JP3662367B2 - 内視鏡装置 - Google Patents
内視鏡装置 Download PDFInfo
- Publication number
- JP3662367B2 JP3662367B2 JP26827696A JP26827696A JP3662367B2 JP 3662367 B2 JP3662367 B2 JP 3662367B2 JP 26827696 A JP26827696 A JP 26827696A JP 26827696 A JP26827696 A JP 26827696A JP 3662367 B2 JP3662367 B2 JP 3662367B2
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- image
- light
- observation
- image signal
- living body
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Expired - Fee Related
Links
Images
Landscapes
- Instruments For Viewing The Inside Of Hollow Bodies (AREA)
- Endoscopes (AREA)
- Closed-Circuit Television Systems (AREA)
Description
【発明の属する技術分野】
本発明は生体内部を観察するための内視鏡装置、特に内視鏡における照度分布に応じた補正を行う画像処理に関するものである。
【0002】
【従来の技術】
従来より、生体内部を観察したり、また観察しながら治療するために、内視鏡が広く用いられている。この内視鏡を使用して生体内部を観察するために、通常、生体外部に配された照明光源から発せられた光を可撓性の導入管に収納された光ファイバよりなるライトガイドを介して生体内に導き観察部を照射する。通常像撮像手段が、この観察部で反射した照明光により観察部の通常像を撮像し、この撮像手段の出力をCRT等よりなる画像表示手段に表示する。そこで術者は、この画像表示手段に表示された通常像を参考にして生体内部における観察部の診断を行うことができる。
【0003】
一方、従来より、一般にPDD(Photodynamic Diagnosis)と称される光力学診断についての研究が種々なされている。このPDDとは、腫瘍親和性を有し、光により励起されたとき蛍光を発する光感受性物質を予め生体内部の腫瘍部分に吸収させておき、その部分に光感受性物質の励起波長領域にある励起光を照射して蛍光を生じさせ、この蛍光による画像を表示して腫瘍部分を診断する技術である。
【0004】
例えば特公昭63−9464号、特開平1−136630号、特開平7−59783号には、このPDDを行なうための蛍光画像診断装置が開示されている。この種の蛍光画像診断装置は基本的に、光感受性物質の励起波長領域にある励起光を生体内部の観察部に対して照射する励起光照射手段と、光感受性物質が発する蛍光を検出して観察部の蛍光像を撮像する手段と、この撮像手段の出力を受けてこの蛍光像を表示する画像表示手段とからなるものであり、多くの場合、体腔内部に挿入される内視鏡等に組み込まれた形に構成される。ここで、撮像された観察部の蛍光像を画像表示手段に表示させると、光感受性物質が腫瘍親和性を有することにより、腫瘍の浸潤範囲が蛍光像として示される。そこで術者はこの表示画像を参考にして腫瘍の浸潤範囲を把握し、適切な切除範囲を決定することができる。
【0005】
これら内視鏡や蛍光診断装置(以下、「内視鏡装置」という)を使用して治療操作を行う場合には、観察部の腫瘍部分の位置を特定するため生体内部に挿入された内視鏡先端部の生体での位置を正確に把握したいという要求がある。通常は、内視鏡装置の導入管の挿入長さに基づいて観察部の位置を特定しており、術者の経験を必要としている。
【0006】
ところで、生体の部位には凹凸が有り、照明光照射系や励起光照射系から観察部までの距離が均一ではない事と照射光の光軸に対し生体の部位との角度が一定でないために、観察部における光の照度は一般に不均一である。このように光の照度が不均一であると、光の照度の高低に応じて反射光や蛍光の強度が変化するので、画像表示手段に表示される通常像や蛍光像は観察部の状態を正確に表わしたものとはならず、観察部の腫瘍部分の診断を誤ることもあり得る。
【0007】
そこで、このような光の照度分布の不均一性に起因する通常像や蛍光像のむらを除去するために、例えば特開昭62−247232号、特公平3−58729号に示されるように、蛍光像を撮像する際に観察部で反射した励起光による反射像も撮像し、蛍光画像信号を、この反射像を示す画像信号で割算して規格化する方法や、本出願人による特願平8−109369号に示されるように、生体内部の観察部に波長650nm以上の近赤外光を照射し観察部で反射した近赤外光を検出して観察部の近赤外像を撮像し、蛍光画像信号を、この近赤外像を示す画像信号に基づいて各画素毎に規格化する方法が提案されている。
【0008】
