JP2004024496A

JP2004024496A - Method and apparatus for forming fluorescent diagnostic image

Info

Publication number: JP2004024496A
Application number: JP2002184609A
Authority: JP
Inventors: Tomonari Sendai; 千代　知成
Original assignee: Fuji Photo Film Co Ltd
Current assignee: Fujifilm Holdings Corp
Priority date: 2002-06-25
Filing date: 2002-06-25
Publication date: 2004-01-29

Abstract

<P>PROBLEM TO BE SOLVED: To display a fluorescent diagnostic image with which a tissue characteristic is easily recognized on the basis of a displayed color of the displayed fluorescent diagnostic image even when there are a plurality of kinds of sites to be measured when an observer identifies the tissue characteristic on the basis of the fluorescent diagnostic image. <P>SOLUTION: In advance of measurement, the observer inputs the kind of the site to be measured. From the fluorescent image Zi formed by fluorescence emitted from a living body observation part 1 illuminated with exciting light Le, a CCD (charge coupled) imaging device 101 obtains a narrow band fluorescent image and a wide band fluorescent image. A fluorescent arithmetic value calculation part 303 obtains a normalized fluorescent arithmetic value which is the division value of pixel values between the images. A fluorescent diagnostic image forming part 304 obtains a standard fluorescent arithmetic value on the basis of the normalized fluorescent arithmetic value and an arithmetic table set corresponding to the measured site, assigns color information on the basis of the standard fluorescent arithmetic value to form the fluorescent diagnostic image 3, and displays it on a monitor 70. The fluorescent diagnostic image 3 is displayed in a display color reflecting the tissue characteristic, thereby the tissue characteristic is easily recognized. <P>COPYRIGHT: (C)2004,JPO

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、励起光の照射により生体観察部から発せられる蛍光に基づいた蛍光画像データと、光の照射により前記生体観察部から発せられる再輻射光に基づいた補助画像データとを取得し、蛍光画像データおよび補助画像データに基づいた蛍光診断画像データを生成して出力する蛍光診断画像生成方法および装置に関するものである。
【０００２】
【従来の技術】
従来、所定の波長帯域の励起光を生体観察部に照射した場合に、正常組織と病変組織では、発する蛍光強度が異なることを利用して、生体観察部に所定波長の励起光を照射し、生体観察部が発する蛍光を受光することにより病変組織の局在・浸潤範囲を蛍光診断画像データとして出力する蛍光診断画像生成装置が提案されている。蛍光診断画像データには、蛍光診断薬を予め吸収した生体組織から発せられる薬剤蛍光に基づいて作成されるものと、蛍光診断薬を使用せず、生体組織から発せられる自家蛍光に基づいて作成されるものがあるが、現在では主に自家蛍光から作成される蛍光診断画像データが使用されている。通常、励起光を生体観察部に照射すると、正常組織からは強い自家蛍光が発せられ、病変組織からは微弱な自家蛍光が発せられるため、蛍光強度を測定することにより、病変状態を判定できる。この種の蛍光診断画像生成装置は多くの場合、体腔内部に挿入される内視鏡や、コルポスコープあるいは手術用顕微鏡等に組み込まれた形に構成される。
【０００３】
ところで、生体部位には凹凸があるため励起光照射系から生体観察部までの距離は均一ではなく、生体の励起光照射部分における励起光照度は一般に不均一である。一方正常組織から発せられる蛍光強度は励起光照度にほぼ比例し、励起光照度は距離の２乗に反比例して低下する。そのため、光源から遠くにある正常組織からよりも近くにある病変組織からの方が強い蛍光を受光する場合があり、観察者が蛍光強度のみに基づいた判定を行うと、病変状態の判定を誤ることもあり得る。
【０００４】
このような不具合を低減するため、生体組織の部位が受光した励起光の光強度と、この励起光の受光により前記部位から発せられた蛍光の光強度との比率に基づいた蛍光演算値、すなわち励起光を照射する距離や角度によって影響を受けない値である蛍光収率を反映した値を求めることにより観察部の組織性状を識別する方式が提案されている。しかし、上記蛍光収率を反映した値を求める際に、励起光は種々の生体組織により異なる吸収を受けるため、反射された励起光の強度分布を測定しても生体組織が受光した励起光の強度分布を正しく測定したことにはならない。
【０００５】
そこで、蛍光収率を求める１つの方策として、種々生体組織に対して一様な吸収を受ける近赤外光を参照光として生体組織に照射し、反射された近赤外光をＩＲ反射画像として撮像し、その光強度を生体組織が受光した励起光の光強度の代わりとして用いて、蛍光画像データの画素値をＩＲ反射画像データの画素値により除算した蛍光収率演算値を求め、この蛍光収率演算値に基づいた疑似カラー画像データを生成して出力する蛍光診断画像生成装置が提案されている。すなわち、上記蛍光収率演算値を求めることにより、励起光光源および蛍光受光部と生体観察部との距離に依存する蛍光強度の項はキャンセルされ、蛍光収率の違いのみが反映された蛍光診断画像を表示できる。
【０００６】
また、特開平１０−２２５４３６号公報では、被測定部から取得した狭波長帯域の光強度を広波長帯域の光強度で規格化した規格化蛍光演算値に基づいて色情報を割り当てた蛍光診断画像データを出力する装置を本出願人が提案している。本公報においては、波長帯域４８０ｎｍ近傍の狭波長帯域の画像データと、４３０ｎｍ近傍から７３０ｎｍ近傍までの広波長帯域の画像データとを取得し、狭波長帯域の画像データの画素値を広波長帯域の画像データの画素値により除算した規格化蛍光演算値を求め、この規格化蛍光演算値に基づいて色情報、例えば規格化蛍光演算値が大きい方から小さい方へ順次緑色から赤色へ色が変化する色情報を割り当てて蛍光診断画像データを生成している。すなわち上記規格化蛍光演算値を求めることにより励起光光源および蛍光受光部と生体観察部との距離に依存する蛍光強度の項はキャンセルされ、蛍光スペクトルの形状の違いのみが反映された演算値に基づいた蛍光診断画像を出力することができる。
【０００７】
また、例えば狭帯域蛍光画像データの画素値と、広帯域蛍光画像データの画素値に基づいて加色混合法により蛍光診断画像を作成すれば、蛍光スペクトルの形状および蛍光強度が、その色合いに反映された蛍光診断画像を作成することができる。あるいは蛍光画像データと、ＩＲ反射画像データの画素値に基づいて加色混合法により蛍光診断画像を作成すれば、蛍光収率および蛍光強度がその色合いに反映された蛍光診断画像を作成することができる。このような場合には、一方の画素値に例えば赤を割り当て、他方の画素値に緑を割り当て、加色混合法により蛍光診断画像を作成することができる。
【０００８】
さらに、上記規格化蛍光演算値または蛍光収率演算値に基づいて色情報を割り当てて、ＩＲ反射画像データの画素値に応じて輝度情報を割り当てて、両情報に基づいて蛍光診断画像データを生成する蛍光診断画像生成装置も、発明者らにより提案されている。ＩＲ反射画像データの画素値に応じて輝度情報を割り当てることにより、生体観察部の凹凸や、距離感を備えた蛍光診断画像が表示可能となる。
【０００９】
【発明が解決しようとする課題】
近年、様々な生体組織の測定部位を対象として、上記蛍光診断画像データを用いた生体組織の性状診断が試みられ、その結果、種々の測定部位から取得した蛍光画像データの画素値と前記補助画像データの画素値との比率、例えば規格化蛍光演算値（この場合には蛍光画像データとして狭帯域蛍光画像データを用い、補助画像データとしては広帯域蛍光画像データを用いている）等の分布は、各々の測定部位により異なることが判明した。
【００１０】
図１は、規格化蛍光演算値の測定部位毎の分布を示すものであり、食道（一点破線）、胃（実線）、十二指腸（２点破線）および大腸（点線）に関して、それぞれ多数の正常な組織から発せられた蛍光から取得した規格化蛍光演算値の値とその頻度の関係をグラフ化したものである。この図１から判るように、例えば食道と十二指腸とでは、規格化蛍光演算値の分布が大きく異なっている。
【００１１】
一例として、規格化蛍光演算値の値が０．７以上であれば緑で表示し、０．７から０．３５までは緑から黄色に順次変化し、規格化蛍光演算値の値が０．３５から０までは黄色から赤に順次変化する順次色で表示する場合について、黄色で表示される被測定部（規格化蛍光演算値＝０．３５）の組織性状について考察する。
【００１２】
被測定部が食道であれば、図１から判るように、規格化蛍光演算値が０．３５である被測定部位は正常組織である可能性は非常に低い、一方被測定部が十二指腸であれば、規格化蛍光演算値が０．３５である被測定部位は正常組織である可能性が高い。このため、観察者は黄色で表示される被測定部が、正常組織である可能性が非常に低い組織であるのか、正常組織である可能性が高い組織であるのかを、蛍光診断画像の表示色から認識することは困難である。同様に、蛍光収率演算値に基づいて作成される蛍光診断画像や、加色混合法を用いて作成される蛍光診断画像においても、測定部位が複数種類ある場合には、蛍光診断画像の表示色のみから組織性状を類推することが困難である。
【００１３】
すなわち、従来の蛍光画像データの画素値と前記補助画像データの画素値との比率に応じて色情報を割り当てて作成された蛍光診断画像を観察しても、測定部位が複数種類ある場合には、その表示色のみから組織性状を認識することが困難であるという問題がある。
【００１４】
本発明は上記のような従来技術の問題点に鑑みて、蛍光画像データの画素値と前記補助画像データの画素値の比率に応じて色情報を割り当てた蛍光診断画像データを生成して出力する際に、測定部位が複数種類ある場合であっても、表示された蛍光診断画像データの色情報に基づいて、組織性状を容易に認識することができる蛍光診断画像データを生成して出力することのできる蛍光診断画像生成方法および装置を提供することを目的とするものである。
【００１５】
【課題を解決するための手段】
本発明による蛍光診断画像生成方法は、励起光の照射により生体組織から発せられる蛍光に基づいた蛍光画像データを取得し、
光の照射により前記生体組織から発せられる再輻射光に基づいた補助画像データを取得し、
画素毎に、前記蛍光画像データの画素値と前記補助画像データの画素値との比率に応じて色情報を割り当てた蛍光診断画像データを生成して出力する蛍光診断画像生成方法において、
前記生体組織の測定部位に応じて、前記画素値の比率に対して割り当てる色情報を変更することを特徴とするものである。
【００１６】
本発明による蛍光診断画像生成装置は、生体組織に励起光を照射する励起光照射手段と、
前記励起光の照射により前記生体組織から発せられる蛍光に基づいた蛍光画像データを取得する蛍光画像データ取得手段と、
前記生体組織に光を照射する光照射手段と、
前記光の照射により前記生体組織から発せられる再輻射光に基づいた補助画像データを取得する補助画像データ取得手段と、
画素毎に、前記蛍光画像データの画素値と前記補助画像データの画素値との比率に応じて色情報を割り当てた蛍光診断画像データを生成して出力する蛍光診断画像データ生成手段とを備えた蛍光診断画像生成装置において、
前記蛍光診断画像データ生成手段が、前記生体組織の測定部位に応じて、前記画素値の比率に対して割り当てる色情報を変更する色情報割当変更手段を備えているものであることを特徴とするものである。
【００１７】
ここで、「再輻射光」とは、光を照射されたことにより生体組織から発せられる光を意味し、具体的には、生体組織で反射された反射光や、生体組織の表面付近で散乱し、その後射出された散乱光あるいは生体組織から発せられる蛍光などを意味している。また、「画素値」としては、撮像素子等における１つの撮像画素に対応した信号値に限らず、ビニング処理などにより複数の撮像画素の信号値が加算された信号値や、複数個の近傍の撮像画素間の信号値から加算処理や減算処理を行って得られた信号値や、コンボリューション処理などにより求めた複数の撮像画素の信号値の平均値である信号値なども含むものである。なお、「前記蛍光画像データの画素値と前記補助画像データの画素値の比率に応じて色情報を割り当てた蛍光診断画像データを生成する」とは、蛍光画像データと補助画像データの画素値の演算値、例えば除算値に基づいて色情報を割り当てて蛍光診断画像データを生成することや、蛍光画像データと補助画像データの画素値に基づいて加色混合法により蛍光診断画像データを生成すること等を意味している。なお、上記除算値としては、通常の除算により得られた値に限られず、例えば発明者が、特開２００１−３１４３６６号公報において提示しているように、除算値の発散を防止するために、画素値にオフセット値を加算した上で、除算を行った値なども含むものである。また蛍光診断画像データを生成する際に使用する蛍光画像データおよび補助画像データは、略同一の生体組織を略同時に撮像したものであることが好ましい。また、「比率に応じて色情報を割り当てる」とは、比率に応じて、ほぼ連続的に色情報を割り当てることを意味し、具体的に、比率を多数の階調に分けて、それらに順次色情報を割り当てること等を意味している。
【００１８】
また、「前記生体組織の測定部位に応じて、前記画素値の比率に対して割り当てる色情報を変更する」とは、色情報が組織性状を反映するように割り当てる色情報を変更することを意味する。例えば規格化蛍光演算値に基づいて色情報を割り当てる場合であれば、測定部位毎に正常な生体組織から取得した複数の規格化蛍光演算値の分布状態に応じて色情報を割り当てるものである。具体的には、規格化蛍光演算値の最大値、最小値、平均値あるいは標準偏差等に応じて、割り当てる色情報を変更するものである。
【００１９】
前記比率が、前記蛍光画像データの画素値と前記補助画像データの画素値とに基づいた演算により求めた蛍光演算値であれば、
上記蛍光診断画像生成装置は、前記生体組織の測定部位に応じて、前記蛍光演算値を求める際の演算条件を変更する演算条件変更手段をさらに備えたものであってもよい。なお「演算条件」としては、コンボリューションサイズまたはオフセット量等が考えられる。例えばコンボリューション処理を行う場合であれば、発せられる蛍光の光強度が小さい測定部位の蛍光診断画像データを生成する際に、コンボリューションサイズを大きくし、発せられる蛍光の光強度が大きい測定部位の蛍光診断画像データを生成する際には、コンボリューションサイズを小さくするかコンボリューション処理を行わないように変更すればよい。またオフセット処理を行う場合であれば、発せられる蛍光の光強度が小さい測定部位の蛍光診断画像データを生成する際に、オフセット量を大きくし、発せられる蛍光の光強度が大きい測定部位の蛍光診断画像データを生成する際には、オフセット量を小さくすればよい。
【００２０】
また、上記蛍光診断画像生成装置は、前記生体組織の測定部位に応じて、前記蛍光画像データ取得手段または補助画像データ取得手段における画像データ取得条件を変更する画像データ取得条件変更手段をさらに備えたものであってもよい。
【００２１】
なお、「画像データ取得条件」としては、例えば撮像素子の露光時間、光電変換率や、撮像素子におけるビニングサイズ、撮像素子へ蛍光像を結像する結像光学系の倍率、撮像素子で取得された画像信号の増幅率等が考えられる。例えば「画像データ取得条件」である露光時間を変更する場合であれば、発せられる蛍光の光強度が小さい測定部位の画像データを取得する際には、露光時間を長くし、発せられる蛍光の光強度が大きい測定部位の画像データを取得する際には、露光時間を短くすればよい。また、同様に発せられる蛍光の光強度が小さい測定部位の画像データを取得する際には、光電変換率を大きくするか、ビニングサイズを大きくするか、結像光学系の倍率を低くするか、または画像信号増幅率を大きくする等の処理を行い、発せられる蛍光の光強度が大きい場合には、光電変換率を小さくするか、ビニングサイズを小さくするか、結像光学系の倍率を高くするか、または画像信号増幅率を小さくする等の処理を行えばよい。
【００２２】
参照光を前記生体組織に照射する参照光照射手段と、
上記蛍光診断画像生成装置が、前記参照光が前記生体組織において反射される反射光の強度に基づいて、反射画像データを取得する反射画像データ取得手段とを備え、
前記蛍光診断画像データ生成手段が、前記比率に応じて色情報を割り当てるとともに、さらに、前記反射画像データの画素値に応じて、輝度情報を割り当てて前記蛍光診断画像データを生成するものであれば、
前記生体組織の測定部位に応じて、前記画素値に対して割り当てる輝度情報を変更する輝度情報割当変更手段を備えるものであってもよい。なお、測定部位が平坦で凹凸の少ない構造である場合には、前記反射画像データの画素値が大きい領域の凹凸を強調するよう輝度割当を設定し、測定部位が凹凸の多い複雑な構造である場合には、前記反射画像データの画素値が小さい領域の凹凸を強調するよう輝度割当を設定してもよい。
【００２３】
また、蛍光診断画像生成装置の一部または全部が、生体内部に挿入される内視鏡の形態であってもよい。なお、上記励起光照射手段は、光源として、Ｇａ−Ｎ系半導体レーザを備えるものであってもよい。
【００２４】
【発明の効果】
本発明による蛍光診断画像生成方法および装置によれば、蛍光画像データの画素値と前記補助画像データの画素値との比率に応じて色情報を割り当てた蛍光診断画像データを生成して出力する際に、生体組織の測定部位に応じて、前記画素値の比率に対して割り当てる色情報を変更することにより、従来の蛍光診断画像生成装置に比べ、各測定部位間における組織性状と色情報との対応関係の一致度が向上しているので、測定部位が複数種類ある場合であっても、表示された蛍光診断画像の表示色に基づいて組織性状を容易に認識することができる。
