JPH01101965A - Endoscopic spectral diagnostic apparatus - Google Patents

Abstract

PURPOSE:To obtain data effective for the diagnosis of a lesion part in real time, by discriminating whether the chromaticity point calculated by a spectral measuring means is in an abnormal range on a chromaticity diagram. CONSTITUTION:An endoscopic spectral diagnostic apparatus contains an endoscope 1 and a spectral measuring device 22. The spectral data from the spectral measuring device 22 is inputted to an operational comparing circuit 40 through a signal processing part 36. The chromaticity point calculated by the operational comparing circuit 40 is displayed on the UV chromaticity diagram of an image display apparatus 42. A discrimination circuit 41 discriminates whether the chromaticity point calculated by the operational comparing circuit 40 is abnormal and operates an information circuit 54 in the case of abnormality.

Description

【発明の詳細な説明】 ［産業上の利用分野］ 本発明は内視鏡を用いて分光的診断を行う経内視鏡分光
診断装置に関する。DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION [Industrial Application Field] The present invention relates to a transendoscopic spectroscopic diagnostic apparatus that performs spectroscopic diagnosis using an endoscope.

［従来の技術］ 内視鏡を使用して計測したデータを診断の補助手段に利
用する試みには多くの提案があり、分光データの利用も
その１つである。例えば特開昭６１−１０７４８２号公
報においては白色光を所望位置へ尋き、照明した被検体
からの反射光を通過させる半透明鏡と前記反射光のうち
所望の波長帯域のみを通過させるユニバーサルフィルタ
と前記ユニバーサルフィルタから出力された複数種類の
波長光による複数種類の画像の各部の強度をそれぞれ画
像として測定する手段と、前記複数種類の画像の各対応
部分の強度差を得る手段により構成された光学的撮影装
置が提案されている。そこではユニバーサルフィルタか
ら得られる複数の画像を重ね合せることにより正常部と
異常部の強度差を拡大して識別し易くしようとするもの
である。[Prior Art] There have been many proposals for using data measured using an endoscope as an auxiliary means for diagnosis, and the use of spectral data is one of them. For example, in Japanese Patent Application Laid-Open No. 61-107482, a semi-transparent mirror that directs white light to a desired position and passes reflected light from an illuminated object, and a universal filter that passes only a desired wavelength band of the reflected light. and a means for measuring the intensity of each part of a plurality of types of images by the plurality of wavelengths of light outputted from the universal filter, respectively, and a means for obtaining an intensity difference of each corresponding part of the plurality of types of images. Optical imaging devices have been proposed. In this method, a plurality of images obtained from a universal filter are superimposed to enlarge the difference in intensity between a normal region and an abnormal region, thereby making it easier to identify the region.

一方、特開昭６０−７９２５１号公報では内視鏡先端に
光分岐ミラーを付け、直視できない部分の分光測定を行
い、そのスペクトルを演算処理し、物体の分光分析を行
う画像観察診断装置を提案している。On the other hand, Japanese Patent Application Laid-Open No. 60-79251 proposes an image observation and diagnosis device that attaches a light branching mirror to the tip of an endoscope, performs spectroscopic measurements of areas that cannot be viewed directly, processes the spectra, and performs spectroscopic analysis of objects. are doing.

［発明が解決しようとする問題点］ 上記特開昭６１−１０７４８２号公報のものでは正常部
と異常部の分光的違いをユニバーサルフィルタで選択的
に取出し、その複数画像を重ね合せて強度差を拡大する
としているが、ユニバーサルフィルタの具体的波長特性
の提示もなく、選択的波長画像をコンピュータ処理によ
り重ね合せて表示するとしているが、この内容を具体的
に述べられたものではない。また、この公報のものでは
選択的波長による画像をフィルムに撮影する例が開示さ
れているが、医療診断の現場において、強度差拡大画像
を得るには使用するユニバーサルフィルタに対し、所望
の巽常部であったらその画像を・記録するのに際しフィ
ルムとしてポジーポジの組合わせがよいのか、ネガ−ポ
ジの組合わせがよいのかを決めることは、診断を第１の
目的とする医師にとって非常に煩わしいことである。さ
らに、通常の内視鏡検査においてさえ充分とは言えない
光量の下で、所望の波長域しか通過させないユニバーサ
ルフィルタを用い、あまつさえ、偏光フィルタも使うと
いうことになればその光量は極度に少なく、患者の負担
を出来るだけ少なくするために、短い臨床時間で行う内
視鏡検査において写真撮影の機会は極端に少い。また、
特開昭６０−７９２５１号公報のものではスペクトルを
演算処理して被検体の分光分析を行うとしているが高い
データをリアルタイムで提供する具体的開示がない。[Problems to be Solved by the Invention] In the method disclosed in Japanese Patent Application Laid-Open No. 107482/1982, the spectral differences between normal and abnormal areas are selectively extracted using a universal filter, and the multiple images are superimposed to calculate the intensity difference. Although it is stated that it will be enlarged, there is no presentation of specific wavelength characteristics of the universal filter, and that selective wavelength images will be superimposed and displayed using computer processing, but this content is not specifically stated. Furthermore, although this publication discloses an example of photographing images using selective wavelengths on film, in the field of medical diagnosis, it is difficult to obtain a desired standard for the universal filter used to obtain images with magnified intensity differences. Deciding whether it is better to use a combination of positive and negative film or a combination of negative and positive when recording images is extremely troublesome for doctors whose primary purpose is diagnosis. It is. Furthermore, even in normal endoscopy, the amount of light is not sufficient, so if you use a universal filter that only passes the desired wavelength range, and even a polarizing filter, the amount of light is extremely small. In order to minimize the burden on patients, there are extremely few opportunities to take photographs during endoscopy, which is performed in a short clinical time. Also,
Although JP-A No. 60-79251 states that spectroscopic analysis of a subject is performed by processing spectra, there is no specific disclosure of providing high-quality data in real time.

本発明はかかる状況に鑑みてなされたもので、その目的
とするところは、臨床現場において患者、医師双方に特
別の負担を強いることなく、病変部診断の有力な補助手
段になるような経内？５２鏡分光診断装置を提供するこ
とにある。The present invention was made in view of this situation, and its purpose is to provide an intravenous therapy that does not impose a special burden on both patients and doctors in clinical practice, and that can serve as an effective auxiliary means for diagnosing lesions. ? An object of the present invention is to provide a 52-mirror spectroscopic diagnostic device.

［問題点を解決するための手段および作用１体腔内等に
挿入可能な内視鏡と、該内視鏡を介して観察部位又はそ
の一部を分光測定する分光測定手段とを有する経内視鏡
分光診断装置において、前・配分光測定手段により算出
した色度点が色度図上で異常の箱間に入るか否かの識別
手段と、その識別手段が異常である場合に異常であるこ
とを告知する告知手段とを設けることにより、異常であ
る場合には術者にその異常を告知し、有効な診断の補助
機能を有するようにしている。[Means and effects for solving the problem 1 Transendoscopy having an endoscope that can be inserted into a body cavity, etc., and a spectroscopic measurement means for spectroscopically measuring the observation site or a part thereof through the endoscope In a mirror spectroscopic diagnostic device, a means for identifying whether or not a chromaticity point calculated by a front/distributed light measuring means falls between abnormal boxes on a chromaticity diagram, and an abnormality when the identifying means is abnormal. By providing a notification means to notify the operator of an abnormality, the operator is provided with a notification means to notify the operator of the abnormality, thereby providing an effective diagnostic auxiliary function.

［実施例］ 以下、図面を参照して本発明を具体的に説明する。[Example] Hereinafter, the present invention will be specifically described with reference to the drawings.

第１図ないし第１１図は本発明の第１実施例に係り、第
１図は本発明の第１実施例の構成図、第２図はその要部
の概略的な構成の説明図、第３図はディテクタの正面図
、第４図は演算比較手段の構成図、第５図は測定動作の
タイムチャート図、第６図は色特性の説明図、第７図及
び第８図は具体的な測定データによる色特性図、第９図
は同一色票を条件を変えて測定した測定図、第１０図は
異る色票に対して測定条件を変えて得られた測定値を色
度座標で表わした測定図、第１１図は多数の測定結果が
基準点に集束することを示す図、第１２図は本発明の第
２実施例の構成図である。1 to 11 relate to a first embodiment of the present invention, FIG. 1 is a configuration diagram of the first embodiment of the present invention, FIG. Figure 3 is a front view of the detector, Figure 4 is a configuration diagram of the calculation and comparison means, Figure 5 is a time chart of measurement operation, Figure 6 is an explanatory diagram of color characteristics, and Figures 7 and 8 are specific diagrams. Figure 9 is a measurement diagram of the same color patch measured under different conditions, and Figure 10 is a chromaticity coordinate diagram of the measured values obtained under different measurement conditions for different color patches. FIG. 11 is a diagram showing that a large number of measurement results are converged on a reference point, and FIG. 12 is a configuration diagram of a second embodiment of the present invention.