しかし、蛍光診断装置において通常用いられる励起光の波長範囲は、紫外部から可視部(300〜600nm程度)にあり、このような励起光は人体等の生体に大きく吸収されてしまうことが知られている(特願平8−109369号明細書参照)。従って、励起光が生体に大きく吸収されると、前記反射像を示す画像信号は励起光照度分布だけではなく、この吸収の分布も反映したものとなってしまう。そのため、この反射像を示す画像信号を用いて前述の規格化を行っても、励起光の照度分布の不均一性に起因する蛍光像のむらを正確に除去することは不可能となる。一方、波長650nm以上の近赤外光は、生体での吸収が少ないという点では優れているが、励起光と近赤外光の波長が異なることから同じ光学系を用いて観察部を照射する場合、照射領域が異なるという問題を有する。従って、近赤外像を示す画像信号に基づいて各画素毎に前述の規格化を行っても、励起光の照度分布の不均一性に起因する蛍光像のむらを正確に除去することは依然として不可能である。
【0009】
一方、上述のいずれの方法も、観察部における反射光による反射像を示す画像信号に基づいて蛍光画像信号の規格化を行う方法であるが、反射像には反射光に含まれる正反射光による成分も含まれるため、観察部における励起光の照度分布がたとえ均一であったとしても、規格化された信号は強度のむらを生じるという問題を有する。これは以下の理由による。
【0010】
蛍光には指向性がないから、反射像を示す画像信号で蛍光画像信号を規格化する場合には指向性のない反射光による反射像を示す画像信号を使用する必要がある。反射光は、観察部での表面反射光(正反射光)とこの正反射光を除いた拡散反射光よりなるため、前記観察部の反射像は、観察部での正反射光と拡散反射光に依存する成分を重畳した像として得られる。一般には、この拡散反射光の指向性は、蛍光と同様に指向性がない。従って、蛍光画像信号の規格化を正確に行うためには、正反射光による成分を除去した拡散反射光に依存する成分のみの反射像を示す画像信号で前述の正規化を行う必要がある。
【0011】
この正反射光による成分を除去する方法として、例えば特開昭62−247232号に示されるように、偏光フィルタで正反射光と拡散反射光に依存する成分を分離、検出する方法が知られている。しかし、正反射光の強度は励起光が観察部に入射する角度に依存するため、偏光フィルタの回転角度を一定にした場合、凹凸を有する観察部の反射像から正反射光に依存する成分を完全に除去することは困難である。
【0012】
また、照明光光学系においても、生体内部の観察部の凹凸により照明光照度分布が不均一となる問題を有している。従って、照明光の照度の高低に応じて観察部での反射光の強度が変化するので、画像表示手段に表示される通常像は輝度や色相にむらを生じる。また、生体内部の観察部における照明光の反射光は、観察部での正反射光とこの正反射光を除いた拡散反射光よりなり、観察部を正確に診断するに際しては、この正反射光に依存する成分を除去する必要もある。
【0013】
【発明が解決しようとする課題】
本発明は上記の事情に鑑みてなされたものであり、生体内部の観察部における照明光や励起光の照度分布の不均一性に起因する画像信号のむらを除去可能ならしめるとともに、この観察部の正反射光に起因する正反射像の除去も可能ならしめ、前記生体内部の観察部の状態を精度よく観察することのできる内視鏡装置を提供することを目的とする。また、本発明は生体内部の観察部の位置の特定を容易ならしめる内視鏡装置を提供することを目的とすものである。
【0014】
【課題を解決するための手段】
本発明による内視鏡装置は、
生体内部に先端が挿入され、生体外に配された光源からの光をこの生体内部に導入し、この生体内部の観察部に照射せしめる導入管と、
前記観察部を撮像し、この観察部を示す画像信号を出力する撮像手段と、
前記観察部と前記導入管より出射される前記光の出射部との相対的な位置関係を求める計測手段と、
この計測手段の出力とあらかじめ測定された前記出射部から出射される照射光の特性に基づいて前記画像信号に含まれる擬似成分を解析し、この画像信号からこの擬似成分を除去するように補正する画像処理手段とを備えたことを特徴とするものである。
【0015】
ここで、「画像信号に含まれる擬似成分」とは、前記観察部と前記導入管より出射される前記光の出射部との相対的な位置関係に応じて前記光に起因して発生する画像信号の成分であって、本来、画像信号として表出してはならない不要な成分である。
【0016】
なお、前記画像信号は、前記光源より発せられた照明光に照射された前記観察部の通常像を示す画像信号、または、蛍光を発する光感受性物質を吸収している前記観察部に対して、この光感受性物質の励起波長領域にある前記光源より発せられた励起光を照射し、そのときこの観察部から発せられた蛍光を検出して得られるこの観察部の蛍光像を示す画像信号であることが望ましい。この際、この画像信号は、いずれか一方に限るものではなく、通常像を示す画像信号および蛍光像を示す画像信号の両方であってもかまわない。
【0017】
また、前記擬似成分は、前記光の前記観察部の正反射光に起因するこの観察部の正反射像および/または前記光の前記観察部の照度分布に起因する前記画像信号のむらであることが望ましく、さらに詳細には、この画像信号のむらが、この画像信号の強度および/または色調のむらであることが望ましい。
【0018】
また、前記計測手段としては、コンピュータトモグラフィ装置と、
このコンピュータトモグラフィ装置より得られる前記観察部の形状および前記導入管より出射される前記光の出射部の前記観察部の位置のデータに基づいて前記観察部と前記導入管より出射される前記光の出射部との相対的な位置関係を算出する演算手段とから構成されることが望ましい。
【0019】
【発明の効果】
