JP5331855B2 - Endoscopic diagnosis device - Google Patents
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Abstract
Description
本発明は、被検者の被観察領域（生体）に含まれる自家蛍光物質から発せられる自家蛍光を撮像して自家蛍光画像を取得する内視鏡診断装置に関するものである。 The present invention relates to an endoscopic diagnostic apparatus that captures autofluorescence emitted from an autofluorescent substance contained in an observation region (living body) of a subject and acquires an autofluorescence image.
従来、光源装置から発せられる通常光（白色光）を内視鏡先端部まで導光して被検者の被観察領域に照射し、その反射光を撮像して通常光画像（白色光画像）を取得し、通常光観察（白色光観察）を行う内視鏡装置が用いられている。これに対し、近年では、通常光観察に加えて、自家蛍光観察用の励起光（特殊光）を被検者の被観察領域に照射し、自家蛍光物質から発せられる自家蛍光を撮像して自家蛍光画像（特殊光画像）を取得し、自家蛍光観察（特殊光観察）を行う内視鏡装置が活用されている。 Conventionally, normal light (white light) emitted from a light source device is guided to the distal end portion of the endoscope, irradiated on the subject's observation area, and the reflected light is imaged to obtain a normal light image (white light image). Is used, and an endoscope apparatus that performs normal light observation (white light observation) is used. On the other hand, in recent years, in addition to normal light observation, excitation light (special light) for autofluorescence observation is irradiated to the subject's observation area, and the autofluorescence emitted from the autofluorescent material is imaged and the autofluorescence is imaged. An endoscope apparatus that acquires a fluorescent image (special light image) and performs autofluorescence observation (special light observation) is used.
自家蛍光観察を行う内視鏡装置として、例えば、特許文献１がある。 As an endoscope apparatus for performing autofluorescence observation, for example, there is Patent Document 1.
特許文献１には、２つの励起光を備え、透過波長域が変更可能なエタロンをセンサ前面に設けて、それぞれの励起光においてターゲット物質の蛍光波長に合わせた波長領域で撮像した蛍光画像から画像演算を行い、コラーゲン・エラスチン、ポルフィリン、蛍光プローブの画像をそれぞれ抽出し、コラーゲン・エラスチンをＲチャンネル、ポルフィリンをＧチャンネル、蛍光プローブをＢチャンネルに割り当てて疑似カラー表示を行う内視鏡装置が記載されている。 In Patent Document 1, an etalon that includes two excitation lights and whose transmission wavelength range can be changed is provided on the front surface of the sensor, and an image is obtained from a fluorescence image captured in a wavelength region that matches the fluorescence wavelength of the target substance in each excitation light. Describes an endoscope device that performs calculations, extracts images of collagen / elastin, porphyrin, and fluorescent probe, assigns collagen / elastin to the R channel, assigns porphyrin to the G channel, and assigns the fluorescent probe to the B channel and performs pseudo color display. Has been.
特許文献１では、図１９および図２０に示すように、まず、第１および第２フレームで波長４０５ｎｍの励起光Ａが被検者に照射され、第１フレームでコラーゲン・エラスチンから発せられる波長領域ａ１の自家蛍光およびポルフィリンから発せられる波長領域ａ２の自家蛍光の成分を含む画像信号Ｄ１が取得され、第２フレームで波長領域ａ１の自家蛍光成分を含む画像信号Ｄ２が取得される。続く第３フレームで波長６６０ｎｍの励起光Ｂが被検者に照射され、蛍光プローブから発せられる波長領域ａ３の蛍光の成分を含んだ画像信号Ｄ３が取得される。 In Patent Document 1, as shown in FIGS. 19 and 20, first, a wavelength region in which excitation light A having a wavelength of 405 nm is irradiated on the subject in the first and second frames and emitted from collagen and elastin in the first frame. The image signal D1 including the autofluorescence of a1 and the autofluorescence component of the wavelength region a2 emitted from the porphyrin is acquired, and the image signal D2 including the autofluorescence component of the wavelength region a1 is acquired in the second frame. In a subsequent third frame, the subject is irradiated with excitation light B having a wavelength of 660 nm, and an image signal D3 including a fluorescence component in the wavelength region a3 emitted from the fluorescent probe is acquired.
画像信号Ｄ１〜Ｄ３が取得された後、画像信号Ｄ１から画像信号Ｄ２を差し引くことで、波長領域ａ２の蛍光成分のみを有する画像信号Ｅ１が生成される。そして、画像信号Ｄ２がＲチャンネル、画像信号Ｅ１がＧチャンネル、画像信号Ｄ３がＢチャンネルに割り当てられて、蛍光画像が疑似カラー表示される。これにより、蛍光画像は、下記表１に示すように、生体組織の状態に応じて、正常部は黄色、炎症部は灰色、病変部はマゼンタに色分けされて表示される。 After the image signals D1 to D3 are acquired, the image signal E1 having only the fluorescent component in the wavelength region a2 is generated by subtracting the image signal D2 from the image signal D1. The image signal D2 is assigned to the R channel, the image signal E1 is assigned to the G channel, and the image signal D3 is assigned to the B channel, so that the fluorescent image is displayed in a pseudo color manner. As a result, as shown in Table 1 below, the fluorescence image is displayed in a color-coded manner in which the normal part is yellow, the inflamed part is gray, and the lesioned part is magenta according to the state of the living tissue.
特許文献１の方法は、炎症部において血液の量が増加し、血液により自家蛍光が吸収され、血液の量に応じて自家蛍光の信号強度（蛍光強度）が低下することを利用して、暗くなる領域を炎症部として抽出するものである。 The method of Patent Document 1 darkens using the fact that the amount of blood increases in the inflamed part, the autofluorescence is absorbed by the blood, and the signal intensity (fluorescence intensity) of the autofluorescence decreases according to the amount of blood. This area is extracted as an inflamed part.
しかし、特許文献１の方法では、炎症部と、炎症部ではない太い血管などの元々血液の量が多い領域との区別がつかないため、炎症部を見ているのか、太い血管部などの血液の量を見ているのか分からない。また、病変部においても同様に血液の量が増えるため、信号強度が減弱してしまう。これを避けるために、特許文献１では、蛍光プローブを使って蛍光強度を増強する必要があり、自家蛍光物質から発せられる自家蛍光を十分に利用できていないという問題があった。 However, the method of Patent Document 1 cannot distinguish between an inflamed part and an area with a large amount of blood such as a thick blood vessel that is not an inflamed part. I don't know what you are looking at. In addition, the amount of blood similarly increases in the lesioned part, so that the signal intensity decreases. In order to avoid this, in Patent Document 1, it is necessary to enhance the fluorescence intensity using a fluorescent probe, and there is a problem that the autofluorescence emitted from the autofluorescent material cannot be fully utilized.
本発明の目的は、蛍光プローブを用いることなく、血液による光の吸収の影響を排除した自家蛍光画像を得ることができる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 provide an endoscopic diagnostic apparatus capable of obtaining an autofluorescence image in which the influence of light absorption by blood is eliminated without using a fluorescent probe.
上記目的を達成するために、本発明は、白色光、および、被検者の被観察領域に含まれる複数の自家蛍光物質から１以上の自家蛍光を発光させるための、中心波長の異なる１以上の第１励起光を発する光源部と、
前記白色光が前記光源部から前記被検者の被観察領域に照射された場合に、該被検者の被観察領域からの白色光の反射光を受光して反射光画像を撮像し、かつ、前記第１励起光が前記光源部から前記被検者の被観察領域に照射された場合に、該被検者の被観察領域に含まれる自家蛍光物質から発せられる自家蛍光を受光して自家蛍光画像を撮像する撮像部と、
前記被検者の被観察領域に含まれる自家蛍光物質から発せられる自家蛍光が血液により吸収され、前記自家蛍光画像の信号強度が該血液の量に応じて低下するのを補正するための補正係数を有し、該補正係数の中から前記反射光画像の反射率に対応する補正係数を求め、該求めた補正係数を用いて前記自家蛍光画像の信号強度を補正し、さらに、前記白色光が被検者の被観察領域に照射され、該被検者の被観察領域からの白色光の反射光が前記撮像部により受光されるまでの第１伝播長と、前記第１励起光が被検者の被観察領域に照射され、該被検者の被観察領域に含まれる自家蛍光物質から発せられる自家蛍光が前記撮像部により受光されるまでの第２伝播長との違いに応じて、前記反射光画像の反射率と前記自家蛍光画像の信号強度との間に生じる非線形性を補正する画像補正部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ものである。
In order to achieve the above object, the present invention provides one or more different center wavelengths for emitting one or more autofluorescences from a plurality of autofluorescent substances contained in white light and a subject's observation region. A light source unit that emits the first excitation light;
When the white light is irradiated from the light source unit onto the subject's observation area, the reflected light image of the white light from the observation area of the subject is received and a reflected light image is captured; and When the first excitation light is irradiated from the light source unit to the observation area of the subject, the self-fluorescence emitted from the autofluorescent substance contained in the observation area of the subject is received An imaging unit that captures a fluorescent image;
Correction coefficient for correcting that autofluorescence emitted from the autofluorescent material contained in the subject's observation region is absorbed by blood and that the signal intensity of the autofluorescence image is reduced according to the amount of blood A correction coefficient corresponding to the reflectance of the reflected light image is determined from the correction coefficient, the signal intensity of the autofluorescence image is corrected using the calculated correction coefficient , and the white light is A first propagation length until the imaging region receives the reflected light of the white light from the observation region of the subject and the white light reflected from the observation region of the subject, and the first excitation light Depending on the difference in the second propagation length until the imaging unit receives the autofluorescence emitted from the autofluorescent material included in the subject's observation area. The reflectance of the reflected light image and the signal intensity of the autofluorescence image There is provided an endoscopic diagnosis apparatus characterized by comprising an image correcting unit for correcting the non-linearity occurring.
また、前記画像補正部は、前記反射光画像の反射率と補正係数との関係が記憶された補正係数テーブルを有し、該補正係数テーブルを用いて、前記反射光画像の反射率に対応する補正係数を求めるものであることが好ましい。 The image correction unit has a correction coefficient table in which the relationship between the reflectance of the reflected light image and the correction coefficient is stored, and corresponds to the reflectance of the reflected light image using the correction coefficient table. It is preferable to obtain a correction coefficient.
また、前記光源部は、前記第１励起光として、中心波長４０５ｎｍおよび４４５ｎｍの少なくとも一方の所定波長範囲の励起光を発するものであることが好ましい。 Moreover, it is preferable that the said light source part emits the excitation light of the predetermined wavelength range of at least one of center wavelengths 405 nm and 445 nm as said 1st excitation light.
また、前記光源部は、前記第１励起光を発するレーザ光源を備えるものであることが好ましい。 The light source unit preferably includes a laser light source that emits the first excitation light.
また、前記光源部は、中心波長４４５ｎｍの所定波長範囲の第２励起光を発する白色光光源と、前記白色光光源から発せられる第２励起光が照射されることにより、該第２励起光を含む所定波長範囲の疑似白色光を発する蛍光体とを備えるものであることが好ましい。 The light source unit emits the second excitation light emitted from the white light source that emits the second excitation light in a predetermined wavelength range having a central wavelength of 445 nm, and the second excitation light emitted from the white light source. And a phosphor that emits pseudo white light in a predetermined wavelength range.
また、前記光源部は、前記第２励起光を発するレーザ光源を備えるものであることが好ましい。 Moreover, it is preferable that the said light source part is provided with the laser light source which emits said 2nd excitation light.