第１図中１は内視鏡であり、これは細長で可撓性の挿入
部２、湾曲用ノブ等が設けられた操作部３及びライトガ
イドケーブル４とからなる。挿入部２の先端部５には対
物レンズ６が設けられており、また、操作部３の後端に
形成した接眼部７には接眼レンズ８が設けられている。Reference numeral 1 in FIG. 1 is an endoscope, which includes an elongated and flexible insertion section 2, an operating section 3 provided with a bending knob, etc., and a light guide cable 4. An objective lens 6 is provided at the distal end 5 of the insertion section 2, and an eyepiece 8 is provided at an eyepiece section 7 formed at the rear end of the operating section 3.

挿入部２及び操作部３の内部には上記対物レンズ６と接
眼レンズ８とを連結し、光学像を伝送するイメージガイ
ド９が内挿されている。そして、これらにより観察視野
像を伝送する送像用手段を構成している。An image guide 9 is inserted into the insertion section 2 and the operation section 3 to connect the objective lens 6 and the eyepiece 8 and to transmit an optical image. These constitute an image transmission means for transmitting an observation visual field image.

また、この内祝１１１内には上記挿入部２、操作部３及
びライトガイドケーブル４にわたつて第１のライトガイ
ド１１からなる送光用手段が内挿されている。ライトガ
イドケーブル４の延出先端のライトガイドコネクタを光
源１２に対しｌ１ｌｉ自在で連結できるようにしている
。しかして、光ｍ１２内のランプ１２Ａから白色光が供
給される。Furthermore, a light transmitting means consisting of a first light guide 11 is inserted into the inner cover 111, extending over the insertion section 2, the operation section 3, and the light guide cable 4. The light guide connector at the extending end of the light guide cable 4 can be freely connected to the light source 12. Thus, white light is supplied from the lamp 12A within the light m12.

一方、上記内視鏡１の接眼部７には導光手段としての導
光スコープ１３の観察アダプタ１４が着脱自在に装着さ
れる。この１１察アダプタ１４には接眼部７を通して得
られる光像を観察するための観察用レンズ１５が設けら
れていて、これにより観察手段を構成している。さらに
、観察用レンズ１５の手前の光路上には分割プリズム１
６により光を分割する導出手段が設けられている。つま
り、この分割プリズム１６は内視鏡１側からの光像の光
■を分割し、その一部を観察用レンズ１５に、残りを上
記導光スコープ１３に送るようになっている。On the other hand, an observation adapter 14 of a light guiding scope 13 as a light guiding means is detachably attached to the eyepiece 7 of the endoscope 1. This 11-detection adapter 14 is provided with an observation lens 15 for observing the optical image obtained through the eyepiece 7, and constitutes an observation means. Furthermore, a splitting prism 1 is placed on the optical path in front of the observation lens 15.
6 is provided with a deriving means for splitting the light. That is, this splitting prism 16 splits the light image (2) from the endoscope 1 side, and sends a part of it to the observation lens 15 and the rest to the light guide scope 13.

上記導光スコープ１３は第１−で示すように可撓性のケ
ーブル１７内に第２のライトガイド１８を挿通してなり
、この第２のライトガイド１８の一端は結像レンズ１９
を介して上記分割プリズム１６に対し光学的に連結され
ている。また、ケーブル１７の延出先端には測定用アダ
プタ２１が設けられている。そして、この測定用アダプ
タ２１を分光測定器２２に接続することにより上記第２
のライトガイド１８の他端をその分光測定器２２の分光
手段に接続するようになっている。この分光測定器２２
は複数の反射ミラー２３．２３と分光用回折格子２４と
からなる分光手段を設け、さらに、この分光された光は
マルチチャンネルフォトセンサからなるデイ°テクタ２
５により検出される。The light guide scope 13 is constructed by inserting a second light guide 18 into a flexible cable 17, as shown by the first -, and one end of this second light guide 18 is connected to an imaging lens 19.
It is optically connected to the splitting prism 16 via. Further, a measurement adapter 21 is provided at the extending end of the cable 17. By connecting this measurement adapter 21 to the spectrometer 22, the second
The other end of the light guide 18 is connected to the spectroscopic means of the spectrometer 22. This spectrometer 22
is provided with a spectroscopic means consisting of a plurality of reflection mirrors 23, 23 and a spectroscopic diffraction grating 24, and furthermore, this spectroscopic light is transmitted to a detector 2 consisting of a multi-channel photosensor.
Detected by 5.

一方、上記接眼部７においてイメージガイド９の入射端
面に対向する部位には第２図で示すようにマスク２８が
設けられている。また、このマスク２８にはその観察視
野内に表示される円形のレチクル３０が付設されている
。On the other hand, as shown in FIG. 2, a mask 28 is provided at a portion of the eyepiece section 7 that faces the entrance end surface of the image guide 9. Further, a circular reticle 30 is attached to the mask 28, which is displayed within the observation field of view.

尚、上記第２のライトガイド１８の光軸は、上記レチク
ル３０の光軸に一致し、大きさは上記レチクル３０の像
と同じにし、上記レチクル３０の外の光を遮断している
。The optical axis of the second light guide 18 coincides with the optical axis of the reticle 30, has the same size as the image of the reticle 30, and blocks light outside the reticle 30.

上記第２のライトガイド１８の出射端部３１は第２図で
示づようにその各光学繊維３２・・・を偏平状に例えば
１列に並べてなり、平板状に形成されている。この出射
端部３１は測定用アダプタ３３に組み込まれている。そ
して、この測定用アダプタ３３を用いて分光測定器２２
に連結されるようになっている。As shown in FIG. 2, the output end 31 of the second light guide 18 is formed into a flat plate by arranging optical fibers 32 in a flat shape, for example, in one row. This emission end portion 31 is incorporated into a measurement adapter 33. Then, using this measurement adapter 33, the spectrometer 22
It is now connected to.

また、この平板状の出ｒＪ４端部３１に対向する上記分
光測定器２２の本体部にはそのライン状に配列した各光
学繊維３２・・・から出射する光を通すスリット部材３
４が設ｄされている。In addition, in the main body of the spectrometer 22 facing the flat output rJ4 end 31, there is a slit member 3 through which light emitted from each of the optical fibers 32 arranged in a line passes through.
4 is set.

一方、上記マルチチャンネルフォトセンサからなるディ
テクタ２５は第３図で示すように各検出用画素部３５・
・・が縦に長く形成されている。そして、前述した出射
端部３１における各光学績１１３２・・・は分光測定器
２２に装着されたとき上記ディテクタ２５の受光面に対
して第３図で示す位置に光学的に共役な位置にある。す
なわち、ディテクタ２５の中央における１つの細長い画
素部３５の上に並ぶ位置に対応位置するようになってい
る。On the other hand, the detector 25 consisting of the multi-channel photosensor has each detection pixel section 35 and
... is formed vertically. Each optical result 1132 at the output end 31 described above is located at a position optically conjugate to the light-receiving surface of the detector 25 as shown in FIG. 3 when mounted on the spectrometer 22. . That is, it is arranged to correspond to a position lined up above one elongated pixel section 35 in the center of the detector 25.

このディテクタ２５で検出された信号は信号処理部３６
に送られ、ここでＡ／Ｄ変換、波長校正、ノイズ除去等
の処理が行われ、その出力は分光特性表示器３７に送ら
れ、被検体３８の分光特性が表示される。The signal detected by this detector 25 is processed by a signal processing section 36.
Here, processing such as A/D conversion, wavelength calibration, and noise removal is performed, and the output is sent to a spectral characteristic display 37, where the spectral characteristics of the subject 38 are displayed.

一方、前記信号処理部３６の出力はいわゆるＧＰ−ＩＢ
のライン３９を経由して、演算比較手段を構成する演算
比較器４０に入力し、その出力は識別回路４１に入力さ
れると共に、画像表示装置４２に入力される。On the other hand, the output of the signal processing section 36 is a so-called GP-IB
The signal is input to an arithmetic comparator 40 constituting an arithmetic comparison means via a line 39, and its output is input to an identification circuit 41 and an image display device 42.

