small lesions and flat lesions that are difficult to confirm by ordinary white light observation.

ところで、蛍光観察においては、病変部から蛍光を発生させるための励起光を生体組織に照射すると共に、生体組織の構造や形態を視覚化するための参照光を生体組織に照射する。励起光によって得られた蛍光を基に生成した蛍光画像と、参照光によって得られた背景光を基に生成した背景画像とを合成した合成画像（以下、蛍光観察画像という）によって、病変部等の確認が容易となる。   By the way, in the fluorescence observation, the living tissue is irradiated with excitation light for generating fluorescence from the lesion, and the living tissue is irradiated with reference light for visualizing the structure and form of the living tissue. A lesion image or the like by a synthesized image (hereinafter referred to as a fluorescence observation image) obtained by synthesizing a fluorescence image generated based on fluorescence obtained by excitation light and a background image generated based on background light obtained by reference light. It becomes easy to confirm.

なお、特許文献１においては、可視光画像と赤外光画像とを同時に取得する撮像装置が開示されている。   Note that Patent Document 1 discloses an imaging apparatus that simultaneously acquires a visible light image and an infrared light image.

また、蛍光観察画像を生成する上で、参照光と励起光とを１つの照明光によって得るとともに、蛍光と背景光とを同時に取得する手法が採用されることもある。この手法では、反射する励起光をカットし蛍光を透過させる光学フィルタを採用し、光学フィルタの透過帯域の一部の帯域において照明光を透過させることで、透過した光を背景光として用いるようになっている。   In addition, when generating a fluorescence observation image, a technique may be employed in which reference light and excitation light are obtained by a single illumination light, and fluorescence and background light are simultaneously acquired. In this method, an optical filter that cuts off the reflected excitation light and transmits fluorescence is used, and the transmitted light is used as background light by transmitting illumination light in a part of the transmission band of the optical filter. It has become.

特開２０１４−１３５５３５号公報JP 2014-135535 A

ところで、病変部等を確認しやすくするためには、合成する蛍光画像の輝度と背景画像の輝度、即ち、蛍光と背景光との光量を所定の光量比以内にする必要がある。例えば、蛍光に比べて背景光の方が明るすぎる場合には蛍光画像の部分が見難くなり、背景光に比べて蛍光の方が明るすぎる場合には蛍光がどの部位で生じているか分かり難くなる。   By the way, in order to make it easy to confirm a lesioned part or the like, it is necessary to make the luminance of the fluorescent image to be synthesized and the luminance of the background image, that is, the light amount of the fluorescence and the background light within a predetermined light amount ratio. For example, if the background light is too bright compared to the fluorescence, it is difficult to see the portion of the fluorescence image, and if the fluorescence is too bright compared to the background light, it is difficult to determine where the fluorescence is generated. .

しかしながら、照明光を発生する光源の個体差、温度、明るさ等に応じて照明光に波長シフトが生じることがある。このような照明光の波長シフトの影響によって蛍光と背景光との光量比が変化してしまうことがあり、蛍光観察画像が見難くなることがあるという問題があった。   However, a wavelength shift may occur in the illumination light according to individual differences of light sources that generate the illumination light, temperature, brightness, and the like. There is a problem that the light quantity ratio between the fluorescence and the background light may change due to the influence of the wavelength shift of the illumination light, and the fluorescence observation image may be difficult to see.

本発明は、照明光の波長シフトの影響に拘わらず、見やすい蛍光観察画像を得ることができる内視鏡システムを提供することを目的とする。   An object of the present invention is to provide an endoscope system capable of obtaining an easy-to-see fluorescence observation image regardless of the influence of wavelength shift of illumination light.

本発明に係る内視鏡システムは、蛍光色素の吸光スペクトルと重なるスペクトルを有する照明光を出射する内視鏡の光出射部と、前記照明光が照射された被検体からの戻り光を受光して撮像信号を出力する撮像素子と、前記被検体からの戻り光を第１及び第２透過域において透過し前記第１及び第２透過域以外の波長帯域において遮断して前記撮像素子に導く光学フィルタとを具備し、前記光学フィルタは、前記照明光のピーク波長が前記吸光スペクトルのピーク波長よりも長波長側の波長である場合には前記照明光のピーク波長よりも短い波長の波長帯域を第１透過域とし、前記照明光のピーク波長が前記吸光スペクトルのピーク波長よりも短波長側の波長である場合には前記照明光のピーク波長よりも長い波長の波長帯域を第１透過域とし、前記蛍光色素からの蛍光の波長帯域に相当する波長帯域を第２透過域とする。   An endoscope system according to the present invention receives a return light from an endoscope that emits illumination light having a spectrum that overlaps with an absorption spectrum of a fluorescent dye, and return light from a subject irradiated with the illumination light. An imaging device that outputs an imaging signal, and an optical device that transmits return light from the subject in the first and second transmission regions, blocks the light in a wavelength band other than the first and second transmission regions, and guides the light to the imaging device. And the optical filter has a wavelength band shorter than the peak wavelength of the illumination light when the peak wavelength of the illumination light is a wavelength longer than the peak wavelength of the absorption spectrum. When the peak wavelength of the illumination light is a wavelength shorter than the peak wavelength of the absorption spectrum, a wavelength band having a wavelength longer than the peak wavelength of the illumination light is defined as the first transmission region. , The wavelength band corresponding to the wavelength band of the fluorescence from the fluorescent dye and the second transmission region.

本発明によれば、照明光の波長シフトの影響に拘わらず、見やすい蛍光観察画像を得ることができるという効果を有する。   According to the present invention, it is possible to obtain an easy-to-see fluorescence observation image regardless of the influence of the wavelength shift of the illumination light.

図１は本発明の第１の実施の形態に係る内視鏡システムを示すブロック図である。FIG. 1 is a block diagram showing an endoscope system according to a first embodiment of the present invention. 横軸に波長をとり縦軸に透過率、光の強さ、吸光度又は蛍光強度をとって、関連技術における各光の特性を示すスペクトル図。The spectrum figure which shows the characteristic of each light in related technology by taking a wavelength on a horizontal axis and taking the transmittance | permeability, the intensity | strength of light, the light absorbency, or the fluorescence intensity on a vertical axis | shaft. 横軸に波長をとり縦軸に透過率、光の強さ、吸光度又は蛍光強度をとって、光学フィルタ２２の特性を示すスペクトル図。The spectrum figure which shows the characteristic of the optical filter 22 by taking a wavelength on a horizontal axis and taking the transmittance | permeability, the intensity | strength of light, a light absorbency, or fluorescence intensity on a vertical axis | shaft. 本発明の第２の実施の形態を示すスペクトル図。The spectrum figure which shows the 2nd Embodiment of this invention.

以下、図面を参照して本発明の実施の形態について詳細に説明する。   Hereinafter, embodiments of the present invention will be described in detail with reference to the drawings.

（第１の実施の形態）
図１は本発明の第１の実施の形態に係る内視鏡システムを示すブロック図である。 (First embodiment)
FIG. 1 is a block diagram showing an endoscope system according to a first embodiment of the present invention.

以下の説明ではＰＰＩＸを採用した例について説明しているが、本実施の形態においては蛍光色素はＰＰＩＸに限定されるものではなく、他の蛍光色素を採用してもよいことは明らかである。   In the following description, an example in which PPIX is employed is described. However, in the present embodiment, the fluorescent dye is not limited to PPIX, and it is obvious that other fluorescent dyes may be employed.

先ず、図２を参照して照明光の波長シフトと蛍光及び背景光の光量との関係について説明する。図２は横軸に波長をとり縦軸に透過率又は光の強さ、吸光度又は蛍光強度をとって、関連技術における各光の特性を示すスペクトル図であり、関連技術において採用される光学フィルタを採用した場合の例を示している。   First, the relationship between the wavelength shift of illumination light and the amounts of fluorescence and background light will be described with reference to FIG. FIG. 2 is a spectrum diagram showing the characteristics of each light in the related art, where the horizontal axis represents wavelength and the vertical axis represents transmittance, light intensity, absorbance or fluorescence intensity. An example in the case of adopting is shown.