上記構成を有する本発明の内視鏡装置においては、この内視鏡装置の導入管より生体内部の観察部へ出射される光の出射部とこの観察部との相対的な位置関係、例えば距離や傾き等を計測手段によって求めることができるので、この計測手段の出力とあらかじめ測定された前記出射部から出射される照射光の特性に基づいて前記観察部を示す画像信号に含まれる擬似成分を解析し、画像処理手段によってこの画像信号から擬似成分を除去することができる。従って、この画像処理手段より得られる補正された画像信号は、生体内部の観察部を示す画像信号として不要な成分を含まない。
【0020】
例えば、画像信号が観察部の通常像を示す画像信号である場合は、照明光の照度分布の不均一性に起因する輝度や色相のむらを除去することができ、さらに、正反射光に起因する輝度のむらも除去できる。
【0021】
また、画像信号が観察部の蛍光像を示す画像信号である場合は、励起光の照度分布の不均一性に起因する蛍光強度のむらを除去することができる。
【0022】
また、照射部と観察部の距離が客観的に測定されるため、観察部の位置の特定が容易となる。
【0023】
従って、本発明による内視鏡装置を医療現場で使用すれば、生体内部の観察部の位置を特定しつつこの観察部の通常像や蛍光像を良好な映像として画像表示装置に表示することができるため、診断の精度を向上させることができる。また、術者はこの表示画像を参考にして腫瘍の浸潤範囲を把握し、適切な切除範囲を決定することができる。
【0024】
一方、本発明においては、計測手段を生体外部に配することもできる。この場合、X線CT、超音波診断装置、MRI(磁気共鳴イメージング)装置、PET(ポジトロン・エミッション・トモグラフィ)、SPECT(シングル・フォトン・エミッション・コンピュータ・トモグラフィ)等の各種コンピュータ・トモグラフィ装置(以下「CT装置」という)を使用することが可能である。CT装置を使うことにより生体内部の観察部へ出射される光の出射部とこの観察部との相対的な位置関係を精度良く測定することができ、また、挿入した内視鏡の生体内部の位置も正確に把握できるため、導入管の挿入長さに頼ることなく観察部の位置の特定を行うことができる。さらに、内視鏡装置の映像とCT装置の映像を画像表示装置に同時に表示できるので、この両映像を比較、検討することにより、さらに診断の精度を高めることが可能となる。
【0025】
【発明の実施の形態】
以下、図面を参照して本発明の実施の形態を詳細に説明する。図1は、本発明による内視鏡装置の実施の形態を示すブロック図である。この内視鏡装置は、内視鏡20と、生体外に配設されたX線CT装置本体30、X線源32、およびX線検出器34からなるX線CT装置と、励起光用光源12、画像処理装置14、演算装置16よりなり生体外に配された制御装置10と、画像信号を表示する画像表示装置40、42とにより構成される。
【0026】
内視鏡20は可撓性を有する導入管20aを有しており、この導入管20aの先端部が生体50の内部の観察部52の近傍まで挿入されている。励起光L1が制御装置10を構成する励起光用光源12から発せられ、ライトガイド13を介して内視鏡20へ導かれ、さらに導入管20aに納められたライトガイド(図示せず)を介して導入管20aの先端の励起光照射部まで導かれ、観察部52を照射する。導入管20aの先端部には、励起光L1が照射されたことにより観察部52から発せられる蛍光を検出して蛍光像を撮像する蛍光像撮像手段(図示せず)が配設されており、この蛍光像撮像手段が蛍光像を示す蛍光映像信号S1を出力する。蛍光映像信号S1は、導入管20aを介して生体外に導かれ制御装置10を構成する画像処理装置14へ入力される。
【0027】
一方、X線源32およびX線検出器34が、生体50の内部の観察部52および導入管20aの先端の励起光照射部を断層観察し得るように、X線CT装置本体30からの制御信号S6に基づいて移動可能なように生体50を中心に対向して配設されている。X線検出器34は、X線源32より発せられたX線のうち生体50を透過した成分を検出するものであり、X線検出器34の出力S5がX線CT装置本体30に入力されている。X線CT装置本体30は、測定データD1を制御装置10を構成する演算装置16へ出力するとともに、生体50の内部の観察部52および導入管20aの先端部の励起光照射部の断層像を示すCT像映像信号S7をCT画像表示装置42へ出力する。
【0028】
演算装置16は、演算結果である照度分布データD2を画像処理装置14へ出力し、画像処理装置14が、強度補正された蛍光像映像信号S3を画像表示装置40へ出力する。
【0029】
なお、導入管20aの先端の励起光照射部における励起光L1の照射特性データD3が、あらかじめ測定されており、演算装置16を構成する記憶素子(図示せず)に記憶されている。
【0030】
以下、上記構成の内視鏡装置の作用について説明する。生体50の内部の観察部52には、腫瘍親和性を有し、光により励起されたとき蛍光を発する光感受性物質が予め吸収されている。この光感受性物質としては、例えばポルフィリン系のものが用いられる。
【0031】
生体外に配された制御装置10を構成する励起光用光源12から発せられる励起光L1は、ライトガイド13を介して内視鏡20へ導かれ、さらに導入管20aに納められたライトガイド(図示せず)を介して導入管20aの先端の励起光照射部まで導かれ、観察部52を照射する。励起光L1が観察部52に照射されると、上記光感受性物質から蛍光が発せられ、この蛍光により導入管20aの先端部に配設された蛍光像撮像手段(図示せず)が観察部52の蛍光像を撮像し、この観察部52の蛍光像を示す蛍光映像信号S1を出力する。蛍光映像信号S1は、導入管20aを介して生体外に導かれ制御装置10を構成する画像処理装置14へ入力されている。
【0032】