【００２５】
また、測定部位が異なると、発せられる蛍光の光強度の平均値も異なる場合がある。例えば食道から発せられる蛍光の光強度の平均値に比べて、十二指腸から発せられる蛍光の光強度の平均値は小さいため、食道の蛍光診断画像データに比べて、十二指腸の蛍光診断画像データはノイズの影響を受けやすい。そのために、モニタなどに蛍光診断画像を表示する場合に、食道の蛍光診断画像に比べると、十二指腸の蛍光診断画像の画質が悪く、組織性状の識別精度が低下する場合がある。
【００２６】
前記生体組織の測定部位に応じて、前記蛍光演算値を求める際の演算条件を変更する演算条件変更手段をさらに備えたものであれば、各々の測定部位から発せられる蛍光の光強度の平均値にバラツキがある場合であっても、演算条件を変更することにより蛍光診断画像データのＳ／Ｎのバラツキを抑制することができる。
【００２７】
例えばコンボリューション処理を行う場合であれば、十二指腸の蛍光診断画像データを生成する際に、コンボリューションサイズを大きくし、食道の蛍光診断画像データを生成する際には、コンボリューションサイズを小さくする、あるいはコンボリューション処理を行わないようすることにより、十二指腸の蛍光診断画像データと、食道の蛍光診断画像データとのＳ／Ｎのバラツキが抑制され、組織性状の識別精度が向上する。
【００２８】
また、前記生体組織の測定部位に応じて、前記蛍光画像データ取得手段または補助画像データ取得手段における画像データ取得条件を変更する画像データ取得条件変更手段を備えたものであれば、各々の測定部位から発せられる蛍光の光強度の平均値にバラツキがある場合であっても、画像データ取得条件を変更することにより蛍光診断画像データのＳ／Ｎのバラツキを抑制することができる。
【００２９】
例えば露光時間が変更可能であれば、十二指腸の蛍光診断画像データを生成する際に、露光時間を長くし、食道の蛍光診断画像データを生成する際には、露光時間を短くすることにより、十二指腸の蛍光診断画像データと、十二指腸の蛍光診断画像データとのＳ／Ｎのバラツキが抑制され、組織性状の識別精度が向上する。
【００３０】
また、前記蛍光画像データの画素値と前記補助画像データの画素値との比率、すなわち規格化蛍光演算値または蛍光収率演算値等に応じて色情報を割り当てて、反射画像データの画素値に応じて、輝度情報を割り当てて前記蛍光診断画像データを生成する場合には、生体組織の凹凸や、距離感を備えた蛍光診断画像が表示可能となる。
【００３１】
しかし、例えば食道は凹凸が少ない平坦な構造を有しているが、十二指腸は凹凸の多い複雑な構造を有している。このため食道の蛍光診断画像においては反射画像データの画素値が大きい領域の凹凸が強調される蛍光診断画像データが望ましいが、十二指腸の蛍光診断画像データにおいては、反射画像データの画素値が大きい領域の凹凸が強調される蛍光診断画像データでは、反射画像データの画素値が小さくなる凹部の凹凸を識別しにくくなってしまう。
【００３２】
一方反射画像データの画素値が小さい領域の凹凸が強調される蛍光診断画像データは、十二指腸の蛍光診断画像データとしては望ましいが、食道の蛍光診断画像データには適していない。
【００３３】
前記蛍光診断画像データ生成手段が、前記比率に応じて色情報を割り当てるとともに、さらに、前記反射画像データの画素値に応じて、輝度情報を割り当てて前記蛍光診断画像データを生成するものであり、前記生体組織の測定部位に応じて、前記画素値に対して割り当てる輝度情報を変更する輝度情報割当変更手段を備えるものであれば、例えば測定部位が平坦で凹凸の少ない構造である食道などの場合には、前記反射画像データの画素値が大きい領域の凹凸を強調するよう輝度割当を設定し、測定部位が凹凸の多い複雑な構造である十二指腸等である場合には、前記反射画像データの画素値が小さい領域の凹凸を強調するよう輝度割当を変更すれば、測定部位が複数種類ある場合であっても、各々の測定部位の構造に適した輝度割当を有する蛍光診断画像データを生成することができ、組織性状の識別精度が向上する。
【００３４】
また本蛍光診断画像生成装置の一部または全部が、生体内部に挿入される内視鏡装置の形態であれば、本装置の利便性を一層向上することができる。
【００３５】
【発明の実施の形態】
以下、図面を参照して本発明の実施の形態を詳細に説明する。まず、図２〜図４を参照して、本発明による蛍光診断画像生成装置を適用した第１の具体的な実施の形態である蛍光内視鏡装置について説明する。図２は蛍光内視鏡装置の概略構成図であり、図３および図４は本蛍光内視鏡装置に搭載される光学フィルタおよび切換フィルタの模式図である。
【００３６】
この蛍光内視鏡装置は、通常のカラー画像である通常画像２を表示する通常画像モード、または生体観察部に励起光を照射して、この生体観察部から発せられた蛍光による蛍光像と、生体観察部に近赤外光である参照光を照射して生体観察部で反射された反射光によるＩＲ反射像と、測定部位情報とに基づいて生成された疑似カラー画像である蛍光診断画像３を表示する蛍光診断画像モードにより動作するものである。２つのモードの切り替え、および測定部位情報の入力は、入力装置６０１　からの手動操作により行われる。
【００３７】
通常画像モードにおいては、面順次光（Ｒ光Ｌｒ、Ｇ光Ｌｇ、Ｂ光Ｌｂ）を照射された生体観察部１の反射光による通常像をスコープ部１０の先端に設けられたＣＣＤ撮像素子１０１　により撮像して、通常のカラー信号処理により作成した通常画像２をモニタ７０上に表示する。
【００３８】
蛍光診断画像モードにおいては、励起光Ｌｅが照射された生体観察部１から発せられた蛍光から狭帯域蛍光画像データと広帯域蛍光画像データとを、ＣＣＤ撮像素子１０１　を用いて取得し、両蛍光画像データの画素値の除算値である規格化蛍光演算値に基づいて色情報を作成し、また近赤外光である参照光Ｌｓを照射された生体観察部１の反射光によるＩＲ反射像ＺｓをＣＣＤ撮像素子１０１　で撮像したＩＲ反射画像データの画素値に基づいて輝度情報を作成し、両画像情報を合成した蛍光診断画像３をモニタ７０上に表示するものである。なお、入力された測定部位情報に応じて、上記規格化蛍光演算値に基づいて割り当てられる色情報が変更され、ＩＲ反射画像データの画素値に基づいて割り当てられる輝度情報が変更されて、各々の測定部位に適した表示色および輝度により蛍光診断画像３が表示される。
【００３９】
本発明の第１の実施の形態にかかる蛍光内視鏡装置は、図１に示すように、先端にＣＣＤ撮像素子１０１　を備え、患者の病巣と疑われる部位に挿入されるスコープ部１０、通常像撮像用の照明光である面順次光（Ｒ光Ｌｒ、Ｇ光ＬｇおよびＢ光Ｌｂ）を射出する光源と、蛍光像撮像用の励起光Ｌｅを射出する光源と、ＩＲ反射像撮像用の参照光Ｌｓを射出する光源とを備える照明ユニット２０、狭帯域蛍光画像データと広帯域蛍光画データ像の画素値から規格化蛍光演算値を算出し、該規格化蛍光演算値に基づいて色情報を作成し、ＩＲ反射画像データの画素値に基づいて輝度情報を作成して、蛍光診断画像データを生成して出力する蛍光画像処理ユニット３０、通常画像データの生成と、その通常画像データおよび蛍光画像処理ユニット３０から出力された蛍光診断画像データをビデオ信号に変換して出力する通常画像処理ユニット４０、ＣＣＤ撮像素子１０１　の動作を制御するＣＣＤ駆動ユニット５０、各ユニットの動作を制御するコントローラ６０、該コントローラ６０に接続されている入力部６０１　および通常画像２または蛍光診断画像３を表示する表示手段としてのモニタ７０から構成されている。なお、照明ユニット２０、蛍光画像処理ユニット３０、通常画像処理ユニット４０、ＣＣＤ駆動ユニット５０およびコントローラ６０はプロセッサ部９０を構成し、スコープ部１０とプロセッサ部９０およびプロセッサ部９０とモニタ７０は、それぞれ図示省略したコネクタにより、接離自在に接続されている。
【００４０】
スコープ部１０は、内部に先端まで延びるライトガイド１０２　およびＣＣＤケーブル１０３　を備えている。ライトガイド１０２　およびＣＣＤケーブル１０３　の先端部、即ちスコープ部１０の先端部には、照明レンズ１０４　および対物レンズ１０５　を備えている。ＣＣＤケーブル１０３　の先端部には、微少な帯域フィルタがモザイク状に組み合わされたモザイクフィルタ１０６　がオンチップされたＣＣＤ撮像素子１０１　が接続され、該ＣＣＤ撮像素子１０１　には、プリズム１０７　が取り付けられている。また、プリズム１０７　と対物レンズ１０５　の間には、波長４２０ｎｍ以下の波長の光をカットする励起光カットフィルタ１０８　が取り付けられている。
【００４１】
ライトガイド１０２　は、面順次光用のライトガイド１０２ａ、励起光用のライトガイド１０２ｂおよび参照光用のライトガイド１０２ｃがバンドルされ、ケーブル状に一体化されており、各ライトガイドは、照明ユニット２０へ接続されている。
【００４２】
ケーブル１０３　は、ＣＣＤ撮像素子１０１　の駆動信号が送信される駆動ライン１０３ａと、ＣＣＤ撮像素子１０１　から画像信号を読み出す出力ライン１０３ｂとが組み合わされている。駆動ライン１０３ａの一端は、ＣＣＤ駆動ユニット５０に接続され、出力ライン１０３ｂの一端は、蛍光画像処理ユニット３０および通常画像処理ユニット４０へ接続されている。
【００４３】
モザイクフィルタ１０６　は、図３に示すように、４３０ｎｍ〜５３０ｎｍの波長帯域の光を透過させる狭帯域フィルタ１０６ａと、全波長帯域の光を透過させる全波長帯域フィルタ１０６ｂが交互に組み合わされ、各帯域フィルタはＣＣＤ撮像素子１０１　の画素に一対一で対応している。
【００４４】
照明ユニット２０は、白色光を射出する白色光源２０１　、白色光源用電源２０２　、白色光をＲ光Ｌｒ、Ｇ光ＬｇおよびＢ光Ｌｂに、順次色分解するための切換フィルタ２０４　、切換フィルタ２０４　を回転させるフィルタ回転部２０５　、蛍光像撮像用の波長４１０ｎｍの励起光Ｌｅを発するＧａＮ系半導体レーザ２０６　および半導体レーザ用電源２０７　、ＩＲ反射像撮像用の近赤外光である参照光Ｌｓを発する参照光源２０９　、その参照光源２０９　に電気的に接続される参照光源用電源２１０　を備えている。
【００４５】
上記切換フイルタ２０４　は、図４に示すように、Ｒ光Ｌｒを透過するＲフィルタ２０４ａ、Ｇ光Ｌｇを透過するＧフィルタ２０４ｂ、Ｂ光Ｌｂを透過するＢフィルタ２０４ｃとから構成されている。
【００４６】
蛍光画像処理ユニット３０は、励起光Ｌｅが照射された時に、ＣＣＤ撮像素子１０１　で撮像された画像信号のプロセス処理を行う信号処理回路３０１　、該信号処理回路３０１　から出力された画像信号をデジタル化するＡ／Ｄ　変換回路３０２　、デジタル化された画像信号を、モザイクフィルタ１０６　の狭帯域フィルタ１０６ａと対応する画素で受光した画像信号からなる狭帯域蛍光画像データと、全波長帯域フィルタ１０６ｂと対応する画素で受光した画像信号からなる広帯域蛍光画像データとで、異なる記憶領域に保存する画像メモリ３０３　と、該画像メモリ３０３　に記憶された隣接する画素で撮像された狭帯域蛍光画像データの画素値を広帯域蛍光画像データの画素値で除算した規格化蛍光演算値を算出する蛍光演算値算出部３０４　と、後述するコントローラ６０の色情報割当変更部６０２　により設定された色情報テーブルに基づいて、規格化蛍光演算値に対応する色情報を作成し、コントローラ６０の輝度情報割当変更部６０３　により設定された輝度情報テーブルに基づいて、後述する画像メモリ３０８　に保存されているＩＲ反射画像データの画素値に対応した輝度情報を作成し、色情報と輝度情報を合成して蛍光診断画像データを生成して、後述するビデオ信号処理回路４０５　へ出力する蛍光診断画像生成部３０５　と、参照光Ｌｓが照射された時に、ＣＣＤ撮像素子１０１　で撮像された画像信号のうち、モザイクフィルタ１０６　の全波長帯域フィルタ１０６ｂと対応する画素で受光した画像信号にプロセス処理を施す信号処理回路３０６　、該信号処理回路３０６　から出力された画像信号をデジタル化するＡ／Ｄ　変換回路３０７　、デジタル化された画像信号からなるＩＲ反射画像データを保存する画像メモリ３０８　とを備えている。
【００４７】
通常画像処理ユニット４０は、Ｒ光Ｌｒ、Ｇ光ＬｇまたはＢ光Ｌｂが照射された時に、モザイクフィルタ１０６　の全波長帯域フィルタ１０６ｂと対応する画素で受光した画像信号にプロセス処理を施す信号処理回路４０１　、該信号処理回路４０１　から出力された画像信号をデジタル化するＡ／Ｄ　変換回路４０２　、デジタル化された画像信号を各色毎の画像（Ｒ画像、Ｇ画像およびＢ画像）として保存する画像メモリ４０３　、該画像メモリに保存された各色毎の画像から通常画像ータを生成する通常画像生成部４０４　、通常画像を表示する際には、上記通常画像生成部４０４　から出力された通常画像データをビデオ信号に変換して出力し、また蛍光診断画像を表示する際には、上記の蛍光診断画像生成部３０５　から出力された蛍光診断画像データをビデオ信号に変換して出力するビデオ信号処理回路４０５　を備えている。
【００４８】
コントローラ６０は、各部位に接続され動作タイミングを制御している。また、測定部位情報に応じて色情報テーブルを蛍光診断画像生成部３０５　へ設定する色情報割当変更部６０２　および測定部位情報に応じた輝度情報テーブルを蛍光診断画像生成部３０５　へ設定する輝度情報割当変更部６０３　とを備えている。なお、色情報割当変更部６０２　および輝度情報割当変更部６０３　における色情報テーブルの設定方法および輝度情報テーブルの設定方法に関しては後述する。
【００４９】
以下、本発明による蛍光内視鏡装置の動作について説明する。通常画像モードにおいては、面順次光の照射、通常像の撮像および通常画像２の表示が行われ、蛍光診断画像モードにおいては、励起光Ｌｅまたは参照光Ｌｓの照射と、蛍光像の撮像またはＩＲ反射像の撮像とが時分割で行われ、蛍光像およびＩＲ反射像に基づいた蛍光診断画像３が表示される。
【００５０】
まず、通常画像モードにおける動作を説明する。撮像に先立ち、観察者はスコープ部１０を、被験者の体腔内に挿入し、スコープ部１０先端を生体観察部１の近傍に誘導する。
【００５１】
最初に、Ｒ画像を取得する際の動作を説明する。コントローラ６０からの信号に基づき、白色光源用電源２０２　が駆動され、白色光源２０１　から白色光が射出される。白色光は、集光レンズ２０３　により集光され、切換フィルタ２０４　を透過する。切換フィルタ２０４　では、コントローラ６０からの信号に基づいて、Ｒフィルタ２０４ａが光路上に配置されている。このため、白色光は、切換フイルタ２０４　を透過するとＲ光Ｌｒとなる。Ｒ光Ｌｒは、ライトガイド１０２ａに入射され、スコープ部１０の先端まで導光された後、照明レンズ１０４　から生体観察部１へ照射される。
【００５２】
生体観察部１で反射されたＲ光Ｌｒの反射光は、集光レンズ１０５　により集光され、プリズム１０７　に反射して、ＣＣＤ撮像素子１０１　上にＲ光反射像Ｚｒとして結像される。ＣＣＤ撮像素子１０１　より出力された画像信号の中で、モザイクフィルタ１０６　の全波長帯域フィルタ１０６ｂと対応する画素で受光した信号のみが、通常画像処理ユニット４０の信号処理回路４０１　で、プロセス処理を施されＲ画像信号として出力され、残りの信号は破棄される。Ｒ画像信号は、Ａ／Ｄ　変換回路４０２　でデジタル信号に変換されて、画像メモリ４０３　のＲ画像の記憶領域へ記憶される。以後、同様な動作によりＧ画像およびＢ画像が取得され、それぞれ、画像メモリ４０３　のＧ画像の記憶領域およびＢ画像の記憶領域へ記憶される。
【００５３】
Ｒ画像、Ｇ画像およびＢ画像が画像メモリ４０３　に記憶されると、表示タイミングに合わせて通常画像生成部４０４　において、３色の画像から通常画像データが生成され出力される。ビデオ信号処理回路４０５　では、通常画像データをビデオ信号に変換し、モニタ７０に出力する。モニタ７０には、カラー画像である通常画像２が表示される。
【００５４】
次に蛍光診断画像を表示する際の動作について説明する。観察者は、入力部６０１　を用いて、蛍光診断画像モードを選択する。また、この際に観察者は、食道、胃、十二指腸または大腸の中の１つを測定部位情報として入力する。コントローラ６０の色情報割当変更部６０２　には、予め各測定部位毎に異なる色情報テーブルが記憶されている。
【００５５】
以下、色情報テーブルの作成方法を簡単に説明する。例えば食道を例として説明を行えば、まず複数の被験者の正常な食道に対して、それぞれ励起光を照射して発せられた蛍光から規格化蛍光演算値を取得する。これらの規格化蛍光演算値の平均値ＮＦＡおよび標準偏差ＮＦＳを算出する。食道では、ＮＦＡ＝０．５９であり、ＮＦＳ＝０．０５となる。次に平均値ＮＦＡと標準偏差ＮＦＳとの和である割当最大値ＮＦＢ＝０．６４を算出する。規格化蛍光演算値の割当最大値ＮＦＢ＝０．６４から０までの変化に対して緑〜黄〜赤を割り当てる色情報テーブルを作成する。なお規格化蛍光演算値が割当最大値ＮＦＢより大きい場合には緑を割り当てる。
【００５６】
各測定部位毎に同様に、正常な部位から規格化蛍光演算値を取得し、平均値ＮＦＡおよび標準偏差ＮＦＳを求め、それらの和である割当最大値ＮＦＢを算出する。図５は、食道、胃、十二指腸および大腸の平均値ＮＦＡ、標準偏差ＮＦＳおよび割当最大値ＮＦＢを示す図である。
【００５７】
それぞれの測定部位の割当最大値ＮＦＢに基づいて、緑〜黄〜赤が割り当てられ、図６に示すような４種類の直線で表される色情報テーブルが作成される。この４種類の色情報テーブルは、測定部位に対応して、予め色情報割当変更部６０２　に記憶される。
【００５８】
蛍光診断画像モードが選択され、測定部位情報が入力されると、色情報割当変更部６０２　では、入力された測定部位に対応した色情報テーブルを蛍光診断画像生成部３０５　に設定する。
【００５９】
また、コントローラ６０の輝度情報割当変更部６０３　には、予め各測定部位毎に異なる輝度情報テーブルが記憶されている。図７に示すように、組織の凹凸が多い胃および十二指腸に対しては、点線で示すガンマ曲線（γ＝２．５）で表される輝度情報テーブルが記憶され、比較的平坦な組織である食道や大腸に対しては、実線で示すガンマ曲線（γ＝０．４）で表される輝度情報テーブルが記憶されている。
【００６０】
ガンマ曲線（γ＝２．５）で表される輝度情報テーブルが選択された場合には、ＩＲ反射画像データの画素値が小さい場合には、この画素値の変化に対して、輝度の変化が大きく画素値が大きくなるにつれ、画素値の変化に対する輝度の変化が小さくなる。このため、この輝度情報テーブルを用いた蛍光診断画像は、画素値が小さい領域、すなわち胃や十二指腸の凹部における組織の凹凸の観察も詳細に行うことができる。
【００６１】
一方、ガンマ曲線（γ＝０．４）で表される輝度テーブルが選択された場合には、ＩＲ反射画像データの画素値が小さい場合には、規格化蛍光演算値の変化に対して、輝度の変化が小さく、画素値が大きくなるにつれ、画素値の変化に対する輝度の変化が大きくなる蛍光診断画像が表示される。このため、この輝度情報テーブルを用いて生成された蛍光診断画像は、画素値が大きい領域における組織の凹凸の観察を詳細に行うことができるため、画素値の小さい領域が少ない平坦な食道や大腸の観察に適した蛍光診断画像である。
【００６２】
蛍光診断画像モードが選択され、測定部位情報が入力されると、輝度情報割当変更部６０３　では、入力された測定部位に対応した輝度情報テーブルを蛍光診断画像生成部３０５　に出力する。
【００６３】
上記の各設定が終了後、実際の撮像が開始される。まず、コントローラ６０からの信号に基づき、励起光源用電源２０７　が駆動され、ＧａＮ系半導体レーザ２０６　から波長４１０ｎｍの励起光Ｌｅが射出される。励起光Ｌｅは、レンズ２０８　を透過し、ライトガイド１０２ｂに入射され、スコープ部１０先端まで導光された後、照明レンズ１０４　から生体観察部１へ照射される。
【００６４】