また、前記撮像部は、前記反射光画像および前記自家蛍光画像を撮像する撮像素子と、該撮像素子の光路上に配置され、緑色および赤色に応じた波長範囲の光を透過する分光透過特性を有する波長選択部材とを備えるものであることが好ましい。 In addition, the imaging unit has an imaging element that captures the reflected light image and the autofluorescence image, and a spectral transmission characteristic that is disposed on an optical path of the imaging element and transmits light in a wavelength range corresponding to green and red. It is preferable to have a wavelength selection member.
また、前記波長選択部材はカラーフィルタであることが好ましい。 The wavelength selection member is preferably a color filter.
また、前記波長選択部材はエタロンであり、前記緑色の波長範囲は５００〜６００ｎｍ、前記赤色の波長範囲は６１０〜６５０ｎｍであることが好ましい。 The wavelength selection member is an etalon, and the green wavelength range is preferably 500 to 600 nm, and the red wavelength range is preferably 610 to 650 nm.
また、前記撮像部は、前記反射光画像を撮像する第１撮像素子と、該第１撮像素子の光路上に配置され、青色、緑色および赤色に応じた波長範囲の光を透過する分光透過特性を有する第１波長選択部材と、前記自家蛍光画像を撮像する前記第１撮像素子よりも高感度の第２撮像素子と、該第２撮像素子の光路上に配置され、緑色および赤色に応じた波長範囲の光を透過する分光透過特性を有する第２波長選択部材とを備えるものであることが好ましい。 The imaging unit includes a first imaging element that captures the reflected light image, and a spectral transmission characteristic that is disposed on an optical path of the first imaging element and transmits light in a wavelength range corresponding to blue, green, and red. A first wavelength selection member having a second imaging element that is more sensitive than the first imaging element that captures the autofluorescence image, and is disposed on an optical path of the second imaging element, according to green and red It is preferable to include a second wavelength selection member having spectral transmission characteristics that transmits light in the wavelength range.
また、前記第１および第２波長選択部材はカラーフィルタであることが好ましい。 The first and second wavelength selection members are preferably color filters.
また、前記第１および第２波長選択部材はエタロンであり、前記緑色の波長範囲は５００〜６００ｎｍ、前記赤色の波長範囲は６１０〜６５０ｎｍであることが好ましい。 The first and second wavelength selection members are etalon, and the green wavelength range is preferably 500 to 600 nm, and the red wavelength range is preferably 610 to 650 nm.
また、前記画像補正部は、前記反射光画像の緑色および赤色の画像信号の反射率に基づいて、それぞれ、前記自家蛍光画像の緑色および赤色の画像信号の信号強度を補正するものであることが好ましい。 Further, the image correction unit corrects the signal intensity of the green and red image signals of the autofluorescence image based on the reflectance of the green and red image signals of the reflected light image, respectively. preferable.
さらに、補正後の自家蛍光画像の緑色の画像信号を緑色チャンネル、赤色の画像信号を赤色チャンネルおよび青色チャンネルに割り当てることによって疑似カラー表示する表示装置を備えることが好ましい。 Furthermore, it is preferable to provide a display device that displays pseudo colors by assigning the green image signal of the corrected autofluorescence image to the green channel and the red image signal to the red channel and the blue channel.
本発明によれば、自家蛍光の発光波長域と同じ波長域の反射光画像の反射率に対応する補正係数を用いて、自家蛍光画像の信号強度を補正することにより、血液による光の吸収の影響を受けない自家蛍光画像を得ることができる。 According to the present invention, by correcting the signal intensity of the autofluorescence image using the correction coefficient corresponding to the reflectance of the reflected light image in the same wavelength region as the autofluorescence emission wavelength region, the absorption of light by the blood is improved. An autofluorescent image that is not affected can be obtained.
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診断装置を詳細に説明する。 Hereinafter, based on a preferred embodiment shown in the accompanying drawings, an endoscope diagnosis apparatus according to the present invention will be described in detail.
図１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２は、その内部構成を表すブロック図である。これらの図に示す内視鏡診断装置１０は、波長範囲の異なる複数の光を発生する光源装置１２と、光源装置１２から発せられる光を導光して被検者の被観察領域に照射し、被検者からの反射光ないし自家蛍光を撮像する内視鏡装置１４と、内視鏡装置１４で撮像された画像を画像処理して内視鏡画像を出力するプロセッサ装置１６と、プロセッサ装置１６から出力される内視鏡画像を表示する表示装置１８と、入力操作を受け付ける入力装置２０とによって構成されている。 FIG. 1 is an external view of an embodiment showing a configuration of an endoscope diagnosis apparatus according to the present invention, and FIG. 2 is a block diagram showing an internal configuration thereof. The endoscopic diagnosis apparatus 10 shown in these figures guides a light source device 12 that generates a plurality of lights having different wavelength ranges and light emitted from the light source device 12 to irradiate an observation area of a subject. An endoscope apparatus 14 that captures reflected light or autofluorescence from a subject, a processor apparatus 16 that performs image processing on an image captured by the endoscope apparatus 14 and outputs an endoscope image, and a processor apparatus 16 includes a display device 18 that displays an endoscopic image output from 16 and an input device 20 that receives an input operation.
ここで、内視鏡診断装置１０は、通常光（白色光）を被検者に照射し、その反射光を撮像して通常光画像（白色光画像、反射光画像）を表示（観察）する通常光観察モード（白色光観察モード）と、自家蛍光観察用の励起光（特殊光）を被検者に照射し、自家蛍光を撮像して自家蛍光画像（特殊光画像）を表示する自家蛍光観察モード（特殊光観察モード）とを有する。各観察モードは、内視鏡装置１４の切り替えスイッチ６６や入力装置２０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 10 irradiates the subject with normal light (white light), images the reflected light, and displays (observes) the normal light image (white light image, reflected light image). Autofluorescence that displays normal light observation mode (white light observation mode) and excitation light (special light) for autofluorescence observation to the subject, images the autofluorescence, and displays the autofluorescence image (special light image) And an observation mode (special light observation mode). Each observation mode is appropriately switched based on an instruction input from the changeover switch 66 of the endoscope apparatus 14 or the input device 20.
光源装置１２は、光源制御部２２と、それぞれ中心波長の異なるレーザ光を発する２種のレーザ光源ＬＤ１，ＬＤ２と、コンバイナ（合波器）２４と、カプラ（分波器）２６とによって構成されている。 The light source device 12 includes a light source control unit 22, two types of laser light sources LD 1 and LD 2 that emit laser beams having different center wavelengths, a combiner (multiplexer) 24, and a coupler (demultiplexer) 26. ing.
本実施形態において、レーザ光源ＬＤ１，ＬＤ２からは、それぞれ、中心波長が４０５ｎｍ、４４５ｎｍである、所定の波長範囲（例えば、中心波長±１０ｎｍ）の狭帯域光が発せられる。レーザ光源ＬＤ１，ＬＤ２は、生体組織内の自家蛍光物質、例えば、ポルフィリン（Porphyrin）、ＮＡＤＨ（Nicotinamide Adenine dinucleotideの還元型）、ＮＡＤＰＨ（Nicotinamide Adenine dinucleotide Phosphateの還元型）、ＦＡＤ（Flavin Adenine Dinucleotide）等から自家蛍光を発光させるための励起光を照射する光源である。また、レーザ光源ＬＤ２は、後述するように、蛍光体から白色光（疑似白色光）を発生させるための励起光を発生する光源（白色光光源）でもある。 In the present embodiment, the laser light sources LD1 and LD2 emit narrowband light in a predetermined wavelength range (for example, center wavelength ± 10 nm) having center wavelengths of 405 nm and 445 nm, respectively. Laser light sources LD1 and LD2 are autofluorescent substances in living tissues, such as porphyrin, NADH (reduced form of Nicotinamide Adenine dinucleotide), NADPH (reduced form of Nicotinamide Adenine dinucleotide Phosphate), FAD (Flavin Adenine Dinucleotide), etc. It is the light source which irradiates the excitation light for making autofluorescence light from. Further, as will be described later, the laser light source LD2 is also a light source (white light source) that generates excitation light for generating white light (pseudo white light) from the phosphor.
レーザ光源ＬＤ１，ＬＤ２は、後述するプロセッサ装置１６の制御部によって制御される光源制御部２２によりそれぞれ個別にオンオフ制御および光量制御が行われ、各レーザ光源ＬＤ１，ＬＤ２の発光のタイミングや光量比率は変更自在になっている。レーザ光源ＬＤ１，ＬＤ２としては、ブロードエリア型のＩｎＧａＮ系レーザダイオードが利用でき、また、ＩｎＧａＮＡｓ系レーザダイオードやＧａＮＡｓ系レーザダイオード等を用いることもできる。 The laser light sources LD1 and LD2 are individually subjected to on / off control and light amount control by the light source control unit 22 controlled by the control unit of the processor device 16 described later, and the light emission timing and light amount ratio of each laser light source LD1 and LD2 are as follows. It can be changed freely. As the laser light sources LD1 and LD2, a broad area type InGaN laser diode can be used, and an InGaNAs laser diode, a GaNAs laser diode, or the like can also be used.
なお、通常光を発生するための通常光光源は、励起光および蛍光体の組合せに限定されず、白色光を発するものであればよく、例えば、キセノンランプ、ハロゲンランプ、白色ＬＥＤ（発光ダイオード）などを利用することもできる。自家蛍光観察用の励起光を発生するための励起光光源も、レーザ光源（半導体レーザ）に限定されず、自家蛍光物質を励起して自家蛍光を発光させることができる十分な強度の励起光を照射できる各種の光源、例えば、白色光光源と帯域制限フィルタとの組合せ等を利用することができる。 The normal light source for generating the normal light is not limited to the combination of the excitation light and the phosphor, and any light source that emits white light may be used. For example, a xenon lamp, a halogen lamp, a white LED (light emitting diode) Etc. can also be used. An excitation light source for generating excitation light for autofluorescence observation is not limited to a laser light source (semiconductor laser), and excitation light having sufficient intensity to excite an autofluorescent substance to emit autofluorescence. Various light sources that can be irradiated, for example, a combination of a white light source and a band limiting filter can be used.
また、通常光観察用の励起光の波長（中心波長、狭帯域光の波長範囲）は、特に制限はなく、蛍光体から疑似白色光を発生させることができる波長の励起光が、全て利用可能である。自家蛍光観察用の励起光の波長も、特に制限はなく、自家蛍光物質を励起して自家蛍光を発光させることができる波長の励起光が、全て利用可能であり、例えば、波長３７０〜４７０ｎｍの光、特に、波長４００〜４５０ｎｍの光を、好適に利用することができる。 In addition, the wavelength of excitation light for normal light observation (center wavelength, wavelength range of narrowband light) is not particularly limited, and all excitation light having a wavelength capable of generating pseudo white light from a phosphor can be used. It is. The wavelength of the excitation light for autofluorescence observation is not particularly limited, and all excitation light having a wavelength capable of exciting the autofluorescent material to emit autofluorescence can be used. For example, the wavelength of 370 to 470 nm is available. Light, particularly light having a wavelength of 400 to 450 nm can be preferably used.