一方、X線CT装置本体30は、制御信号S6によりX線源32およびX線検出器34を少しずつ移動させつつ、X線源32から生体50にX線を照射しながら、生体50を透過したX線をX線検出器34により検出することにより、生体50の内部の観察部52および導入管20aの先端部の励起光照射部の断層像(CT像)を撮像する。このようなX線CT装置により、生体50を輪切りするようにCT像を何枚も撮像することによって、生体50の内部の観察部52および導入管20aの先端部の励起光照射部を立体的に観察し得るようになる。従って、それぞれのCT像とX線源32およびX線検出器34の移動距離から、演算処理によって生体50の内部の観察部52と導入管20aの先端部の励起光照射部との距離と傾き、および観察部52の形状を測定することができる。この演算処理は通常X線CT装置本体30の一部を構成するコンピュータにより行うことができる。また、後述の演算装置16によって行うことも可能である。この場合は、前記CT像を示す信号および前記X線源32およびX線検出器34の移動距離を示すデータを演算装置16へ入力させればよい。
【0033】
X線CT装置により得られる生体50の内部の観察部52と導入管20aの先端部の励起光照射部との距離と傾き、および観察部52の形状の測定データD1は演算装置16へ入力される。演算装置16は、測定データD1中の距離のデータおよび導入管20aの先端部の励起光照射部における励起光L1の照射特性データD3に基づいて、観察部52における励起光照度分布を以下のように解析し、照度分布データD2を算出する。励起光L1の照射特性データD3はあらかじめ測定されており、観察部52が平坦であれば励起光L1の照射特性データD3がそのまま観察部52の励起光照度分布として与えられる。しかし、一般には、観察部52は平坦ではなく凹凸を有する。この場合は、励起光の観察部52へ照射される励起光密度は距離の2乗に反比例することが知られており、観察部52と導入管20aの先端部の励起光照射部との距離のデータD1と、励起光L1の照射特性のデータD3より、観察部52の励起光照度分布を演算により算出することができる。従って、観察部52における照度分布データD2が正確に求められる。蛍光像は、励起光の強度にほぼ比例することは周知である。画像処理装置14は、この照度分布データD2に基づき蛍光像映像信号S1に対して強度補正を行い、強度補正のされた蛍光像映像信号S3を画像表示装置40へ入力する。これにより、観察部52における励起光の照度分布の不均一性に起因する蛍光強度のむらが除去され、精度の良い蛍光画像を画像表示装置40に表示することができる。また、X線CT装置により得られる観察部52のCT像が、X線CT装置本体30よりCT像映像信号S7としてCT画像表示装置42に入力されCT像が表示されているため、同時に表示されたCT像と蛍光像とを比較することができ、一層精度の良い診断が可能となる。従って、この内視鏡装置を生体内部の腫瘍の診断、治療に使用することにより、診断の精度を向上させることができ、術者は、これら表示画像を参考にして腫瘍の浸潤範囲を把握し、適切な切除範囲を決定し切除することができる。
【0034】
なお、本発明による内視鏡装置は、上述した実施例の構成に限定されるものではなく、この発明の範囲内で種々変形可能である。例えば、照明光による通常像を撮像する場合にあって、観察部52における照明光の照度分布の不均一性に起因する通常画像の輝度や色相のむらを上述と同様な方法により除去することができる。
【0035】
さらに、照明光の観察部52における正反射光による正反射像の成分を以下のように解析し、通常像に含まれる正反射像を除去することも可能である。正反射光は、照明光が観察部52へ入射する角度に等しい角度で、観察部52の表面から反射していく光である。従って、距離、傾きおよび形状の測定データD1中の傾きおよび形状のデータより、照明光が観察部52へ入射する角度が算出でき正反射光の反射角度も算出できる。一方、正反射光の強度は照明光の強度に比例するから、前述と同様に、演算装置16は、観察部52における照明光の照度分布を正確に算出し、正反射光の反射角度に基づいて正反射像を正確に解析することができる。画像処理装置14は、この解析結果に基づいて、通常像に含まれる正反射像の成分を精度良く除去することができる。これにより、観察部52における照明光の正反射光に起因する通常像の輝度のむらが除去され、精度の良い通常像を画像表示装置40に表示することができる。
【図面の簡単な説明】
【図1】本発明の実施の形態である内視鏡装置を示すブロック図
【符号の説明】
10 制御装置
12 励起光用光源
13 ライトガイド
14 画像処理装置
16 演算装置
20 内視鏡
20a 導入管
30 X線CT装置本体
32 X線源
34 X線検出器
40 画像表示装置
42 CT画像表示装置
50 生体
52 観察部
L1 励起光
D1 距離、傾きおよび形状の測定データ
D2 照度分布データ
S1 蛍光像映像信号
S3 強度補正のされた蛍光像映像信号
S5 X線検出信号
S6 制御信号
S7 CT像映像信号
Claims (4)
- 生体内部に先端が挿入され、生体外に配された光源からの光を該生体内部に導入し該生体内部の観察部に照射せしめる導入管と、
前記観察部を撮像し該観察部を示す画像信号を出力する撮像手段と、
コンピュータトモグラフィ装置と、該コンピュータトモグラフィ装置により得られる画像から、前記観察部の形状および前記導入管より出射される前記光の出射部の位置のデータを求め、前記観察部と前記出射部との相対的な位置関係を算出する演算手段とから成る計測手段と、