励起光Ｌｅを照射されることにより生じる生体観察部１からの蛍光は、集光レンズ１０５　により集光され、プリズム１０７　に反射して、モザイクフィルタ１０６　を透過して、ＣＣＤ撮像素子１０１　上に蛍光像Ｚｊとして結像される。この際励起光Ｌｅの反射光は、励起光カットフィルタ１０８　によりカットされるため、ＣＣＤ撮像素子１０１　に入射することはない。ＣＣＤ撮像素子１０１　では、蛍光像Ｚｊが受光されて、光電変換され、光の強弱に応じた画像信号に変換されて出力される。
【００６５】
ＣＣＤ撮像素子１０１　から出力された信号は、蛍光画像処理ユニット３０の信号処理回路３０１　で、プロセス処理を施され、Ａ／Ｄ　変換回路３０２　でデジタル信号に変換されて、狭帯域フィルタ１０６ａを透過した狭帯域蛍光画像データと全帯域フィルタ１０６ｂを透過した広帯域蛍光画像データに分けて、画像メモリ３０３　の記憶領域へ記憶される。蛍光演算値算出部３０４　では、隣合う画素毎に、狭帯域蛍光画像データの画素値を広帯域蛍光画像データの画素値で除算した規格化蛍光演算値を求め、記憶しておく。
【００６６】
次に参照光ＬｓのＩＲ反射像Ｚｓを撮像する際の動作を説明する。コントローラ６０からの信号に基づき、参照光源用電源２１０　が駆動され、参照光源から近赤外光である参照光Ｌｓが射出される。参照光Ｌｓは、レンズ２１１　を透過し、ライトガイド１０２ｃに入射され、スコープ部先端まで導光された後、照明レンズ１０４　から生体観察部１へ照射される。
【００６７】
生体観察部１で反射された参照光Ｌｓの反射光は、集光レンズ１０５　により集光され、プリズム１０７　に反射して、モザイクフィルタ１０６　を透過して、ＣＣＤ撮像素子１０１　上にＩＲ反射像Ｚｓとして結像される。ＣＣＤ撮像素子１０１　では、ＩＲ反射像Ｚｓが受光されて光電変換され、光の強弱に応じた画像信号に変換されて出力される。
【００６８】
ＣＣＤ撮像素子１０１　から出力された信号は、蛍光画像処理ユニット３０の信号処理回路３０６　で、全帯域フィルタ１０６ｂに対応する画素で受光された信号のみが、プロセス処理を施されて出力され、Ａ／Ｄ　変換回路３０７　でデジタル信号に変換されて、画像メモリ３０８　へＩＲ反射画像データとして記憶される。
【００６９】
画像メモリ３０８　へＩＲ反射画像データが記憶されると、蛍光診断画像生成部３０５　では、まず、各画素毎に、設定されている色情報テーブルを用いて、規格化蛍光演算値に対応する色情報（規格化蛍光演算値の大から小への変化に対して、緑〜黄〜赤が割り当てられる）を作成し、また設定されている輝度テーブルを用いて、画像メモリ３０８　に保存されているＩＲ反射画像データの画素値に対応する輝度情報を作成し、これらの色情報と輝度情報から蛍光診断画像データを生成してビデオ信号処理回路４０５　へ出力する。
【００７０】
ビデオ信号処理回路４０５　では、この蛍光診断画像データをビデオ信号に変換し、モニタ７０に出力する。モニタ７０には、疑似カラー画像である蛍光診断画像が表示される。
【００７１】
観察者が測定部位情報として、食道を入力した場合であれば、色情報テーブルとして図６に一点破線で示す傾きが小さい色情報テーブルが設定され、規格化蛍光演算値の値が０．６４以上であれば緑、０．６４から０．３２までは緑から黄色で表示され、規格化蛍光演算値の値が０．３２から０までは黄色から赤で表示される。このため、例えば規格化蛍光演算値が、０．２８であれば、赤みががった黄色で表示される。また輝度情報テーブルとして図７に実線で示されるガンマ曲線（γ＝０．４）で表される輝度テーブルが選択されているため、ＩＲ反射画像データの画素値が小さい場合には、規格化蛍光演算値の変化に対して、輝度の変化が小さく、画素値が大きくなるにつれ、画素値の変化に対する輝度の変化が大きくなるので、画素値が大きい領域における組織の凹凸の観察を詳細に行うことができる。すなわち、このような蛍光診断画像は、規格化蛍光強度が高く、平坦な構造を有する食道の蛍光診断画像として適切なものである。
【００７２】
観察者が測定部位情報として、胃を入力した場合であれば、色情報テーブルとして図６に実線で示す傾きが中程度の色情報テーブルが設定され、規格化蛍光演算値の値が０．５６以上であれば緑、０５６から０．２８までは緑から黄色で表示され、規格化蛍光演算値の値が０．２８から０までは黄色から赤で表示される。このため、例えば規格化蛍光演算値が、０．２８であれば、黄色で表示される。また輝度情報テーブルとして図７に点線で示されるガンマ曲線（γ＝２．５）で表される輝度テーブルが選択されているため、ＩＲ反射画像データの画素値が小さい場合には、この画素値の変化に対して輝度の変化が大きいので、画素値が小さい領域、例えば胃の凹部における組織の凹凸の観察も詳細に行うことができる。すなわち、このような蛍光診断画像は、規格化蛍光強度が中程度で、凹凸が多い胃の蛍光診断画像として適切なものである。
【００７３】
観察者が測定部位情報として、十二指腸を入力した場合であれば、色情報テーブルとして、図６に２点破線で示す傾きが大きい色情報テーブルが設定され、規格化蛍光演算値の値が０．４６以上であれば緑、０４６から０．２３までは緑から黄色で表示され、規格化蛍光演算値の値が０．２３ら０までは黄色から赤で表示される。このため、例えば規格化蛍光演算値が、０．２８であれば、緑がかった黄色で表示される。また輝度情報テーブルとしてガンマ曲線（γ＝２．５）で表される輝度テーブルが選択されているため、画素値が小さい領域、例えば十二指腸の凹部における組織の凹凸の観察も詳細に行うことができる。すなわち、このような蛍光診断画像は、規格化蛍光強度が小さく、凹凸が多い十二指腸の蛍光診断画像として適切なものである。
【００７４】
観察者が測定部位情報として、大腸を入力した場合であれば、色情報テーブルとして図６に点線で示す傾きが中程度の色情報テーブルが設定され、規格化蛍光演算値の値が０．５８以上であれば緑、０．５８から０．２９までは緑から黄色で表示され、規格化蛍光演算値の値が０．２９から０までは黄色から赤で表示される。このため、例えば規格化蛍光演算値が、０．２８であれば、かすかに赤みががった黄色で表示される。また輝度情報テーブルとして図７にガンマ曲線（γ＝０．４）で表される輝度テーブルが選択されているため、ＩＲ反射画像データの画素値が大きくなるにつれ、画素値の変化に対する輝度の変化が大きくなるので、画素値が大きい領域における組織の凹凸の観察を詳細に行うことができる。すなわち、このような蛍光診断画像は、規格化蛍光強度が中程度で、平坦な構造を有する大腸の蛍光診断画像として適切なものである。
【００７５】
以上の説明であきらかなように、本実施形態における蛍光内視鏡装置においては、生体組織の測定部位に応じて、規格化蛍光演算値に対して割り当てる色情報を変更することにより、従来の蛍光診断画像生成装置に比べ、各測定部位間における組織性状と色情報との対応関係の一致度が向上しているので、測定部位が複数種類ある場合であっても、表示された蛍光診断画像の表示色に基づいて組織性状を容易に認識することができる。
【００７６】
また、生体組織の測定部位に応じて、ＩＲ反射画像データの画素値に対して割り当てる輝度情報を変更しているので、各々の測定部位において、測定部位の構造に適した輝度割当を有する蛍光診断画像データを生成することができ、組織性状の識別精度が向上する。
【００７７】
次に、図８および図９を参照して、本発明による蛍光診断画像生成装置を適用した第２の具体的な実施の形態である蛍光内視鏡装置について説明する。図８は蛍光内視鏡装置の概略構成図であり、図９は、本蛍光内視鏡装置に搭載されるモザイクフィルタの模式図である。なお、図８においては図２中の要素で同等の要素には同番号を付してあり、それらについての説明は特に必要のない限り省略する。
【００７８】
この蛍光内視鏡装置は、通常のカラー画像である通常画像３、生体観察部に励起光を照射して、生体観察部から発せられた蛍光による蛍光像と、生体観察部に近赤外光である参照光を照射して生体観察部で反射された反射光によるＩＲ反射像に基づいて生成された疑似カラー画像である蛍光診断画像４とを同時にモニタ上に表示するものである。このため、通常像、蛍光像およびＩＲ反射像の撮像は時分割で行われる。
【００７９】
また、蛍光診断画像を生成する際には、励起光Ｌｅが照射された生体観察部１から発せられた蛍光から広帯域蛍光画像データを取得し、また近赤外光である参照光Ｌｓを照射された生体観察部１の反射光からＩＲ反射画像データを取得し、各画素毎に広帯域蛍光画像データの画素値をＩＲ反射画像データの画素値で除算した蛍光収率演算値を算出し、この蛍光演算値に基づいて色情報を作成し、ＩＲ反射画像データの画素値に基づいて輝度情報を作成し、両画像情報に基づいて蛍光診断画像を生成するものである。なお、第１の実施の形態と同様に、入力された測定部位情報に応じて、上記蛍光収率演算値に基づいて割り当てられる色情報が変更され、かつＩＲ反射画像データの画素値に基づいて割り当てられる輝度情報が変更されて、各々の測定部位に適した表示色および輝度により蛍光診断画像３が表示される。さらに、本実施の形態においては、蛍光収率演算値を算出する際にコンボリューション処理が施されるものであり、入力された測定部位情報に応じて、コンボリューションサイズが変更され、測定部位の蛍光強度に適したコンボリューション処理が施された蛍光診断画像４が表示される。
【００８０】
本発明の第２の実施の形態にかかる蛍光内視鏡装置は、図８に示すように、先端にＣＣＤ撮像素子１０１　を備え、患者の病巣と疑われる部位に挿入されるスコープ部１１、通常像撮像用の照明光である白色光Ｌｗを射出する光源と、蛍光像撮像用の励起光Ｌｅを射出する光源と、ＩＲ反射像撮像用の参照光Ｌｓを射出する光源とを備える照明ユニット２１、広帯域蛍光画像データの画素値およびＩＲ反射画像データの画素値から蛍光演算値を算出し、該蛍光演算値から色情報を作成し、ＩＲ反射画像データの画素値から輝度情報を作成して、蛍光診断画像データを生成して出力する蛍光画像処理ユニット３１、通常画像データの生成と、その通常画像データおよび蛍光画像処理ユニット３１から出力された蛍光診断画像データをビデオ信号に変換して出力する通常画像処理ユニット４１、ＣＣＤ撮像素子１０１　の動作を制御するＣＣＤ駆動ユニット５１、各ユニットの動作を制御するコントローラ６１、該コントローラ６１に接続されている入力装置６０１　および通常画像３および蛍光診断画像４を表示するモニタ７０から構成されている。なお、照明ユニット２１、蛍光画像処理ユニット３１、通常画像処理ユニット４１、ＣＣＤ駆動ユニット５１およびコントローラ６１はプロセッサ部９１を構成し、スコープ部１１とプロセッサ部９１およびプロセッサ部９１とモニタ７０は、それぞれ図示省略したコネクタにより、接離自在に接続されている。
【００８１】
スコープ部１１は、内部に先端まで延びるライトガイド１０２　およびＣＣＤケーブル１０３　を備えている。ライトガイド１０２　およびＣＣＤケーブル１０３　の先端部、即ちスコープ部１１の先端部には、照明レンズ１０４　および対物レンズ１０５　を備えている。ＣＣＤケーブル１０３　の先端部には、微少な帯域フィルタがモザイク状に組み合わされたモザイクフィルタ１１１　がオンチップされたＣＣＤ撮像素子１０１　が接続され、該ＣＣＤ撮像素子１０１　には、プリズム１０７　が取り付けられている。また、プリズム１０７　と対物レンズ１０５　の間には、波長４２０ｎｍ以下の波長の光をカットする励起光カットフィルタ１０８　が取り付けられている。
【００８２】
モザイクフィルタ１１１　は、図９に示すように、５２０ｎｍ〜６００ｎｍの波長帯域の光を透過させるＧフィルタ１１１ａと、波長４３０ｎｍ〜６００ｎｍの波長帯域の光を透過させるＣｙフィルタ１１１ｂと、波長５２０ｎｍ以上の波長帯域の光を透過させるＹｅフィルタ１１１ｃとが組み合わされ、各帯域フィルタはＣＣＤ撮像素子１０１　の画素に一対一で対応している。
【００８３】
照明ユニット２１は、白色光Ｌｗを射出する白色光源２０１　、白色光源用電源２０２　、励起光Ｌｅを発するＧａＮ系半導体レーザ２０６　、半導体レーザ用電源２０７　、参照光Ｌｓを発する参照光源２０９　、および参照光源用電源２１０　を備えている。
【００８４】
蛍光画像処理ユニット３１は、励起光Ｌｅが照射された時に、ＣＣＤ撮像素子１０１　で撮像された信号のプロセス処理を行う信号処理回路３０１　、該信号処理回路３０１　で得られた画像信号をデジタル化するＡ／Ｄ　変換回路３０２　、デジタル化された画像信号を一時的に記憶する画像メモリ３１１　、該画像メモリ３１１　に記憶された画像信号から、後述するコントローラ６１のコンボリューションサイズ変更部６１２　により設定されたコンボリューションサイズに従ってコンボリューション処理を施し、広帯域蛍光画像データを算出して記憶する演算・画像メモリ３１２　、該演算・画像メモリ３１２　に記憶された広帯域蛍光画像データの画素値を、画像メモリ３０８　に保存されているＩＲ反射画像データの画素値で除算した蛍光収率演算値を算出する蛍光演算値算出部３１３　、後述するの色情報割当変更部６１１　により設定された色情報テーブルに基づいて、蛍光収率演算値に対応する色情報を作成し、コントローラ６１の輝度情報割当変更部６０３　により設定された輝度情報テーブルに基づいて、画像メモリ３０８　に保存されているＩＲ反射画像データの画素値に対応した輝度情報を作成し、色情報と輝度情報を合成して蛍光診断画像データを生成して、ビデオ信号処理回路４０５　へ出力する蛍光診断画像生成部３１４　、参照光Ｌｓが照射された時に撮像された信号のプロセス処理を行う信号処理回路３０６　、Ａ／Ｄ　変換回路３０７およびデジタル化された画像信号のうち、モザイクフィルタ１１１　のＹｅフィルタ１１１ｃと対応する画素で受光した画像信号であるＩＲ反射画像データを保存する画像メモリ３０８　とを備えている。
【００８５】
通常画像処理ユニット４１は、白色光Ｌｗが照射された時に、モザイクフィルタ１１１　の各微少フィルタと対応する画素で受光した信号にプロセス処理を施す信号処理回路４１１　、該信号処理回路から出力された画像信号をデジタル化するＡ／Ｄ　変換回路４０２　、デジタル化された画像信号を保存する画像メモリ４０３　、該画像メモリに保存された画像信号から通常画像データを生成する通常画像生成部４１２　、通常画像を表示する際には、該通常画像生成部４１２　から出力された通常画像データをビデオ信号に変換して出力し、また蛍光診断画像を表示する際には、上記の蛍光診断画像生成部３１４　から出力された蛍光診断画像データをビデオ信号に変換して出力するビデオ信号処理回路４０５　を備えている。
【００８６】
コントローラ６１は、各部位に接続され動作タイミングを制御している。また、測定部位情報に応じて色情報テーブルを蛍光診断画像生成部３１４　へ設定する色情報割当変更部６１１　および測定部位情報に応じた輝度情報テーブルを蛍光診断画像生成部３１４　へ設定する輝度情報割当変更部６０３　と、コンボリューションサイズを演算・画像メモリ３１２　へ設定するコンボリューションサイズ変更部６１２　を備えている。なお、色情報割当変更部６１１　における色情報テーブルの設定方法およびコンボリューションサイズ変更部６１２　におけるコンボリューションサイズの設定方法に関しては後述する。
【００８７】
以下、本発明による蛍光内視鏡装置の動作について説明する。撮像に先立ち、観察者はスコープ部１１を、被験者の体腔内に挿入し、スコープ部１１の先端を生体観察部１の近傍に誘導する。本蛍光内視鏡装置においては、白色光Ｌｗの照射、励起光Ｌｅの照射、参照光Ｌｓの照射と、通常像の撮像、蛍光像の撮像およびＩＲ反射像の撮像とが時分割で行われ、通常画像３および蛍光診断画像４が同時にモニタ７０に表示される。
【００８８】
まず、通常画像の表示動作を説明する。コントローラ６１からの信号に基づき、白色光源用電源２０２　が駆動され、白色光源２０１　から白色光Ｌｗが射出される。白色光Ｌｗは、集光レンズ２０３　により集光され、ライトガイド１０２ａに入射され、スコープ部１１の先端まで導光された後、照明レンズ１０４　から生体観察部１へ照射される。
【００８９】
生体観察部１で反射された白色光Ｌｗの反射光は、集光レンズ１０５　により集光され、プリズム１０７　に反射して、ＣＣＤ撮像素子１０１　上に白色光反射像Ｚｗ（通常像）として結像される。ＣＣＤ撮像素子１０１　より出力された信号は、通常画像処理ユニット４１の信号処理回路４１１　で、プロセス処理を施されて出力され、Ａ／Ｄ　変換回路４０２　でデジタル信号に変換されて、画像メモリ４０３　へ各画素毎に記憶される。表示タイミングに合わせて通常画像生成部４１２　において、各微少フィルタに対応する３色の画像信号からＲＧＢ信号が算出され、該ＲＧＢ信号に基づいて通常画像データが生成されて出力される。ビデオ信号処理回路４０５　では、通常画像データをビデオ信号に変換し、モニタ７０に出力する。モニタ７０には、カラー画像である通常画像３が表示される。
【００９０】
次に蛍光診断画像の表示動作について説明する。測定を開始する前に、観察者は、食道、胃、十二指腸または大腸の中の１つを測定部位情報として入力する。コントローラ６１の色情報割当変更部６１１　には、予め各測定部位毎に異なる蛍光収率演算値用の色情報テーブルが記憶されている。
【００９１】
以下、蛍光収率演算用の色情報テーブルの作成方法を簡単に説明する。第１の実施の形態における色情報テーブルの作成方法とほぼ同様であるため、異なる部分のみを説明する。食道、胃、十二指腸および大腸について、複数の被験者の正常な組織から蛍光収率演算値を取得する。各部位毎に、蛍光収率演算値の平均値ＡＦＡおよび標準偏差ＡＦＳを算出し、割当最大値ＡＦＢ＝平均値ＡＦＡ＋ＡＦＳを算出する。割当最大値ＡＦＢから０までの変化に対して緑〜黄〜赤を割り当てる色情報テーブルを作成する。なお蛍光収率演算値が割当最大値ＡＦＢより大きい場合には緑を割り当てる。
【００９２】
図１０は、食道、胃、十二指腸および大腸の平均値ＡＦＡ（棒線）、標準偏差ＡＦＳ（縦線）および割当最大値ＡＦＢ（棒線＋縦線）を示す図である。
【００９３】
それぞれの測定部位の割当最大値ＡＦＢに基づいて、緑〜黄〜赤が割り当てられ、図１１に示すような４種類の直線で表される色情報テーブルが作成される。この４種類の色情報テーブルは、測定部位に対応して、予め色情報割当変更部６１１　に記憶される。
【００９４】
また、コントローラ６１のコンボリューションサイズ変更部６１２　には、予め各測定部位毎に異なるコンボリューションサイズが記憶されている。食道および大腸に対しては、発せられる蛍光の光強度が大きいため、コンボリューションサイズとしては１＊１が記憶され、胃に対しては、３＊３が記憶され、十二指腸に対しては５＊５が記憶されている。なお、本実施の形態においては、説明を簡単にするために、コンボリューションサイズとして比較しやすい数値を用いたが、実際には、各測定部位毎のＳ／Ｎのバラツキを測定し、これらのＳ／Ｎのバラツキが抑制されるようにコンボリューションサイズを設定することが望ましい。
【００９５】
測定開始前に、測定部位情報が入力されると、色情報割当変更部６１１　では、入力された測定部位に対応した色情報テーブルを蛍光診断画像生成部３１４　に設定し、コンボリューションサイズ変更部６１２　では、入力された測定部位に対応したコンボシューションサイズを演算・画像メモリ３１２　へ設定する。
【００９６】
まず、コントローラ６１からの信号に基づき、励起光Ｌｅが生体観察部１へ照射される。ＣＣＤ撮像素子１０１　で受光された蛍光像Ｚｊは、画像信号に変換されて出力され、蛍光画像処理ユニット３１の信号処理回路３０１　で、プロセス処理を施され画像信号として出力され、Ａ／Ｄ　変換回路３０２　でデジタル信号に変換されて、画像メモリ３１１　へ記憶される。
【００９７】
演算・画像メモリ３１２　では、まず、隣接した画素毎に、モザイクフィルタ１１１　のＣｙフィルタ１１１ｂと対応する画素で受光した画像信号の画素値にＹｅフィルタ１１１ｃと対応する画素で受光した画像信号の画素値を加算し、その加算値からＧフィルタ１１１ａと対応する画素で受光した画像信号の画素値を減算して、仮広帯域蛍光画像データを作成する。なお、Ｙｅ（Ｒ＋Ｇ）フィルタ＋Ｃｙ（Ｂ＋Ｇ）フィルタ−Ｇフィルタの波長帯域は、Ｒ＋Ｇ＋Ｂとなりほぼ全波長帯域となる。