図２において、ＰＰＩＸ吸光特性に示すＰＰＩＸの吸光スペクトルは、吸光度のピーク波長が４０９ｎｍである。このＰＰＩＸに対して照射する照明光は、波長シフトすることがある。図２では一点鎖線によって短波長側に波長シフトした場合の照明光スペクトルの照明光特性を示し、破線によって長波長側に波長シフトした場合の照明光スペクトルの照明光特性を示している。照明光のスペクトルと吸光スペクトルとの重なり部分が励起光として寄与することになる。例えば、図２の一点鎖線に示す照明光特性の照明が行われた場合には、照明光スペクトルと吸光スペクトルの重なり部分、即ち、図２のハッチング部分に相当する領域における各波長帯域毎の光量同士の積を累積した値が励起光の光量に相当する。   In FIG. 2, the absorption spectrum of PPIX shown in the PPIX absorption characteristic has a peak wavelength of absorbance of 409 nm. The illumination light applied to PPIX may shift in wavelength. FIG. 2 shows the illumination light characteristic of the illumination light spectrum when the wavelength is shifted to the short wavelength side by the one-dot chain line, and shows the illumination light characteristic of the illumination light spectrum when the wavelength is shifted to the long wavelength side by the broken line. The overlapping portion of the illumination light spectrum and the absorption spectrum contributes as excitation light. For example, when illumination having the illumination light characteristic indicated by the one-dot chain line in FIG. 2 is performed, the amount of light for each wavelength band in the overlapping portion of the illumination light spectrum and the absorption spectrum, that is, in the region corresponding to the hatched portion in FIG. A value obtained by accumulating the products of the two corresponds to the amount of excitation light.

この励起光によってＰＰＩＸから得られる蛍光のスペクトルは、図２の蛍光特性に示すものとなる。励起光の反射光の光量は蛍光の光量に比べて極めて大きいので、励起光のスペクトルをカットすると共に蛍光の波長帯域を透過させる光学フィルタが採用される。図２の光学フィルタ特性は、このような光学フィルタの透過特性を示している。   The fluorescence spectrum obtained from PPIX by this excitation light is shown in the fluorescence characteristics of FIG. Since the amount of reflected light of the excitation light is extremely large compared to the amount of fluorescent light, an optical filter that cuts the spectrum of the excitation light and transmits the fluorescence wavelength band is employed. The optical filter characteristic of FIG. 2 shows the transmission characteristic of such an optical filter.

なお、図２の例は、励起光によって励起光よりも長波長側に蛍光が発生する例を示しており、蛍光の光量は、励起光の光量に略比例する。   The example of FIG. 2 shows an example in which fluorescence is generated on the longer wavelength side than the excitation light by the excitation light, and the amount of fluorescence is approximately proportional to the amount of excitation light.

光学フィルタの透過帯域の下限近傍の帯域は、照明光のスペクトルと重なっており、この重なり部分が背景光として寄与することになる。即ち、図２のクロスハッチング部分に相当する領域における照明光の各波長帯域毎の光量と各波長帯域毎の光学フィルタの透過率との積を累積した値が背景光の光量に相当する。   The band near the lower limit of the transmission band of the optical filter overlaps with the spectrum of the illumination light, and this overlapping portion contributes as background light. That is, a value obtained by accumulating the product of the amount of light for each wavelength band of the illumination light and the transmittance of the optical filter for each wavelength band in the region corresponding to the cross-hatched portion in FIG. 2 corresponds to the amount of background light.

従って、おおよそ、図２のハッチング領域の面積とクロスハッチング領域の面積との比が、励起光の光量と背景光の光量との比、即ち、蛍光の光量と背景光の光量との比に相当する。   Therefore, the ratio of the area of the hatching area to the area of the cross-hatching area in FIG. 2 roughly corresponds to the ratio of the light quantity of excitation light and the light quantity of background light, that is, the ratio of the light quantity of fluorescence and the light quantity of background light. To do.

ところで、上述したように、照明光は波長シフトすることがある。例えば、照明光をＬＥＤ（発光ダイオード）によって構成した場合には、波長が例えば個体差等によって１０ｎｍ程度波長シフトすることがある。なお、個体差に基づく波長シフト量は、光源装置を内視鏡システムに組み込むときには既知である。   Incidentally, as described above, the illumination light may shift in wavelength. For example, when the illumination light is composed of LEDs (light emitting diodes), the wavelength may shift by about 10 nm due to individual differences, for example. Note that the amount of wavelength shift based on individual differences is known when the light source device is incorporated into an endoscope system.

しかしながら、照明光の波長は、温度の影響やＬＥＤに流す電流量によっても波長シフトしてしまう。従って、使用中にも照明光の波長シフトが生じてしまう。   However, the wavelength of the illumination light is also shifted by the influence of temperature and the amount of current flowing through the LED. Accordingly, the wavelength shift of the illumination light occurs during use.

例えば、照明光が、図２の一点鎖線に示すスペクトルから長波長側にシフトし、仮に図２の破線に示すスペクトルに変化するものとする。図２の破線に示すスペクトルの一部は吸光スペクトルと重なっておらず、一点鎖線に示す照明光照射時に比べて励起光の光量が低下することが分かる。これに対し、破線に示す照明光のスペクトルは光学フィルタの透過帯域との重なり部分が増加し、一点鎖線に示す照明光照射時に比べて背景光の光量が増加することが分かる。   For example, it is assumed that the illumination light shifts from the spectrum indicated by the one-dot chain line in FIG. 2 to the long wavelength side and changes to the spectrum indicated by the broken line in FIG. A part of the spectrum shown by the broken line in FIG. 2 does not overlap with the absorption spectrum, and it can be seen that the amount of the excitation light is reduced as compared with the illumination light irradiation shown by the one-dot chain line. On the other hand, the spectrum of the illumination light indicated by the broken line has an overlapping portion with the transmission band of the optical filter, and it can be seen that the amount of background light is increased as compared to the illumination light irradiation indicated by the alternate long and short dash line.

照明光の波長シフト範囲は例えば約１０ｎｍであり、照明光は図２の一点鎖線と破線との間で波長シフトする。即ち、図２の例では、照明光が長波長側にシフトすると、励起光の光量、即ち蛍光の光量は低下し、背景光の光量は増加する。逆に、照明光が短波長側にシフトすると、蛍光の光量が増加して背景光の光量が低下する。このように、関連技術では、照明光の波長シフトの影響によって、蛍光と背景光との光量の比が変化し、蛍光画像と背景画像の合成画像である蛍光観察画像が見難くなることがあった。   The wavelength shift range of the illumination light is about 10 nm, for example, and the illumination light is wavelength-shifted between the alternate long and short dash line in FIG. That is, in the example of FIG. 2, when the illumination light is shifted to the long wavelength side, the light amount of excitation light, that is, the light amount of fluorescence is decreased, and the light amount of background light is increased. Conversely, when the illumination light shifts to the short wavelength side, the amount of fluorescent light increases and the amount of background light decreases. As described above, in the related technology, the ratio of the amount of fluorescence to the background light changes due to the influence of the wavelength shift of the illumination light, and it may be difficult to see the fluorescence observation image that is a composite image of the fluorescence image and the background image. It was.

そこで、本実施の形態においては、光学フィルタの特性の設定により、照明光の波長シフトが生じた場合には、蛍光及び背景光の光量の変化を同一方向に変化させることを可能にすることにより、見やすい蛍光観察画像を得るものである。   Therefore, in the present embodiment, when the wavelength shift of the illumination light occurs due to the setting of the characteristics of the optical filter, it is possible to change the change in the light amount of the fluorescence and the background light in the same direction. An easy-to-see fluorescence observation image is obtained.

図１において、内視鏡システム１は、被検体内に挿入されるとともに、当該被検体内における生体組織等の被写体を撮像して撮像信号として出力するように構成された内視鏡装置２と、当該被写体を照明するための照明光を内視鏡装置２に供給するように構成された光源装置３と、内視鏡装置２から出力される撮像信号に対して信号処理を施すことにより蛍光観察画像等を生成して出力するように構成されたビデオプロセッサ４と、ビデオプロセッサ４から出力される蛍光観察画像等を画面上に表示するように構成されたモニタ５と、を有している。   In FIG. 1, an endoscope system 1 includes an endoscope apparatus 2 configured to image a subject such as a living tissue in the subject and output it as an imaging signal while being inserted into the subject. The light source device 3 configured to supply illumination light for illuminating the subject to the endoscope device 2 and the imaging signal output from the endoscope device 2 to perform fluorescence processing. A video processor 4 configured to generate and output an observation image or the like, and a monitor 5 configured to display a fluorescence observation image or the like output from the video processor 4 on a screen. .