該計測手段の出力と、あらかじめ測定された前記出射部から出射される光の照度分布とに基づいて、前記画像信号に含まれる前記光の前記観察部における照度分布の不均一性に起因する前記画像信号の強度のむらを解析し、該画像信号から前記画像信号の強度のむらを除去するように補正する画像処理手段とを備えたことを特徴とする内視鏡装置。 - 生体内部に先端が挿入され、生体外に配された光源からの光を該生体内部に導入し該生体内部の観察部に照射せしめる導入管と、
前記観察部を撮像し該観察部を示す画像信号を出力する撮像手段と、
コンピュータトモグラフィ装置と、該コンピュータトモグラフィ装置により得られる画像から、前記観察部の形状および前記導入管より出射される前記光の出射部の位置のデータを求め、前記観察部と前記出射部との相対的な位置関係を算出する演算手段とから成る計測手段と、
該計測手段の出力とあらかじめ測定された前記出射部から出射される光の照度分布とに基づいて、前記画像信号に含まれる前記光の前記観察部の正反射光に起因する該観察部の正反射像を解析し、該画像信号から前記正反射像を除去するように補正する画像処理手段とを備えたことを特徴とする内視鏡装置。 - 前記画像信号が、前記光源より発せられた照明光に照射された前記観察部の通常像を示す画像信号であることを特徴とする請求項1または2記載の内視鏡装置。
- 前記画像信号が、蛍光を発する光感受性物質を吸収している前記観察部に対して、該光感受性物質の励起波長領域にある前記光源より発せられた励起光を照射し、そのとき該観察部から発せられた蛍光を検出して得られる該観察部の蛍光像を示す画像信号であることを特徴とする請求項1記載の内視鏡装置。
Priority Applications (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP26827696A JP3662367B2 (ja) | 1996-10-09 | 1996-10-09 | 内視鏡装置 |
Applications Claiming Priority (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP26827696A JP3662367B2 (ja) | 1996-10-09 | 1996-10-09 | 内視鏡装置 |
Publications (2)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
JPH10108831A JPH10108831A (ja) | 1998-04-28 |
JP3662367B2 true JP3662367B2 (ja) | 2005-06-22 |
Family
ID=17456316
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
JP26827696A Expired - Fee Related JP3662367B2 (ja) | 1996-10-09 | 1996-10-09 | 内視鏡装置 |
Country Status (1)
Country | Link |
---|---|
JP (1) | JP3662367B2 (ja) |
Families Citing this family (1)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US20220015857A1 (en) * | 2018-12-05 | 2022-01-20 | Intuitive Surgical Operations, Inc. | Illumination corrected near-infrared (nir) imaging for image guided surgery |
-
1996
- 1996-10-09 JP JP26827696A patent/JP3662367B2/ja not_active Expired - Fee Related
Also Published As
Publication number | Publication date |
---|---|
JPH10108831A (ja) | 1998-04-28 |
Similar Documents
Publication | Publication Date | Title |
---|---|---|
US10314490B2 (en) | Method and device for multi-spectral photonic imaging | |
US9226645B2 (en) | System and method for normalized diffuse emission epi-illumination imaging and normalized diffuse emission transillumination imaging | |
JP4217403B2 (ja) | 組織病巣の特徴付けおよびマッピングのためのシステム | |
US10070791B2 (en) | Apparatus for caries detection | |
US9247241B2 (en) | Method and apparatus for detection of caries | |
US10362983B2 (en) | Near infrared photonic prostatoscopy analyzer | |