【００９８】
測定部位が食道および大腸であれば、コンボリューションサイズは１＊１であるため、上記の仮広帯域蛍光画像データをそのまま広帯域蛍光画像データとして設定する。
【００９９】
測定部位が胃であれば、コンボリューションサイズは３＊３であるため、上記の仮広帯域蛍光画像データの各画素毎に、その画素を中心とする縦横３×３個の画素値の平均値を算出し、その値を新たな画素値として記憶して、広帯域蛍光画像データを作成する。
【０１００】
測定部位が十二指腸であれば、コンボリューションサイズは５＊５であるため、上記の仮広帯域蛍光画像データの各画素毎に、その画素を中心とする縦横５×５個の画素値の平均値を算出し、その値を新たな画素値として記憶して、広帯域蛍光画像データを作成する。
【０１０１】
次に参照光Ｌｓが、生体観察部１へ照射され、生体観察部１で反射された参照光Ｌｓの反射光は、ＣＣＤ撮像素子１０１　上にＩＲ反射像Ｚｓとして結像されて、画像信号に変換されて出力される。
【０１０２】
ＣＣＤ撮像素子１０１　から出力された信号は、蛍光画像処理ユニット３１の信号処理回路３０６　で、５２０ｎｍ以上の波長帯域の光を透過させるＹｅフィルタ１１１ｃに対応する画素で受光された信号のみが、プロセス処理を施され画像信号として出力され、Ａ／Ｄ　変換回路３０７　でデジタル信号に変換されて、画像メモリ３０８　へＩＲ反射画像データとして記憶される。
【０１０３】
蛍光演算値算出部３１３　では、対応する画素毎に、演算・画像メモリ３１２　に記憶された広帯域蛍光画像データの画素値を、画像メモリ３０８　に保存されているＩＲ反射画像データの画素値で除算した蛍光収率演算値を算出する。
【０１０４】
蛍光診断画像生成部３１４　では、色情報割当変更部６１１　により設定された色情報テーブルに基づいて、蛍光収率演算値に対応する色情報を作成し、輝度情報割当変更部６０３　により設定された輝度情報テーブルに基づいて、画像メモリ３０８　に保存されているＩＲ反射画像データの画素値に対応した輝度情報を作成し、色情報と輝度情報を合成して蛍光診断画像データを生成して、ビデオ信号処理回路４０５　へ出力する。
【０１０５】
なお、測定部位が食道であれば、コンボリューション処理が施されずに算出された蛍光収率演算値と図１１に１点破線で示す傾きが中程度の色情報テーブルとに基づいて色情報が生成され、またＩＲ反射画像データの画素値と図７にガンマ曲線（γ＝０．４）で表される輝度テーブルに基づいて輝度情報が生成され、両情報が合成された蛍光診断画像４がモニタ７０に表示される。
【０１０６】
また、測定部位が胃であれば、コンボリューションサイズ３＊３のコンボリューション処理が施されて算出された蛍光収率演算値と、図１１に実線で示す傾きが中程度の色情報テーブルに基づいて色情報が生成され、またＩＲ反射画像データの画素値と、図７にガンマ曲線（γ＝２．５）で表される輝度テーブルとに基づいて輝度情報が生成され、両情報が合成された蛍光診断画像４がモニタ７０に表示される。コンボリューション処理により、解像度が多少低下するが、Ｓ／Ｎが向上した蛍光診断画像４が表示される。すなわち、胃においては、発せられる蛍光の光強度がさほど大きくなく、胃の蛍光診断画像はノイズの影響をかなり受けやすいため、解像度を多少低下させても、Ｓ／Ｎが向上した蛍光診断画像４を表示することが望ましい。
【０１０７】
測定部位が十二指腸であれば、コンボリューションサイズ５＊５のコンボリューション処理が施されて算出された蛍光収率演算値と、図１１に２点破線で示す傾きが中程度の色情報テーブルに基づいて色情報が生成され、またＩＲ反射画像データの画素値と、図７にガンマ曲線（γ＝２．５）で表される輝度テーブルとに基づいて輝度情報が生成され、両情報が合成された蛍光診断画像４がモニタ７０に表示される。コンボリューション処理により、解像度が低下するが、Ｓ／Ｎが向上した蛍光診断画像４が表示される。十二指腸においては、発せられる蛍光の光強度が小さいため、十二指腸の蛍光診断画像データはノイズの影響を受けやすいので、解像度を低下させても、Ｓ／Ｎが向上した蛍光診断画像データを作成することが望ましい。
【０１０８】
測定部位が大腸であれば、コンボリューション処理が施されずに算出された蛍光収率演算値と図１１に点線で示す傾きが大きい色情報テーブルとに基づいて色情報が生成され、またＩＲ反射画像データの画素値と図７にガンマ曲線（γ＝０．４）で表される輝度テーブルに基づいて輝度情報が生成され、両情報が合成された蛍光診断画像４がモニタ７０に表示される。
【０１０９】
以上の説明であきらかなように、本実施形態における蛍光内視鏡装置においては、生体組織の測定部位に応じて、蛍光収率演算値に対して割り当てる色情報を変更しているので、各々の測定部位において、表示された蛍光診断画像の表示色に基づいて組織性状を容易に認識することができる。
【０１１０】
また、生体組織の測定部位に応じて、ＩＲ反射画像データの画素値に対して割り当てる輝度情報を変更しているので、各々の測定部位において、測定部位の構造に適した輝度割当を有する蛍光診断画像データを生成することができ、組織性状の識別精度が向上する。
【０１１１】
さらに、測定部位に応じて、コンボリューションサイズを変更することにより各測定部位の蛍光診断画像間のＳ／Ｎのバラツキが抑制され、組織性状の識別精度が向上する。
【０１１２】
なお、本実施の形態の変型例として、測定部位毎に上記コンボリューションサイズの代わりに、前述したオフセット数を変更するものも考えられる。この際には、発せられる蛍光の光強度が小さい測定部位ほと、オフセット数を大きくすればよい。
【０１１３】
次に、図１２を参照して、本発明による蛍光診断画像生成装置を適用した第３の具体的な実施の形態である蛍光内視鏡装置について説明する。図１２は蛍光内視鏡装置の概略構成図である。なお、図１２においては図２中の要素で同等の要素には同番号を付してあり、それらについての説明は特に必要のない限り省略する。
【０１１４】
この蛍光内視鏡装置は、通常のカラー画像である通常画像２を表示する第１の実施形態と同様の通常画像モード、または生体観察部に励起光を照射して、生体観察部から発せられた蛍光による蛍光像と、生体観察部に近赤外光である参照光を照射して生体観察部で反射された反射光によるＩＲ反射像と、測定部位情報とに基づいて生成された疑似カラー画像である蛍光診断画像５を表示する蛍光診断画像モードにより動作するものである。２つのモードの切り替え、および測定部位情報の入力は、入力装置６０１　からの手動操作により行われる。
【０１１５】
蛍光診断画像モードにおいては、第１の実施の形態と同様に、生体観察部１から発せられた蛍光から取得した規格化蛍光演算値に基づいて色情報を作成し、ＩＲ反射画像データの画素値に基づいて輝度情報を作成し、両画像情報を合成した蛍光診断画像５モニタ７０上に表示するものである。なお、入力された測定部位情報に応じて、上蛍光像を撮像する際にＣＣＤ撮像素子の露光時間が変更されるものであり、測定部位の蛍光強度に適した露光時間で撮像された蛍光像に基づいて作成された蛍光診断画像５が表示される。
【０１１６】
本発明の第３の実施の形態にかかる蛍光内視鏡装置は、図１２に示すように、先端にＣＣＤ撮像素子１２１　を備え、患者の病巣と疑われる部位に挿入されるスコープ部１２、照明ユニット２０、蛍光画像処理ユニット３０、通常画像処理ユニット４０、ＣＣＤ撮像素子１０１　の動作を制御するＣＣＤ駆動ユニット５２、各ユニットの動作を制御するコントローラ６２、入力部６０１　およびモニタ７０から構成されている。なお、照明ユニット２０、蛍光画像処理ユニット３２、通常画像処理ユニット４０、ＣＣＤ駆動ユニット５０およびコントローラ６２はプロセッサ部９２を構成し、スコープ部１２とプロセッサ部９２およびプロセッサ部９２とモニタ７０は、それぞれ図示省略したコネクタにより、接離自在に接続されている。
【０１１７】
スコープ部１２のＣＣＤ撮像素子１２１　は、ＣＣＤ駆動ユニット５２に設定された駆動タイミングにより動作するものであり、特に蛍光像Ｚｊ撮像時の露光時間が測定部位毎に変更されるものである。
【０１１８】
コントローラ６２は、各部位に接続され動作タイミングを制御している。また、色情報割当変更部６０２　、輝度情報割当変更部６０３　および蛍光像Ｚｊ撮像の際のＣＤ撮像素子１２１　の露光時間を設定する露光時間変更部６２１を備えている。
【０１１９】
露光時間変更部６２１　には、予め各測定部位毎に異なる露光時間が記憶されている。例えば食道に対しては露光時間として０．１秒が記憶され、胃に対しては０．２秒が記憶され、十二指腸に対しては０．３秒が記憶され、大腸に対しては０．１秒が記憶されている。測定開始前に、測定部位情報が入力されると、露光時間変更部６２１　では、入力された測定部位に対応した露光時間をＣＣＤ駆動ユニット５２に設定する。
【０１２０】
なお、本実施の形態においては、説明を簡単にするために、露光時間として比較しやすい数値を用いたが、実際には、各測定部位毎のＳ／Ｎのバラツキを測定し、これらのＳ／Ｎのバラツキが抑制されるように露光時間を設定することが望ましい。
【０１２１】
蛍光像撮像の際には、励起光Ｌｅを照射されることにより生じる生体観察部１からの蛍光は、集光レンズ１０５　により集光され、プリズム１０７　に反射して、モザイクフィルタ１０６　を透過して、ＣＣＤ撮像素子１２１　上に蛍光像Ｚｊとして結像される。ＣＣＤ撮像素子１０１　では、ＣＣＤ駆動ユニット５２に設定された露光時間の間、露光が行われる。露光時間の間、蛍光像Ｚｊが受光され、光電変換され、光の強弱に応じた画像信号に変換されて出力される。
【０１２２】
ＣＣＤ撮像素子１２１　から出力された信号は、蛍光画像処理ユニット３０へ出力され、以後第１の実施形態と同様の処理により、蛍光診断画像データが生成され、ビデオ信号処理回路４０５　へ出力される。ビデオ信号処理回路４０５　では、この蛍光診断画像データをビデオ信号に変換し、モニタ７０に出力する。モニタ７０には、疑似カラー画像である蛍光診断画像５が表示される。
【０１２３】
なお、測定部位が食道であれば、露光時間０．１秒で撮像された蛍光像から取得された規格化蛍光演算値と図６に１点破線で示された色情報テーブルとに基づいて色情報が生成され、またＩＲ反射画像データの画素値と図７にガンマ曲線（γ＝０．４）で表される輝度テーブルに基づいて輝度情報が生成され、両情報が合成された蛍光診断画像５がモニタ７０に表示される。
【０１２４】
また、測定部位が胃であれば、露光時間０．２秒で撮像された蛍光像から取得された規格化蛍光演算値と図６に実線で示す色情報テーブルに基づいて色情報が生成され、またＩＲ反射画像データの画素値と、図７にガンマ曲線（γ＝２．５）で表される輝度テーブルとに基づいて輝度情報が生成され、両情報が合成された蛍光診断画像５がモニタ７０に表示される。露光時間が長くなるため、撮像コマ数は多少減少するが、Ｓ／Ｎが向上した蛍光診断画像５が表示される。すなわち、胃においては、発せられる蛍光の光強度がさほど大きくなく、胃の蛍光診断画像はノイズの影響をかなり受けやすいため、撮像コマ数が多少減少しても、Ｓ／Ｎが向上した蛍光診断画像４を表示することが望ましい。
【０１２５】
測定部位が十二指腸であれば、露光時間０．３秒で撮像された蛍光像から取得された規格化蛍光演算値と図６に２点破線で示す色情報テーブルに基づいて色情報が生成され、またＩＲ反射画像データの画素値と、図７にガンマ曲線（γ＝２．５）で表される輝度テーブルとに基づいて輝度情報が生成され、両情報が合成された蛍光診断画像５がモニタ７０に表示される。露光時間が長くなるため、撮像コマ数は減少するが、Ｓ／Ｎが向上した蛍光診断画像５が表示される。すなわち、十二指腸においては、発せられる蛍光の光強度が小さいため、十二指腸の蛍光診断画像はノイズの影響を受けやすいので、撮像コマ数が減少しても、Ｓ／Ｎが向上した蛍光診断画像５を表示することが望ましい。
【０１２６】
以上の説明であきらかなように、本実施形態における蛍光内視鏡装置においては、第１の実施の形態と同様に、生体組織の測定部位に応じて、規格化蛍光演算値に対して割り当てる色情報を変更しているので、各々の測定部位において、表示された蛍光診断画像の表示色に基づいて組織性状を容易に認識することができる。また、生体組織の測定部位に応じて、ＩＲ反射画像データの画素値に対して割り当てる輝度情報を変更しているので、各々の測定部位において、測定部位の構造に適した輝度割当を有する蛍光診断画像データを生成することができ、組織性状の識別精度が向上する。さらに、測定部位に応じて露光時間を変更することにより、各測定部位の蛍光診断画像間のＳ／Ｎのバラツキが抑制され、組織性状の識別精度が向上する。
【０１２７】
なお、本実施の形態の変型例として、測定部位毎に露光時間を変更する代わりに、ＣＣＤ撮像素子におけるビニングサイズを変更するもの、ＣＣＤ撮像素子の蛍光像を結像する結像光学系の倍率を変更するもの、ＣＣＤ撮像素子で取得された画像信号の増幅率を変更するもの等が考えられる。蛍光の光強度が小さい測定部位の蛍光診断画像を作成する際には、ビニングサイズを大きくするか、結像光学系の倍率を低くするか、または画像信号増幅率を大きくする等の処理を行い、発せられる蛍光の光強度が大きい測定部位の蛍光診断画像を作成する場合には、ビニングサイズを小さくするか、結像光学系の倍率を高くするか、または画像信号増幅率を小さくする等の処理を行えばよい。
【０１２８】
また、これらの露光時間、ビニングサイズ、結像光学系、画像信号増幅率などの画像データ取得条件の変更は、第２の実施形態においても適用可能であり、蛍光画像、すなわち広帯域蛍光画像データを取得する際に、これらの変更を行うことが多い。この場合には、蛍光収率演算値の分布が、これらの変更の影響により変化するため、予め実際に測定を行う際の画像データ取得条件下で取得した測定部位毎の蛍光収率演算値に基づいて作成した色情報テーブルを記憶しておけばよい。
【０１２９】
また、各実施の形態においては、色情報の割り当て範囲を、演算値の平均値＋演算値の標準偏差から０までとしたが、これに限定されるものではなく、例えば演算値の最大値から最小値までの間であってもよいし、演算値の平均値＋演算値の標準偏差から演算値の最小値までの間等であってもよい。
【図面の簡単な説明】
【図１】測定部位毎の規格化蛍光演算値の説明図
【図２】本発明による第１の具体的な実施の形態である蛍光内視鏡装置の概略構成図
【図３】モザイクフィルタの概略構成図
【図４】切替フィルタの概略構成図
【図５】測定部位毎の規格化蛍光演算値の平均値および標準偏差
【図６】色情報テーブルの説明図
【図７】輝度情報テーブルの説明図
【図８】本発明による第２の具体的な実施の形態である蛍光内視鏡装置の概略構成図
【図９】モザイクフィルタの概略構成図
【図１０】測定部位毎の蛍光収率演算値の平均値および標準偏差
【図１１】色情報テーブルの説明図
【図１２】本発明による第３の具体的な実施の形態である蛍光内視鏡装置の概略構成図
【符号の説明】
１　　　　　　生体観察部
２　　　　　　通常画像
３，４，５　　　蛍光診断画像
１０，１１　　　　スコープ部
２０，２１　　　　照明ユニット
３０，３１　　　　蛍光画像処理ユニット
４０，４１　　　　通常画像処理ユニット
５０，５１　　　　ＣＣＤ駆動ユニット
６０，６１，６２　　　コントローラ
７０　　　　　　モニタ
１０１　　　　　撮像素子
１０６，１１１　　　モザイクフィルタ
３０４，３１３　　　蛍光演算値算出部
３０５，３１４　　　蛍光診断画像生成
６０２，６１１　　　色情報割当変更部
６０３　　　　　輝度情報割当変更部
６１２　　　　　コンボリューションサイズ変更部
６２１　　　　　露光時間変更部[0001]
BACKGROUND OF THE INVENTION
The present invention acquires fluorescence image data based on fluorescence emitted from a living body observation unit by irradiation with excitation light, and auxiliary image data based on re-radiation light emitted from the living body observation unit by light irradiation, The present invention relates to a fluorescent diagnostic image generation method and apparatus for generating and outputting fluorescent diagnostic image data based on image data and auxiliary image data.
[0002]
[Prior art]
Conventionally, when the living body observation part is irradiated with excitation light of a predetermined wavelength band, utilizing the fact that the fluorescence intensity emitted differs between normal tissue and lesion tissue, the living body observation part is irradiated with excitation light of a predetermined wavelength, There has been proposed a fluorescence diagnostic image generation apparatus that outputs fluorescence diagnosis image data indicating the localization / invasion range of a diseased tissue by receiving fluorescence emitted from a living body observation unit. Fluorescent diagnostic image data is created based on drug fluorescence emitted from biological tissue that has previously absorbed the fluorescent diagnostic agent, and based on autofluorescence emitted from biological tissue without using the fluorescent diagnostic agent. At present, fluorescent diagnostic image data created mainly from autofluorescence is used. Usually, when excitation light is irradiated to a living body observation part, strong autofluorescence is emitted from a normal tissue and weak autofluorescence is emitted from a diseased tissue. Therefore, a lesion state can be determined by measuring the fluorescence intensity. In many cases, this type of fluorescence diagnostic image generation apparatus is configured to be incorporated in an endoscope inserted into a body cavity, a colposcope, a surgical microscope, or the like.