また、本実施形態では、通常光光源と励起光光源の１つとを共用しているが、両者を別々の光源で構成してもよい。また、本実施形態では、自家蛍光観察用の励起光として、中心波長４０５ｎｍおよび４４５ｎｍの２つの励起光を使用しているが、自家蛍光観察用の励起光の数は２つに限定されず、発光させようとする自家蛍光の種類に応じて、それぞれの自家蛍光物質に対応する１以上の励起光を使用すればよい。 In the present embodiment, the normal light source and one of the excitation light sources are shared, but both may be configured as separate light sources. In this embodiment, two excitation lights having central wavelengths of 405 nm and 445 nm are used as excitation light for autofluorescence observation. However, the number of excitation lights for autofluorescence observation is not limited to two, Depending on the type of autofluorescence to be emitted, one or more excitation lights corresponding to each autofluorescent substance may be used.
本実施形態の光源装置１２および蛍光体は本発明の光源部を構成する。本発明の光源部は、白色光、および、被検者の被観察領域に含まれる複数の自家蛍光物質から１以上の自家蛍光を発光させるための、中心波長の異なる１以上の第１励起光を発するものである。 The light source device 12 and the phosphor of the present embodiment constitute the light source unit of the present invention. The light source unit of the present invention includes white light and one or more first excitation lights having different center wavelengths for emitting one or more autofluorescences from a plurality of autofluorescent substances included in the subject's observation region. It is something that emits.
光源制御部２２は、通常光観察モードの場合、レーザ光源ＬＤ１を消灯、レーザ光源ＬＤ２を点灯する。また、光源制御部２２は、自家蛍光観察モードの場合、レーザ光源ＬＤ１，ＬＤ２の両方を点灯する。 In the normal light observation mode, the light source controller 22 turns off the laser light source LD1 and turns on the laser light source LD2. Further, the light source controller 22 turns on both the laser light sources LD1 and LD2 in the auto-fluorescence observation mode.
各レーザ光源ＬＤ１，ＬＤ２から発せられるレーザ光は、集光レンズ（図示略）を介してそれぞれ対応する光ファイバに入力され、コンバイナ２４により合波され、カプラ２６により４系統の光に分波されてコネクタ部３２Ａに伝送される。コンバイナ２４およびカプラ２６は、ハーフミラー、反射ミラー等によって構成される。なお、これに限らず、コンバイナ２４およびカプラ２６を用いずに、各レーザ光源ＬＤ１，ＬＤ２からのレーザ光を直接コネクタ部３２Ａに送出する構成としてもよい。 Laser light emitted from each of the laser light sources LD1 and LD2 is input to the corresponding optical fiber via a condenser lens (not shown), combined by a combiner 24, and demultiplexed into four systems of light by a coupler 26. Is transmitted to the connector portion 32A. The combiner 24 and the coupler 26 are configured by a half mirror, a reflection mirror, or the like. However, the present invention is not limited to this, and the laser light from each of the laser light sources LD1 and LD2 may be sent directly to the connector portion 32A without using the combiner 24 and the coupler 26.
続いて、内視鏡装置１４は、被検者内に挿入される内視鏡挿入部の先端から４系統（４灯）の光（通常光、ないし、自家蛍光観察用の励起光）を出射する照明光学系と、被観察領域の内視鏡画像を撮像する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１４は、内視鏡挿入部２８と、内視鏡挿入部２８の先端の湾曲操作や観察のための操作を行う操作部３０と、内視鏡装置１４を光源装置１２およびプロセッサ装置１６に着脱自在に接続するコネクタ部３２Ａ，３２Ｂとを備える。 Subsequently, the endoscope apparatus 14 emits four systems (four lights) of light (normal light or excitation light for autofluorescence observation) from the distal end of the endoscope insertion portion inserted into the subject. And an imaging optical system of two systems (two eyes) that captures an endoscopic image of the observation region. The endoscope apparatus 14 includes an endoscope insertion section 28, an operation section 30 that performs an operation for bending and observing the distal end of the endoscope insertion section 28, and the endoscope apparatus 14 as a light source device 12 and a processor. Connector portions 32A and 32B that are detachably connected to the device 16 are provided.
内視鏡挿入部２８は、可撓性を持つ軟性部３４と、湾曲部３６と、先端部（以降、内視鏡先端部とも表記する）３８とから構成されている。 The endoscope insertion portion 28 includes a flexible soft portion 34, a bending portion 36, and a distal end portion (hereinafter also referred to as an endoscope distal end portion) 38.
湾曲部３６は、軟性部３４と先端部３８との間に設けられ、操作部３０に配置されたアングルノブ４０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３６は、内視鏡装置１４が使用される被検者の部位等に応じて、任意の方向、任意の角度に湾曲でき、内視鏡先端部３８を、所望の観察部位に向けることができる。 The bending portion 36 is provided between the flexible portion 34 and the distal end portion 38 and is configured to be bent by a turning operation of the angle knob 40 disposed in the operation portion 30. The bending portion 36 can be bent in an arbitrary direction and an arbitrary angle in accordance with a portion of the subject in which the endoscope apparatus 14 is used, and the endoscope distal end portion 38 is directed to a desired observation portion. be able to.
なお、図示していないが、操作部３０及び内視鏡挿入部２８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, various channels such as a forceps channel for inserting a tissue collection treatment instrument and the like and a channel for air supply / water supply are provided inside the operation unit 30 and the endoscope insertion unit 28. It has been.
内視鏡先端部３８の先端面には、図３に示すように、被観察領域へ光を照射する２系統の照明窓４２Ａ，４２Ｂ、被観察領域からの反射光ないし自家蛍光を撮像する１系統の観察窓４４の他、鉗子口４５等が配置されている。 As shown in FIG. 3, two systems of illumination windows 42 </ b> A and 42 </ b> B that irradiate light to the observation region, and reflected light or autofluorescence 1 from the observation region are imaged on the distal end surface of the endoscope distal end portion 38. In addition to the system observation window 44, a forceps port 45 and the like are arranged.
照明窓４２Ａの奥には、２系統の光ファイバ４６Ａ，４８Ａが収納されている。光ファイバ４６Ａ，４８Ａは、光源装置１２からコネクタ部３２Ａを介してスコープ先端部３８まで敷設されている。光ファイバ４６Ａの先端部（照明窓４２Ａ側）にはレンズ５０Ａ等の光学系が取り付けられている。一方、光ファイバ４８Ａの先端部には蛍光体５４Ａが配置され、さらに蛍光体５４Ａの先にレンズ５２Ａ等の光学系が取り付けられている。 Two systems of optical fibers 46A and 48A are housed in the back of the illumination window 42A. The optical fibers 46A and 48A are laid from the light source device 12 to the scope distal end portion 38 via the connector portion 32A. An optical system such as a lens 50A is attached to the tip of the optical fiber 46A (on the illumination window 42A side). On the other hand, a phosphor 54A is disposed at the tip of the optical fiber 48A, and an optical system such as a lens 52A is attached to the tip of the phosphor 54A.
同様に、照明窓４２Ｂの奥には、先端部にレンズ５０Ｂ等の光学系を有する光ファイバ４６Ｂと、先端部に蛍光体５４Ｂおよびレンズ５２Ｂ等の光学系を有する光ファイバ４８Ｂの、２系統の光ファイバが収納されている。 Similarly, in the back of the illumination window 42B, there are two systems, an optical fiber 46B having an optical system such as a lens 50B at the tip, and an optical fiber 48B having an optical system such as a phosphor 54B and a lens 52B at the tip. An optical fiber is housed.
蛍光体５４Ａ，５４Ｂは、レーザ光源ＬＤ２からの青色レーザ光の一部を吸収して緑色〜黄色に励起発光する複数種の蛍光物質（例えばＹＡＧ系蛍光物質、或いはＢＡＭ（ＢａＭｇＡｌ10Ｏ17）等の蛍光物質）を含んで構成される。通常光観察用の励起光が蛍光体５４Ａ，５４Ｂに照射されると、蛍光体５４Ａ，５４Ｂから発せられる緑色〜黄色の励起発光光（蛍光）と、蛍光体５４Ａ，５４Ｂにより吸収されず透過した青色レーザ光とが合わされて、白色光（疑似白色光）が生成される。 The phosphors 54A and 54B absorb a part of the blue laser light from the laser light source LD2 and emit a plurality of kinds of fluorescent materials (for example, YAG-based fluorescent materials, BAM (BaMgAl 10 O 17 ), etc.) that emit light from green to yellow. A fluorescent substance). When excitation light for normal light observation is irradiated onto the phosphors 54A and 54B, green to yellow excitation light (fluorescence) emitted from the phosphors 54A and 54B and the phosphors 54A and 54B are transmitted without being absorbed. Combined with the blue laser light, white light (pseudo white light) is generated.
照明窓４２Ａ側および照明窓４２Ｂ側の照明光学系は同等の構成および作用のものであって、照明窓４２Ａ，４２Ｂから同時に同等の照明光を照射させることで照明むらを防止することができる。なお、照明窓４２Ａ，４２Ｂからそれぞれ異なる照明光を照射させることもできる。また、４系統の照明光を出射する照明光学系を有することは必須ではなく、例えば、２系統ないし１系統の照明光を出射する照明光学系でも同等の機能を実現することができる。 The illumination optical systems on the illumination window 42A side and the illumination window 42B side have the same configuration and operation, and illumination unevenness can be prevented by irradiating the illumination windows 42A and 42B simultaneously with equivalent illumination light. Different illumination light can be irradiated from the illumination windows 42A and 42B. It is not essential to have an illumination optical system that emits four systems of illumination light. For example, an illumination optical system that emits two or one system of illumination light can realize the same function.
一方、観察窓４４の奥には、レンズ５６等の光学系が取り付けられ、レンズ５６の奥には、ハーフミラー５７が設けられている。そして、ハーフミラー５７を透過する透過光の光路の先、および、ハーフミラー５７で反射される反射光の光路の先には、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５８Ａ、５８Ｂが取り付けられている。撮像素子５８Ａ（通常センサ）は通常光観察用、撮像素子５８Ｂ（高感度センサ）は自家蛍光観察用である。自家蛍光の信号強度（蛍光強度）は微弱であるため、本実施形態では、自家蛍光観察用の撮像素子５８Ｂとして、通常光観察用の撮像素子５８Ａよりも高感度のものが使用されている。 On the other hand, an optical system such as a lens 56 is attached to the back of the observation window 44, and a half mirror 57 is provided to the back of the lens 56. A CCD (Charge Coupled Device) image sensor that acquires image information of an observation region is provided at the tip of the optical path of the transmitted light that passes through the half mirror 57 and the tip of the optical path of the reflected light that is reflected by the half mirror 57. Imaging elements 58A and 58B such as CMOS (Complementary Metal-Oxide Semiconductor) image sensors are attached. The image sensor 58A (normal sensor) is for normal light observation, and the image sensor 58B (high sensitivity sensor) is for autofluorescence observation. Since the signal intensity (fluorescence intensity) of the autofluorescence is weak, in the present embodiment, a sensor with higher sensitivity than the image sensor 58A for normal light observation is used as the image sensor 58B for autofluorescence observation.
なお、ハーフミラー５７に限定されず、例えば、全反射ミラーを受光光の光路上に出し入れすることによって、受光光を撮像素子５８Ａもしくは撮像素子５８Ｂに振り分けてもよい。 Note that the light receiving light is not limited to the half mirror 57, and the received light may be distributed to the image sensor 58A or the image sensor 58B, for example, by putting a total reflection mirror in and out of the optical path of the received light.