上記演算比較回路４０は、第４図で示すようにライン３
９を介して送られた分光データの読取り手段４３、この
読取り手段４３から色度を算出する色度算出手段４４、
集束白色度の色度データを呼出すデータ呼出し手段４５
、得られた色度点から各色度点間の角度を算出する角度
算出手段４６、その角度が前記データ呼出し手段より得
られた病変別角度と比較する角度比較手段４７、その結
果を画像表示用データとして出力づる出力手段４８とか
ら構成されている。この演算比較回路４０で得たそのデ
ータは画像表示装置４２に第１図に示すようにｔニタ画
面上にＵＶ色度図を表示し、このＵＶ色度図上で、被検
部の色度点Ａと正常部の色度点Ｎと集束白色点Ｃと、／
ＡＣＮとが表示される。尚、データ呼出し手段４５は、
集束白色点の色度データを記憶する集束白色点データ記
憶部４９からこの色度データの読出しを行う。The arithmetic comparison circuit 40 operates on line 3 as shown in FIG.
9, a chromaticity calculation means 44 for calculating chromaticity from this reading means 43;
Data calling means 45 for calling chromaticity data of focused whiteness
, an angle calculation means 46 for calculating the angle between each chromaticity point from the obtained chromaticity points, an angle comparison means 47 for comparing the angle with the lesion-specific angle obtained from the data calling means, and the result for image display. The output means 48 outputs data as data. The data obtained by the arithmetic comparison circuit 40 is used to display a UV chromaticity diagram on the monitor screen as shown in FIG. 1 on the image display device 42. Point A, the chromaticity point N of the normal area, and the focused white point C, /
ACN is displayed. Note that the data calling means 45 is
This chromaticity data is read out from the focused white point data storage section 49 that stores the chromaticity data of the focused white point.

一方、信号処理部３６により信号処理された正常部位の
データはデータ記憶部５０に記憶できるようにしてあり
、被検部３８に対する分光的診断を行う際に基準データ
（リファレンスデータ）として用いられる。On the other hand, the data of the normal region subjected to signal processing by the signal processing section 36 can be stored in the data storage section 50, and is used as standard data (reference data) when performing spectroscopic diagnosis of the subject section 38.

尚、集束白色点の色度データは、この装置を用いて算出
した複数の色度データにより決定され、この集束白色点
のデータは例えばＲＯＭ等に置換して集束白色点データ
記憶部４９に保持される。Note that the chromaticity data of the focused white point is determined by a plurality of chromaticity data calculated using this device, and this focused white point data is stored in the focused white point data storage unit 49 by replacing it with a ROM etc., for example. be done.

尚、上記データ呼出し手段４５は前記角度算出手段６の
前であれば、いずれに設置してもよい。The data calling means 45 may be installed anywhere before the angle calculating means 6.

また、上記ＩＩ寮アダプタ１４にはアダプタ５１を介し
てカメラ５２が装着でき、被検部３８の画像を記録でき
るようになっている。Further, a camera 52 can be attached to the II dormitory adapter 14 via an adapter 51 so that an image of the subject part 38 can be recorded.

このカメラ５２は、上記識別回路４１が異常部であると
判断した場合にはカメラレリーズ制御回路５３を介して
カメラ５２のレリーズを押し、写真Ｒｍを行うようにし
ている。In this camera 52, when the identification circuit 41 determines that there is an abnormality, the release of the camera 52 is pressed via the camera release control circuit 53 to take a photograph Rm.

さらに、上記識別回路４１が異常部であると判断した場
合には、告知回路５４を動作させて、術者に告知できる
ようにしである。この第１実施例では、識別回路４１の
出力は音信号発生回路５５に入力され、識別回路４１が
異常であると判断した場合には音信号を発生させ、この
音信号はスピーカ５６により警告音になり、術者に音声
的に警告する。Furthermore, if the identification circuit 41 determines that there is an abnormality, the notification circuit 54 is activated to notify the operator. In this first embodiment, the output of the identification circuit 41 is input to the sound signal generation circuit 55, and when the identification circuit 41 determines that there is an abnormality, it generates a sound signal, and this sound signal is transmitted by the speaker 56 to generate a warning sound. and gives audible warning to the caster.

このように構成された分光診断装置の作用を以下に説明
する。The operation of the spectroscopic diagnostic apparatus configured in this way will be explained below.

まず、内視鏡１の挿入部２を体腔内に導入し、導光スコ
ープ１３の観察アダプタ１４を通じて被検部３８を観察
する。そして、挿入部２の先端部５の位首を変えてｌ！
察視野内に表示されるレチクル３０を、予め正常部に向
けてそのデータの取込みを行い、信号処理部３６を経て
、正常部データがデータ記憶部５０に記憶させる。First, the insertion section 2 of the endoscope 1 is introduced into a body cavity, and the subject 38 is observed through the observation adapter 14 of the light guide scope 13. Then, change the position of the tip 5 of the insertion section 2 and press L!
The reticle 30 displayed within the observation field is directed toward the normal area in advance to capture the data, and the normal area data is stored in the data storage unit 50 via the signal processing unit 36.

次に、上記レチクル内に、計測したい被検部３８の像を
内接させるようにする。Next, an image of the object to be measured 38 to be measured is inscribed in the reticle.

一方、このとき、被検品３８の像は観察アダプタ１４を
通じて全体的に観察されるとともに、その一部の光は分
割プリズム１６により分割され、導光スコープ１３の第
２のライトガイド１８を通じて伝送される。そして、こ
の第２のライトガイド１８の入射端面は上記レチクル３
０に共役な位置にあり、且つ上記レチクル３０の第２の
ライトガイド１８上の像と大きさが等しいので、この第
２のライトガイド１８に入射する光は被検部３８から発
する光のみとなる。On the other hand, at this time, the image of the test object 38 is observed entirely through the observation adapter 14, and part of the light is split by the splitting prism 16 and transmitted through the second light guide 18 of the light guide scope 13. Ru. The incident end surface of this second light guide 18 is connected to the reticle 3.
0 and is the same size as the image on the second light guide 18 of the reticle 30, the light that enters the second light guide 18 is only the light emitted from the object 38. Become.

この光は分光測定器２２において必要な波長範囲に分光
されてディテクタ２５の受光面に入射する。このとき分
光された波長範囲は第３図で示すように各画素部３５・
・・の配列方向へ拡がることになる。そして、この各画
素部３５・・・において各波長成分が計測される。この
計測されたデータは信号処理部３６により処理され、表
示装Ｗ１３７に表示される。This light is separated into a necessary wavelength range by the spectrometer 22 and enters the light receiving surface of the detector 25 . At this time, the separated wavelength range is as shown in FIG.
... will expand in the direction of the array. Then, each wavelength component is measured in each pixel section 35.... This measured data is processed by the signal processing section 36 and displayed on the display W137.

一′方、この被検部３８の測定に先立ち行われた正常部
の測定データが、データ記憶部５０に記憶されており、
この正常部のデータは演算比較器４０の分光データ読取
り手段４３で読取られ、色度算出手段４４により正常部
の色度点（Ｎ）が算出される。次に、被検部３８の測定
データが信号処理部３６を経て分光データ読取り手段４
３で読取られ、色度算出手段４４によりその色度点（Ａ
）が算出される。一方、予め記録されている集束白色点
（Ｃ）の色度点データがデータ呼出し手段４５により呼
出される。次に、角度算出手段４６により１ＡＣＮが算
出され（第６図）、これは先にデータ呼出し手段４５に
より呼出した所定角度データと比較され、その結果が出
力手段４８により出力され、画像表示装置４２によりモ
ニタ画面上に第１図又は第６図に示すように表示される
。また、この出力手段４８の出力は、識別回路４１にも
入力される。しかして、色度図上で１ＡＣＮが異常と児
なされる箱間の場合、つまり角１ＡＣＮ〉α（この角度
αは病変部位の種類により、異常と見なされる値が予め
設定される）の場合識別回路４１はその出力レベルがＨ
″になり告知回路５４を動作させ、Ｈ告白を発すると共
に、カメラレリーズ制御回路５３にも“Ｈ”を出力して
レリーズ動作を行わせ、シャッタを切り写真瞳影を行わ
せ、異常と見なされる被検部３８を含む観察部位を写真
撮影して記録する。これらのプロセスを第５図に示す。On the other hand, the measurement data of the normal part performed prior to the measurement of this test part 38 is stored in the data storage part 50,
The data of this normal part is read by the spectral data reading means 43 of the arithmetic comparator 40, and the chromaticity point (N) of the normal part is calculated by the chromaticity calculating means 44. Next, the measurement data of the test section 38 is passed through the signal processing section 36 to the spectral data reading means 4.
3, and the chromaticity point (A
) is calculated. On the other hand, the chromaticity point data of the focused white point (C) recorded in advance is called up by the data calling means 45. Next, 1ACN is calculated by the angle calculating means 46 (FIG. 6), which is compared with the predetermined angle data previously called out by the data calling means 45, and the result is outputted by the outputting means 48, and the image display device 42 This is displayed on the monitor screen as shown in FIG. 1 or FIG. 6. The output of this output means 48 is also input to the identification circuit 41. Therefore, the case between the boxes where 1ACN is considered abnormal on the chromaticity diagram, that is, the case where the angle 1ACN>α (this angle α is preset to a value that is considered abnormal depending on the type of lesion site), can be identified. The output level of the circuit 41 is H.
'', the notification circuit 54 is activated, an H confession is issued, and the camera release control circuit 53 is also outputted with ``H'' to perform the release operation, the shutter is cut, and a photographic pupil shadow is performed, which is considered abnormal. Photographs are taken and recorded of the observed region including the subject part 38. These processes are shown in FIG.