[0003]
By the way, since the living body part has irregularities, the distance from the excitation light irradiation system to the living body observation part is not uniform, and the excitation light illuminance in the excitation light irradiation part of the living body is generally non-uniform. On the other hand, the intensity of fluorescence emitted from normal tissue is approximately proportional to the illuminance of excitation light, and the illuminance of excitation light decreases in inverse proportion to the square of the distance. For this reason, strong fluorescence may be received from a lesion tissue closer to a normal tissue far from the light source, and if the observer makes a determination based only on the fluorescence intensity, the determination of the lesion state is erroneous. It can happen.
[0004]
In order to reduce such inconvenience, a fluorescence calculation value based on the ratio of the light intensity of the excitation light received by the part of the living tissue and the light intensity of the fluorescence emitted from the part by receiving the excitation light, that is, There has been proposed a method for identifying the tissue property of the observation part by obtaining a value that reflects the fluorescence yield, which is a value that is not affected by the distance or angle at which the excitation light is irradiated. However, when determining the value reflecting the fluorescence yield, the excitation light is absorbed differently by various biological tissues, so even if the intensity distribution of the reflected excitation light is measured, the excitation light received by the biological tissue It does not mean that the intensity distribution has been measured correctly.
[0005]
Therefore, as one measure for obtaining the fluorescence yield, the near-infrared light that is uniformly absorbed by various living tissues is irradiated as a reference light to the living tissue, and the reflected near-infrared light is used as an IR reflected image. The fluorescence intensity calculation value obtained by dividing the pixel value of the fluorescence image data by the pixel value of the IR reflection image data is obtained by imaging and using the light intensity as a substitute for the light intensity of the excitation light received by the living tissue. A fluorescence diagnostic image generation apparatus that generates and outputs pseudo color image data based on a yield calculation value has been proposed. That is, by calculating the above-mentioned fluorescence yield calculation value, the fluorescence intensity term depending on the distance between the excitation light source and the fluorescence light receiving part and the living body observation part is canceled, and the fluorescence diagnosis reflecting only the difference in the fluorescence yield An image can be displayed.
[0006]
Japanese Patent Laid-Open No. 10-225436 discloses a fluorescence diagnostic image in which color information is assigned based on a normalized fluorescence calculation value obtained by standardizing light intensity in a narrow wavelength band acquired from a measured part with light intensity in a wide wavelength band. The applicant has proposed a device for outputting data. In this publication, image data in a narrow wavelength band in the vicinity of a wavelength band of 480 nm and image data in a wide wavelength band from near 430 nm to near 730 nm are acquired, and pixel values of the image data in the narrow wavelength band are obtained in the wide wavelength band. A normalized fluorescence calculation value divided by the pixel value of the image data is obtained, and color information, for example, the color sequentially changes from green to red from the larger to the smaller normalized fluorescence calculation value based on the normalized fluorescence calculation value. Fluorescent diagnostic image data is generated by assigning color information. That is, by calculating the normalized fluorescence calculation value, the fluorescence intensity term depending on the distance between the excitation light source and the fluorescence light receiving unit and the living body observation unit is canceled, and the calculation value reflecting only the difference in the shape of the fluorescence spectrum is reflected. Based fluorescence diagnostic images can be output.
[0007]
For example, if a fluorescence diagnostic image is created by the additive color mixing method based on the pixel value of the narrow-band fluorescence image data and the pixel value of the broadband fluorescence image data, the shape and fluorescence intensity of the fluorescence spectrum are reflected in the hue. Fluorescent diagnostic images can be created. Alternatively, if a fluorescence diagnostic image is created by the additive color mixing method based on the fluorescence image data and the pixel value of the IR reflection image data, a fluorescence diagnostic image in which the fluorescence yield and the fluorescence intensity are reflected in the hue can be created. it can. In such a case, for example, red can be assigned to one pixel value, and green can be assigned to the other pixel value, and a fluorescence diagnostic image can be created by an additive color mixing method.
[0008]
Furthermore, color information is assigned based on the normalized fluorescence calculation value or fluorescence yield calculation value, luminance information is assigned according to the pixel value of the IR reflection image data, and fluorescence diagnostic image data is generated based on both information. Inventors have also proposed a fluorescent diagnostic image generating apparatus. By assigning luminance information in accordance with the pixel value of the IR reflection image data, it is possible to display a fluorescence diagnostic image having an unevenness of the living body observation portion and a sense of distance.
[0009]
[Problems to be solved by the invention]
In recent years, characterization of biological tissue using the above-described fluorescence diagnostic image data has been attempted for measurement sites of various biological tissues, and as a result, pixel values of the fluorescence image data acquired from various measurement sites and the auxiliary image The ratio of the pixel value of the data, for example, the normalized fluorescence calculation value (in this case, the narrow-band fluorescence image data is used as the fluorescence image data and the broadband fluorescence image data is used as the auxiliary image data), It was found that each measurement site was different.
[0010]
FIG. 1 shows the distribution of normalized fluorescence calculation values for each measurement site, and a number of normal values for the esophagus (dashed line), stomach (solid line), duodenum (dashed line), and large intestine (dotted line). It is a graph of the relationship between the value of the normalized fluorescence calculation value acquired from the fluorescence emitted from the tissue and its frequency. As can be seen from FIG. 1, for example, the distribution of normalized fluorescence calculation values is greatly different between the esophagus and the duodenum.
[0011]
As an example, if the normalized fluorescence calculation value is 0.7 or more, it is displayed in green, and 0.7 to 0.35 is sequentially changed from green to yellow, and the normalized fluorescence calculation value is 0. Considering the texture of the measured part (standardized fluorescence calculation value = 0.35) displayed in yellow, in the case of displaying from 35 to 0 in a sequential color that sequentially changes from yellow to red.
[0012]
If the measured part is the esophagus, as can be seen from FIG. 1, it is very unlikely that the measured part whose normalized fluorescence calculation value is 0.35 is a normal tissue, while the measured part is the duodenum. For example, there is a high possibility that the measurement site having the normalized fluorescence calculation value of 0.35 is a normal tissue. For this reason, the observer displays a fluorescence diagnostic image indicating whether the measurement target displayed in yellow is a tissue that is very unlikely to be a normal tissue or a tissue that is highly likely to be a normal tissue. It is difficult to recognize from color. Similarly, in a fluorescence diagnostic image created based on the fluorescence yield calculation value or a fluorescence diagnostic image created using the additive color mixing method, if there are multiple types of measurement sites, the fluorescence diagnostic image is displayed. It is difficult to infer the tissue properties from the color alone.