内視鏡装置２は、細長の挿入部６を備えた内視鏡としての光学視管２Ａと、光学視管２Ａの接眼部７に対して着脱可能なカメラユニット２Ｂと、を有して構成されている。光学視管２Ａは、被検体内に挿入される細長の挿入部６と、挿入部６の基端部に設けられた把持部８と、把持部８の基端部に設けられた接眼部７と、を有して構成されている。   The endoscope apparatus 2 includes an optical viewing tube 2A as an endoscope having an elongated insertion portion 6, and a camera unit 2B that can be attached to and detached from the eyepiece portion 7 of the optical viewing tube 2A. It is configured. The optical viewing tube 2A includes an elongated insertion portion 6 to be inserted into a subject, a gripping portion 8 provided at the proximal end portion of the insertion portion 6, and an eyepiece portion provided at the proximal end portion of the gripping portion 8. 7.

内視鏡の光出射部としての光源装置３は、ＬＥＤ光源３１と、光源制御部３２と集光レンズ３３とを有して構成されている。ＬＥＤ光源３１は、白色ＬＥＤと励起光用ＬＥＤによって構成されており、入力Ｉ／Ｆで白色モードと蛍光モードを選択でき、光源制御部３２がモードに応じて白色ＬＥＤと励起光用ＬＥＤの点灯/消灯を制御する。ＬＥＤ光源３１の発光量は、光源制御部３２によって制御されるようになっている。光源制御部３２は、制御部５３から出力される照明制御信号に基づいて、ＬＥＤ光源３１からの照明光（出射光）の発光量を制御する。集光レンズ３３は、ＬＥＤ光源３１からの照明光を集光してライトガイド１１へ出射するように構成されている。なお、図１では、内視鏡装置２と光源装置３とは別体にて構成されているが、ＬＥＤ光源３１を光学視管２Ａ内に設けてもよい。
なお、ＬＥＤ光源３１においては、白色光を照射するための白色ＬＥＤに代えて、Ｒ・Ｇ・Ｂの３色のＬＥＤを採用することとしてもよいし、ＬＥＤ光源３１に代えて白色光を生成するＸｅ等ランプと励起光用ＬＥＤの組み合わせ光源を採用することとしてもよい。 The light source device 3 as the light emitting unit of the endoscope includes an LED light source 31, a light source control unit 32, and a condenser lens 33. The LED light source 31 is composed of a white LED and an excitation light LED, and a white mode and a fluorescence mode can be selected by an input I / F, and the light source control unit 32 turns on the white LED and the excitation light LED according to the mode. Controls off / on. The light emission amount of the LED light source 31 is controlled by the light source control unit 32. The light source control unit 32 controls the light emission amount of illumination light (emitted light) from the LED light source 31 based on the illumination control signal output from the control unit 53. The condenser lens 33 is configured to collect the illumination light from the LED light source 31 and emit it to the light guide 11. In FIG. 1, the endoscope apparatus 2 and the light source apparatus 3 are configured separately, but the LED light source 31 may be provided in the optical viewing tube 2A.
Note that the LED light source 31 may employ three color LEDs of R, G, and B instead of the white LED for irradiating white light, or generate white light instead of the LED light source 31. It is also possible to employ a combined light source of a lamp such as Xe and an excitation light LED.

本実施の形態においては、ＬＥＤ光源３１は、所定のピーク波長の照明光を出射する。ＬＥＤ光源３１からの照明光として設定されているピーク波長を設定ピーク波長というものとする。ＬＥＤ光源３１からの照明光は、ピーク波長が約１０ｎｍの範囲でばらつきを有する。   In the present embodiment, the LED light source 31 emits illumination light having a predetermined peak wavelength. A peak wavelength set as illumination light from the LED light source 31 is referred to as a set peak wavelength. The illumination light from the LED light source 31 has variations in the range where the peak wavelength is about 10 nm.

照明光（出射光）のピーク波長のばらつきとして許容されている最も短いピーク波長（以下、許容下限ピーク波長という）はＸであるものとする。また、照明光のピーク波長のばらつきとして許容されている最も長いピーク波長（以下、許容上限ピーク波長という）はＹであるものとする。照明光の波長帯域のうち、ピーク波長におけるレベルの例えば１％以上のレベルが得られる波長帯域を有効照明光波長帯域というものとし、照明光のピーク波長が許容上限ピーク波長に達したときの有効照明光波長帯域の下限波長（以下、有効下限波長という）はＬＬであるものとする。また、照明光のピーク波長が許容上限ピーク波長に達したときの有効照明光波長帯域の上限波長（以下、有効上限波長という）はＬＵであるものとする。   It is assumed that the shortest peak wavelength allowed as variation in peak wavelength of illumination light (emitted light) (hereinafter referred to as allowable lower limit peak wavelength) is X. Further, Y is the longest peak wavelength allowed as variation in the peak wavelength of illumination light (hereinafter referred to as an allowable upper limit peak wavelength). Among the wavelength bands of illumination light, the wavelength band where a level of, for example, 1% or more of the peak wavelength level is obtained is referred to as an effective illumination light wavelength band, and effective when the peak wavelength of illumination light reaches the allowable upper limit peak wavelength. The lower limit wavelength (hereinafter referred to as the effective lower limit wavelength) of the illumination light wavelength band is assumed to be LL. Further, it is assumed that the upper limit wavelength (hereinafter referred to as the effective upper limit wavelength) of the effective illumination light wavelength band when the peak wavelength of the illumination light reaches the allowable upper limit peak wavelength is LU.

蛍光モード選択時、ＬＥＤ光源３１として、励起光用のＬＥＤのみを点灯した場合には、設定ピーク波長は離散的な値となる。本実施の形態は、説明を簡略化するために、ＰＤＤを例に説明するものとし、ＬＥＤ光源３１としては、許容下限ピーク波長Ｘが、ＰＰＩＸスペクトルのピーク波長（４０９ｎｍ）よりも長い４１０ｎｍの光源を採用する例について説明する。   When only the excitation light LED is turned on as the LED light source 31 when the fluorescent mode is selected, the set peak wavelength becomes a discrete value. In this embodiment, in order to simplify the explanation, a PDD will be described as an example. As the LED light source 31, a light source having a 410 nm longer allowable peak wavelength X than a peak wavelength (409 nm) of the PPIX spectrum is used. The example which employs will be described.

光学視管２Ａの挿入部６の内部には、ケーブル１３ａを介して供給される照明光を伝送するためのライトガイド１１が挿通されている。ライトガイド１１の出射端部は、挿入部６の先端部における照明レンズ１５の近傍に配置されている。また、ライトガイド１１の入射端部は、把持部８に設けられたライトガイド口金１２に配置されている。   A light guide 11 for transmitting illumination light supplied via the cable 13a is inserted into the insertion portion 6 of the optical viewing tube 2A. The exit end of the light guide 11 is disposed in the vicinity of the illumination lens 15 at the distal end of the insertion portion 6. Further, the incident end portion of the light guide 11 is disposed in a light guide base 12 provided in the grip portion 8.

ケーブル１３ａの内部には、光源装置３から供給される照明光を伝送するためのライトガイド１１が挿通されている。また、ケーブル１３ａの一方の端部には、ライトガイド口金１２に対して着脱可能な接続部材（不図示）が設けられている。また、ケーブル１３ａの他方の端部には、光源装置３に対して着脱可能なライトガイドコネクタ１４が設けられている。   A light guide 11 for transmitting illumination light supplied from the light source device 3 is inserted into the cable 13a. A connection member (not shown) that can be attached to and detached from the light guide base 12 is provided at one end of the cable 13a. A light guide connector 14 that can be attached to and detached from the light source device 3 is provided at the other end of the cable 13a.

挿入部６の先端面には、ライトガイド１１により伝送された照明光を外部へ出射するための照明レンズ１５が配置された照明窓（不図示）と、外部から入射される光に応じた光学像を得るための対物レンズ１７が配置された対物窓（不図示）と、が相互に隣接して設けられている。   An illumination window (not shown) in which an illumination lens 15 for emitting illumination light transmitted by the light guide 11 to the outside is disposed on the distal end surface of the insertion portion 6 and an optical according to light incident from the outside. An objective window (not shown) in which an objective lens 17 for obtaining an image is arranged is provided adjacent to each other.