上記警告音により、医師はその部分をさらに詳細に見る
ように注意が喚起される。The audible alarm alerts the physician to look more closely at the area.

また、その被検部位がすでに写真撮影により記録されて
いるので、後で詳細に調べることもできる。Furthermore, since the area to be examined has already been photographed and recorded, it can be examined in detail later.

なお、上記識別回路４１により異常であるか否かのしき
い値となる角度データは癌、潰瘍及びびらん等に固有の
データを入力しておけば、これらと被検部の角度データ
を比較することにより診断することもできる。第７図は
内視！ｉ（ＯＭＡ）によって測定された単一の患者の胃
の粘膜の色特性を具体的に計測したデータの分布を示す
。また、第８図は同じく測定された複数の患者について
の分布状況を合せて示すものである。それぞれ一定の特
別な傾向を示していることが分る。It should be noted that if the angle data used as the threshold for determining whether or not it is abnormal by the identification circuit 41 is data specific to cancer, ulcer, erosion, etc., it is possible to compare these data with the angle data of the test area. Diagnosis can also be made by Figure 7 is internal view! The distribution of data specifically measuring the color characteristics of a single patient's gastric mucosa measured by i(OMA) is shown. Moreover, FIG. 8 also shows the distribution situation for a plurality of patients who were similarly measured. It can be seen that each of them shows a certain special tendency.

尚、画像表示装置４２に表示される内容は、前述のよう
に色度図とこの色度図上での被検部の色度点Ａ１正常部
の色度点Ｎ及び集束白色点Ｃ１そして／ＡＣＮとが表示
され、さらに必要に応じデータ呼出し手段４５により呼
出したデータも表示できる。As mentioned above, the contents displayed on the image display device 42 include the chromaticity diagram, the chromaticity point A of the test area on this chromaticity diagram, the chromaticity point N of the normal area, the focused white point C1, and/ ACN is displayed, and if necessary, data retrieved by the data retrieval means 45 can also be displayed.

ところで、上記角度算出手段４６によって、１ＡＣＮを
算出し、この角度１ＡＣＮの大きざで被検部が正常ある
いは異常であるかの判別を行うが、この判別法が有効で
あることについて以下に詳述する。By the way, 1ACN is calculated by the angle calculation means 46, and it is determined whether the test area is normal or abnormal based on the size of this angle 1ACN.The effectiveness of this determination method will be described in detail below. do.

一般的に、被検体迄の距離とか照明する角度等によって
、分光精度は変化すると考えられる。Generally, spectral accuracy is considered to vary depending on the distance to the object, the angle of illumination, etc.

すなわち、成る色票、例えばＲ１色票までの距離及び角
度を変えたときの分光反射特性を第９図（ａ）、（ｂ）
に示す。この図から、測定条件を変えると、スペクトル
の形は変化しないが、反射率の絶対値は大きく変化する
ことが判る。That is, the spectral reflection characteristics when changing the distance and angle to the color patch, for example, the R1 color patch, are shown in FIGS. 9(a) and (b).
Shown below. From this figure, it can be seen that when the measurement conditions are changed, the shape of the spectrum does not change, but the absolute value of the reflectance changes greatly.

そこでＣＩＥ−１９６０ｕｖ色度値（？！ＩＪ察光源Ｄ
６５）をＲ１，Ｒ２色票について計篩した結果を第１０
図に示す。この図から明らかなように距離、角度を変え
て測定した色度値はＲ１については、ｖ　＝　０．４２
１ｖ　＋０．２０２　、Ｒ２色票では、■＝１．５２７
ｕ　−０，０１３３の直線上にある。また、第１１図で
示されるように他の１６個の色票についても３５個の組
合せで測定した色度値はすべて（０，１８８゜０、２７
６）を交点とした直線上にあるというきわめて興味深い
実験結果が得られた。なお、１８種の色票のこの座標で
の標準偏差はｕ　＝　０．００７７、　ｖ　＝０．０１
２０であった。Therefore, CIE-1960uv chromaticity value (?! IJ light detection source D
65) for R1 and R2 color chips.
As shown in the figure. As is clear from this figure, the chromaticity values measured at different distances and angles are v = 0.42 for R1.
1v +0.202, R2 color chart, ■=1.527
It lies on the straight line of u -0,0133. Furthermore, as shown in Fig. 11, the chromaticity values measured for 35 combinations of the other 16 color chips are all (0,188°0, 27
A very interesting experimental result was obtained that the line lies on a straight line with the intersection point 6). Note that the standard deviation of the 18 color charts at this coordinate is u = 0.0077, v = 0.01
It was 20.

Ｄ６５の色度値は（０，１９Ｂ、　０．３１２）、内視
鏡照明の色度値（分光放射計による測定値）は（０，２
０Ｂ。The chromaticity value of D65 is (0,19B, 0.312), and the chromaticity value of endoscope illumination (value measured by a spectroradiometer) is (0,2B, 0.312).
0B.

０．３３１）であり交点の色度値とは一致しない。すな
わち、交点の座標は本内視鏡分光器の光学系、照明系な
どを含めた基礎刺激と考えることができる。0.331) and does not match the chromaticity value of the intersection. In other words, the coordinates of the intersection point can be considered as a basic stimulus including the optical system, illumination system, etc. of this endoscope spectrometer.

従って、この基礎刺激に基づいた主波長を用いることに
より距離、照明角変の影響を除去することができる。Therefore, by using the dominant wavelength based on this basic stimulus, the influence of distance and illumination angle changes can be removed.

つまり、測定距離及び角度の如何にかかわらず、その主
波長は変わらず、且つ各色度点の色度図中心方向への延
長は一点で交わる事を示している。In other words, regardless of the measurement distance and angle, the dominant wavelength remains the same, and the extensions of each chromaticity point toward the center of the chromaticity diagram intersect at one point.

また、各色度点の色度図中心方向への延長は、内８２鏡
系及び測定系の光学的特性に依存する点、すなわち、基
礎刺激と考えられる点つまり上述した集束白色点Ｃに集
束する。逆方向へ延長してスペクトル軌跡と交わる点は
、先の基礎刺激に対する主波長と考えられる。Furthermore, the extension of each chromaticity point toward the center of the chromaticity diagram focuses on a point that depends on the optical characteristics of the inner mirror system and the measurement system, that is, the point that is considered to be the basic stimulus, that is, the focused white point C mentioned above. . The point extending in the opposite direction and intersecting the spectral locus is considered to be the dominant wavelength for the previous basic stimulus.

上記測定結果から次のようなことが予測される。The following is predicted from the above measurement results.

つまり、正常部と異常部とに何らかの色相あるいは色彩
上の差異があるとすると、色度図上において、正常部の
主波長からずれたものになることが予測され、正常部の
主波長を基準和してそのずれ間から正常部位か否かを判
断する診断法が考えられる。この場合、正常部の主波長
は、測定に用いる内視鏡等の分光特性に左右されるであ
ろうが、その場合でも正常部は色度図上で主波長線上を
移動するのみであるので、基準となる正常部の主波長に
対し、そのずれ角度の大きさで異常であるか否かを判定
することは、異る測定系でも客観性を有するといえよう
。In other words, if there is some kind of hue or color difference between the normal part and the abnormal part, it is predicted that the dominant wavelength of the normal part will be shifted from the dominant wavelength of the normal part on the chromaticity diagram, and the dominant wavelength of the normal part will be used as the standard. A diagnostic method can be considered in which it is determined whether the area is normal or not based on the difference between the two. In this case, the dominant wavelength of the normal part will depend on the spectral characteristics of the endoscope used for measurement, but even in that case, the normal part will only move on the dominant wavelength line on the chromaticity diagram. It can be said that determining whether or not there is an abnormality based on the magnitude of the deviation angle with respect to the dominant wavelength of the standard normal region has objectivity even in different measurement systems.

この考えに基づいて、正常部と各種異常部を色度図上で
表示して分類したものが第７図及び第８図に示してあり
、これらの図から、この方法が有力な診断法の一つであ
ることの裏づけになることが分る。Based on this idea, normal areas and various abnormal areas are displayed and classified on a chromaticity diagram as shown in Figures 7 and 8. From these figures, it is clear that this method is an effective diagnostic method. This proves that they are one.