[0013]
That is, even when the fluorescence diagnostic image created by assigning color information according to the ratio between the pixel value of the conventional fluorescence image data and the pixel value of the auxiliary image data is observed, there are a plurality of types of measurement sites. There is a problem that it is difficult to recognize the tissue properties only from the display color.
[0014]
In view of the above-described problems of the prior art, the present invention generates and outputs fluorescent diagnostic image data to which color information is assigned according to the ratio between the pixel value of fluorescent image data and the pixel value of the auxiliary image data. In this case, even when there are a plurality of types of measurement sites, fluorescence diagnostic image data that can easily recognize tissue properties is generated and output based on the color information of the displayed fluorescence diagnostic image data. An object of the present invention is to provide a fluorescence diagnostic image generation method and apparatus capable of performing the above.
[0015]
[Means for Solving the Problems]
The fluorescence diagnostic image generation method according to the present invention acquires fluorescence image data based on fluorescence emitted from a living tissue by irradiation with excitation light,
Acquire auxiliary image data based on re-radiated light emitted from the living tissue by light irradiation,
In the fluorescence diagnostic image generation method for generating and outputting fluorescence diagnostic image data in which color information is assigned for each pixel according to the ratio between the pixel value of the fluorescent image data and the pixel value of the auxiliary image data,
The color information assigned to the ratio of the pixel values is changed according to the measurement site of the living tissue.
[0016]
The fluorescence diagnostic image generation apparatus according to the present invention includes an excitation light irradiation means for irradiating biological tissue with excitation light,
Fluorescence image data acquisition means for acquiring fluorescence image data based on fluorescence emitted from the biological tissue by irradiation of the excitation light;
A light irradiation means for irradiating the living tissue with light;
Auxiliary image data acquisition means for acquiring auxiliary image data based on re-radiated light emitted from the living tissue by irradiation of the light;
Fluorescent diagnostic image data generating means for generating and outputting fluorescent diagnostic image data to which color information is assigned according to the ratio between the pixel value of the fluorescent image data and the pixel value of the auxiliary image data for each pixel In the fluorescence diagnostic image generation device,
The fluorescence diagnostic image data generating means includes color information assignment changing means for changing color information to be assigned to the ratio of the pixel values according to a measurement site of the living tissue. Is.
[0017]
Here, “re-radiated light” means light emitted from a living tissue when irradiated with light, and specifically, reflected light reflected by the living tissue or scattered near the surface of the living tissue. In addition, it means scattered light emitted thereafter or fluorescence emitted from a living tissue. In addition, the “pixel value” is not limited to a signal value corresponding to one imaging pixel in the imaging element or the like, but a signal value obtained by adding signal values of a plurality of imaging pixels by binning processing or the like, It also includes signal values obtained by performing addition processing and subtraction processing from signal values between imaging pixels, signal values that are average values of signal values of a plurality of imaging pixels obtained by convolution processing, and the like. “Generate fluorescence diagnostic image data to which color information is assigned according to the ratio between the pixel value of the fluorescence image data and the pixel value of the auxiliary image data” means that the pixel values of the fluorescence image data and the auxiliary image data are Fluorescence diagnosis image data is generated by assigning color information based on a calculated value, for example, a division value, or fluorescence diagnosis image data is generated by an additive color mixing method based on pixel values of the fluorescence image data and auxiliary image data. And so on. The division value is not limited to a value obtained by normal division. For example, as the inventor presents in Japanese Patent Laid-Open No. 2001-314366, in order to prevent the division value from diverging, A value obtained by adding an offset value to a pixel value and then performing a division is also included. Moreover, it is preferable that the fluorescence image data and the auxiliary image data used when generating the fluorescence diagnostic image data are obtained by capturing substantially the same living tissue almost simultaneously. “Assigning color information according to the ratio” means assigning color information almost continuously according to the ratio. Specifically, the ratio is divided into a large number of gradations and sequentially assigned to them. This means assigning color information.
[0018]
Further, “changing the color information assigned to the ratio of the pixel values according to the measurement site of the living tissue” means changing the color information assigned so that the color information reflects the tissue property. To do. For example, in the case of assigning color information based on the normalized fluorescence calculation value, the color information is assigned according to the distribution state of a plurality of normalized fluorescence calculation values acquired from normal biological tissue for each measurement site. Specifically, the color information to be assigned is changed according to the maximum value, minimum value, average value, standard deviation, etc. of the normalized fluorescence calculation value.
[0019]
If the ratio is a fluorescence calculation value obtained by calculation based on the pixel value of the fluorescence image data and the pixel value of the auxiliary image data,
The fluorescence diagnostic image generation apparatus may further include a calculation condition changing unit that changes a calculation condition for obtaining the fluorescence calculation value according to a measurement site of the living tissue. The “calculation condition” may be a convolution size or an offset amount. For example, in the case of performing convolution processing, when generating fluorescence diagnostic image data of a measurement site where the emitted light intensity is low, the convolution size is increased and the measurement site where the emitted fluorescence intensity is high. When generating the fluorescence diagnostic image data, the convolution size may be reduced or changed so as not to perform the convolution processing. In the case of performing offset processing, when generating fluorescence diagnostic image data of a measurement site where the emitted fluorescence light intensity is low, the offset amount is increased and the fluorescence diagnosis of the measurement site where the emitted fluorescence light intensity is large. When generating image data, the offset amount may be reduced.
[0020]
The fluorescence diagnostic image generation apparatus further includes an image data acquisition condition changing unit that changes an image data acquisition condition in the fluorescence image data acquisition unit or the auxiliary image data acquisition unit according to a measurement site of the living tissue. It may be a thing.
[0021]
As the “image data acquisition condition”, for example, the exposure time of the image sensor, the photoelectric conversion rate, the binning size in the image sensor, the magnification of the imaging optical system that forms a fluorescent image on the image sensor, and the image sensor are acquired. The amplification factor of the image signal can be considered. For example, if the exposure time, which is the “image data acquisition condition”, is changed, when acquiring image data of a measurement site where the emitted fluorescence light intensity is low, the exposure time is lengthened and the emitted fluorescence light is emitted. When acquiring image data of a measurement site having a high intensity, the exposure time may be shortened. Similarly, when acquiring image data of a measurement site where the light intensity of the emitted fluorescence is small, increase the photoelectric conversion rate, increase the binning size, decrease the magnification of the imaging optical system, Or, if the intensity of the emitted fluorescence is high, such as increasing the image signal amplification factor, the photoelectric conversion rate is reduced, the binning size is reduced, or the magnification of the imaging optical system is increased. Alternatively, processing such as reducing the image signal amplification factor may be performed.
[0022]
Reference light irradiating means for irradiating the living tissue with reference light;
The fluorescence diagnostic image generation apparatus includes a reflected image data acquisition unit that acquires reflected image data based on the intensity of reflected light that is reflected from the biological tissue by the reference light.
As long as the fluorescence diagnostic image data generation unit assigns color information according to the ratio and further assigns luminance information according to the pixel value of the reflected image data to generate the fluorescence diagnostic image data. ,
Luminance information assignment changing means for changing the luminance information assigned to the pixel value according to the measurement site of the living tissue may be provided. In addition, when the measurement site is flat and has a structure with little unevenness, luminance allocation is set so as to emphasize the unevenness in the region where the pixel value of the reflection image data is large, and the measurement site has a complicated structure with many unevenness. In this case, the luminance assignment may be set so as to emphasize the unevenness in the region where the pixel value of the reflected image data is small.
[0023]
Further, a part or all of the fluorescence diagnostic image generation apparatus may be in the form of an endoscope inserted into the living body. In addition, the said excitation light irradiation means may be equipped with a Ga-N type semiconductor laser as a light source.
[0024]
【The invention's effect】
According to the fluorescent diagnostic image generation method and apparatus of the present invention, when generating and outputting fluorescent diagnostic image data to which color information is assigned according to the ratio between the pixel value of the fluorescent image data and the pixel value of the auxiliary image data. In addition, by changing the color information assigned to the ratio of the pixel values according to the measurement site of the biological tissue, the tissue property and color information between the measurement sites are compared with the conventional fluorescence diagnostic image generation device. Since the degree of coincidence of the correspondence relationship is improved, the tissue property can be easily recognized based on the display color of the displayed fluorescence diagnostic image even when there are a plurality of types of measurement sites.
[0025]
In addition, when the measurement site is different, the average value of the light intensity of the emitted fluorescence may be different. For example, since the average value of the fluorescence light intensity emitted from the duodenum is smaller than the average value of the fluorescence light intensity emitted from the esophagus, the fluorescence diagnosis image data of the duodenum is less noise than the fluorescence diagnosis image data of the esophagus. easily influenced. For this reason, when displaying a fluorescent diagnostic image on a monitor or the like, the image quality of the fluorescent diagnostic image of the duodenum may be lower than that of the fluorescent diagnostic image of the esophagus, and the identification accuracy of tissue characteristics may be reduced.
[0026]
The average value of the light intensity of the fluorescence emitted from each measurement site, as long as it further includes calculation condition changing means for changing the calculation conditions for obtaining the fluorescence calculation value according to the measurement site of the living tissue Even when there is a variation in the S / N, the S / N variation in the fluorescence diagnostic image data can be suppressed by changing the calculation conditions.
[0027]
For example, in the case of performing convolution processing, when generating the fluorescence diagnostic image data of the duodenum, the convolution size is increased, and when generating the fluorescence diagnostic image data of the esophagus, the convolution size is decreased. Alternatively, by not performing the convolution process, the S / N variation between the fluorescence diagnostic image data of the duodenum and the fluorescence diagnostic image data of the esophagus is suppressed, and the identification accuracy of the tissue property is improved.
[0028]
In addition, each measurement site is provided with an image data acquisition condition changing unit that changes the image data acquisition condition in the fluorescence image data acquisition unit or the auxiliary image data acquisition unit according to the measurement site of the biological tissue. Even when there is a variation in the average value of the intensity of the fluorescence emitted from the light, the S / N variation in the fluorescence diagnostic image data can be suppressed by changing the image data acquisition conditions.
[0029]
For example, if the exposure time can be changed, when the fluorescence diagnostic image data of the duodenum is generated, the exposure time is lengthened, and when the fluorescence diagnostic image data of the esophagus is generated, the exposure time is shortened, thereby reducing the duodenum. Variation in S / N between the fluorescent diagnostic image data of the above and the fluorescent diagnostic image data of the duodenum is suppressed, and the identification accuracy of the tissue property is improved.
[0030]
Further, color information is assigned according to the ratio between the pixel value of the fluorescence image data and the pixel value of the auxiliary image data, that is, the normalized fluorescence calculation value or the fluorescence yield calculation value, and the pixel value of the reflection image data is assigned. Accordingly, when the fluorescence diagnostic image data is generated by assigning luminance information, it is possible to display a fluorescent diagnostic image having an unevenness of living tissue and a sense of distance.
[0031]
However, for example, the esophagus has a flat structure with few irregularities, but the duodenum has a complex structure with many irregularities. Therefore, in the fluorescent diagnostic image of the esophagus, fluorescent diagnostic image data in which the unevenness of the region where the pixel value of the reflected image data is large is emphasized is desirable, but in the fluorescent diagnostic image data of the duodenum, the region where the pixel value of the reflected image data is large In the fluorescence diagnostic image data in which the unevenness is emphasized, it becomes difficult to identify the unevenness of the recess where the pixel value of the reflected image data is small.
[0032]
On the other hand, the fluorescence diagnostic image data in which the unevenness in the region where the pixel value of the reflected image data is small is emphasized is desirable as the fluorescence diagnostic image data of the duodenum, but is not suitable for the fluorescence diagnostic image data of the esophagus.
[0033]
The fluorescent diagnostic image data generating means assigns color information according to the ratio, and further assigns luminance information according to a pixel value of the reflected image data to generate the fluorescent diagnostic image data. For example, in the case of an esophagus where the measurement site is flat and has a structure with little unevenness, as long as it has a luminance information allocation changing unit that changes the luminance information assigned to the pixel value according to the measurement site of the biological tissue The luminance allocation is set so as to emphasize the unevenness of the region where the pixel value of the reflected image data is large, and when the measurement site is a duodenum or the like having a complicated structure with many unevenness, the pixel of the reflected image data If the luminance assignment is changed so as to emphasize the unevenness in the region with a small value, even if there are multiple types of measurement parts, there is a luminance assignment suitable for the structure of each measurement part. That the fluorescence diagnostic image data can be generated, thereby improving the accuracy of identifying the tissue state.
[0034]
Further, if a part or all of the fluorescence diagnostic image generation apparatus is in the form of an endoscope apparatus inserted into the living body, the convenience of the apparatus can be further improved.
[0035]
DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION
Hereinafter, embodiments of the present invention will be described in detail with reference to the drawings. First, with reference to FIGS. 2 to 4, a fluorescence endoscope apparatus that is a first specific embodiment to which a fluorescence diagnostic image generation apparatus according to the present invention is applied will be described. FIG. 2 is a schematic configuration diagram of the fluorescence endoscope apparatus, and FIGS. 3 and 4 are schematic diagrams of an optical filter and a switching filter mounted on the fluorescence endoscope apparatus.
[0036]
The fluorescence endoscope apparatus has a normal image mode for displaying a normal image 2 which is a normal color image, or a fluorescent image by fluorescence emitted from the biological observation unit by irradiating the biological observation unit with excitation light, Fluorescence diagnostic image 3 which is a pseudo color image generated based on the IR reflection image by the reflected light reflected by the living body observing unit by irradiating the living body observing unit with the reference light which is near infrared light and the measurement site information It operates by the fluorescence diagnostic image mode which displays. Switching between the two modes and input of measurement site information are performed by manual operation from the input device 601.
[0037]
In the normal image mode, a CCD image pickup device 101 provided at the distal end of the scope unit 10 with a normal image reflected by the living body observation unit 1 irradiated with frame sequential light (R light Lr, G light Lg, and B light Lb). The normal image 2 created by the normal color signal processing is displayed on the monitor 70.
[0038]
In the fluorescence diagnostic image mode, narrow-band fluorescence image data and broadband fluorescence image data are acquired from the fluorescence emitted from the living body observation unit 1 irradiated with the excitation light Le using the CCD image sensor 101, and both fluorescence images are obtained. Color information is created based on a normalized fluorescence calculation value that is a division value of pixel values of data, and an IR reflection image Zs by reflected light of the living body observation unit 1 irradiated with the reference light Ls that is near infrared light is obtained. Luminance information is created based on the pixel values of IR reflected image data captured by the CCD image sensor 101, and the fluorescence diagnostic image 3 obtained by combining the two image information is displayed on the monitor 70. In addition, according to the input measurement site information, the color information assigned based on the normalized fluorescence calculation value is changed, and the luminance information assigned based on the pixel value of the IR reflection image data is changed. The fluorescence diagnostic image 3 is displayed with the display color and brightness suitable for the measurement site.
[0039]
As shown in FIG. 1, the fluorescence endoscope apparatus according to the first embodiment of the present invention includes a CCD imaging device 101 at the tip, and a scope unit 10 that is inserted into a site suspected to be a patient's lesion, A light source that emits surface-sequential light (R light Lr, G light Lg, and B light Lb), which is illumination light for image capturing, a light source that emits excitation light Le for fluorescent image capturing, and IR reflected image capturing An illumination unit 20 including a light source that emits the reference light Ls, a normalized fluorescence calculation value is calculated from the pixel values of the narrow-band fluorescence image data and the broadband fluorescence image data image, and color information is calculated based on the normalized fluorescence calculation value. Fluorescence image processing unit 30 that creates and generates luminance information based on pixel values of IR reflection image data, generates and outputs fluorescence diagnostic image data, generation of normal image data, and the normal image data and fluorescence image Processing unit 3 A normal image processing unit 40 that converts the fluorescence diagnostic image data output from 0 into a video signal and outputs the video signal; a CCD drive unit 50 that controls the operation of the CCD image sensor 101; a controller 60 that controls the operation of each unit; An input unit 601 connected to 60 and a monitor 70 as display means for displaying the normal image 2 or the fluorescence diagnostic image 3 are configured. The illumination unit 20, the fluorescence image processing unit 30, the normal image processing unit 40, the CCD driving unit 50, and the controller 60 constitute a processor unit 90. The scope unit 10, the processor unit 90, the processor unit 90, and the monitor 70 are respectively The connector is not shown in the figure and is connected so as to be freely separated.
[0040]
The scope unit 10 includes a light guide 102 and a CCD cable 103 that extend to the tip. An illumination lens 104 and an objective lens 105 are provided at the tip of the light guide 102 and the CCD cable 103, that is, at the tip of the scope unit 10. A CCD image pickup device 101 on which a mosaic filter 106 in which minute band filters are combined in a mosaic pattern is connected to the tip of the CCD cable 103 is connected. A prism 107 is attached to the CCD image pickup device 101 1. Yes. An excitation light cut filter 108 that cuts light having a wavelength of 420 nm or less is attached between the prism 107 and the objective lens 105.
[0041]
The light guide 102 is a bundle of a light guide 102a for surface sequential light, a light guide 102b for excitation light, and a light guide 102c for reference light, and is integrated into a cable shape. Connected to.