撮像素子５８Ａ，５８Ｂは、レンズ５６からの光（透過光、反射光）を受光面（撮像面）で受光し、受光した光を光電変換して撮像信号（アナログ信号）を出力するものであって、Ｒ画素、Ｇ画素、Ｂ画素の３色の画素を１組として、複数組の画素がマトリクス状に配列されている。撮像素子５８Ａの受光面（光路上）には、Ｒ画素、Ｇ画素、Ｂ画素に対応して、被観察領域からの可視光の約３７０〜７２０ｎｍの波長範囲の反射光を３分割して透過する分光透過特性を有する、Ｒ色、Ｇ色、Ｂ色のカラーフィルタが設けられている。また、撮像素子５８Ｂの受光面（光路上）には、Ｒ画素、Ｇ画素に対応して、励起光を遮光しつつ、自家蛍光物質から発せられる、Ｒ色、Ｇ色の約５００〜７００ｎｍの波長範囲の自家蛍光を透過する分光透過特性を有する、Ｒ色、Ｇ色のカラーフィルタが設けられている。 The image sensors 58A and 58B receive light (transmitted light and reflected light) from the lens 56 by a light receiving surface (imaging surface), photoelectrically convert the received light, and output an image signal (analog signal). Thus, a plurality of sets of pixels are arranged in a matrix, with one set of three colors of R, G, and B pixels. On the light receiving surface (on the optical path) of the image sensor 58A, the reflected light in the wavelength range of about 370 to 720 nm of the visible light from the observation region is divided into three corresponding to the R pixel, G pixel, and B pixel and transmitted. R, G, and B color filters having spectral transmission characteristics are provided. In addition, on the light receiving surface (on the optical path) of the image sensor 58B, corresponding to the R pixel and the G pixel, the excitation light is blocked and the R color and the G color of about 500 to 700 nm emitted from the autofluorescent material. R-color and G-color filters having spectral transmission characteristics that transmit autofluorescence in the wavelength range are provided.
本実施形態の撮像素子５８Ａ，５８Ｂは本発明の撮像部を構成する。本発明の撮像部は、白色光が光源部から被検者の被観察領域に照射された場合に、被検者の被観察領域からの白色光の反射光を受光して反射光画像を撮像し、かつ、自家蛍光観察用の励起光が光源部から被検者の被観察領域に照射された場合に、被検者の被観察領域に含まれる自家蛍光物質から発せられる自家蛍光を受光して自家蛍光画像を撮像するものである。 The image sensors 58A and 58B of the present embodiment constitute an image capturing unit of the present invention. The imaging unit of the present invention captures a reflected light image by receiving white light reflected from the subject's observation region when white light is irradiated from the light source to the subject's observation region. In addition, when excitation light for autofluorescence observation is irradiated from the light source unit to the subject observation area, the autofluorescence emitted from the autofluorescent material contained in the subject observation area is received. Thus, an autofluorescence image is taken.
また、カラーフィルタは本発明の波長選択部材を構成する。本発明の波長選択部材は、撮像素子の光路上に配置され、Ｇ色およびＲ色に応じた波長範囲の光を透過するものである。波長選択部材は、上述するカラーフィルタに限らず、例えば、特許文献１に記載されたエタロンを利用することもできる。エタロンを使用する場合、例えば、Ｇ色の波長範囲は５００〜６００ｎｍ、Ｒ色の波長範囲は６１０〜６５０ｎｍとすることができる。 Further, the color filter constitutes the wavelength selection member of the present invention. The wavelength selection member of the present invention is disposed on the optical path of the image sensor and transmits light in a wavelength range corresponding to the G color and the R color. The wavelength selection member is not limited to the color filter described above, and for example, an etalon described in Patent Document 1 can also be used. When using an etalon, for example, the wavelength range of G color may be 500 to 600 nm, and the wavelength range of R color may be 610 to 650 nm.
また、本実施形態では、通常光画像（反射光画像）を撮像する撮像素子５８Ａと、自家蛍光画像を撮像する撮像素子５８Ｂの２つの撮像素子を用いているが、例えば、１つの撮像素子を用いて、通常光画像および自家蛍光画像の両方を撮像することもできる。 Further, in the present embodiment, two image sensors, the image sensor 58A that captures the normal light image (reflected light image) and the image sensor 58B that captures the autofluorescence image, are used. For example, one image sensor is used. It can also be used to capture both normal light images and autofluorescence images.
光源装置１２から光ファイバ４６Ａ，４６Ｂおよび４８Ａ，４８Ｂによって導光された光は、内視鏡先端部３８から被検者の被観察領域に向けて照射される。そして、光が照射された被観察領域からの反射光、もしくは、被観察領域の自家蛍光物質から発せられる自家蛍光がレンズ５６により撮像素子５８Ａ、５８Ｂの受光面上に結像され、撮像素子５８Ａ、５８Ｂにより光電変換されて撮像される。撮像素子５８Ａ、５８Ｂからは、撮像された被検者の被観察領域の撮像信号（アナログ信号）が出力される。 Light guided from the light source device 12 by the optical fibers 46A and 46B and 48A and 48B is irradiated from the endoscope distal end portion 38 toward the observation region of the subject. Then, reflected light from the observation region irradiated with light or autofluorescence emitted from the autofluorescent material in the observation region is imaged by the lens 56 on the light receiving surfaces of the image sensors 58A and 58B, and the image sensor 58A. , 58B are photoelectrically converted and imaged. From the imaging elements 58A and 58B, an imaging signal (analog signal) of the imaged area of the subject to be imaged is output.
ここで、通常光観察モードの場合、レーザ光源ＬＤ２から発せられた通常光観察用の励起光が光ファイバ４８Ａ，４８Ｂによって導光されて蛍光体５４Ａ，５４Ｂに照射され、蛍光体５４Ａ，５４Ｂから発せられる白色光が、照明窓４２Ａ，４２Ｂから被検者の被観察領域に照射される。そして、白色光が照射された被検者の被観察領域からの反射光がレンズ５６により集光され、カラーフィルタにより分光され、撮像素子５８Ａによって通常光画像（反射光画像）が撮像される。 Here, in the normal light observation mode, excitation light for normal light observation emitted from the laser light source LD2 is guided by the optical fibers 48A and 48B and irradiated to the phosphors 54A and 54B, and from the phosphors 54A and 54B. The emitted white light is irradiated to the subject's observation area from the illumination windows 42A and 42B. Then, the reflected light from the observation region of the subject irradiated with white light is collected by the lens 56, dispersed by the color filter, and a normal light image (reflected light image) is captured by the image sensor 58A.
一方、自家蛍光観察モードの場合、レーザ光源ＬＤ１，ＬＤ２の両方から発せられた自家蛍光観察用の励起光が光ファイバ４６Ａ，４６Ｂによって導光され、内視鏡先端部３８から、被検者の被観察領域に向けて照射される。そして、励起光が照射された被検者の被観察領域の自家蛍光物質から発せられる自家蛍光がレンズ５６により集光され、カラーフィルタにより分光され、撮像素子５８ＢによってＧ色およびＲ色の自家蛍光画像が撮像される。 On the other hand, in the autofluorescence observation mode, excitation light for autofluorescence observation emitted from both of the laser light sources LD1 and LD2 is guided by the optical fibers 46A and 46B, and the subject's distal end portion 38 receives the subject's excitation light. Irradiated toward the observation area. Then, the autofluorescence emitted from the autofluorescent material in the observation region of the subject irradiated with the excitation light is collected by the lens 56, dispersed by the color filter, and G and R autofluorescence is captured by the image sensor 58B. An image is taken.
撮像素子５８Ａ，５８Ｂから出力される画像（通常光画像、自家蛍光画像）の撮像信号（アナログ信号）は、それぞれ、スコープケーブル６２Ａ，６２Ｂを通じてＡ／Ｄ変換器６４Ａ，６４Ｂに入力される。Ａ／Ｄ変換器６４Ａ，６４Ｂは、それぞれ、撮像素子５８Ａ，５８Ｂ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３２Ｂを介してプロセッサ装置１６の画像処理部７０に入力される。 Imaging signals (analog signals) of images (normal light images and autofluorescence images) output from the imaging elements 58A and 58B are input to the A / D converters 64A and 64B through the scope cables 62A and 62B, respectively. The A / D converters 64A and 64B convert image signals (analog signals) from the image sensors 58A and 58B into image signals (digital signals), respectively. The converted image signal is input to the image processing unit 70 of the processor device 16 via the connector unit 32B.
続いて、プロセッサ装置１６は、制御部６８と、画像処理部７０と、記憶部７２とを備えている。制御部６８には、表示装置１８および入力装置２０が接続されている。プロセッサ装置１６は、内視鏡装置１４の切り替えスイッチ６６や入力装置２０から入力される指示に基づき、光源装置１２の光源制御部２２を制御するとともに、内視鏡装置１４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１８に出力する。 Subsequently, the processor device 16 includes a control unit 68, an image processing unit 70, and a storage unit 72. The display device 18 and the input device 20 are connected to the control unit 68. The processor device 16 controls the light source control unit 22 of the light source device 12 based on an instruction input from the changeover switch 66 or the input device 20 of the endoscope device 14, and an image signal input from the endoscope device 14. Is processed, a display image is generated and output to the display device 18.
制御部６８は、内視鏡装置１４の切り替えスイッチ６６や入力装置２０からの指示、例えば、観察モード等の指示に基づいて、画像処理部７０および光源装置１２の光源制御部２２の動作を制御する。 The control unit 68 controls the operations of the image processing unit 70 and the light source control unit 22 of the light source device 12 based on an instruction from the changeover switch 66 of the endoscope apparatus 14 or an input device 20, for example, an instruction such as an observation mode. To do.
画像処理部７０は、制御部６８の制御の下で、観察モードに基づき、通常光画像、自家蛍光画像の画像種別に応じて、内視鏡装置１４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７０は、通常光画像処理部７０Ａと、自家蛍光画像処理部７０Ｂとを備えている。 Under the control of the control unit 68, the image processing unit 70 performs a predetermined process on an image signal input from the endoscope apparatus 14 according to the image type of the normal light image and the autofluorescence image based on the observation mode. Apply image processing. The image processing unit 70 includes a normal light image processing unit 70A and an autofluorescence image processing unit 70B.
通常光画像処理部７０Ａは、通常光観察モードの場合に、Ａ／Ｄ変換器６４Ａから供給される通常光画像の画像信号（画像データ）に対して、通常光画像に適した所定の画像処理を施し、通常光画像信号（通常光画像）を出力（生成）する。 The normal light image processing unit 70A performs predetermined image processing suitable for the normal light image on the image signal (image data) of the normal light image supplied from the A / D converter 64A in the normal light observation mode. The normal light image signal (normal light image) is output (generated).
自家蛍光画像処理部７０Ｂは、自家蛍光観察モードの場合に、Ａ／Ｄ変換器６４Ｂから供給される自家蛍光画像の画像信号（画像データ）に対して、自家蛍光画像に適した所定の画像処理を施し、自家蛍光画像信号（自家蛍光画像）を出力（生成）する。自家蛍光画像処理部７０Ｂは、自家蛍光画像から、血液による光の吸収の影響を排除するために、通常光画像（反射光画像）の反射率に基づいて、自家蛍光画像の信号強度を補正する。 The autofluorescence image processing unit 70B performs predetermined image processing suitable for the autofluorescence image on the image signal (image data) of the autofluorescence image supplied from the A / D converter 64B in the autofluorescence observation mode. To output (generate) an autofluorescence image signal (autofluorescence image). The autofluorescence image processing unit 70B corrects the signal intensity of the autofluorescence image based on the reflectance of the normal light image (reflected light image) to eliminate the influence of light absorption by blood from the autofluorescence image. .