この第１実施例によれば、正常部と被検部の色度点を算
出することによりそれ等の色度点と、集束白色点とのな
す角度を所定の角度データと比較することにより病変診
断の有力な補助情報を実質上リアルタイムで提供できる
。According to this first embodiment, the chromaticity points of the normal area and the examined area are calculated, and the angle between these chromaticity points and the focused white point is compared with predetermined angle data to detect the lesion. Effective auxiliary information for diagnosis can be provided virtually in real time.

又、異常部と見なされる角度領域、つまり／ＡＣＮがα
以上になる部位に対しては訂告白により医者に告知でき
るようにしであるので、その部位を見逃すことを確実に
防止できると共に、その部位を含む観察部位を写真撮影
しであるので、後から詳細に調べることもできる。Also, the angular region considered to be an abnormal part, that is, /ACN is α
Since the doctor can be notified of the above areas through a correctional confession, it is possible to definitely prevent the area from being overlooked, and since the observation area including the area can be photographed, detailed information can be obtained later. You can also look it up.

尚、上記第１実施例では、異常部と見なされる場合音信
号発振υ１１１１回路５５から行告白を発するようにし
ているが１．’ＡＣＮの大きさに応じて“異常部″と見
なされる場合におけるその可能性のある病変名を画像表
示装置４２のモニタ画面上にリストアツブしたり、ある
いは音信号発振制御回路５５内のＲＯＭ等に音声データ
として登録しておき、角度／ＡＣＮが最小の異常値を越
えた場合から可能性のある病変名を音声で発するように
しても良い。又、演鋒比較回路４０内に部位、病変等に
より異った角度α１．Ｃ２，Ｃ３，・・・を設定し、選
択手段を設けて任意に識別境界を選択できるようにして
も良い。In the first embodiment, the sound signal oscillation υ1111 circuit 55 issues a line confession when it is deemed to be an abnormal part.1. 'Depending on the size of the ACN, the name of the possible lesion that is considered to be an "abnormal area" can be restored on the monitor screen of the image display device 42 or stored in the ROM, etc. in the sound signal oscillation control circuit 55. It may be registered as voice data, and the possible lesion name may be voiced when the angle/ACN exceeds the minimum abnormal value. In addition, angles α1. C2, C3, . . . may be set, and a selection means may be provided so that the identification boundary can be arbitrarily selected.

又、音信号による告知の他にランプとかＬＥＤを点灯す
る等、光による告知手段でも良いし、両方で告知するよ
うにしても良い。Further, in addition to the notification by a sound signal, a notification means by light such as lighting a lamp or an LED may be used, or notification may be made by both methods.

第１２図は本発明の第２実施例のご断装置６１を示す。FIG. 12 shows a cutting device 61 according to a second embodiment of the present invention.

この診断装置６１は、面順次式電子スコープ６２と、こ
の電子スコープ６２を接続することにより面順次照明光
を供給する面順次光源部６３及び信号処理を行う信号処
理部６４とを内蔵したビデオプロセッサ６５と、このビ
デオプロセッサ６５に接続される色度計算装置６６と、
前記信号処理部６４による映像信号をカラー表示すると
共に、異常と判断した場合静止画にして写真撮影を行う
静止画記録装＠６７とから構成される。This diagnostic device 61 includes a video processor incorporating a field sequential electronic scope 62, a field sequential light source section 63 that supplies field sequential illumination light by connecting the electronic scope 62, and a signal processing section 64 that performs signal processing. 65, a chromaticity calculation device 66 connected to this video processor 65,
It is comprised of a still image recording device @ 67 that displays the video signal from the signal processing section 64 in color and, if it is determined that there is an abnormality, converts it into a still image and takes a photograph.

上記電子スコープ６２は、細長の挿入部６８を有し、こ
の挿入部６８内には照明光を伝送するライトガイド６９
が挿通され、このライトガイド６９は操作部７１から外
部に延出されたユニバーサルコード７２内を挿通され、
その入射端を光源部６３に接続することによりて、光源
ｍ６３から面順次照明光が供給される。The electronic scope 62 has an elongated insertion section 68, and a light guide 69 for transmitting illumination light is provided in the insertion section 68.
is inserted, and this light guide 69 is inserted through a universal cord 72 extending outside from the operating section 71.
By connecting the incident end to the light source section 63, illumination light is sequentially supplied from the light source m63.

つまり、光源ランプ７３の白色光は、モータ７４により
回転駆動される回転フィルタ７５を通すことにより、こ
の回転フィルタ７５の周方向に扇状に設けた赤、緑、青
の色透過フィルタ（図丞略）を順次通した赤、緑、青の
照明光にされ、コンデンサレンズ７６により集光されて
ライトガイド６９の入射端面に照射される。しかして、
このライトガイド６９で伝送された照明光は、出射端面
から被写体（１！京部）側に照射される。この照明光で
照射された被写体からの反射光は、対物レンズ７７によ
り、この対物レンズ７７の焦点面に配置されたＣ０Ｄ７
Ｂに結像され、光電変換されて電荷として蓄積される。In other words, the white light from the light source lamp 73 passes through a rotary filter 75 that is rotationally driven by a motor 74, and then passes through red, green, and blue color transmission filters (not shown) provided fan-shaped in the circumferential direction of the rotary filter 75. ), the light is converted into red, green, and blue illumination light, which is condensed by a condenser lens 76 and irradiated onto the incident end face of the light guide 69. However,
The illumination light transmitted by this light guide 69 is irradiated onto the subject (1!Kyobe) side from the output end face. The reflected light from the subject irradiated with this illumination light is reflected by the objective lens 77, and the C0D7 is placed on the focal plane of the objective lens 77.
The image is focused on B, photoelectrically converted, and accumulated as a charge.

しかして、このＣ０Ｄ７８に信号ケーブルを介して、信
号処理部６４内のドライバ７９からのドライブ信号の印
加により、信号電荷は読出され、アンプ８１で増幅され
た後、Ａ／Ｄコンバータ８２でディジタル信号に変換さ
れる。By applying a drive signal from the driver 79 in the signal processing unit 64 to this C0D 78 via a signal cable, the signal charge is read out, amplified by the amplifier 81, and then converted into a digital signal by the A/D converter 82. is converted to

このディジタル信号は、Ｒフレームメモリ、Ｇフレーム
メモリ、ＲフレームメモリからなるＲ・Ｇ−Ｂフレーム
メモリ８３に入力される。この場合、赤の照明光のもと
で撮像した信号はＲフレームメモリに、緑の照明光のも
とで撮像した信号はＧフレームメモリに、青の照明光の
もとて撮像した信号はＲフレームメモリにという具合で
Ｒ−Ｇ・Ｂフレームメモリ８３に占き込まれる。しかし
て、Ｒ，Ｇ、Ｂの各フレームメモリにそれぞれ１フレ一
ム分の書き込みが終了すると、これらは同時に読出され
、Ｄ／Ａコンバータ８４でアナログ信号に戻された後、
測定域輪郭発生回路８５を経てＮＴＳＣエンコーダ８６
に入力され、ＮＴＳＣ方式の複合映像信号に変換された
後、混合器８７を経て静止画記録装置６７に入力されモ
ニタ画面に観察部位をカラー表示する。このモニタ画面
上には、測定域輪郭発生回路８５により発生された測定
域（測定部）の輪郭例えば小円が第１３図（ａ）に示す
ように１１して表示される。This digital signal is input to an R/G-B frame memory 83 consisting of an R frame memory, a G frame memory, and an R frame memory. In this case, the signal imaged under red illumination light is stored in the R frame memory, the signal imaged under green illumination light is stored in the G frame memory, and the signal imaged under blue illumination light is stored in the R frame memory. The data is stored in the R-G/B frame memory 83 in the same way as the frame memory. When one frame worth of data has been written to each of the R, G, and B frame memories, they are simultaneously read out and converted back to analog signals by the D/A converter 84.
NTSC encoder 86 via measurement area contour generation circuit 85
After being converted into an NTSC composite video signal, the signal is input to a still image recording device 67 via a mixer 87, and the observed region is displayed in color on a monitor screen. On this monitor screen, the outline of the measurement area (measuring section) generated by the measurement area outline generation circuit 85, for example, a small circle, is displayed as 11 as shown in FIG. 13(a).

尚、上記ＣＣＤ７８からの信号の読出しは、赤。Note that the signal read from the CCD 78 is red.

緑、青の各照明期間の終了に同期して行われる。This is done in synchronization with the end of each green and blue lighting period.