[0042]
The cable 103 is a combination of a drive line 103a for transmitting a drive signal for the CCD image sensor 101 and an output line 103b for reading an image signal from the CCD image sensor 101. One end of the drive line 103 a is connected to the CCD drive unit 50, and one end of the output line 103 b is connected to the fluorescence image processing unit 30 and the normal image processing unit 40.
[0043]
As shown in FIG. 3, in the mosaic filter 106, a narrow band filter 106a that transmits light in a wavelength band of 430 nm to 530 nm and an all wavelength band filter 106b that transmits light in all wavelength bands are alternately combined, The filter has a one-to-one correspondence with the pixels of the CCD image sensor 101.
[0044]
The illumination unit 20 includes a white light source 201 that emits white light, a power source 202 for white light source, a switching filter 204 and a switching filter 204 for sequentially separating the white light into R light Lr, G light Lg, and B light Lb. Rotating filter rotating unit 205, GaN-based semiconductor laser 206 that emits excitation light Le with a wavelength of 410 nm for fluorescent image imaging, and semiconductor laser power source 207, reference that emits reference light Ls that is near infrared light for IR reflected image imaging The light source 209 includes a reference light source 210 that is electrically connected to the reference light source 209.
[0045]
As shown in FIG. 4, the switching filter 204 includes an R filter 204a that transmits the R light Lr, a G filter 204b that transmits the G light Lg, and a B filter 204c that transmits the B light Lb.
[0046]
The fluorescence image processing unit 30 digitizes the image signal output from the signal processing circuit 301 for performing process processing of the image signal picked up by the CCD image pickup device 101 when the excitation light Le is irradiated, and the signal processing circuit 301. The A / D conversion circuit 302 that performs the processing corresponds to the narrow-band fluorescence image data including the image signal received from the pixel corresponding to the digitized image signal by the pixel corresponding to the narrow-band filter 106a of the mosaic filter 106 and the full-wavelength band filter 106b. The image memory 303 stored in different storage areas with the broadband fluorescent image data composed of the image signal received by the pixels, and the pixel values of the narrow-band fluorescent image data captured by the adjacent pixels stored in the image memory 303 A fluorescence calculation value calculation unit 304 that calculates a normalized fluorescence calculation value divided by the pixel value of the broadband fluorescence image data. Based on the color information table set by the color information allocation changing unit 602 of the controller 60 described later, color information corresponding to the normalized fluorescence calculation value is created and set by the luminance information allocation changing unit 603 of the controller 60. Based on the luminance information table, the luminance information corresponding to the pixel value of the IR reflection image data stored in the image memory 308 to be described later is created, and the fluorescence diagnostic image data is generated by combining the color information and the luminance information. A fluorescence diagnostic image generation unit 305 that outputs to a video signal processing circuit 405, which will be described later, and an all-wavelength band filter 106b of the mosaic filter 106 among the image signals captured by the CCD image sensor 101 when the reference light Ls is irradiated. A signal processing circuit 306 that performs process processing on the image signal received by the corresponding pixel, and the signal processing circuit 306 A / D converter 307 for digitizing et output image signals, and an image memory 308 for storing the IR reflection image data composed of digitized image signals.
[0047]
The normal image processing unit 40 performs signal processing on the image signal received by the pixels corresponding to the full-wavelength band filter 106b of the mosaic filter 106 when the R light Lr, G light Lg, or B light Lb is irradiated. 401, an A / D conversion circuit 402 that digitizes the image signal output from the signal processing circuit 401, and an image memory that stores the digitized image signal as an image (R image, G image, and B image) for each color 403, a normal image generating unit 404 that generates normal image data from the images of the respective colors stored in the image memory; when displaying a normal image, the normal image data output from the normal image generating unit 404 is When converting and outputting to a video signal and displaying a fluorescence diagnostic image, the fluorescence diagnostic image output from the fluorescence diagnostic image generation unit 305 is used. Data is converted into a video signal and a video signal processing circuit 405 to be output.
[0048]
The controller 60 is connected to each part and controls the operation timing. Also, a color information allocation changing unit 602 that sets a color information table in the fluorescence diagnostic image generation unit 305 according to the measurement site information, and a luminance information allocation that sets a luminance information table according to the measurement site information in the fluorescence diagnostic image generation unit 305. A change unit 603. A color information table setting method and a luminance information table setting method in the color information allocation changing unit 602 and the luminance information allocation changing unit 603 will be described later.
[0049]
The operation of the fluorescence endoscope apparatus according to the present invention will be described below. In the normal image mode, field sequential light irradiation, normal image capturing, and normal image 2 display are performed. In the fluorescence diagnostic image mode, excitation light Le or reference light Ls irradiation and fluorescent image capturing or IR are performed. The reflection image is picked up in a time-sharing manner, and the fluorescence diagnostic image 3 based on the fluorescence image and the IR reflection image is displayed.
[0050]
First, the operation in the normal image mode will be described. Prior to imaging, the observer inserts the scope unit 10 into the body cavity of the subject, and guides the distal end of the scope unit 10 to the vicinity of the living body observation unit 1.
[0051]
First, an operation when acquiring an R image will be described. Based on the signal from the controller 60, the white light source power source 202 is driven, and white light is emitted from the white light source 201. The white light is collected by the condenser lens 203 and passes through the switching filter 204. In the switching filter 204, an R filter 204 a is arranged on the optical path based on a signal from the controller 60. For this reason, when the white light passes through the switching filter 204, it becomes R light Lr. The R light Lr is incident on the light guide 102a, guided to the tip of the scope unit 10, and then irradiated onto the living body observation unit 1 from the illumination lens 104.
[0052]
The reflected light of the R light Lr reflected by the living body observation unit 1 is collected by the condenser lens 105, reflected by the prism 107, and formed on the CCD image sensor 101 as an R light reflected image Zr. Of the image signals output from the CCD image sensor 101, only the signals received by the pixels corresponding to the all-wavelength band filter 106b of the mosaic filter 106 are processed by the signal processing circuit 401 of the normal image processing unit 40. Are output as R image signals, and the remaining signals are discarded. The R image signal is converted into a digital signal by the A / D conversion circuit 402 and stored in the R image storage area of the image memory 403. Thereafter, the G image and the B image are acquired by the same operation, and stored in the storage area for the G image and the storage area for the B image in the image memory 403, respectively.
[0053]
When the R image, the G image, and the B image are stored in the image memory 403, the normal image data is generated and output from the three color images in the normal image generation unit 404 in accordance with the display timing. The video signal processing circuit 405 converts the normal image data into a video signal and outputs it to the monitor 70. On the monitor 70, the normal image 2 which is a color image is displayed.
[0054]
Next, the operation when displaying a fluorescent diagnostic image will be described. The observer uses the input unit 601 to select the fluorescence diagnostic image mode. At this time, the observer inputs one of the esophagus, stomach, duodenum or large intestine as measurement site information. The color information allocation changing unit 602 of the controller 60 stores a color information table that is different for each measurement site in advance.
[0055]
A method for creating the color information table will be briefly described below. For example, taking the esophagus as an example, first, a normalized fluorescence calculation value is acquired from fluorescence emitted by irradiating the normal esophagus of a plurality of subjects with excitation light. The average value NFA and standard deviation NFS of these normalized fluorescence calculation values are calculated. In the esophagus, NFA = 0.59 and NFS = 0.05. Next, an assigned maximum value NFB = 0.64 which is the sum of the average value NFA and the standard deviation NFS is calculated. A color information table for assigning green to yellow to red with respect to a change from the assigned maximum value NFB = 0.64 to 0 of the normalized fluorescence calculation value is created. When the normalized fluorescence calculation value is larger than the assigned maximum value NFB, green is assigned.
[0056]
Similarly, the normalized fluorescence calculation value is acquired from the normal site for each measurement site, the average value NFA and the standard deviation NFS are obtained, and the assigned maximum value NFB that is the sum of them is calculated. FIG. 5 is a diagram showing the average value NFA, standard deviation NFS and assigned maximum value NFB of the esophagus, stomach, duodenum and large intestine.
[0057]
Based on the assigned maximum value NFB of each measurement site, green to yellow to red are assigned, and a color information table represented by four types of straight lines as shown in FIG. 6 is created. These four types of color information tables are stored in advance in the color information allocation changing unit 602 corresponding to the measurement site.
[0058]
When the fluorescence diagnostic image mode is selected and measurement site information is input, the color information allocation changing unit 602 sets a color information table corresponding to the input measurement site in the fluorescence diagnostic image generation unit 305.
[0059]
The luminance information allocation changing unit 603 of the controller 60 stores a luminance information table that is different for each measurement site in advance. As shown in FIG. 7, a luminance information table represented by a gamma curve (γ = 2.5) indicated by a dotted line is stored for the stomach and duodenum with many uneven tissues, and the tissue is relatively flat. For the esophagus and large intestine, a luminance information table represented by a gamma curve (γ = 0.4) indicated by a solid line is stored.
[0060]
When the luminance information table represented by the gamma curve (γ = 2.5) is selected, if the pixel value of the IR reflection image data is small, the luminance change is changed with respect to the pixel value change. As the pixel value increases, the change in luminance with respect to the change in pixel value decreases. For this reason, the fluorescence diagnostic image using this luminance information table can also observe in detail the unevenness of the tissue in the region where the pixel value is small, that is, the recess of the stomach or duodenum.
[0061]
On the other hand, when the luminance table represented by the gamma curve (γ = 0.4) is selected, the luminance with respect to the change in the normalized fluorescence calculation value when the pixel value of the IR reflection image data is small. As the pixel value changes and the pixel value increases, a fluorescence diagnostic image is displayed in which the change in luminance with respect to the change in pixel value increases. For this reason, the fluorescence diagnostic image generated using this luminance information table can perform detailed observation of tissue irregularities in the region where the pixel value is large, so that the flat esophagus or large intestine where the region where the pixel value is small is small. It is a fluorescence diagnostic image suitable for observation.
[0062]
When the fluorescence diagnostic image mode is selected and measurement site information is input, the luminance information allocation changing unit 603 outputs a luminance information table corresponding to the input measurement site to the fluorescence diagnostic image generation unit 305.
[0063]
After the above settings are completed, actual imaging is started. First, based on a signal from the controller 60, the excitation light source power source 207 is driven, and excitation light Le having a wavelength of 410 nm is emitted from the GaN-based semiconductor laser 206. The excitation light Le passes through the lens 208, enters the light guide 102 b, is guided to the distal end of the scope unit 10, and then is irradiated from the illumination lens 104 to the living body observation unit 1.
[0064]
Fluorescence from the living body observation unit 1 generated by irradiating the excitation light Le is collected by the condenser lens 105, reflected by the prism 107, transmitted through the mosaic filter 106, and fluoresced on the CCD image sensor 101. An image is formed as an image Zj. At this time, the reflected light of the excitation light Le is cut by the excitation light cut filter 108 and therefore does not enter the CCD image pickup device 101. In the CCD image sensor 101, the fluorescent image Zj is received, photoelectrically converted, converted into an image signal corresponding to the intensity of light, and output.
[0065]
The signal output from the CCD image pickup device 101 is processed by the signal processing circuit 301 of the fluorescence image processing unit 30, converted into a digital signal by the A / D conversion circuit 302, and transmitted through the narrow band filter 106a. The narrow-band fluorescence image data and the broadband fluorescence image data transmitted through the full-band filter 106 b are divided and stored in the storage area of the image memory 303. The fluorescence calculation value calculation unit 304 calculates and stores a normalized fluorescence calculation value obtained by dividing the pixel value of the narrow-band fluorescence image data by the pixel value of the broadband fluorescence image data for each adjacent pixel.
[0066]
Next, the operation when capturing the IR reflected image Zs of the reference light Ls will be described. Based on the signal from the controller 60, the reference light source 210 is driven, and the reference light Ls, which is near infrared light, is emitted from the reference light source. The reference light Ls passes through the lens 211, enters the light guide 102c, is guided to the distal end of the scope unit, and then is irradiated from the illumination lens 104 to the living body observation unit 1.
[0067]
The reflected light of the reference light Ls reflected by the living body observing unit 1 is collected by the condenser lens 105, reflected by the prism 107, transmitted through the mosaic filter 106, and reflected on the CCD image sensor 101 by the IR reflected image Zs. Is imaged. In the CCD image sensor 101, the IR reflected image Zs is received and photoelectrically converted, converted into an image signal corresponding to the intensity of light, and output.
[0068]
The signal output from the CCD image pickup device 101 is processed by the signal processing circuit 306 of the fluorescence image processing unit 30 and only the signal received by the pixels corresponding to the all-band filter 106b is output after being processed. It is converted into a digital signal by the D conversion circuit 307 and stored in the image memory 308 as IR reflection image data.
[0069]
When the IR reflected image data is stored in the image memory 308, the fluorescence diagnostic image generation unit 305 first uses the color information table that is set for each pixel, and the color information corresponding to the normalized fluorescence calculation value. IR is stored in the image memory 308 using a set luminance table (green to yellow to red are assigned to the change in normalized fluorescence calculation value from large to small) Luminance information corresponding to the pixel value of the reflected image data is created, fluorescence diagnostic image data is generated from these color information and luminance information, and output to the video signal processing circuit 405.
[0070]
The video signal processing circuit 405 converts the fluorescence diagnostic image data into a video signal and outputs it to the monitor 70. On the monitor 70, a fluorescence diagnostic image which is a pseudo color image is displayed.
[0071]
If the observer inputs the esophagus as measurement site information, a color information table having a small inclination shown by a one-dot broken line in FIG. 6 is set as the color information table, and the value of the normalized fluorescence calculation value is 0.64 or more. Is displayed in green, 0.64 to 0.32 is displayed in green to yellow, and the normalized fluorescence calculation value is displayed in yellow to red when the value is 0.32 to 0. For this reason, for example, if the normalized fluorescence calculation value is 0.28, it is displayed in reddish yellow. Since the luminance table represented by the gamma curve (γ = 0.4) shown by the solid line in FIG. 7 is selected as the luminance information table, the normalized fluorescence is obtained when the pixel value of the IR reflection image data is small. Since the change in luminance is small and the change in luminance increases as the pixel value increases with respect to the change in the calculated value, the unevenness of the tissue in the region where the pixel value is large should be observed in detail. Can do. That is, such a fluorescent diagnostic image is suitable as a fluorescent diagnostic image of the esophagus having a high normalized fluorescence intensity and a flat structure.
[0072]
If the observer inputs the stomach as the measurement site information, a color information table having a medium inclination shown by a solid line in FIG. 6 is set as the color information table, and the normalized fluorescence calculation value is 0.56. If it is above, it will be displayed in green, 056 to 0.28 from green to yellow, and the normalized fluorescence calculation value from 0.28 to 0 will be displayed in yellow to red. For this reason, for example, if the normalized fluorescence calculation value is 0.28, it is displayed in yellow. Since the luminance table represented by the gamma curve (γ = 2.5) indicated by the dotted line in FIG. 7 is selected as the luminance information table, this pixel value is used when the pixel value of the IR reflection image data is small. Since the change in luminance is large with respect to the change in the above, it is possible to observe in detail the unevenness of the tissue in the region where the pixel value is small, for example, the recess of the stomach. That is, such a fluorescent diagnostic image is suitable as a fluorescent diagnostic image of the stomach having a medium normalized fluorescence intensity and a large number of irregularities.
[0073]
If the observer inputs the duodenum as the measurement site information, a color information table having a large slope indicated by a two-dot broken line in FIG. 6 is set as the color information table, and the normalized fluorescence calculation value is 0. If it is 46 or more, it is displayed in green, 046 to 0.23 is displayed in green to yellow, and the normalized fluorescence calculation value is displayed in yellow to red from 0.23 to 0. For this reason, for example, if the normalized fluorescence calculation value is 0.28, it is displayed in greenish yellow. In addition, since a luminance table represented by a gamma curve (γ = 2.5) is selected as the luminance information table, it is possible to perform detailed observation of tissue irregularities in an area having a small pixel value, for example, a duodenal depression. . That is, such a fluorescent diagnostic image is appropriate as a fluorescent diagnostic image of the duodenum having a small normalized fluorescent intensity and many irregularities.
[0074]
If the observer inputs the large intestine as the measurement site information, a color information table having a medium slope indicated by a dotted line in FIG. 6 is set as the color information table, and the normalized fluorescence calculation value is 0.58. If it is above, it will be displayed in green, 0.58 to 0.29 from green to yellow, and the normalized fluorescence calculation value from 0.29 to 0 will be displayed in yellow to red. Therefore, for example, if the normalized fluorescence calculation value is 0.28, it is displayed in faint reddish yellow. Since the luminance table represented by the gamma curve (γ = 0.4) in FIG. 7 is selected as the luminance information table, the luminance change with respect to the change in the pixel value as the pixel value of the IR reflection image data increases. Therefore, it is possible to observe in detail the unevenness of the tissue in the region where the pixel value is large. That is, such a fluorescent diagnostic image is appropriate as a fluorescent diagnostic image of the large intestine having a standardized fluorescent intensity and a flat structure.