本実施形態の画像処理部７０は本発明の画像補正部を構成する。本発明の画像補正部は、被検者の被観察領域に含まれる自家蛍光物質から発せられる自家蛍光が血液により吸収され、自家蛍光画像の信号強度が血液の量に応じて低下するのを補正するための補正係数を有し、補正係数の中から反射光画像の反射率に対応する補正係数を求め、求めた補正係数を用いて自家蛍光画像の信号強度を補正するものである。 The image processing unit 70 of the present embodiment constitutes an image correction unit of the present invention. The image correction unit of the present invention corrects that autofluorescence emitted from the autofluorescent material contained in the subject's observation region is absorbed by blood and the signal intensity of the autofluorescence image decreases according to the amount of blood. A correction coefficient corresponding to the reflectance of the reflected light image is obtained from the correction coefficients, and the signal intensity of the autofluorescence image is corrected using the obtained correction coefficient.
また、画像補正部は、さらに、白色光が被検者の被観察領域に照射され、被検者の被観察領域からの白色光の反射光が撮像部により受光されるまでの第１伝播長と、第１励起光が被検者の被観察領域に照射され、被検者の被観察領域に含まれる自家蛍光物質から発せられる自家蛍光が撮像部により受光されるまでの第２伝播長との違いに応じて、反射光画像の反射率と自家蛍光画像の信号強度との間に生じる非線形性を補正する。 Further, the image correction unit further irradiates the subject observation region with white light, and the first propagation length until the reflected light of the white light from the subject observation region is received by the imaging unit. And a second propagation length until autofluorescence emitted from the autofluorescent material included in the subject observation area is received by the imaging unit. In accordance with the difference, the nonlinearity generated between the reflectance of the reflected light image and the signal intensity of the autofluorescence image is corrected.
画像処理部７０で処理された画像信号は、制御部６８に送られる。制御部６８では、観察モードに従って、通常光画像信号、自家蛍光画像信号に基づき、通常光画像、もしくは、通常光画像および自家蛍光画像の合成画像が表示装置１８に表示される。制御部６８は、補正後の自家蛍光画像のＧ色の画像信号Ｇ’をＧチャンネル、Ｒ色の画像信号Ｒ’をＲチャンネルおよびＢチャンネルに割り当てて、補正後の自家蛍光画像を表示装置１８に疑似カラー表示させる。 The image signal processed by the image processing unit 70 is sent to the control unit 68. In the control unit 68, the normal light image or a composite image of the normal light image and the autofluorescence image is displayed on the display device 18 based on the normal light image signal and the autofluorescence image signal according to the observation mode. The control unit 68 assigns the G image signal G ′ of the corrected autofluorescence image to the G channel and the R image signal R ′ to the R channel and the B channel, and displays the corrected autofluorescence image on the display device 18. To display pseudo color.
また、制御部６８の制御により、通常光画像信号、自家蛍光画像信号は、必要に応じて、例えば、１枚（１フレーム）の画像を単位として、メモリやストレージ装置からなる記憶部７２に記憶される。 Further, under the control of the control unit 68, the normal light image signal and the autofluorescence image signal are stored in the storage unit 72 including a memory or a storage device, for example, in units of one (one frame) image as necessary. Is done.
以下、血液による光の吸収について説明する。 Hereinafter, absorption of light by blood will be described.
図４は、自家蛍光物質の光の吸収強度特性を表す一例のグラフである。同図の縦軸は自家蛍光物質の光の吸収強度（a.u.：任意単位）、横軸は波長（ｎｍ）である。このグラフには、腫瘍と相関のある自家蛍光物質である、ＦＡＤおよびポルフィリンの吸収強度特性が示されている。また、同図には、本実施形態で自家蛍光観察用の励起光として用いられるレーザ光の中心波長４０５ｎｍ，４４５ｎｍも示されている。 FIG. 4 is a graph showing an example of the light absorption intensity characteristic of the autofluorescent material. In the figure, the vertical axis represents the light absorption intensity (a.u .: arbitrary unit) of the autofluorescent substance, and the horizontal axis represents the wavelength (nm). This graph shows the absorption intensity characteristics of FAD and porphyrin, which are autofluorescent substances correlated with tumors. The figure also shows the center wavelengths 405 nm and 445 nm of laser light used as excitation light for autofluorescence observation in this embodiment.
ＦＡＤは、約２７０〜５４０ｎｍの波長範囲の光を吸収する特性を有する。ＦＡＤの光の吸収強度は、波長が約２７０ｎｍから大きくなるに従って次第に大きくなり、波長約３８０ｎｍで１つ目の極大を迎え、その後、波長が大きくなるに従って次第に小さくなり、波長約４２０ｎｍで極小を迎える。そして、吸収強度は、波長が約４２０ｎｍから大きくなるに従って再び次第に大きくなり、波長約４６０ｎｍで２つ目の極大を迎え、その後、波長が大きくなるに従って次第に小さくなる。 FAD has the property of absorbing light in the wavelength range of about 270-540 nm. The FAD light absorption intensity gradually increases as the wavelength increases from about 270 nm, reaches the first maximum at a wavelength of about 380 nm, then decreases gradually as the wavelength increases, and reaches a minimum at a wavelength of about 420 nm. . The absorption intensity gradually increases again as the wavelength increases from about 420 nm, reaches a second maximum at a wavelength of about 460 nm, and then gradually decreases as the wavelength increases.
ポルフィリンは、約３４０〜４５０ｎｍの波長範囲の光を吸収する特性を有する。ポルフィリンの光の吸収強度は、波長約３９０ｎｍで最大となり、それよりも波長が小さくなる、もしくは大きくなるに従って次第に小さくなる。 Porphyrin has the property of absorbing light in the wavelength range of about 340 to 450 nm. The light absorption intensity of porphyrin becomes maximum at a wavelength of about 390 nm, and gradually decreases as the wavelength becomes smaller or larger.
このグラフから分かるように、自家蛍光観察用の励起光として、中心波長４０５ｎｍのレーザ光を被検者に照射することによって、主に被観察領域のポルフィリンを励起させて自家蛍光を発生させることができる。また、自家蛍光観察用の励起光として、中心波長４４５ｎｍのレーザ光を被検者に照射することによって、主に被観察領域のＦＡＤを励起させて自家蛍光を発生させることができる。 As can be seen from this graph, by irradiating the subject with laser light having a central wavelength of 405 nm as excitation light for autofluorescence observation, the porphyrin in the observation region is mainly excited to generate autofluorescence. it can. In addition, by irradiating a subject with laser light having a central wavelength of 445 nm as excitation light for autofluorescence observation, FAD in the observation region can be mainly excited to generate autofluorescence.
続いて、図５は、自家蛍光物質の蛍光強度特性を表す一例のグラフである。同図の縦軸は自家蛍光物質の蛍光強度（a.u.）、横軸は波長（ｎｍ）である。このグラフは、図４に示すグラフに対応するものであり、自家蛍光観察用の励起光として、中心波長４０５ｎｍのレーザ光を被検者の被観察領域に照射した場合に、正常部および病変部の自家蛍光物質から発せられた自家蛍光の蛍光強度分布を示している。 Next, FIG. 5 is an example graph showing the fluorescence intensity characteristics of the autofluorescent material. In the figure, the vertical axis represents the fluorescence intensity (a.u.) of the autofluorescent material, and the horizontal axis represents the wavelength (nm). This graph corresponds to the graph shown in FIG. 4. When the laser light having a central wavelength of 405 nm is irradiated as the excitation light for autofluorescence observation onto the subject's observation area, the normal part and the lesion part are shown. It shows the fluorescence intensity distribution of autofluorescence emitted from the autofluorescent material.
自家蛍光観察用の励起光として中心波長４０５ｎｍのレーザ光を被検者に照射した場合、前述のように、主にポルフィリンが励起され、図５に示すように、励起光を照射した被観察領域から約４８０〜７４０ｎｍの波長範囲の自家蛍光が発せられる。 When the subject is irradiated with laser light having a central wavelength of 405 nm as excitation light for autofluorescence observation, the porphyrin is mainly excited as described above, and the observation region irradiated with the excitation light as shown in FIG. Autofluorescence in the wavelength range of about 480-740 nm.
病変部の蛍光強度は、波長が約４８０ｎｍから大きくなるに従って次第に大きくなり、波長約５６０ｎｍで１つ目の極大を迎え、その後、波長が大きくなるに従って次第に小さくなり、波長約６１０ｎｍで極小を迎える。そして、蛍光強度は、波長が約６１０ｎｍから大きくなるに従って再び次第に大きくなり、波長約６３０ｎｍで２つ目の極大を迎え、その後、波長が大きくなるに従って次第に小さくなる。２つ目の極大付近が、主にポルフィリンから発せられる蛍光である。 The fluorescence intensity of the lesion part gradually increases as the wavelength increases from about 480 nm, reaches the first maximum at a wavelength of about 560 nm, then decreases gradually as the wavelength increases, and reaches a minimum at a wavelength of about 610 nm. The fluorescence intensity gradually increases again as the wavelength increases from about 610 nm, reaches the second maximum at the wavelength of about 630 nm, and then gradually decreases as the wavelength increases. The vicinity of the second maximum is fluorescence emitted mainly from porphyrin.
一方、正常部の蛍光強度は、波長が約４８０ｎｍから大きくなるに従って次第に大きくなり、波長約５５０ｎｍで極大を迎え、その後、波長が大きくなるに従って次第に小さくなる。 On the other hand, the fluorescence intensity of the normal part gradually increases as the wavelength increases from about 480 nm, reaches a maximum at a wavelength of about 550 nm, and then gradually decreases as the wavelength increases.
病変部においては、ポルフィリンが蓄積されることが知られており、図５のグラフに示すように、病変部では正常部よりもポルフィリンの蛍光強度が強くなる。従って、ポルフィリンの蛍光強度の違いを捉えることにより、正常部と病変部とを区別することが可能である（参考文献：田村守、「シリーズ/光が拓く生命科学 第６巻 光による医学診断」、日本光生物学協会編、共立出版、２００１年３月１８日）。 It is known that porphyrin accumulates in the lesioned part, and as shown in the graph of FIG. 5, the fluorescence intensity of porphyrin is stronger in the lesioned part than in the normal part. Therefore, it is possible to distinguish the normal part from the lesioned part by grasping the difference in the fluorescence intensity of porphyrin (reference: Mamoru Tamura, “Series / Life Science Opened by Light, Volume 6 Medical Diagnosis by Light”) , Japan Photobiology Association, Kyoritsu Shuppan, March 18, 2001).
また、図６に示すグラフは、自家蛍光観察用の励起光として、中心波長４４５ｎｍのレーザ光を被検者の被観察領域に照射した場合に、正常部および病変部の自家蛍光物質から発せられた自家蛍光の蛍光強度分布を示している。 Further, the graph shown in FIG. 6 is emitted from autofluorescent substances in the normal part and the lesion part when laser light having a central wavelength of 445 nm is irradiated to the subject's observation area as excitation light for autofluorescence observation. The fluorescence intensity distribution of autofluorescence is shown.