挿入部６の内部には、対物レンズ１７により得られた光学像を接眼部７へ伝送するためのリレーレンズ１８が設けられている。接眼部７の内部には、リレーレンズ１８により伝送された光学像を肉眼で観察可能とするための接眼レンズ１９が設けられている。   A relay lens 18 for transmitting an optical image obtained by the objective lens 17 to the eyepiece unit 7 is provided inside the insertion unit 6. An eyepiece lens 19 is provided inside the eyepiece 7 so that the optical image transmitted by the relay lens 18 can be observed with the naked eye.

カメラユニット２Ｂは、光学フィルタ２２、撮像素子２５及び信号処理回路２７を有している。光学フィルタ２２は、接眼レンズ１９を経て入射される被写体の戻り光から蛍光画像を生成するための蛍光及び背景画像を生成するための背景光を取り出すようになっている。光学フィルタ２２によって取り出された蛍光及び背景光は撮像素子２５の撮像面に入射されるようになっている。なお、光学フィルタ２２の特性については後述する。   The camera unit 2B includes an optical filter 22, an image sensor 25, and a signal processing circuit 27. The optical filter 22 extracts fluorescence for generating a fluorescence image and background light for generating a background image from the return light of the subject incident through the eyepiece lens 19. The fluorescence and background light extracted by the optical filter 22 are incident on the imaging surface of the imaging device 25. The characteristics of the optical filter 22 will be described later.

撮像素子２５は、例えば、原色系または補色系のカラーフィルタを撮像面に設けたカラーＣＣＤやカラーＣＭＯＳセンサにより構成されている。また、撮像素子２５は、ビデオプロセッサ４から出力される撮像素子駆動信号に応じた撮像動作を行うように構成されている。撮像素子２５は、光学フィルタ２２によって結像された蛍光及び背景光を撮像し、蛍光観察画像を生成して出力するように構成されている。   The image sensor 25 is configured by, for example, a color CCD or color CMOS sensor in which a primary color or complementary color filter is provided on the imaging surface. Further, the image sensor 25 is configured to perform an imaging operation according to an image sensor drive signal output from the video processor 4. The image sensor 25 is configured to capture the fluorescence and background light imaged by the optical filter 22 and generate and output a fluorescence observation image.

信号処理回路２７は、撮像素子２５から出力される蛍光観察画像に対して、例えば、相関二重サンプリング処理、ゲイン調整処理、及び、Ａ／Ｄ変換処理等の所定の信号処理を施すとともに、当該所定の信号処理を施した蛍光観察画像を、信号ケーブル２８を介してビデオプロセッサ４に出力するように構成されている。   The signal processing circuit 27 performs predetermined signal processing such as correlated double sampling processing, gain adjustment processing, and A / D conversion processing on the fluorescence observation image output from the image sensor 25, and The fluorescence observation image subjected to predetermined signal processing is configured to be output to the video processor 4 via the signal cable 28.

ビデオプロセッサ４の撮像素子駆動部４１は、例えば、ドライバ回路等を具備して構成されている。撮像素子駆動部４１は、制御部５３の制御に応じた撮像素子駆動信号を生成して出力するように構成されている。画像入力部４２は、例えば、バッファメモリ等を具備し、カメラユニット２Ｂの信号処理回路２７から順次出力される画像を１フレーム分蓄積するとともに、当該蓄積した画像を１フレーム分ずつ画像処理部４６に出力するように構成されている。また、画像入力部４２は、制御部５３の制御に応じ、蓄積した蛍光観察画像を１フレーム分ずつ画像処理部４６に出力するように構成されている。   The image sensor drive unit 41 of the video processor 4 includes, for example, a driver circuit. The image sensor drive unit 41 is configured to generate and output an image sensor drive signal according to the control of the control unit 53. The image input unit 42 includes, for example, a buffer memory, and stores one frame of images sequentially output from the signal processing circuit 27 of the camera unit 2B. The image processing unit 46 stores the stored images one frame at a time. It is configured to output to. The image input unit 42 is configured to output the accumulated fluorescence observation image to the image processing unit 46 frame by frame in accordance with the control of the control unit 53.

画像処理部４６は、例えば、所定の画像処理を行うための画像処理回路等を具備して構成されている。また、画像処理部４６は、制御部５３の制御に応じ、画像入力部４２から１フレーム分ずつ順次出力される蛍光観察画像に対して所定の画像処理を施すことにより蛍光観察画像を生成し、当該生成した蛍光観察画像をモニタ５に出力するように構成されている。   The image processing unit 46 includes, for example, an image processing circuit for performing predetermined image processing. Further, the image processing unit 46 generates a fluorescence observation image by performing predetermined image processing on the fluorescence observation image sequentially output for each frame from the image input unit 42 according to the control of the control unit 53, The generated fluorescence observation image is configured to be output to the monitor 5.

制御部５３は、例えば、ＣＰＵ等のプロセッサにより構成することができる。制御部５３は、図示しないメモリに記憶されたプログラムを読出し、読出したプログラムに従って各部を制御するように構成されていてもよい。入力Ｉ／Ｆ５２は、ユーザの操作に応じた指示を行うことが可能な１以上の入力装置からの操作信号を受け付ける。制御部５３は、入力Ｉ／Ｆ５２を介して入力された操作信号に基づいて各部を制御するように構成されていてもよい。また、制御部５３は、所望の明るさの照明光を出射させるための照明制御信号を生成して光源制御部３２に出力するように構成されている。   The control unit 53 can be configured by a processor such as a CPU, for example. The control unit 53 may be configured to read a program stored in a memory (not shown) and control each unit according to the read program. The input I / F 52 receives an operation signal from one or more input devices capable of giving an instruction according to a user operation. The control unit 53 may be configured to control each unit based on an operation signal input via the input I / F 52. The control unit 53 is configured to generate an illumination control signal for emitting illumination light having a desired brightness and output the illumination control signal to the light source control unit 32.

次に、図３を参照して光学フィルタ２２の特性について説明する。図３は横軸に波長をとり縦軸に透過率、光の強さ、吸光度又は蛍光強度をとって、光学フィルタ２２の特性を示すスペクトル図である。   Next, the characteristics of the optical filter 22 will be described with reference to FIG. FIG. 3 is a spectrum diagram showing the characteristics of the optical filter 22 with the horizontal axis representing wavelength and the vertical axis representing transmittance, light intensity, absorbance, or fluorescence intensity.

図３のＰＰＩＸ吸光特性に示すＰＰＩＸの吸光スペクトルは、ピーク波長が４０９ｎｍである。図３の照明光特性にて示す照明光（出射光）スペクトルは、許容下限ピーク波長Ｘが４１０ｎｍである。図３においては、照明光が、許容下限ピーク波長Ｘよりも長波長側にピーク波長を有する状態を示している。   The absorption spectrum of PPIX shown in the PPIX absorption characteristic of FIG. 3 has a peak wavelength of 409 nm. In the illumination light (emitted light) spectrum shown in the illumination light characteristics of FIG. 3, the allowable lower limit peak wavelength X is 410 nm. FIG. 3 shows a state in which the illumination light has a peak wavelength longer than the allowable lower limit peak wavelength X.

上述したように、照明光スペクトルと吸光スペクトルの重なり部分が励起光に寄与し、この励起光に応じて蛍光がＰＰＩＸから発生する。この蛍光スペクトルは、図３の蛍光特性にて示してある。蛍光スペクトルの波長帯域の下限波長はＫである。   As described above, the overlapping portion of the illumination light spectrum and the absorption spectrum contributes to the excitation light, and fluorescence is generated from PPIX in response to the excitation light. This fluorescence spectrum is shown by the fluorescence characteristics in FIG. The lower limit wavelength of the wavelength band of the fluorescence spectrum is K.