このため、回転フィルタ７５の回転位置は、図示しない
位置センサにより検知され、その検知信号はタイミング
ジェネレータ９１に入力される。しかして、このタイミ
ングジェネレータ９１は、この検知信りに同期してドラ
イブ信号を出力するドライバ７９をｔＩｌｌｗＪする。Therefore, the rotational position of the rotary filter 75 is detected by a position sensor (not shown), and the detection signal is input to the timing generator 91. Therefore, this timing generator 91 causes the driver 79 to output a drive signal in synchronization with this detection signal.

又、モータ７４の回転速度が変化しないように、タイミ
ングジェネレータ９１はモータドライバ９２を制御する
。さらに、このタイミングジェネレータ９１は制御回路
９３にタイミング信号を出力する。この制御回路９３は
、このタイミング信号に同期して、Ａ／Ｄコンバータ８
２のＡ／Ｄ変換のタイミングとか、Ｒ・Ｇ−Ｂフレーム
メモリ８３の書込み及び読出しの制御、Ｄ／Ａコンバー
タ８４のＤ／Ａ変換のタイミング等を制御する。Further, the timing generator 91 controls the motor driver 92 so that the rotational speed of the motor 74 does not change. Furthermore, this timing generator 91 outputs a timing signal to a control circuit 93. This control circuit 93 controls the A/D converter 8 in synchronization with this timing signal.
2, control of writing and reading of the R/G-B frame memory 83, timing of D/A conversion of the D/A converter 84, etc.

ところでＮＴＳＣエンコーダ８６の複合映像信号は色度
計算装置６６内の測定域ゲート回路９．５を介して色度
計算回路９６に入力され、上記測定域ゲート回路９５内
の映像信号に対して色度の計峰を行う。上記測定域ゲー
ト回路９５は、測定域輪郭発生回路８５が第１３図（ｂ
）に示すように測定域の境界部分で出力する２つのパル
スに基づぎ、これらパルスの間で同図（Ｃ）に示すよう
にゲートを開き、測定域部分の映像信号を色度計算回路
９６に通す。尚、測定域に接する部分のようにパルスが
１つしか出力されない場合には、これを検知して、その
パルス期間のみゲートを開くか、全く開かないように制
御する（具体的にはＮＴＳＧエンコーダ８６の出力信号
を１日（１水平期間）遅延して色測定域ゲート回路９５
側に出力し、その遅延前の測定域輪郭発生回路８５の出
力パルスを１Ｈ期間毎にリセットされる２進カウンタを
通し、その出力が“Ｈ”つまりパルスが１つしか入力さ
れない場合にはその１Ｈ期間に対し、ゲートを開かない
ように制御し、一方カウンタの出力が“し”の場合には
第１のパルスでゲートを開き、第２のパルスでゲートを
閉じるように制御すれば良い。）上記色度計算回路９６
゛で被検部（測定部）の色度が算出されると、その算出
された色度は、識別回路９７に入力されると共に、スー
パーインボーズ回路９８にも入力される。しかして、こ
のスーパーインボーズ回路９８は、その色度を混合器８
７で映像信号に重畳して静止画記録装置６７を構成する
カラーモニタ９９ａ、９９ｂに入力し、モニタ画面上に
映像信号と共に被検部の色度を表示する。尚、上記色度
の表示をするか否かは表示切換回路１０１により選択で
きるようにしである。By the way, the composite video signal of the NTSC encoder 86 is input to the chromaticity calculation circuit 96 via the measurement range gate circuit 9.5 in the chromaticity calculation device 66, and the chromaticity is Perform the measurement. The measurement area gate circuit 95 has a measurement area contour generation circuit 85 as shown in FIG.
), the gate is opened between these pulses as shown in (C) of the same figure, and the video signal of the measurement area is sent to the chromaticity calculation circuit. Pass it to 96. In addition, if only one pulse is output, such as in a part touching the measurement area, this is detected and the gate is controlled to open only during that pulse period or not to open at all (specifically, the NTSG encoder The color measurement area gate circuit 95 delays the output signal of 86 by one day (one horizontal period).
The output pulse of the measurement area contour generation circuit 85 before the delay is passed through a binary counter that is reset every 1H period, and if the output is "H", that is, only one pulse is input, The gate may be controlled not to open during the 1H period, and if the output of the counter is "off", the gate may be opened with the first pulse and closed with the second pulse. ) The above chromaticity calculation circuit 96
When the chromaticity of the test part (measuring part) is calculated in '', the calculated chromaticity is input to the identification circuit 97 and also to the superimpose circuit 98. Therefore, this superimpose circuit 98 transfers the chromaticity to the mixer 8.
In step 7, the signal is superimposed on the video signal and inputted to the color monitors 99a and 99b constituting the still image recording device 67, and the chromaticity of the subject is displayed on the monitor screen together with the video signal. Note that whether or not to display the above chromaticity can be selected by the display switching circuit 101.

上記一方のモニタ９９ａは術者の観察用のものであり、
他方のモニタ９９ｂにはスチルカメラ１０２が取付けら
れ、写真撮影できるようにしである。One of the monitors 99a is for observation by the operator,
A still camera 102 is attached to the other monitor 99b so that photographs can be taken.

ところで、上記識別回路９７は、入力される被検部に対
する色度を色度図上における色度点Ａに対応された場合
、集束白色点Ｃ及び予め求めた正常部の色度点Ｎとによ
り１ＡＣＮが異常とみなされる角度α以上であるかを識
別し、異常である場合には異常検知信号を出力する。こ
の異常検知信号により、音信号発振制御回路１０３はス
ピーカ１０４から警告音等を発して術者に告知すると共
に、レリーズコントローラ１０５にも伝送して、自動的
に静止画を撮影する動作を行わせる。By the way, the above-mentioned identification circuit 97 determines the chromaticity of the inputted part to be examined based on the focused white point C and the chromaticity point N of the normal part determined in advance, when the chromaticity corresponds to the chromaticity point A on the chromaticity diagram. It is determined whether 1ACN is equal to or greater than the angle α considered to be abnormal, and if it is abnormal, an abnormality detection signal is output. Based on this abnormality detection signal, the sound signal oscillation control circuit 103 notifies the operator by emitting a warning sound or the like from the speaker 104, and also transmits the signal to the release controller 105 to automatically take a still image. .

即ら、このレリーズコントローラ１０５は制御回路９３
にＲ−Ｇ−Ｂフレームメモリ８３に書込みの更新を停止
させる信号を送出させ、この信号後に、Ｒ−Ｇ−Ｂフレ
ームメモリ８３は一定期間書込みが停止されて、読出し
のみが行われる状態に保持される。従って、この状態で
はモニタ９９ａ、９９ｂには静止画が表示されることに
なる。That is, this release controller 105 is controlled by the control circuit 93.
A signal is sent to the R-G-B frame memory 83 to stop updating the writing, and after this signal, the R-G-B frame memory 83 is held in a state where writing is stopped for a certain period of time and only reading is performed. be done. Therefore, in this state, still images are displayed on the monitors 99a and 99b.

又、制御回路９３は、レリーズ信号をスチルカメラ１０
２に送出し、静止画状態でのモニタ画面上の観察部の映
像（表示が選択されている場合には色度も）を写真撮影
させる。Further, the control circuit 93 transmits the release signal to the still camera 10.
2 to photograph the image (and chromaticity if display is selected) of the observation section on the monitor screen in a still image state.

この第２実施例の作用効果は、上記第１実施例とほぼ同
様のものとなる。The effects of this second embodiment are almost the same as those of the first embodiment.

尚、静止画記録装置６７としては、ＣＲＴを用いたモニ
タ９９ｂ及びスチルカメラ１０２に限らず、磁気ディス
ク記録装置つまりフロッピィディスク記録装置、ハード
ディスク記録装置、ＴＶＲ。Note that the still image recording device 67 is not limited to the monitor 99b using a CRT and the still camera 102, but also includes a magnetic disk recording device, that is, a floppy disk recording device, a hard disk recording device, and a TVR.

光学式記録装置等のいずれでも良い。Any optical recording device or the like may be used.

上記第２実施例は面順次のカラー撮像方式のものである
が、モザイク状カラーフィルタを用いた単板式、カラー
フィルタを用いた２板式、３板式３管式等のカラーフィ
ルタ内蔵の撮像手段を有する電子スコープでも同様に適
用できる。The second embodiment described above uses a frame-sequential color imaging method, but imaging means with built-in color filters such as a single-plate type using a mosaic color filter, a two-plate type using a color filter, a three-plate type and three-tube type, etc. The same applies to electronic scopes.

又、面順次式のカラー撮像手段を内蔵したテレビカメラ
をファイバスコープ又は硬性内視鏡の接眼部に装着した
内視鏡装置でも良い。Alternatively, an endoscope device may be used in which a television camera incorporating a frame-sequential color imaging means is attached to the eyepiece of a fiber scope or a rigid endoscope.