自家蛍光観察用の励起光として、中心波長４４５ｎｍのレーザ光を被検者に照射した場合、前述のように、主にＦＡＤが励起され、図６に示すように、励起光を照射した被観察領域から約４８０〜７２０ｎｍの波長範囲の自家蛍光が発せられる。 When the subject is irradiated with laser light having a central wavelength of 445 nm as excitation light for autofluorescence observation, the FAD is mainly excited as described above, and the observation subject is irradiated with excitation light as shown in FIG. Autofluorescence is emitted in the wavelength range of about 480 to 720 nm from the region.
病変部および正常部の蛍光強度ともに、波長が約４８０ｎｍから大きくなるに従って次第に大きくなり、波長約５５０ｎｍで極大を迎え、その後、波長が大きくなるに従って次第に小さくなる。極大付近が、主にＦＡＤから発せられる蛍光である。 The fluorescence intensity of the lesioned part and the normal part gradually increases as the wavelength increases from about 480 nm, reaches a maximum at a wavelength of about 550 nm, and then gradually decreases as the wavelength increases. The vicinity of the maximum is the fluorescence emitted mainly from the FAD.
図６のグラフに示すように、病変部では正常部よりもＦＡＤの蛍光強度が弱くなる。従って、ＦＡＤの蛍光強度の違いを捉えることにより、同様に、正常部と病変部とを区別することが可能である。 As shown in the graph of FIG. 6, the fluorescence intensity of FAD is weaker in the lesion than in the normal part. Therefore, it is possible to distinguish between a normal part and a lesion part in the same manner by grasping the difference in the fluorescence intensity of FAD.
続いて、図７は、酸化ヘモグロビンおよび還元ヘモグロビンの吸光係数を示すグラフである。このグラフの縦軸はヘモグロビンの吸光係数μａ（ｃｍ−１）、横軸は波長（ｎｍ）である。このグラフに示すように、血中ヘモグロビンは、照射する光の波長によって吸光係数μａが変化する吸光特性を持っている。吸光係数μａは、ヘモグロビンの光の吸収の大きさである吸光度を表す。また、酸素と結合していない還元ヘモグロビンＨｂと、酸素と結合した酸化ヘモグロビンＨｂＯ2は、異なる吸光特性を持っており、同じ吸光度（吸光係数μａ）を示す等吸収点（図７における還元ヘモグロビンと酸化ヘモグロビンとの交点）を除いて、吸光度に差が生じる。一般的に、図７の分布は撮像対象の部位によって非線形に変化するため、実際の生体組織の計測や光伝播シミュレーション等により予め求めておく必要がある。 Subsequently, FIG. 7 is a graph showing the extinction coefficients of oxygenated hemoglobin and reduced hemoglobin. The vertical axis of this graph represents the hemoglobin extinction coefficient μa (cm −1 ), and the horizontal axis represents the wavelength (nm). As shown in this graph, blood hemoglobin has a light absorption characteristic in which the light absorption coefficient μa changes depending on the wavelength of light to be irradiated. The extinction coefficient μa represents absorbance, which is the magnitude of light absorption of hemoglobin. Further, reduced hemoglobin Hb that is not bonded to oxygen and oxidized hemoglobin HbO 2 that is bonded to oxygen have different light absorption characteristics and have the same absorbance (absorption coefficient μa) (the same as the reduced hemoglobin in FIG. 7). Except for the point of intersection with oxyhemoglobin), there is a difference in absorbance. In general, since the distribution of FIG. 7 changes nonlinearly depending on the region to be imaged, it is necessary to obtain in advance by actual measurement of biological tissue, light propagation simulation, or the like.
図８は、血液がある場合および無い場合におけるＦＡＤの蛍光強度特性を表す一例のグラフである。このグラフは、図６に示す正常部の自家蛍光物質、つまり、主としてＦＡＤから発せられた自家蛍光の蛍光強度分布を示している。図７のグラフから、波長５５０ｎｍ付近には血液による光の吸収ピークがある。図５，６のグラフから、ＦＡＤの蛍光波長の極大は波長約５５０ｎｍであるため、このヘモグロビンの吸収ピークの波長と一致している。従って、図８のグラフに示すように、生体組織の中でＦＡＤが存在する位置よりも上部に血管が存在する場合などには、ＦＡＤの蛍光スペクトルは、血液による光の吸収に応じて蛍光強度が減弱する。 FIG. 8 is an example graph showing the fluorescence intensity characteristics of FAD with and without blood. This graph shows the fluorescence intensity distribution of the autofluorescence emitted from the normal part autofluorescent material shown in FIG. 6, that is, mainly from the FAD. From the graph of FIG. 7, there is a light absorption peak due to blood in the vicinity of a wavelength of 550 nm. From the graphs of FIGS. 5 and 6, the maximum fluorescence wavelength of FAD is about 550 nm, which matches the absorption peak wavelength of hemoglobin. Therefore, as shown in the graph of FIG. 8, when a blood vessel is present above the position where the FAD is present in the living tissue, the fluorescence spectrum of the FAD has a fluorescence intensity corresponding to the absorption of light by the blood. Is attenuated.
この血液による光の吸収の影響を排除するために、自家蛍光の発光波長と同じ波長域における反射光画像の反射率（信号強度）から、血液による光の吸収量を求めることができる。しかし、蛍光強度と反射率との関係は、自家蛍光と反射光の生体組織内における伝播長が違うため、単純に線形の関係ではない。つまり、反射光は、生体組織に入射された光そのもの、つまり、生体組織に入射された光が生体組織内を散乱し、再び生体組織の外に出てきたものを見ている。一方、自家蛍光は、生体組織に入射された光が生体組織内を散乱し、自家蛍光物質に到達したときに初めて自家蛍光が発生し、その位置で発生した自家蛍光が生体組織内を散乱し、生体組織の外に出てきたものを見ている。 In order to eliminate the influence of light absorption by blood, the amount of light absorbed by blood can be obtained from the reflectance (signal intensity) of the reflected light image in the same wavelength region as the emission wavelength of autofluorescence. However, the relationship between the fluorescence intensity and the reflectance is not simply a linear relationship because the propagation lengths of autofluorescence and reflected light in living tissue are different. That is, the reflected light sees the light itself incident on the living tissue, that is, the light incident on the living tissue is scattered inside the living tissue and comes out of the living tissue again. Autofluorescence, on the other hand, scatters light that has entered the living tissue, and is only generated when it reaches the autofluorescent material. The autofluorescence generated at that position scatters within the living tissue. , Watching what has come out of the living tissue.
図９は、反射率および蛍光強度と血液の濃度との関係を表す一例のグラフである。このグラフの縦軸は、反射率（反射光）および蛍光強度（自家蛍光）の規格化された信号強度（a.u.）、横軸は血液の濃度である。同図に示すグラフは、血液の濃度が０の場合に、自家蛍光および反射光の信号強度の両方が１となるように規格化したものである。このグラフから、光が生体組織内を散乱する過程において、血管等の血液が存在する領域に遭遇すると、血液による光の吸収の影響を受けて光の信号強度が減弱することが分かる。特に、血液の濃度が高くなるに従って、反射光の信号強度（反射率）の方が、自家蛍光の信号強度（蛍光強度）よりも大きく減弱する。上述するように、一般的に反射光の方が生体組織内を散乱する距離が長くなるため、自家蛍光に比べて、より血液による光の吸収の影響を受けやすいという特性がある。 FIG. 9 is a graph showing an example of the relationship between reflectance and fluorescence intensity and blood concentration. The vertical axis of this graph is the normalized signal intensity (a.u.) of reflectance (reflected light) and fluorescence intensity (autofluorescence), and the horizontal axis is blood concentration. The graph shown in the figure is normalized so that both the autofluorescence and the signal intensity of reflected light are 1 when the blood concentration is 0. From this graph, it can be seen that when light encounters a region where blood such as blood vessels exists in the process of light scattering in the living tissue, the signal intensity of the light decreases due to the influence of light absorption by the blood. In particular, as the blood concentration increases, the signal intensity (reflectance) of reflected light decreases more than the signal intensity (fluorescence intensity) of autofluorescence. As described above, since the reflected light generally has a longer distance to scatter in the living tissue, it has a characteristic that it is more susceptible to light absorption by blood than autofluorescence.
図１０は、蛍光強度と反射率との関係を表す一例のグラフである。このグラフの縦軸は蛍光強度（a.u.）、横軸は反射率（a.u.）である。このグラフに点線で示すように、自家蛍光と反射光が生体組織内を散乱する距離が同じであれば、蛍光強度と反射率とは線形の関係となる。しかし、上述するように、一般的に反射光の方が自家蛍光よりも生体組織内を散乱する距離が長くなるため、このグラフに実線で示すように、両者は非線形の関係となり、特に、血液の濃度が高く、反射率が低い部分で非線形性が大きくなる。 FIG. 10 is an example of a graph showing the relationship between the fluorescence intensity and the reflectance. The vertical axis of this graph is the fluorescence intensity (a.u.), and the horizontal axis is the reflectance (a.u.). As indicated by the dotted line in this graph, if the distance at which the autofluorescence and the reflected light scatter within the living tissue is the same, the fluorescence intensity and the reflectance have a linear relationship. However, as described above, since the reflected light generally has a longer distance to scatter in the living tissue than the autofluorescence, as shown by the solid line in this graph, the two have a non-linear relationship. The non-linearity increases at the portion where the density of the light is high and the reflectance is low.
図１１は、自家蛍光の蛍光強度を補正するための補正係数を表す一例のグラフである。このグラフの縦軸は補正係数、横軸は反射率（a.u.）である。このグラフに点線で示すように、蛍光強度と反射率とが線形の関係であれば、補正係数は反射率に関わらず一定値となる。しかし、このグラフに実線で示すように、両者の関係は非線形であり、特に、反射率が低い部分で非線形性が大きいため、反射率が低い部分の補正係数は、反射率が高い部分と比べて大きくなるように設定されている。このように、反射率に対応する補正係数で、その反射率に対応する蛍光強度を補正することにより、両者の間の非線形性を補正し、かつ、自家蛍光画像から、血液による光の吸収の影響を排除することができる。 FIG. 11 is an exemplary graph showing a correction coefficient for correcting the fluorescence intensity of autofluorescence. The vertical axis of this graph is the correction coefficient, and the horizontal axis is the reflectance (a.u.). As indicated by the dotted line in this graph, if the fluorescence intensity and the reflectance are in a linear relationship, the correction coefficient is a constant value regardless of the reflectance. However, as shown by the solid line in this graph, the relationship between the two is non-linear. In particular, since the non-linearity is large in the portion where the reflectance is low, the correction coefficient in the portion where the reflectance is low is compared with the portion where the reflectance is high. Is set to be large. In this way, by correcting the fluorescence intensity corresponding to the reflectance with the correction coefficient corresponding to the reflectance, the nonlinearity between the two is corrected, and from the autofluorescence image, the absorption of light by blood is corrected. The influence can be eliminated.