本実施の形態においては、光学フィルタ２２は、図３に示すように、第１及び第２透過域と第１及び第２遮断域とを有する。光学フィルタ２２は、第１及び第２遮断域において光の透過を阻止し、第１及び第２透過域において光を透過させるようになっている。第１透過域は、背景光を透過させるためのものであり、第２透過域は蛍光を透過させるためのものである。このように本実施の形態においては、背景光を透過させる第１透過域の波長帯域と、蛍光を透過させる第２透過域の波長帯域との間の波長帯域に第２遮断域を設定して、第１透過域と第２透過域とを分離している。また、第１透過域の短波長側に第１遮断域を設定して、第１透過域の波長帯域を制限している。   In the present embodiment, the optical filter 22 has first and second transmission areas and first and second cutoff areas as shown in FIG. The optical filter 22 blocks light transmission in the first and second cut-off areas and transmits light in the first and second transmission areas. The first transmission region is for transmitting background light, and the second transmission region is for transmitting fluorescence. Thus, in the present embodiment, the second cutoff region is set to a wavelength band between the wavelength band of the first transmission region that transmits background light and the wavelength band of the second transmission region that transmits fluorescence. The first transmission region and the second transmission region are separated. Further, the first cutoff band is set on the short wavelength side of the first transmission band to limit the wavelength band of the first transmission band.

いま、光学フィルタ２２の第１透過域の下限波長（透過下限波長）をａ、上限波長（透過上限波長）をｂとする。即ち、光学フィルタ２２は、波長ａｎｍからｂｎｍまでの第１透過域において光を透過する。また、第２透過域の下限波長（透過下限波長）をｃとする。即ち、光学フィルタ２２は、波長ｃｎｍ以上の第２透過域において光を透過する。   Now, the lower limit wavelength (transmission lower limit wavelength) of the first transmission region of the optical filter 22 is a, and the upper limit wavelength (transmission upper limit wavelength) is b. That is, the optical filter 22 transmits light in the first transmission region from the wavelength anm to bnm. Further, the lower limit wavelength (transmission lower limit wavelength) of the second transmission region is set to c. That is, the optical filter 22 transmits light in the second transmission region having a wavelength of cnm or longer.

なお、光学フィルタ２２の特性は実際には急峻には変化せず所定の傾斜を有するので、透過下限波長ａ及び透過上限波長ｂは、第１透過域のピーク透過率の例えば１％の透過率が得られる波長であるものとし、また、透過下限波長ｃは、第２透過域のピーク透過率の例えば１％の透過率が得られる波長であるものとしてもよい。   In addition, since the characteristics of the optical filter 22 do not actually change steeply and have a predetermined slope, the transmission lower limit wavelength a and the transmission upper limit wavelength b are, for example, a transmittance of 1% of the peak transmittance in the first transmission region. The transmission lower limit wavelength c may be a wavelength at which a transmittance of, for example, 1% of the peak transmittance of the second transmission region can be obtained.

光学フィルタ２２の第２透過域の透過下限波長ｃは、蛍光を透過させるように、蛍光スペクトルの波長帯域の下限波長Ｋよりも短波長側に設定される。また、透過下限波長ｃは、照明光のピーク波長が許容上限ピーク波長に達したときの有効照明光波長帯域の有効上限波長ＬＵよりも長波長側に設定される。   The transmission lower limit wavelength c of the second transmission region of the optical filter 22 is set to a shorter wavelength side than the lower limit wavelength K of the wavelength band of the fluorescence spectrum so as to transmit fluorescence. Further, the transmission lower limit wavelength c is set longer than the effective upper limit wavelength LU of the effective illumination light wavelength band when the peak wavelength of the illumination light reaches the allowable upper limit peak wavelength.

また、本実施の形態においては、第１透過域を規定する透過下限波長ａ及び透過上限波長ｂは、有効照明光波長帯域の有効下限波長ＬＬと許容下限ピーク波長Ｘとの間の波長帯域内に設定される。従って、図３から明らかなように、第１透過域と照明光スペクトルが重なる部分（斜線部）、即ち、背景光に寄与する領域は、照明光が短波長側にシフトすると増大し、照明光が長波長側にシフトすると減少する。   In the present embodiment, the transmission lower limit wavelength a and the transmission upper limit wavelength b that define the first transmission region are within the wavelength band between the effective lower limit wavelength LL and the allowable lower limit peak wavelength X of the effective illumination light wavelength band. Set to Therefore, as is apparent from FIG. 3, the portion where the first transmission region and the illumination light spectrum overlap (the shaded portion), that is, the region contributing to the background light increases as the illumination light shifts to the short wavelength side, and the illumination light Decreases as the wavelength shifts to the longer wavelength side.

また、図２を参照して説明したように、照明光の許容下限ピーク波長ＸがＰＰＩＸのピーク波長よりも長波長側の波長である条件の場合には、励起光の光量、即ち蛍光の光量は、照明光が短波長側にシフトすると増大し、照明光が長波長側にシフトすると減少する。   In addition, as described with reference to FIG. 2, in the case where the allowable lower limit peak wavelength X of the illumination light is longer than the peak wavelength of PPIX, the amount of excitation light, that is, the amount of fluorescence light Increases when the illumination light shifts to the short wavelength side and decreases when the illumination light shifts to the long wavelength side.

このように、照明光が短波長側に波長シフトした場合には、蛍光及び背景光のいずれも光量は増大し、照明光が長波長側に波長シフトした場合には、蛍光及び背景光のいずれも光量は減少する。従って、照明光が波長シフトしたとしても、蛍光と背景光の光量の比は殆ど変化しない。これにより、本実施の形態においては、光源装置からの照明光の波長シフトに拘わらず、蛍光と背景光の光量比を略一定にすることができ、安定した見やすい蛍光観察画像を得ることができる。   Thus, when the illumination light is wavelength-shifted to the short wavelength side, the amount of light of both the fluorescence and the background light increases, and when the illumination light is wavelength-shifted to the long wavelength side, either the fluorescence or the background light is Even the amount of light decreases. Therefore, even if the illumination light is wavelength-shifted, the ratio of the amount of fluorescence and background light hardly changes. Thereby, in this Embodiment, the light quantity ratio of fluorescence and background light can be made substantially constant irrespective of the wavelength shift of the illumination light from a light source device, and the stable and easy-to-see fluorescence observation image can be obtained. .

なお、上述したように、第２透過域の透過下限波長ｃは、上述した限界波長上限波長ＬＵと下限波長Ｋとの間の波長に設定することで、蛍光を取り出すことができる。更に、図３の例では、透過下限波長ｃを有効上限波長ＬＵ近傍の波長に設定することによって、白色光観察にも利用可能にした例を示している。   As described above, the transmission lower limit wavelength c of the second transmission region is set to a wavelength between the above-described limit wavelength upper limit wavelength LU and lower limit wavelength K, whereby fluorescence can be extracted. Further, in the example of FIG. 3, an example is shown in which the lower limit transmission wavelength c is set to a wavelength near the effective upper limit wavelength LU so that it can be used for white light observation.

許容下限ピーク波長Ｘが４１０ｎｍの照明光については、許容上限ピーク波長に達したときの有効照明光波長帯域の有効上限波長ＬＵは、４５０ｎｍよりも短い波長であり、波長４５０ｎｍ以上の波長帯域の光量は０近傍の値となる。従って、透過下限波長ｃを４５０ｎｍに設定した場合でも、第２透過域においては背景光は透過しないと考えることができる。従って、照明光の波長シフトが生じた場合でも、第２透過域の影響によって背景光と蛍光との比が変化してしまうことはなく、蛍光と背景光の光量比を略一定に維持することができる。   For illumination light with an allowable lower limit peak wavelength X of 410 nm, the effective upper limit wavelength LU of the effective illumination light wavelength band when the allowable upper limit peak wavelength is reached is a wavelength shorter than 450 nm, and the amount of light in the wavelength band of 450 nm or more. Is a value near zero. Therefore, even when the transmission lower limit wavelength c is set to 450 nm, it can be considered that the background light is not transmitted in the second transmission region. Therefore, even when the wavelength shift of the illumination light occurs, the ratio of the background light to the fluorescence does not change due to the influence of the second transmission region, and the light quantity ratio between the fluorescence and the background light is maintained substantially constant. Can do.