第１４図は本発明の第２実施例の主要部となる先端カメ
ラ式内祝１１１１１を示す。FIG. 14 shows a front-end camera-type gift card 11111, which is the main part of the second embodiment of the present invention.

この内視鏡１１１は、細長で可撓性の挿入部１１２の先
端側に硬性の先端部１１４を設け、この先端部１１４内
に照明手段としてランプ１１５を収納し、このランプ１
１５の白色照明光はガラス１１６で覆われた照明窓１１
７を介して被写体側に照射される。This endoscope 111 is provided with a hard tip 114 on the distal end side of an elongated and flexible insertion section 112, and a lamp 115 is housed in the tip 114 as an illumination means.
The white illumination light 15 comes from the illumination window 11 covered with glass 116.
The light is irradiated onto the subject side through 7.

上記照明窓１１７に隣接する観察窓には対物レンズ１１
８が取付けられ、その対物レンズ１１８の内側にはビー
ムスプリッタとしてのプリズム１２１が配置され、この
プリズム１２１で一部は反射され、イメージガイド１２
２の先端面に像を結ぶ。この像は、イメージガイド１２
２により、手元側操作部１２３側に配置された出射端面
まで伝送される。この出射端面に対向して接眼レンズ１
２４が配設され、接眼窓１２５から出射端面に伝送され
た光学像を肉眼で１１察できるようにしである。An objective lens 11 is provided in the observation window adjacent to the illumination window 117.
8 is attached, and a prism 121 as a beam splitter is arranged inside the objective lens 118. A part of the beam is reflected by this prism 121, and the image guide 12
Focus the image on the tip surface of 2. This image is image guide 12
2, the light is transmitted to the output end face disposed on the hand-side operation unit 123 side. The eyepiece lens 1 is located opposite to this exit end surface.
24 is arranged so that the optical image transmitted from the eyepiece window 125 to the output end face can be observed with the naked eye.

一方、上記プリズム１２１を透過した光は、フィルム１
２７面にも結像する。このフィルム１２７はフィルムパ
トローネ１２８から引き出され、所定駒数、撮像後には
再びこのパトローネ１２８に収納できるようにしである
。On the other hand, the light transmitted through the prism 121 is transmitted through the film 1
The image is also formed on the 27th plane. This film 127 is pulled out from a film cartridge 128 and can be stored in this cartridge 128 again after a predetermined number of frames have been imaged.

尚、フィルム１２７面の手前には図示しないシャッタが
配置され、撮像時にはシャッタを開くようにしである。Note that a shutter (not shown) is arranged in front of the surface of the film 127, and the shutter is opened when taking an image.

上記プリズム１２１を通過した光の一部は、回折格子１
２９の格子面で回折され、ディテクタ１３０にてその回
折像が受光される。A part of the light passing through the prism 121 is transmitted to the diffraction grating 1
The light is diffracted by the lattice plane 29, and the diffraction image is received by the detector 130.

上記ディテクタ１３０で受光し、光電変換された信号は
、挿入部１１２内を挿通した信号ケーブルを介して操作
部１２３から信号処理部１３１側に伝送され、信号処理
されて色度が算出され、図示しないモニタに表示される
。The signal received by the detector 130 and subjected to photoelectric conversion is transmitted from the operation section 123 to the signal processing section 131 side via a signal cable inserted into the insertion section 112, where the signal is processed and the chromaticity is calculated. Not displayed on your monitor.

上記第１４図に示す実施例は、内祝１１１１１の先端部
に分光測定部を設け、この分光測定は、観察窓を通した
光を利用している。しかし、第１５図に示す変形例のよ
うに観察窓から入射される光はイメージガイド１２２に
導くと共に、フィルム１２７面への胤影用に用い、この
観察窓とは別にｈバーガラス１３２を取付けた測光窓１
３３を設け、この窓１３３を通した光をレンズ１３４を
介して回折格子１２９側に導くようにしても良い。In the embodiment shown in FIG. 14, a spectroscopic measuring section is provided at the tip of the inner gift 11111, and this spectroscopic measurement uses light passing through an observation window. However, as in the modified example shown in FIG. 15, the light incident from the observation window is guided to the image guide 122 and is used to cast a shadow on the film 127 surface, and an h-bar glass 132 is attached separately from this observation window. Metering window 1
33 may be provided, and the light passing through this window 133 may be guided to the diffraction grating 129 side via a lens 134.

第１６図は本発明の第４実施例の主要部を示す。FIG. 16 shows the main parts of a fourth embodiment of the present invention.

この第４実施例は、上記第１２図に示す第２実施例にお
いて、測定域を第１７図に示すようにａ→ｂ→Ｃ・・・
→７のように走査できるようにしたものである。This fourth embodiment differs from the second embodiment shown in FIG. 12 in that the measurement range is changed from a→b→C... as shown in FIG. 17.
→It is designed so that it can be scanned as shown in 7.

このため、第１２図において、測定域輪郭発生回路８５
を信号処理部６４内に設けない信号処理部６４′とし、
ＮＴＳＧエンコーダ８６から出力される複合映像信号を
測定域走査回路１４１を備えた色度計算装置６６′に入
力している。Therefore, in FIG. 12, the measurement area contour generation circuit 85
is a signal processing section 64' that is not provided in the signal processing section 64,
A composite video signal output from the NTSG encoder 86 is input to a chromaticity calculation device 66' equipped with a measurement area scanning circuit 141.

上記測定域走査回路１４１は、複合映像信号からｆｉｉ
１期信号音信号し、例えば垂直同期信号をカウンタに入
力し、１フレーム毎に第１７図ａ−＋ｂ→Ｃ・・・→Ｚ
のように測定域を走査するように内部の測定域ゲート回
路を制御づる。しかして、観察部位内に異常部があると
、これを識別回路９７で識別し、告知すると共にその観
察部位を自動的に写真Ｖｔ＆影等により記録できるよう
にしである。The measurement area scanning circuit 141 scans fii from the composite video signal.
17 a-+b→C...→Z
The internal measurement area gate circuit is controlled to scan the measurement area as follows. If there is an abnormality within the observed area, this is identified by the identification circuit 97 and notified, and the observed area is automatically recorded using a photograph Vt, shadow, etc.

尚、この実施例は、映像信号を出力１′る電子内視鏡に
対して使用できる。又、ＶＴＲ等に記録した信号を再生
して分光的診断を下す場合にも利用できる。Note that this embodiment can be used for an electronic endoscope that outputs a video signal 1'. It can also be used to perform spectroscopic diagnosis by reproducing signals recorded on a VTR or the like.

ところで、上述した各実施例では色度点の表示が（００
８表色系のＣＩＥｌ　９６０）ｕｖ色度図上のものであ
ったが、他の表色系の色度図でも良い。By the way, in each of the above-mentioned embodiments, the display of the chromaticity point is (00
Although the chromaticity diagram is based on the CIEl 960) uv chromaticity diagram of the 8 color system, a chromaticity diagram of another color system may be used.

例えば、ＣＩＥ表色系、他の００８表色系を含む混色系
の表色系を用いても良いし、ＬＩＬＣ８表色系を含む顕
色系の表色系を用いても良い。For example, a mixed color system including the CIE color system and other 008 color systems may be used, or a developing color system including the LILC8 color system may be used.

［発明の効果］ 以上述べたように本発明によれば、分光測定手段により
求められた色度点が異常に相当するか否かの識別手段を
設けると共に、異常の場合に動作する告知手段とを設け
であるので、分光的な異常部を見逃すことを確実に防止
できるので、診断に対する有効な補助手段になる。[Effects of the Invention] As described above, according to the present invention, a means for identifying whether or not the chromaticity point determined by the spectroscopic measurement means corresponds to an abnormality is provided, and a notification means that operates in the case of an abnormality is provided. Since it is possible to reliably prevent spectral abnormalities from being overlooked, it becomes an effective auxiliary means for diagnosis.