US20090240138A1 (en) | Diffuse Optical Tomography System and Method of Use | |
US10413619B2 (en) | Imaging device | |
JPS61159936A (ja) | 生物組織の分光画像撮影装置 | |
JPH02200237A (ja) | 蛍光観察装置 | |
EP1797818A2 (en) | Method and system for tomographic imaging using fluorescent proteins | |
JP3662367B2 (ja) | 内視鏡装置 | |
JP4109132B2 (ja) | 蛍光判定装置 | |
RU2528087C1 (ru) | Устройство для определения концентрации гемоглобина и степени оксигенации крови в слизистых оболочках | |
JP2010502980A (ja) | 光断層撮影システムにおける変位検出 | |
US20200405154A1 (en) | Apparatus and method for in vivo imaging of soft and hard tissue interfaces |
Legal Events
Date | Code | Title | Description |
---|---|---|---|
A977 | Report on retrieval |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A971007 Effective date: 20040422 |
|
A131 | Notification of reasons for refusal |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131 Effective date: 20040427 |
|
A521 | Written amendment |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523 Effective date: 20040628 |
|
TRDD | Decision of grant or rejection written | ||
A01 | Written decision to grant a patent or to grant a registration (utility model) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A01 Effective date: 20050322 |
|
A61 | First payment of annual fees (during grant procedure) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A61 Effective date: 20050323 |
|
R150 | Certificate of patent or registration of utility model |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R150 |
|
S111 | Request for change of ownership or part of ownership |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R313111 |
|
FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20080401 Year of fee payment: 3 |
|
R350 | Written notification of registration of transfer |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R350 |
|
FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20090401 Year of fee payment: 4 |
|
FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20090401 Year of fee payment: 4 |
|
FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20100401 Year of fee payment: 5 |
|
FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20110401 Year of fee payment: 6 |
|
FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20120401 Year of fee payment: 7 |
|
FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20130401 Year of fee payment: 8 |
|
LAPS | Cancellation because of no payment of annual fees |