一方、白色光観察を行う場合には、光源装置３は、ＬＥＤ光源３１から白色光を出射させる。撮像素子２５は、カラーの撮像素子によって構成されており、青（Ｂ）光に対する分光感度のピークは、例えば約４５０ｎｍである。従って、透過下限波長ｃを４５０ｎｍ設定した場合における透過光によって、撮像素子２５からは赤（Ｒ）及び緑（Ｇ）の画素信号だけでなく、青（Ｂ）についても十分なレベルの画素信号を出力することができ、撮像素子２５の出力に基づいて十分に見やすい白色光観察画像を得ることができる。   On the other hand, when performing white light observation, the light source device 3 emits white light from the LED light source 31. The image sensor 25 is composed of a color image sensor, and the peak of spectral sensitivity with respect to blue (B) light is, for example, about 450 nm. Therefore, by the transmitted light when the transmission lower limit wavelength c is set to 450 nm, not only red (R) and green (G) pixel signals but also blue (B) pixel signals from the image sensor 25 have sufficient levels. Therefore, it is possible to obtain a white light observation image that is sufficiently easy to see based on the output of the image sensor 25.

以上の理由から、透過下限波長ｃとしては、例えば４５０ｎｍの波長に設定してもよい。   For the above reasons, the transmission lower limit wavelength c may be set to a wavelength of 450 nm, for example.

次に、このように構成された実施の形態の作用について説明する。   Next, the operation of the embodiment configured as described above will be described.

光源装置３のＬＥＤ光源３１に関する仕様から、設定ピーク波長、許容下限ピーク波長Ｘ、許容上限ピーク波長Ｙは既知であり、更に、有効照明光波長帯域、有効下限波長ＬＬ及び有効上限波長ＬＵも既知である。また、ＰＰＩＸの特性から蛍光スペクトルの波長帯域の下限波長Ｋも既知である。   From the specifications regarding the LED light source 31 of the light source device 3, the set peak wavelength, the allowable lower limit peak wavelength X, and the allowable upper limit peak wavelength Y are known, and the effective illumination light wavelength band, the effective lower limit wavelength LL, and the effective upper limit wavelength LU are also known. It is. The lower limit wavelength K of the wavelength band of the fluorescence spectrum is also known from the characteristics of PPIX.

光学フィルタ２２の第１透過域を規定する透過下限波長ａ及び透過上限波長ｂは、有効下限波長ＬＬと許容下限ピーク波長Ｘとの間の波長に設定する。第１透過域を透過する光が背景光となり、第１透過域と照明光スペクトルとの重なり部分の面積に応じて背景光の光量が決定する。背景光の光量と励起光の光量とが所定の比率となるように、透過下限波長ａと透過上限波長ｂとが適宜設定される。   The transmission lower limit wavelength a and the transmission upper limit wavelength b that define the first transmission region of the optical filter 22 are set to wavelengths between the effective lower limit wavelength LL and the allowable lower limit peak wavelength X. The light that passes through the first transmission region becomes background light, and the amount of the background light is determined according to the area of the overlapping portion between the first transmission region and the illumination light spectrum. The transmission lower limit wavelength a and the transmission upper limit wavelength b are appropriately set so that the amount of background light and the amount of excitation light are in a predetermined ratio.

光源装置３からの照明光は、ライトガイド１１を介して挿入部６の先端に導かれ、照明レンズ１５を介して被写体に照射される。被写体からの戻り光は、対物レンズ１７を介して光学視管２Ａに取り込まれ、リレーレンズ１８を介して接眼レンズ１９に導かれる。接眼レンズ１９を透過した戻り光は、カメラユニット２Ｂの光学フィルタ２２を介して撮像素子２５の撮像面に入射される。   Illumination light from the light source device 3 is guided to the distal end of the insertion portion 6 via the light guide 11 and irradiated to the subject via the illumination lens 15. Return light from the subject is taken into the optical visual tube 2 </ b> A through the objective lens 17 and guided to the eyepiece lens 19 through the relay lens 18. The return light transmitted through the eyepiece lens 19 is incident on the image pickup surface of the image pickup device 25 via the optical filter 22 of the camera unit 2B.

光学フィルタ２２は、戻り光のうち第１透過域及び第２透過域の光のみを透過する。ＰＰＩＸ吸光スペクトルに重なる照明光スペクトル部分が励起光として被検体に蓄積されたＰＰＩＸに蛍光を生じさせる。被写体からの戻り光にはこの蛍光が含まれており、この蛍光は、光学フィルタ２２の第２透過域によって透過して撮像素子２５に入射する。また、被写体からの戻り光のうち、第１透過域の光は、背景光として撮像素子２５に入射する。なお、光学フィルタ２２は第１及び第２遮断域において、戻り光の透過を阻止する励起光カットフィルタとして機能する。   The optical filter 22 transmits only the light in the first transmission region and the second transmission region in the return light. The portion of the illumination light spectrum that overlaps the PPIX absorption spectrum generates fluorescence in PPIX accumulated in the subject as excitation light. The return light from the subject includes this fluorescence, and this fluorescence is transmitted through the second transmission region of the optical filter 22 and enters the image sensor 25. Of the return light from the subject, light in the first transmission region is incident on the image sensor 25 as background light. Note that the optical filter 22 functions as an excitation light cut filter that blocks transmission of return light in the first and second cutoff regions.

第１透過域の透過下限波長ａと透過上限波長ｂとは、背景光の光量と励起光の光量（蛍光の光量）とが所定の比率となるように、適宜設定されており、撮像素子２５には、所定の光量比の背景光及び蛍光が入射する。撮像素子２５は、入射した光学像を光電変換して、蛍光観察画像の撮像信号を出力する。   The transmission lower limit wavelength a and the transmission upper limit wavelength b of the first transmission region are appropriately set so that the light amount of the background light and the light amount of the excitation light (fluorescence light amount) have a predetermined ratio. The background light and fluorescence having a predetermined light quantity ratio are incident on. The image sensor 25 photoelectrically converts the incident optical image and outputs an imaging signal of the fluorescence observation image.

この撮像信号は信号処理回路２７に与えられて、相関二重サンプリング処理等の所定の信号処理が施された後、信号ケーブル２８を介してビデオプロセッサ４に与えられる。光学視管２Ａの出力は、ビデオプロセッサ４の画像入力部４２を介して画像処理部４６に供給され、画像処理部４６において所定の画像処理が施されて蛍光観察画像が生成される。この蛍光観察画像がモニタ５に出力されて、モニタ５の画面上において蛍光観察画像が観察可能となる。   This imaging signal is given to the signal processing circuit 27, subjected to predetermined signal processing such as correlated double sampling processing, and then given to the video processor 4 through the signal cable 28. The output of the optical visual tube 2A is supplied to the image processing unit 46 via the image input unit 42 of the video processor 4, and the image processing unit 46 performs predetermined image processing to generate a fluorescence observation image. This fluorescence observation image is output to the monitor 5, and the fluorescence observation image can be observed on the screen of the monitor 5.

ところで、実使用時には、温度やＬＥＤ光源３１のＬＥＤに流れる電流等に応じて、照明光のピーク波長は、設定ピーク波長からシフトすることがある。例えば、照明光が短波長側にシフトするものとする。そうすると、照明光スペクトルとＰＰＩＸスペクトルが重なる面積が増えて励起光が増大して蛍光も増大する。また、第１透過域によって透過する背景光も増大する。逆に、照明光が長波長側にシフトするものとする。そうすると、照明光スペクトルとＰＰＩＸスペクトルが重なる面積が減って励起光が減少して蛍光も減少する。また、第１透過域によって透過する背景光も減少する。   By the way, in actual use, the peak wavelength of the illumination light may be shifted from the set peak wavelength depending on the temperature, the current flowing through the LED of the LED light source 31, and the like. For example, it is assumed that the illumination light is shifted to the short wavelength side. If it does so, the area which an illumination light spectrum and a PPIX spectrum overlap will increase, excitation light will increase, and fluorescence will also increase. Further, the background light transmitted through the first transmission region is also increased. Conversely, the illumination light is shifted to the long wavelength side. If it does so, the area which an illumination light spectrum and a PPIX spectrum overlap will reduce, excitation light will reduce, and fluorescence will also reduce. Further, the background light transmitted by the first transmission region is also reduced.

従って、照明光が波長シフトした場合でも、背景光と蛍光の光量は相互に同一の方向に変化することになり、背景光と蛍光の光量の比は殆ど変化しない。従って、照明光の波長シフトに拘わらず、蛍光と背景光の光量比を略一定にすることができ、安定した見やすい蛍光観察画像を得ることができる。   Therefore, even when the illumination light is wavelength-shifted, the amount of background light and the amount of fluorescence change in the same direction, and the ratio of the amount of background light and the amount of fluorescence hardly changes. Therefore, irrespective of the wavelength shift of the illumination light, the light quantity ratio between the fluorescence and the background light can be made substantially constant, and a stable and easy-to-see fluorescence observation image can be obtained.