図１１に示す補正係数は、あらかじめ実験的に算出することができる。例えば、シャーレなどの容器に散乱物質（生体と同じ散乱特性を持つ溶液、例えば、イントラリピッド溶液１％）および蛍光物質（ＦＡＤ、ポルフィリン（濃度は生体組織中の濃度に近い１０μモル程度にする。））を入れ、血液の濃度（ヘモグロビン濃度）を０〜３００ｍｇ／ｄｌの範囲で変化させながら、反射光撮影と自家蛍光撮影を行う。そして、ＦＡＤの発光波長と同じ波長域のＧチャンネルおよびポルフィリンの発光波長と同じ波長域のＲチャンネルの画像信号に関して図１０のグラフを作成し、蛍光強度がある一定の値になるように、図１０の線形直線からのズレ量からＧチャンネルおよびＲチャンネルの画像信号に関して図１１の補正係数を作ることができる。 The correction coefficient shown in FIG. 11 can be experimentally calculated in advance. For example, in a container such as a petri dish, a scattering substance (a solution having the same scattering characteristics as a living body, for example, an intralipid solution 1%) and a fluorescent substance (FAD, porphyrin (concentration is about 10 μmol close to the concentration in a living tissue). )) And reflected light imaging and autofluorescence imaging are performed while changing the blood concentration (hemoglobin concentration) in the range of 0 to 300 mg / dl. Then, the graph of FIG. 10 is created for the image signal of the G channel in the same wavelength range as the emission wavelength of the FAD and the R channel in the same wavelength range as the emission wavelength of the porphyrin, so that the fluorescence intensity becomes a certain value. The correction coefficient shown in FIG. 11 can be generated for the G channel and R channel image signals from the amount of deviation from 10 linear lines.
なお、反射光画像の反射率と補正係数との関係が記憶された補正係数テーブルを用いて、反射光画像の反射率に対応する補正係数を求めてもよいし、あるいは、補正係数テーブルの代わりに補正係数の算出関数等を用いてもよい。 The correction coefficient table storing the relationship between the reflectance of the reflected light image and the correction coefficient may be used to obtain a correction coefficient corresponding to the reflectance of the reflected light image, or instead of the correction coefficient table. Alternatively, a correction coefficient calculation function or the like may be used.
続いて、図１２および図１３は、それぞれ、図５および図６のグラフにおいて、撮像素子５８Ｂの受光面に設けられたカラーフィルタの分光透過特性を重ねて表示したものである。カラーフィルタの分光透過率（％）は、同図右側の縦軸に示されている。また、これらのグラフには、それぞれ、自家蛍光観察用の励起光として用いられるレーザ光の中心波長４０５ｎｍ、４４５ｎｍも示されている。 Next, FIGS. 12 and 13 show the spectral transmission characteristics of the color filters provided on the light receiving surface of the image sensor 58B in the graphs of FIGS. 5 and 6, respectively. The spectral transmittance (%) of the color filter is shown on the vertical axis on the right side of the figure. These graphs also show the center wavelengths 405 nm and 445 nm of laser light used as excitation light for autofluorescence observation, respectively.
これらのグラフに示すように、Ｇ色のカラーフィルタは、波長５５０ｎｍ付近を中心とする、５００〜６２０ｎｍの波長範囲の光を透過させるように設計されている。これにより、主にＦＡＤから発せられる自家蛍光がＧ色のカラーフィルタを透過し、撮像素子５８Ｂにより光電変換される。また、Ｒ色のカラーフィルタは、波長６３０ｎｍ付近を中心とする、５８０〜７００ｎｍの波長範囲の光を透過させるように設計されている。これにより、主にポルフィリンから発せられる自家蛍光がＲ色のカラーフィルタを透過し、撮像素子５８Ｂにより光電変換される。 As shown in these graphs, the G color filter is designed to transmit light in a wavelength range of 500 to 620 nm centered around a wavelength of 550 nm. As a result, autofluorescence mainly emitted from the FAD passes through the G color filter and is photoelectrically converted by the image sensor 58B. The R color filter is designed to transmit light in the wavelength range of 580 to 700 nm centered around the wavelength of 630 nm. Thereby, autofluorescence mainly emitted from porphyrin passes through the R color filter and is photoelectrically converted by the image sensor 58B.
なお、上記に限定されず、Ｇ色のカラーフィルタは、５００ｎｍ〜６００ｎｍの波長範囲の光を透過するものであり、Ｒ色のカラーフィルタは、６００ｎｍ〜７００ｎｍの波長範囲の光を透過するものであることが望ましい。 The G color filter transmits light in the wavelength range of 500 nm to 600 nm, and the R color filter transmits light in the wavelength range of 600 nm to 700 nm. It is desirable to be.
前述のように、撮像素子５８Ｂには、Ｂ色のカラーフィルタが設けられていない。つまり、自家蛍光観察用の励起光である中心波長４０５ｎｍおよび４４５ｎｍのレーザ光はカットされ、撮像素子５８Ｂにより光電変換されないように設計されている。 As described above, the image sensor 58B is not provided with a B color filter. That is, the laser light having the center wavelengths of 405 nm and 445 nm, which is the excitation light for autofluorescence observation, is cut so that it is not photoelectrically converted by the image sensor 58B.
続いて、図１４は、自家蛍光観察用の励起光として、中心波長４０５ｎｍおよび４４５ｎｍのレーザ光を同時に照射した場合の自家蛍光の蛍光強度分布のグラフにおいて、カラーフィルタの分光透過特性を重ねて表示したものである。また、同図には、自家蛍光観察用の励起光として用いられるレーザ光の中心波長４０５ｎｍ、４４５ｎｍも示されている。 Subsequently, FIG. 14 is a graph showing the fluorescence intensity distribution of the autofluorescence when the laser light having the central wavelengths of 405 nm and 445 nm is simultaneously irradiated as excitation light for autofluorescence observation, and the spectral transmission characteristics of the color filter are superimposed and displayed. It is a thing. The figure also shows the central wavelengths of 405 nm and 445 nm of laser light used as excitation light for autofluorescence observation.
このグラフに示すように、自家蛍光観察用の励起光として、中心波長４０５ｎｍおよび４４５ｎｍのレーザ光を同時に照射した場合、病変部および正常部における自家蛍光の蛍光強度は、波長５５０ｎｍ付近の、主にＦＡＤから発せられる自家蛍光と、波長６３０ｎｍ付近の、主にポルフィリンから発せられる自家蛍光とにおいて、差が大きくなっていることが分かる。 As shown in this graph, when laser light with central wavelengths of 405 nm and 445 nm is simultaneously irradiated as excitation light for autofluorescence observation, the fluorescence intensity of autofluorescence in the lesioned part and the normal part is mainly around the wavelength of 550 nm. It can be seen that there is a large difference between autofluorescence emitted from FAD and autofluorescence emitted mainly from porphyrin near the wavelength of 630 nm.
従って、自家蛍光をＧ色およびＲ色のカラーフィルタで分光して、それぞれ、Ｇ色の自家蛍光画像およびＲ色の自家蛍光画像を得ることにより、Ｇ色の自家蛍光画像では、ＦＡＤによる正常部と病変部の蛍光強度の違いを捉えることができる。同様に、Ｒ色の自家蛍光画像では、ポルフィリンによる正常部と病変部の蛍光強度の違いを捉えることができる。 Accordingly, the autofluorescence is dispersed with the G color filter and the R color filter to obtain the G autofluorescence image and the R autofluorescence image, respectively. And the difference in fluorescence intensity between lesions. Similarly, in the R-color autofluorescence image, the difference in fluorescence intensity between the normal part and the lesion part due to porphyrin can be captured.
図１５は、血液の吸収係数と通常センサにおけるカラーフィルタとの関係を表す一例のグラフである。このグラフの縦軸はヘモグロビンの吸光係数μａ（ｃｍ−１）、横軸は波長（ｎｍ）である。このグラフに示すように、通常センサにおけるＧ色およびＲ色のカラーフィルタの波長特性は、図１４に示したものと同じであり、通常センサのＧ色およびＲ色の画像信号（画像データ）から、Ｇ色およびＲ色の波長に対応した血液による光の吸収の情報を得ることができることが分かる。 FIG. 15 is a graph showing an example of the relationship between the blood absorption coefficient and the color filter in the normal sensor. The vertical axis of this graph represents the hemoglobin extinction coefficient μa (cm −1 ), and the horizontal axis represents the wavelength (nm). As shown in this graph, the wavelength characteristics of the G color filter and the R color filter in the normal sensor are the same as those shown in FIG. 14, and from the G signal and R color image signals (image data) of the normal sensor. It can be seen that information on light absorption by blood corresponding to the wavelengths of G and R can be obtained.
次に、図１６および図１７に示す概念図を参照して、内視鏡診断装置１０の作用を説明する。 Next, the operation of the endoscope diagnosis apparatus 10 will be described with reference to the conceptual diagrams shown in FIGS.
通常光観察モードの場合、光源制御部２２の制御により、レーザ光源ＬＤ１が消灯され、レーザ光源ＬＤ２が点灯される。レーザ光源ＬＤ２から発せられた中心波長４４５ｎｍのレーザ光は蛍光体５４Ａ，５４Ｂに照射され、蛍光体５４Ａ，５４Ｂから白色光が発せられる。図１６に示すように、蛍光体５４Ａ，５４Ｂから発せられた白色光は被検者に照射され、その反射光が撮像素子５８Ａ（通常センサ）で受光されて、Ｒ，Ｇ，Ｂチャンネルの画像信号を含む通常光画像が撮像される。通常光画像は、そのＢ，Ｇ，Ｒチャンネルの画像信号に基づいてカラー表示される（通常光画像処理）。 In the normal light observation mode, under the control of the light source control unit 22, the laser light source LD1 is turned off and the laser light source LD2 is turned on. Laser light having a central wavelength of 445 nm emitted from the laser light source LD2 is applied to the phosphors 54A and 54B, and white light is emitted from the phosphors 54A and 54B. As shown in FIG. 16, the white light emitted from the phosphors 54A and 54B is irradiated to the subject, and the reflected light is received by the image sensor 58A (normal sensor), and images of the R, G, and B channels are obtained. A normal light image including the signal is captured. The normal light image is displayed in color based on the B, G, and R channel image signals (normal light image processing).
自家蛍光観察モードの場合、図１７に示すように、例えば、２フレームを単位として、撮像が繰り返し行われる。２フレームのうち、１フレーム目は通常光観察モードと同じ観察モードであり、２フレーム目は自家蛍光観察モードに固有の観察モードである。 In the case of the auto fluorescence observation mode, as shown in FIG. 17, for example, imaging is repeatedly performed in units of 2 frames. Of the two frames, the first frame is the same observation mode as the normal light observation mode, and the second frame is an observation mode unique to the autofluorescence observation mode.
まず、１フレーム目の通常光観察モードでは、前述のように、Ｒ，Ｇ，Ｂチャンネルの画像信号を含む通常光画像が撮像される。そして、その通常光画像信号が、制御部６８の制御により記憶部７２に記憶される。 First, in the normal light observation mode of the first frame, as described above, a normal light image including R, G, and B channel image signals is captured. Then, the normal light image signal is stored in the storage unit 72 under the control of the control unit 68.
続いて、２フレーム目の自家蛍光観察モードでは、図１７に示すように、光源制御部２２の制御により、レーザ光源ＬＤ１，ＬＤ２の両方が点灯される。図１６に示すように、レーザ光源ＬＤ１から発せられた中心波長４０５ｎｍのレーザ光（励起光１）と、レーザ光源ＬＤ２から発せられた中心波長４４５ｎｍのレーザ光（励起光２）とが被検者に同時に照射されることによって、被検者から発せられた自家蛍光が撮像素子５８Ｂ（高感度センサ）で受光されて、Ｒ，Ｇチャンネルの画像信号を含む自家蛍光画像が撮像される。そして、その自家蛍光画像信号が、制御部６８の制御により記憶部７２に記憶される。 Subsequently, in the auto-fluorescence observation mode of the second frame, as shown in FIG. 17, both the laser light sources LD1 and LD2 are turned on under the control of the light source control unit 22. As shown in FIG. 16, a laser beam having a central wavelength of 405 nm (excitation light 1) emitted from the laser light source LD1 and a laser beam having a central wavelength of 445 nm (excitation light 2) emitted from the laser light source LD2 Are simultaneously irradiated, the autofluorescence emitted from the subject is received by the image sensor 58B (high sensitivity sensor), and an autofluorescence image including R and G channel image signals is captured. Then, the autofluorescence image signal is stored in the storage unit 72 under the control of the control unit 68.