【図面の簡単な説明】[Brief explanation of the drawing]

第１図ないし第１１図は本発明の第１実施例に係り、第
１図は本発明の第１実施例の構成図、第２図はその要部
の概略的な構成の説明図、第３図はディテクタの正面図
、第４図は演算比較手段の構成図、第５図は測定動作の
タイムチャート図、第６図は色特性の説明図、第７図及
び第８図は具の測定結果が基準点に集束することを示す
図、第１２図は本発明の第２実施例の構成図、第１３図
は測定域の輪郭に対応するパルスが出力される様子を示
す説明図、第１４図は本発明の第３実施例の主要部の構
成図、第１５図は第３実施例の変形例の主要部の構成図
、第１６図は本発明の第４実施例の主要部の構成図、第
１７図は第４実施例における測定域走査回路の動作説明
図である。 １・・・内視ｍ　　　　　　　９・・・イメージガイド
１３・・・導光スコープ　　１８・・・ライトガイド２
２・・・分光測定器　　　４０・・・演算比較手段４１
・・・識別回路　　　　４２・・・画像表示装置４３・
・・読取り手段　　　４４・・・色ｒ！１算出手段４５
・・・データ呼出し手段 ４７・・・角度比較手段　　５２・・・カメラ５３・・
・カメラレリーズ制御回路 ５４・・・告知回路 第１図 第２図 第３図 第４図 第６図 第９図 勉 Ｗａｖｅｌｅｎｇｔｈ（ｎｍ） ％ Ｗａｖｅｌｅｎｇｔｈ（ｎｍ） 第１０図 ０　　０．１　０．２　０．３　０．４　０．５　０．
６ｕ手続ネ市正書（自発）　　　　　　　　　１゜−震 ？ 特許庁長官　　小　川　邦　夫　殿　　　　　　　　　
　　　　　　　　、。 １、事件の表示　　　昭和６２年特許願第２６００１７
号　　　　　　　　ジ：る（ ２・発明０名称　　　経内視鏡分光診断袋ｒＩｉ３゜３
、補正をする者　　　　　　　　　　　　　　　　　　
　　　　　　　　　へ］事件との関係　　特許出願人　
　　　　　　　　　　　　　　　　　　。。 番 代表者　　下　　山　　敏　　部 ■　− ネ と ５・補正命令の日付　　　（自　発）　　　　　　　　
　　　　　　　　　７゜明細書第８ページ第１１行、及
び同第１２行０１３行に「測定用アダプタ３３」とある
のを量定用アダプタ２１」と補正します。 明細書第９ページ第１５行、及び第１３べ−［１２行〜
第１３行に「演算比較器４０」とありを「演算比較回路
４０Ｊと補正します。 明細書第１５ページ第７行に「内視鏡（ＯＭ）に」とあ
るのを「内視鏡に」と補正します。 明細書第１６ページ第９行に「スペクトルのよ変化しな
いが、」とあるのを削除します。 明細書第１６ページ第１５行に［ｖ＝０．４２１ト０．
２０２Ｊとあるのを［ｖ　＝　０，４２１ｕ　＋　０．
２０２Ｊ甫正します。 明細書第９ページ第１０行、及び同第１４−第１５行に
［音信号発振制御回路５５］とありを「音信号発生回路
５５」と補正します。 明ａＳ第２７ページ第８行に「、第２実施例」ｂるのを
「第３実施例」と補正します。 明細書第２８ページ第１０行〜第１１行に升定駒数・・
・・・・しである。」とあるのを「所定駒数撮影できる
ようにしである。」と補正します。 第１図 手続ネｒ１３．’汀Ｅｌ（自発） 昭和６３年　６月　８日　　　１ 特許庁長官　　小　川　邦　夫　殿 １、事件の表示　　　昭和６２年特許願第２６００１７
号２、発明の名称　　　経内視鏡分光診断装置３、補正
をする者 事件との関係　　特許出願人 代表者　　下　　山　　敏　　部 ４、代理人　　　　　　　　　　　　　　１５、補正命
令の日付　　　（自　発） １、明細書中５ページ第８行目に「色特性の説明図」と
あるのを［色度点による診断の説明図」に訂正します。 ２、明細書中３１ページ第１４行目に「色特性の説明図
」とあるのを［色度点による診断の説明図］に訂正しま
す。 ３、明細書中８ページ第１８行目に［が設置されでいる
。」とあるのを「が設置されている。ここｒ出射端部３
１からの出射光のＮＡをスリット部ＶＩ３４のＮＡと同
じにしておけば、スリット部材３４を省き、この位置に
出射端部３１を置いてもすい。」に訂正します。1 to 11 relate to a first embodiment of the present invention, FIG. 1 is a configuration diagram of the first embodiment of the present invention, FIG. Figure 3 is a front view of the detector, Figure 4 is a configuration diagram of the calculation and comparison means, Figure 5 is a time chart of measurement operation, Figure 6 is an explanatory diagram of color characteristics, and Figures 7 and 8 are diagrams of the device. A diagram showing that the measurement results are focused on a reference point, FIG. 12 is a configuration diagram of the second embodiment of the present invention, and FIG. 13 is an explanatory diagram showing how pulses corresponding to the contour of the measurement area are output. FIG. 14 is a block diagram of the main parts of the third embodiment of the present invention, FIG. 15 is a block diagram of the main parts of a modification of the third embodiment, and FIG. 16 is a block diagram of the main parts of the fourth embodiment of the invention. FIG. 17 is an explanatory diagram of the operation of the measurement area scanning circuit in the fourth embodiment. 1... Endoscopy m 9... Image guide 13... Light guide scope 18... Light guide 2
2... Spectrometer 40... Calculation comparison means 41
...Identification circuit 42...Image display device 43.
...Reading means 44...color r! 1 calculation means 45
...Data calling means 47...Angle comparison means 52...Camera 53...
・Camera release control circuit 54...Notification circuit Fig. 1 Fig. 2 Fig. 3 Fig. 4 Fig. 6 Fig. 9 Tsutomu Wavelength (nm) % Wavelength (nm) Fig. 10 0 0.1 0.2 0 .3 0.4 0.5 0.
6u procedure Ne city official book (voluntary) 1゜-quake? Mr. Kunio Ogawa, Commissioner of the Patent Office
,. 1. Indication of the case 1986 Patent Application No. 260017
No. J:ru (2. Invention 0 Name Transendoscope spectroscopic diagnostic bag rIi3゜3
, person who makes corrections
] Relationship to the case Patent applicant
. . Representative Toshibe Shimoyama ■ - Date of amendment order (Voluntary)
7゜In the specification, page 8, line 11, and line 12, line 013, "Measurement adapter 33" should be corrected to "Quantitative adapter 21." Specification page 9, line 15, and 13th page [line 12~
In line 13, "arithmetic comparator 40" is corrected to "arithmetic comparison circuit 40J." In page 15, line 7 of the specification, "to endoscope (OM)" is changed to "to endoscope." ” and correct it. In the 9th line of page 16 of the specification, the statement ``The spectrum does not change, but'' will be deleted. On page 16, line 15 of the specification, [v=0.421t0.
202J is [v = 0,421u + 0.
202J will correct it. On page 9, line 10 of the specification, and lines 14-15 of the same, the words [sound signal oscillation control circuit 55] will be corrected to read "sound signal generation circuit 55." In the 8th line of page 27 of the Akira S, the phrase ``Second Example'' has been corrected to read ``Third Example.'' The fixed number of pieces is on page 28, line 10 to line 11 of the specification.
・・・Side. ” is corrected to ``This is to allow a predetermined number of frames to be taken.'' Figure 1 Procedure 13. 'El (spontaneous) June 8, 1988 1 Director General of the Patent Office Kunio Ogawa 1, Indication of the case Patent Application No. 260017 of 1988
No. 2. Title of the invention Transendoscopic spectroscopic diagnostic device 3. Relationship with the person making the amendment Patent applicant representative Satoshi Shimoyama Department 4. Agent 15. Date of amendment order (voluntary) 1. Specification In the 8th line of page 5, the text "Explanatory diagram of color characteristics" will be corrected to "Explanatory diagram of diagnosis using chromaticity points." 2. On page 31, line 14 of the specification, the phrase "Explanatory diagram of color characteristics" will be corrected to "Explanatory diagram of diagnosis using chromaticity points." 3. [ is placed on page 8, line 18 of the specification. " is installed.Here r output end 3
If the NA of the emitted light from 1 is made the same as the NA of the slit portion VI34, the slit member 34 can be omitted and the emitting end portion 31 can be placed at this position. ” will be corrected.

Claims (1)

【特許請求の範囲】[Claims] 体腔内等に挿入可能な内視鏡と、該内視鏡を介して観察
部位又はその一部を分光測定する分光測定手段とを有す
る経内視鏡分光診断装置において、前記分光測定手段に
より算出した色度点が色度図上で異常の範疇に入るか否
かの識別手段と、その識別手段が異常である場合に異常
であることを告知する告知手段とを有することを特徴と
する経内視鏡分光診断装置。In a transendoscopic spectroscopic diagnostic apparatus comprising an endoscope that can be inserted into a body cavity, etc., and a spectroscopic measurement means for spectroscopically measuring an observed site or a part thereof through the endoscope, the method is calculated by the spectroscopic measuring means. The method is characterized by having a means for identifying whether or not a chromaticity point falls within an abnormal category on a chromaticity diagram, and a notifying means for notifying that the chromaticity point is abnormal when the identifying means is abnormal. Endoscopic spectroscopic diagnostic equipment.