このように本実施の形態においては、照明光に許容された最も短いピーク波長がＰＰＩＸスペクトルのピーク波長よりも長い照明光の光源を採用する場合において、撮像素子の入射光を制限する光学フィルタとして、照明光が最も長波長側にシフトした場合の下限波長と照明光が最も短波長側にシフトした場合のピーク波長との間に第１透過域を有すると共に、ＰＰＩＸからの蛍光の帯域を透過させる第２透過域を有するフィルタを採用している。これにより、照明光が波長シフトした場合においても、第１透過域によって得られる背景光の光量と第２透過域によって得られる蛍光の光量の変化を同一方向とすることができ、背景光と蛍光の光量比を略一定にして見やすい蛍光観察画像を確実に得ることを可能にしている。   As described above, in the present embodiment, when the light source of the illumination light having the shortest peak wavelength allowed for the illumination light is longer than the peak wavelength of the PPIX spectrum, as an optical filter that restricts the incident light of the image sensor. , Having a first transmission region between the lower limit wavelength when the illumination light is shifted to the longest wavelength side and the peak wavelength when the illumination light is shifted to the shortest wavelength side, and transmitting the fluorescence band from PPIX A filter having a second transmission region is adopted. As a result, even when the illumination light is wavelength-shifted, the change in the amount of background light obtained by the first transmission region and the amount of fluorescence light obtained by the second transmission region can be made the same direction. This makes it possible to reliably obtain an easy-to-see fluorescence observation image with the light quantity ratio of approximately constant.

（第２の実施の形態）
図４は本発明の第２の実施の形態を示すスペクトル図である。図４において図３と同一定義の波長には同一符号を付して説明を省略する。図４は図３と同一の記載方法によって第２の実施の形態を示すものである。本実施の形態は光源装置３の照明光のスペクトル特性に応じて光学フィルタの特性を変更したものであり、他の構成については図１と同様であり、説明を省略する。 (Second Embodiment)
FIG. 4 is a spectrum diagram showing a second embodiment of the present invention. In FIG. 4, the same definition as in FIG. FIG. 4 shows a second embodiment by the same description method as FIG. In this embodiment, the characteristics of the optical filter are changed according to the spectral characteristics of the illumination light of the light source device 3, and the other configurations are the same as those in FIG.

図３では、ＬＥＤ光源３１として、許容下限ピーク波長Ｘが、ＰＰＩＸスペクトルのピーク波長（４０９ｎｍ）よりも長い４１０ｎｍの光源を採用する例を示した。本実施の形態は、ＬＥＤ光源３１として、許容上限ピーク波長Ｙが、ＰＰＩＸスペクトルのピーク波長（４０９ｎｍ）よりも短い波長の光源を採用する例を示すものである。   FIG. 3 shows an example in which a light source having a permissible lower limit peak wavelength X of 410 nm that is longer than the peak wavelength (409 nm) of the PPIX spectrum is employed as the LED light source 31. The present embodiment shows an example in which a light source having an allowable upper limit peak wavelength Y shorter than the peak wavelength (409 nm) of the PPIX spectrum is adopted as the LED light source 31.

本実施の形態においては、光学フィルタ２２として、図４に示す特性のものを採用する。   In the present embodiment, the optical filter 22 having the characteristics shown in FIG. 4 is employed.

図４においても、ＰＰＩＸ吸光特性に示すＰＰＩＸの吸光スペクトルは、ピーク波長が４０９ｎｍである。図４の照明光特性にて示す照明光スペクトルは、許容上限ピーク波長Ｙが４０９ｎｍよりも短い波長である。図４は実線によって、ピーク波長が許容上限ピーク波長Ｙに到達した場合の照明光スペクトルを示し、破線によって、ピーク波長が許容下限ピーク波長Ｘに到達した場合の照明光スペクトルを示している。光源装置３からの照明光は破線スペクトルと実線スペクトルとの間のスペクトルとなる。   Also in FIG. 4, the peak wavelength of the PPIX absorption spectrum shown in the PPIX absorption characteristic is 409 nm. The illumination light spectrum shown in the illumination light characteristic of FIG. 4 is a wavelength whose allowable upper limit peak wavelength Y is shorter than 409 nm. FIG. 4 shows the illumination light spectrum when the peak wavelength reaches the allowable upper limit peak wavelength Y by a solid line, and shows the illumination light spectrum when the peak wavelength reaches the allowable lower limit peak wavelength X by a broken line. The illumination light from the light source device 3 has a spectrum between the broken line spectrum and the solid line spectrum.

なお、照明光のピーク波長が許容下限ピーク波長に達したときの有効照明光波長帯域の下限波長はＳＬであるものとする。また、照明光のピーク波長が許容下限ピーク波長に達したときの有効照明光波長帯域の有効上限波長はＳＵであるものとする。   It is assumed that the lower limit wavelength of the effective illumination light wavelength band when the peak wavelength of the illumination light reaches the allowable lower limit peak wavelength is SL. Further, it is assumed that the effective upper limit wavelength of the effective illumination light wavelength band when the peak wavelength of the illumination light reaches the allowable lower limit peak wavelength is SU.

本実施の形態においても、光学フィルタ２２は、図４に示すように、光を透過させる第１及び第２透過域と光の透過を阻止する第１及び第２遮断域とを有する。本実施の形態においても、第１透過域は、背景光を透過させるためのものであり、第２透過域は蛍光を透過させるためのものである。   Also in the present embodiment, as shown in FIG. 4, the optical filter 22 has first and second transmission regions that transmit light and first and second blocking regions that block transmission of light. Also in this embodiment, the first transmission region is for transmitting background light, and the second transmission region is for transmitting fluorescence.

光学フィルタ２２の第１透過域の透過下限波長をａ、透過上限波長をｂとし、第２透過域の下限波長をｃとする。光学フィルタ２２の第２透過域の透過下限波長ｃについては、第１の実施の形態と同様に、蛍光スペクトルの波長帯域の下限波長Ｋよりも短波長側であって、照明光のピーク波長が許容上限ピーク波長に達したときの有効照明光波長帯域の有効上限波長ＬＵよりも長波長側に設定される。なお、第１の実施の形態と同様に、透過下限波長ｃを、例えば４５０ｎｍの波長に設定してもよい。   The transmission lower limit wavelength of the first transmission region of the optical filter 22 is a, the transmission upper limit wavelength is b, and the lower transmission wavelength of the second transmission region is c. The transmission lower limit wavelength c of the second transmission region of the optical filter 22 is shorter than the lower limit wavelength K of the wavelength band of the fluorescence spectrum, as in the first embodiment, and the peak wavelength of the illumination light is It is set on the longer wavelength side than the effective upper limit wavelength LU of the effective illumination light wavelength band when the allowable upper limit peak wavelength is reached. Note that, similarly to the first embodiment, the transmission lower limit wavelength c may be set to, for example, a wavelength of 450 nm.

また、本実施の形態においては、第１透過域を規定する透過下限波長ａ及び透過上限波長ｂは、有効照明光波長帯域の有効上限波長ＳＵと許容上限ピーク波長Ｙとの間の波長帯域内に設定される。従って、図４から明らかなように、第１透過域と照明光スペクトルが重なる部分、即ち、背景光に寄与する領域は、照明光が短波長側にシフトすると減少し、照明光が長波長側にシフトすると増大する。   Further, in the present embodiment, the transmission lower limit wavelength a and the transmission upper limit wavelength b that define the first transmission range are within the wavelength band between the effective upper limit wavelength SU and the allowable upper limit peak wavelength Y of the effective illumination light wavelength band. Set to Therefore, as is apparent from FIG. 4, the portion where the first transmission region and the illumination light spectrum overlap, that is, the region contributing to the background light, is reduced when the illumination light is shifted to the short wavelength side, and the illumination light is on the long wavelength side. It increases when shifting to.