前述のように、撮像素子５８Ｂには、Ｂ色のカラーフィルタは設けられておらず、Ｇ色およびＲ色のカラーフィルタだけが設けられている。そのため、Ｂ色の波長範囲である、中心波長４０５ｎｍおよび４４５ｎｍの励起光はカットされ、Ｇ色およびＲ色の波長範囲である、５００ｎｍ〜７００ｎｍの波長範囲の自家蛍光を撮像素子５８Ｂで受光することができる。 As described above, the image sensor 58B is not provided with the B color filter, but only the G and R color filters. Therefore, the excitation light having the center wavelengths of 405 nm and 445 nm, which is the wavelength range of B color, is cut, and autofluorescence in the wavelength range of 500 nm to 700 nm, which is the wavelength range of G color and R color, is received by the image sensor 58B. Can do.
続いて、自家蛍光画像処理部７０Ｂにおいて、記憶部７２に記憶された通常光画像信号および自家蛍光画像信号を用いて、例えば、図１１に示すグラフの関係の補正係数テーブルの中から、通常光画像（反射光画像）のＲ，Ｇチャンネルの画像信号（反射率）の各々に対応する補正係数が求められ、求められた補正係数を用いて、自家蛍光画像のＲ，Ｇチャンネルの信号強度が各々補正される。これにより、自家蛍光画像のＲ，Ｇチャンネルの画像信号における、血液による光の吸収の影響が排除される。ここで、補正後の自家蛍光画像のＲ，Ｇチャンネルの画像信号をＲ’，Ｇ’とする。 Subsequently, in the autofluorescence image processing unit 70B, using the normal light image signal and the autofluorescence image signal stored in the storage unit 72, for example, from the correction coefficient table in the graph relationship shown in FIG. Correction coefficients corresponding to each of the R and G channel image signals (reflectance) of the image (reflected light image) are obtained, and the signal intensity of the R and G channels of the autofluorescence image is determined using the obtained correction coefficient. Each is corrected. This eliminates the influence of light absorption by blood in the R and G channel image signals of the autofluorescence image. Here, R ′ and G ′ are the R and G channel image signals of the corrected autofluorescence image.
そして、記憶部７２に記憶された通常光画像信号に対応する通常光画像と、補正後の自家蛍光画像とが合成され、両者の合成画像が表示装置１８に表示される。ここで、自家蛍光画像は、制御部６８の制御により、補正後の自家蛍光画像のＧ色の画像信号Ｇ’をＧチャンネル、Ｒ色の画像信号Ｒ’をＲチャンネルおよびＢチャンネルに割り当てることによって表示装置１８に疑似カラー表示される（自家蛍光画像処理）。 Then, the normal light image corresponding to the normal light image signal stored in the storage unit 72 and the corrected autofluorescence image are combined and the combined image of both is displayed on the display device 18. Here, the auto-fluorescent image is controlled by the control unit 68 by assigning the G-color image signal G ′ of the corrected auto-fluorescence image to the G channel and the R-color image signal R ′ to the R channel and the B channel. A pseudo color is displayed on the display device 18 (autofluorescence image processing).
図１８に示すように、正常部では、ＦＡＤの蛍光強度が強くなる一方で、ポルフィリンの蛍光強度は弱くなり、病変部ではその逆の関係になる。また、前述のように、内視鏡診断装置１０では、Ｇチャンネルの画像信号をＧチャンネル、Ｒチャンネルの画像信号をＲチャンネルおよびＢチャンネルに割り当てて疑似カラー表示する。そのため、内視鏡診断装置１０により疑似カラー表示された自家蛍光画像は、正常部が緑色、病変部がマゼンタ色で表現されるが、ＦＡＤ、ポルフィリンのそれぞれから発せられる自家蛍光を撮像した単独の自家蛍光画像よりも病変部のコントラストが強くなり、病変部を認識しやすくなっている。 As shown in FIG. 18, in the normal part, the fluorescence intensity of FAD is strong, while the fluorescence intensity of porphyrin is weak, and in the lesion part, the reverse relationship is obtained. Further, as described above, the endoscope diagnosis apparatus 10 performs pseudo color display by assigning the G channel image signal to the G channel and the R channel image signal to the R channel and the B channel. For this reason, the autofluorescence image displayed in pseudo color by the endoscope diagnostic apparatus 10 is represented by a normal part in green and a lesion part in magenta. The contrast of the lesion is stronger than that of the autofluorescence image, and the lesion is easily recognized.
以上のように、内視鏡診断装置１０では、自家蛍光の発光波長域と同じ波長域の反射光画像の反射率に対応する補正係数を用いて、自家蛍光画像の信号強度を補正することにより、血液による光の吸収の影響を受けない自家蛍光画像を得ることができる。 As described above, the endoscope diagnostic apparatus 10 corrects the signal intensity of the autofluorescence image using the correction coefficient corresponding to the reflectance of the reflected light image in the same wavelength range as the emission wavelength range of the autofluorescence. An autofluorescence image that is not affected by light absorption by blood can be obtained.
なお、自家蛍光観察モードの場合、２フレームを単位として、撮像を繰り返し行うことは必須ではない。また、自家蛍光観察モードの場合に、中心波長４０５ｎｍのレーザ光と中心波長４４５ｎｍのレーザ光とを同時に照射することも必須ではなく、例えば、これらのレーザ光を１フレーム毎に順次照射してもよい。また、自家蛍光画像を疑似カラー表示する場合に、どの色のチャンネルの画像信号をどの色のチャンネルに割り当てるのかは任意である。また、自家蛍光物質は、ポルフィリンおよびＦＡＤに限定されない。 In the case of the autofluorescence observation mode, it is not essential to repeat imaging in units of 2 frames. In the auto-fluorescence observation mode, it is not essential to simultaneously irradiate the laser beam having the center wavelength of 405 nm and the laser beam having the center wavelength of 445 nm. For example, even if these laser beams are sequentially irradiated for each frame. Good. In addition, when pseudo-color display is performed on the autofluorescence image, it is arbitrary which image signal of which color channel is assigned to which color channel. Further, the autofluorescent substance is not limited to porphyrin and FAD.
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 内視鏡診断装置
１２ 光源装置
１４ 内視鏡装置
１６ プロセッサ装置
１８ 表示装置
２０ 入力装置
２２ 光源制御部
２４ コンバイナ
２６ カプラ
２８ 内視鏡挿入部
３０ 操作部
３２Ａ，３２Ｂ コネクタ部
３４ 軟性部
３６ 湾曲部
３８ 先端部
４０ アングルノブ
４２Ａ，４２Ｂ 照明窓
４４ 観察窓
４５ 鉗子口
４６Ａ，４６Ｂ，４８Ａ，４８Ｂ 光ファイバ
５０Ａ，５０Ｂ，５２Ａ，５２Ｂ，５６ レンズ
５４Ａ，５４Ｂ 蛍光体
５７ ハーフミラー
５８Ａ，５８Ｂ 撮像素子
６２Ａ，６２Ｂ スコープケーブル
６４Ａ，６４Ｂ Ａ／Ｄ変換器
６６ 切り替えスイッチ
６８ 制御部
７０ 画像処理部
７０Ａ 通常光画像処理部
７０Ｂ 自家蛍光画像処理部
７２ 記憶部
ＬＤ１，ＬＤ２ レーザ光源
DESCRIPTION OF SYMBOLS 10 Endoscope diagnostic apparatus 12 Light source apparatus 14 Endoscope apparatus 16 Processor apparatus 18 Display apparatus 20 Input apparatus 22 Light source control part 24 Combiner 26 Coupler 28 Endoscope insertion part 30 Operation part 32A, 32B Connector part 34 Flexible part 36 Curve Part 38 Tip 40 Angle knob 42A, 42B Illumination window 44 Observation window 45 Forceps port 46A, 46B, 48A, 48B Optical fiber 50A, 50B, 52A, 52B, 56 Lens 54A, 54B Phosphor 57 Half mirror 58A, 58B Imaging element 62A, 62B Scope cable 64A, 64B A / D converter 66 Changeover switch 68 Control unit 70 Image processing unit 70A Normal light image processing unit 70B Autofluorescence image processing unit 72 Storage unit LD1, LD2 Laser light source
Claims (14)
前記白色光が前記光源部から前記被検者の被観察領域に照射された場合に、該被検者の被観察領域からの白色光の反射光を受光して反射光画像を撮像し、かつ、前記第１励起光が前記光源部から前記被検者の被観察領域に照射された場合に、該被検者の被観察領域に含まれる自家蛍光物質から発せられる自家蛍光を受光して自家蛍光画像を撮像する撮像部と、
前記被検者の被観察領域に含まれる自家蛍光物質から発せられる自家蛍光が血液により吸収され、前記自家蛍光画像の信号強度が該血液の量に応じて低下するのを補正するための補正係数を有し、該補正係数の中から前記反射光画像の反射率に対応する補正係数を求め、該求めた補正係数を用いて前記自家蛍光画像の信号強度を補正し、さらに、前記白色光が被検者の被観察領域に照射され、該被検者の被観察領域からの白色光の反射光が前記撮像部により受光されるまでの第１伝播長と、前記第１励起光が被検者の被観察領域に照射され、該被検者の被観察領域に含まれる自家蛍光物質から発せられる自家蛍光が前記撮像部により受光されるまでの第２伝播長との違いに応じて、前記反射光画像の反射率と前記自家蛍光画像の信号強度との間に生じる非線形性を補正する画像補正部とを備えることを特徴とする内視鏡診断装置。 A light source unit that emits one or more first excitation lights having different center wavelengths for emitting white light and one or more autofluorescences from a plurality of autofluorescent substances included in the observation region of the subject;
When the white light is irradiated from the light source unit onto the subject's observation area, the reflected light image of the white light from the observation area of the subject is received and a reflected light image is captured; and When the first excitation light is irradiated from the light source unit to the observation area of the subject, the self-fluorescence emitted from the autofluorescent substance contained in the observation area of the subject is received An imaging unit that captures a fluorescent image;
Correction coefficient for correcting that autofluorescence emitted from the autofluorescent material contained in the subject's observation region is absorbed by blood and that the signal intensity of the autofluorescence image is reduced according to the amount of blood A correction coefficient corresponding to the reflectance of the reflected light image is determined from the correction coefficient, the signal intensity of the autofluorescence image is corrected using the calculated correction coefficient , and the white light is A first propagation length until the imaging region receives the reflected light of the white light from the observation region of the subject and the white light reflected from the observation region of the subject, and the first excitation light Depending on the difference in the second propagation length until the imaging unit receives the autofluorescence emitted from the autofluorescent material included in the subject's observation area. The reflectance of the reflected light image and the signal intensity of the autofluorescence image Endoscopic diagnosis apparatus characterized by comprising an image correcting unit for correcting the non-linearity occurring.
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