一方、励起光の光量、即ち蛍光の光量については、照明光スペクトルとＰＰＩＸスペクトルとが重なる面積を考慮すればよく、照明光が短波長側にシフトすると減少し、照明光が長波長側にシフトすると増大する。   On the other hand, the amount of excitation light, that is, the amount of fluorescent light only needs to be considered in the area where the illumination light spectrum and PPIX spectrum overlap, and decreases when the illumination light shifts to the short wavelength side, and the illumination light shifts to the long wavelength side. Then it increases.

このように本実施の形態においては、照明光が短波長側に波長シフトした場合には、蛍光及び背景光のいずれも光量は減少し、照明光が長波長側に波長シフトした場合には、蛍光及び背景光のいずれも光量は増大する。従って、照明光が波長シフトしたとしても、蛍光と背景光の光量の比は殆ど変化しない。これにより、本実施の形態においても、光源装置からの照明光の波長シフトに拘わらず、蛍光と背景光の光量比を略一定にすることができ、安定した見やすい蛍光観察画像を得ることができる。   Thus, in the present embodiment, when the illumination light is wavelength-shifted to the short wavelength side, the amount of light of both the fluorescence and the background light is reduced, and when the illumination light is wavelength-shifted to the long wavelength side, Both the fluorescence and the background light increase in light quantity. Therefore, even if the illumination light is wavelength-shifted, the ratio of the amount of fluorescence and background light hardly changes. Thereby, also in the present embodiment, the light quantity ratio between the fluorescence and the background light can be made substantially constant regardless of the wavelength shift of the illumination light from the light source device, and a stable and easy-to-see fluorescence observation image can be obtained. .

他の構成及び作用効果は第１の実施の形態と同様である。   Other configurations and operational effects are the same as those of the first embodiment.

なお、上記各実施の形態においては、カメラユニット２Ｂ内の撮像素子２５の撮像面の前方に光学フィルタ２２を配設する例を説明したが、撮像素子２５の撮像面に入射する光の波長帯域を制限することができれば、光学フィルタ２２は、光学視管２Ａ内、例えば接眼レンズ１９の後方に配置してもよい。   In each of the above embodiments, the example in which the optical filter 22 is disposed in front of the imaging surface of the imaging device 25 in the camera unit 2B has been described. However, the wavelength band of light incident on the imaging surface of the imaging device 25 is described. Can be limited, the optical filter 22 may be disposed in the optical visual tube 2A, for example, behind the eyepiece lens 19.

また、上記各実施の形態においては、１つの光学フィルタによって第１及び第２透過域と第１及び第２遮断域を有するフィルタを構成する例について説明したが、これらの透過域及び遮断域を複数のフィルタによって構成するようにしてもよいことは明らかである。   In each of the above-described embodiments, the example in which the filter having the first and second transmission regions and the first and second cutoff regions is configured by one optical filter has been described. Obviously, it may be constituted by a plurality of filters.

本発明は、上記実施形態にそのまま限定されるものではなく、実施段階ではその要旨を逸脱しない範囲で構成要素を変形して具体化できる。また、上記実施形態に開示されている複数の構成要素の適宜な組み合わせにより、種々の発明を形成できる。例えば、実施形態に示される全構成要素の幾つかの構成要素を削除してもよい。   The present invention is not limited to the above-described embodiments as they are, and can be embodied by modifying the constituent elements without departing from the scope of the invention in the implementation stage. In addition, various inventions can be formed by appropriately combining a plurality of components disclosed in the embodiment. For example, you may delete some components of all the components shown by embodiment.

１…内視鏡システム、２…内視鏡システム、２Ａ…光学視管、２Ｂ…カメラユニット、３…光源装置、４…ビデオプロセッサ、５…モニタ、６…挿入部、２２…光学フィルタ、２５…撮像素子、３１…ＬＥＤ光源、３２…光源制御部、４６…画像処理部、５３…制御部。   DESCRIPTION OF SYMBOLS 1 ... Endoscope system, 2 ... Endoscope system, 2A ... Optical tube, 2B ... Camera unit, 3 ... Light source device, 4 ... Video processor, 5 ... Monitor, 6 ... Insertion part, 22 ... Optical filter, 25 Image sensor 31 LED light source 32 Light source control unit 46 Image processing unit 53 Control unit

Claims (5)

蛍光色素の吸光スペクトルと重なるスペクトルを有する照明光を出射する内視鏡の光出射部と、
前記照明光が照射された被検体からの戻り光を受光して撮像信号を出力する撮像素子と、
前記被検体からの戻り光を第１及び第２透過域において透過し前記第１及び第２透過域以外の波長帯域において遮断して前記撮像素子に導く光学フィルタとを具備し、
前記光学フィルタは、前記照明光のピーク波長が前記吸光スペクトルのピーク波長よりも長波長側の波長である場合には前記照明光のピーク波長よりも短い波長の波長帯域を第１透過域とし、前記照明光のピーク波長が前記吸光スペクトルのピーク波長よりも短波長側の波長である場合には前記照明光のピーク波長よりも長い波長の波長帯域を第１透過域とし、前記蛍光色素からの蛍光の波長帯域に相当する波長帯域を第２透過域とする
ことを特徴とする内視鏡システム。 A light emitting portion of an endoscope that emits illumination light having a spectrum overlapping with the absorption spectrum of the fluorescent dye;
An imaging device that receives return light from the subject irradiated with the illumination light and outputs an imaging signal;
An optical filter that transmits the return light from the subject in the first and second transmission regions, blocks the light in a wavelength band other than the first and second transmission regions, and guides the light to the imaging element;
When the peak wavelength of the illumination light is a wavelength longer than the peak wavelength of the absorption spectrum, the optical filter has a wavelength band of a wavelength shorter than the peak wavelength of the illumination light as a first transmission region, When the peak wavelength of the illumination light is a wavelength shorter than the peak wavelength of the absorption spectrum, a wavelength band having a wavelength longer than the peak wavelength of the illumination light is set as a first transmission region, and An endoscope system characterized in that a wavelength band corresponding to a wavelength band of fluorescence is a second transmission band. 前記光出射部は、前記照明光として、ピーク波長が短波長側又は長波長側に波長シフトする場合のシフト量が所定の許容下限ピーク波長と所定の許容上限ピーク波長との間の波長帯域に規定された光であって、前記吸光スペクトルのピーク波長よりも前記許容下限ピーク波長が長い波長であるか又は前記吸光スペクトルのピーク波長よりも前記許容上限ピーク波長が短い波長である光を出射する
ことを特徴とする請求項１に記載の内視鏡システム。 In the light emitting unit, the amount of shift when the peak wavelength is shifted to the short wavelength side or the long wavelength side as the illumination light is in a wavelength band between a predetermined allowable lower limit peak wavelength and a predetermined allowable upper limit peak wavelength. Emits light that is defined light and has a wavelength that is longer than the peak wavelength of the absorption spectrum, or a wavelength that is shorter than the peak wavelength of the absorption spectrum. The endoscope system according to claim 1. 前記光学フィルタは、前記照明光が前記許容上限ピーク波長に達したときの前記照明光の帯域の下限波長と前記許容下限ピーク波長との間に前記第１透過域を設定するか又は前記照明光が前記許容下限ピーク波長に達したときの前記照明光の帯域の上限波長と前記許容上限ピーク波長との間に前記第１透過域を設定する
ことを特徴とする請求項２に記載の内視鏡システム。 The optical filter sets the first transmission region between a lower limit wavelength of the band of the illumination light and the allowable lower limit peak wavelength when the illumination light reaches the allowable upper limit peak wavelength, or the illumination light 3. The endoscope according to claim 2, wherein the first transmission region is set between an upper limit wavelength of the band of the illumination light and the allowable upper limit peak wavelength when the value reaches the allowable lower limit peak wavelength. Mirror system. 前記光学フィルタは、前記照明光が前記許容上限ピーク波長に達したときの前記照明光の帯域の上限波長よりも長い波長帯域に前記第２透過域を設定する
ことを特徴とする請求項２に記載の内視鏡システム。 The optical filter sets the second transmission band in a wavelength band longer than an upper limit wavelength of the band of the illumination light when the illumination light reaches the allowable upper limit peak wavelength. The endoscope system described. 前記蛍光色素は、プロトポルフィリンＩＸである
ことを特徴とする請求項１に記載の内視鏡システム。 The endoscope system according to claim 1, wherein the fluorescent dye is protoporphyrin IX.

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