[0075]
As is clear from the above description, in the fluorescence endoscope apparatus according to the present embodiment, the conventional fluorescence is changed by changing the color information assigned to the normalized fluorescence calculation value according to the measurement site of the living tissue. Compared with the diagnostic image generation device, the degree of coincidence of the correspondence between the tissue properties and color information between the measurement sites is improved, so even if there are multiple types of measurement sites, the displayed fluorescence diagnostic image The tissue property can be easily recognized based on the display color.
[0076]
In addition, since the luminance information assigned to the pixel value of the IR reflection image data is changed according to the measurement site of the living tissue, the fluorescence diagnosis having the luminance allocation suitable for the structure of the measurement site at each measurement site Image data can be generated, and the identification accuracy of tissue properties is improved.
[0077]
Next, with reference to FIG. 8 and FIG. 9, a fluorescence endoscope apparatus as a second specific embodiment to which the fluorescence diagnostic image generation apparatus according to the present invention is applied will be described. FIG. 8 is a schematic configuration diagram of the fluorescence endoscope apparatus, and FIG. 9 is a schematic diagram of a mosaic filter mounted on the fluorescence endoscope apparatus. In FIG. 8, the same elements as those in FIG. 2 are denoted by the same reference numerals, and description thereof will be omitted unless particularly necessary.
[0078]
This fluorescence endoscope apparatus is a normal image 3 which is a normal color image, a living body observation part is irradiated with excitation light, a fluorescent image due to fluorescence emitted from the living body observation part, and a near infrared light on the living body observation part. The fluorescence diagnostic image 4 which is a pseudo color image generated based on the IR reflected image by the reflected light reflected by the living body observing part after being irradiated with the reference light is simultaneously displayed on the monitor. For this reason, the normal image, the fluorescence image, and the IR reflection image are captured in a time division manner.
[0079]
Further, when generating a fluorescent diagnostic image, broadband fluorescent image data is acquired from the fluorescence emitted from the living body observation unit 1 irradiated with the excitation light Le, and the reference light Ls which is near infrared light is irradiated. IR reflected image data is acquired from the reflected light of the living body observation unit 1, and a fluorescence yield calculation value is calculated by dividing the pixel value of the broadband fluorescent image data by the pixel value of the IR reflected image data for each pixel. Color information is created based on the calculated value, luminance information is created based on the pixel value of the IR reflection image data, and a fluorescence diagnostic image is generated based on both pieces of image information. Similar to the first embodiment, the color information assigned based on the fluorescence yield calculation value is changed according to the input measurement site information, and based on the pixel value of the IR reflection image data. The assigned luminance information is changed, and the fluorescence diagnostic image 3 is displayed with a display color and luminance suitable for each measurement site. Furthermore, in the present embodiment, convolution processing is performed when calculating the fluorescence yield calculation value, the convolution size is changed according to the input measurement site information, and the measurement site A fluorescence diagnostic image 4 that has been subjected to a convolution process suitable for the fluorescence intensity is displayed.
[0080]
As shown in FIG. 8, the fluorescence endoscope apparatus according to the second embodiment of the present invention includes a CCD imaging device 101 at the tip, and a scope unit 11 that is inserted into a site suspected of being a patient's lesion. An illumination unit 21 including a light source that emits white light Lw that is illumination light for image capturing, a light source that emits excitation light Le for capturing a fluorescent image, and a light source that emits reference light Ls for capturing an IR reflected image. , Calculating a fluorescence calculation value from the pixel value of the broadband fluorescence image data and the pixel value of the IR reflection image data, creating color information from the fluorescence calculation value, creating luminance information from the pixel value of the IR reflection image data, Fluorescence image processing unit 31 that generates and outputs fluorescence diagnostic image data, generation of normal image data, and the normal image data and fluorescence diagnostic image data output from fluorescence image processing unit 31 are converted into video signals A normal image processing unit 41 that converts and outputs, a CCD drive unit 51 that controls the operation of the CCD image sensor 101, a controller 61 that controls the operation of each unit, an input device 601 connected to the controller 61, and a normal image 3 And a monitor 70 for displaying the fluorescence diagnostic image 4. The illumination unit 21, the fluorescence image processing unit 31, the normal image processing unit 41, the CCD drive unit 51, and the controller 61 constitute a processor unit 91, and the scope unit 11, the processor unit 91, the processor unit 91, and the monitor 70 are respectively The connector is not shown in the figure and is connected so as to be freely separated.
[0081]
The scope unit 11 includes a light guide 102 and a CCD cable 103 that extend to the tip. An illumination lens 104 and an objective lens 105 are provided at the distal ends of the light guide 102 and the CCD cable 103, that is, at the distal end of the scope unit 11. A CCD image pickup device 101 on which a mosaic filter 111 in which minute band filters are combined in a mosaic pattern is connected to the tip of the CCD cable 103 is connected, and a prism 107 is attached to the CCD image pickup device 101. Yes. An excitation light cut filter 108 that cuts light having a wavelength of 420 nm or less is attached between the prism 107 and the objective lens 105.
[0082]
As shown in FIG. 9, the mosaic filter 111 includes a G filter 111a that transmits light in the wavelength band of 520 nm to 600 nm, a Cy filter 111b that transmits light in the wavelength band of 430 nm to 600 nm, and a wavelength of 520 nm or more. Combined with a Ye filter 111c that transmits light in a band, each band filter corresponds to a pixel of the CCD image sensor 101 on a one-to-one basis.
[0083]
The illumination unit 21 includes a white light source 201 that emits white light Lw, a power source 202 for white light source, a GaN-based semiconductor laser 206 that emits excitation light Le, a power source 207 for semiconductor laser, a reference light source 209 that emits reference light Ls, and a reference light source. Power supply 210 is provided.
[0084]
The fluorescent image processing unit 31 digitizes an image signal obtained by the signal processing circuit 301 for performing process processing of a signal picked up by the CCD image pickup device 101 when the excitation light Le is irradiated, and the signal processing circuit 301. The A / D conversion circuit 302, an image memory 311 that temporarily stores the digitized image signal, and a convolution size changing unit 612 of the controller 61 described later from the image signal stored in the image memory 311 A calculation / image memory 312 that performs convolution processing according to the convolution size and calculates and stores broadband fluorescent image data, and pixel values of the broadband fluorescent image data stored in the calculation / image memory 312 are stored in the image memory 308. Yield divided by pixel value of IR reflection image data Based on a color information table set by a fluorescence information calculation unit 313 that calculates a calculated value and a color information allocation changing unit 611 described later, color information corresponding to the fluorescence yield calculation value is created, and the luminance of the controller 61 Based on the luminance information table set by the information allocation changing unit 603, luminance information corresponding to the pixel value of the IR reflection image data stored in the image memory 308 is created, and the color information and luminance information are synthesized to fluoresce. A fluorescence diagnostic image generation unit 314 that generates diagnostic image data and outputs the diagnostic image data to the video signal processing circuit 405, a signal processing circuit 306 that performs process processing of a signal captured when the reference light Ls is irradiated, an A / D conversion circuit 307 and the digitized image signal received by the pixel corresponding to the Ye filter 111c of the mosaic filter 111. And an image memory 308 for storing IR reflection image data.
[0085]
The normal image processing unit 41 includes a signal processing circuit 411 that performs process processing on a signal received by a pixel corresponding to each minute filter of the mosaic filter 111 when the white light Lw is irradiated, and an image output from the signal processing circuit. An A / D conversion circuit 402 for digitizing the signal; an image memory 403 for storing the digitized image signal; a normal image generating unit 412 for generating normal image data from the image signal stored in the image memory; When displaying, the normal image data output from the normal image generating unit 412 is converted into a video signal and output, and when displaying a fluorescent diagnostic image, output from the fluorescent diagnostic image generating unit 314 described above. A video signal processing circuit 405 for converting the fluorescent diagnostic image data into a video signal and outputting the video signal is provided.
[0086]
The controller 61 is connected to each part and controls the operation timing. Further, a color information allocation changing unit 611 that sets a color information table to the fluorescence diagnostic image generation unit 314 according to the measurement site information, and a luminance information allocation that sets a luminance information table according to the measurement site information to the fluorescence diagnostic image generation unit 314. A change unit 603 and a convolution size change unit 612 for setting the convolution size in the calculation / image memory 312 are provided. The color information table setting method in the color information allocation changing unit 611 and the convolution size setting method in the convolution size changing unit 612 will be described later.
[0087]
The operation of the fluorescence endoscope apparatus according to the present invention will be described below. Prior to imaging, the observer inserts the scope unit 11 into the body cavity of the subject and guides the tip of the scope unit 11 to the vicinity of the living body observation unit 1. In the present fluorescence endoscope apparatus, irradiation with white light Lw, irradiation with excitation light Le, irradiation with reference light Ls, imaging of a normal image, imaging of a fluorescence image, and imaging of an IR reflection image are performed in a time-sharing manner. The normal image 3 and the fluorescence diagnostic image 4 are simultaneously displayed on the monitor 70.
[0088]
First, a normal image display operation will be described. Based on the signal from the controller 61, the white light source power source 202 is driven, and the white light Lw is emitted from the white light source 201. The white light Lw is collected by the condensing lens 203, enters the light guide 102 a, is guided to the tip of the scope unit 11, and is then irradiated from the illumination lens 104 to the living body observation unit 1.
[0089]
The reflected light of the white light Lw reflected by the living body observation unit 1 is collected by the condenser lens 105, reflected by the prism 107, and formed on the CCD image sensor 101 as a white light reflected image Zw (normal image). Is done. The signal output from the CCD image sensor 101 is processed and output by the signal processing circuit 411 of the normal image processing unit 41, converted into a digital signal by the A / D conversion circuit 402, and sent to the image memory 403. Stored for each pixel. In accordance with the display timing, the normal image generation unit 412 calculates RGB signals from the three color image signals corresponding to each microfilter, and generates and outputs normal image data based on the RGB signals. The video signal processing circuit 405 converts the normal image data into a video signal and outputs it to the monitor 70. The monitor 70 displays a normal image 3 that is a color image.
[0090]
Next, the display operation of the fluorescence diagnostic image will be described. Before starting the measurement, the observer inputs one of esophagus, stomach, duodenum or large intestine as measurement site information. The color information allocation changing unit 611 of the controller 61 stores a color information table for fluorescence yield calculation values that is different for each measurement site in advance.
[0091]
Hereinafter, a method for creating a color information table for calculating fluorescence yield will be briefly described. Since it is almost the same as the method for creating the color information table in the first embodiment, only different parts will be described. For the esophagus, stomach, duodenum, and large intestine, fluorescence yield calculation values are obtained from normal tissues of a plurality of subjects. For each part, the average value AFA and the standard deviation AFS of the fluorescence yield calculation values are calculated, and the assigned maximum value AFB = the average value AFA + AFS is calculated. A color information table for assigning green to yellow to red with respect to a change from the assigned maximum value AFB to 0 is created. If the calculated fluorescence yield is larger than the assigned maximum value AFB, green is assigned.
[0092]
FIG. 10 is a diagram showing an average value AFA (bar), standard deviation AFS (vertical line), and assigned maximum value AFB (bar + vertical line) of the esophagus, stomach, duodenum, and large intestine.
[0093]
Based on the assigned maximum value AFB of each measurement site, green to yellow to red are assigned, and a color information table represented by four types of straight lines as shown in FIG. 11 is created. These four types of color information tables are stored in advance in the color information allocation changing unit 611 corresponding to the measurement site.
[0094]
The convolution size changing unit 612 of the controller 61 stores a different convolution size for each measurement site in advance. For the esophagus and large intestine, the intensity of the emitted fluorescence is high, so 1 * 1 is stored as the convolution size, 3 * 3 is stored for the stomach, and 5 * for the duodenum. 5 is stored. In this embodiment, in order to simplify the explanation, a numerical value that is easy to compare is used as the convolution size, but actually, the S / N variation for each measurement site is measured, and these convolution sizes are measured. It is desirable to set the convolution size so that the S / N variation is suppressed.
[0095]
When measurement site information is input before the start of measurement, the color information allocation change unit 611 sets a color information table corresponding to the input measurement site in the fluorescence diagnostic image generation unit 314 and a convolution size change unit 612. Then, the convolution size corresponding to the input measurement site is set in the calculation / image memory 312.
[0096]
First, based on a signal from the controller 61, the living body observation unit 1 is irradiated with excitation light Le. The fluorescent image Zj received by the CCD image pickup device 101 is converted into an image signal and output. The signal processing circuit 301 of the fluorescent image processing unit 31 performs process processing and outputs the image signal. The A / D conversion circuit In 302, the digital signal is converted and stored in the image memory 311.
[0097]
In the calculation / image memory 312, first, for each adjacent pixel, the pixel value of the image signal received by the pixel corresponding to the Ye filter 111c is changed to the pixel value of the image signal received by the pixel corresponding to the Cy filter 111b of the mosaic filter 111 1. And the pixel value of the image signal received by the pixel corresponding to the G filter 111a is subtracted from the added value to create temporary broadband fluorescent image data. The wavelength band of the Ye (R + G) filter + Cy (B + G) filter-G filter is R + G + B, which is almost the entire wavelength band.
[0098]
If the measurement site is the esophagus and the large intestine, the convolution size is 1 * 1, and thus the provisional broadband fluorescent image data is set as broadband fluorescent image data as it is.
[0099]
If the measurement site is the stomach, the convolution size is 3 * 3. Therefore, for each pixel of the temporary broadband fluorescent image data, the average value of 3 × 3 pixel values centered on the pixel is calculated. The calculated value is stored as a new pixel value, and broadband fluorescent image data is created.
[0100]
If the measurement site is the duodenum, the convolution size is 5 * 5. Therefore, for each pixel of the provisional broadband fluorescent image data, the average value of 5 × 5 pixel values centered on the pixel is calculated. The calculated value is stored as a new pixel value, and broadband fluorescent image data is created.
[0101]
Next, the reference light Ls is irradiated onto the living body observing unit 1, and the reflected light of the reference light Ls reflected by the living body observing unit 1 is imaged as an IR reflected image Zs on the CCD image pickup device 101 to be an image signal. It is converted and output.
[0102]
The signal output from the CCD image sensor 101 is only processed by the signal processing circuit 306 of the fluorescence image processing unit 31 and received by a pixel corresponding to the Ye filter 111c that transmits light in the wavelength band of 520 nm or more. Is output as an image signal, converted into a digital signal by the A / D conversion circuit 307, and stored in the image memory 308 as IR reflected image data.
[0103]
In the fluorescence calculation value calculation unit 313, for each corresponding pixel, the pixel value of the broadband fluorescence image data stored in the calculation / image memory 312 is divided by the pixel value of the IR reflection image data stored in the image memory 308. Calculate the calculated fluorescence yield.
[0104]
In the fluorescence diagnostic image generation unit 314, color information corresponding to the fluorescence yield calculation value is created based on the color information table set by the color information allocation change unit 611, and the luminance set by the luminance information allocation change unit 603. Based on the information table, the luminance information corresponding to the pixel value of the IR reflection image data stored in the image memory 308 is created, the color information and the luminance information are synthesized to generate the fluorescence diagnostic image data, and the video signal The data is output to the processing circuit 405.
[0105]
If the measurement site is the esophagus, the color information is calculated based on the fluorescence yield calculation value calculated without performing the convolution process and the color information table with a medium slope indicated by the one-dot broken line in FIG. The luminance information is generated based on the pixel value of the IR reflection image data and the luminance table represented by the gamma curve (γ = 0.4) in FIG. It is displayed on the monitor 70.
[0106]
If the measurement site is the stomach, the fluorescence yield calculation value calculated by performing the convolution process of the convolution size 3 * 3 and the color information table with a medium slope shown in FIG. The color information is generated, and the luminance information is generated based on the pixel value of the IR reflection image data and the luminance table represented by the gamma curve (γ = 2.5) in FIG. The fluorescence diagnostic image 4 is displayed on the monitor 70. Although the resolution is somewhat reduced by the convolution process, the fluorescence diagnostic image 4 with improved S / N is displayed. That is, in the stomach, the intensity of the emitted fluorescence is not so high, and the fluorescence diagnostic image of the stomach is very susceptible to noise. Therefore, the fluorescence diagnostic image 4 with improved S / N even if the resolution is somewhat reduced. It is desirable to display.
[0107]
If the measurement site is the duodenum, based on the fluorescence yield calculation value calculated by performing the convolution process of the convolution size 5 * 5, and the color information table having a medium inclination shown by the two-dot broken line in FIG. The color information is generated, and the luminance information is generated based on the pixel value of the IR reflection image data and the luminance table represented by the gamma curve (γ = 2.5) in FIG. The fluorescence diagnostic image 4 is displayed on the monitor 70. Although the resolution is reduced by the convolution process, the fluorescence diagnostic image 4 with improved S / N is displayed. In the duodenum, since the intensity of the emitted fluorescence is small, the fluorescence diagnostic image data of the duodenum is easily affected by noise, so even if the resolution is lowered, the fluorescence diagnostic image data with improved S / N should be created. Is desirable.
[0108]
If the measurement site is the large intestine, color information is generated based on the fluorescence yield calculation value calculated without performing the convolution process and the color information table having a large inclination shown by the dotted line in FIG. Luminance information is generated based on the pixel value of the image data and the luminance table represented by the gamma curve (γ = 0.4) in FIG. 7, and the fluorescence diagnostic image 4 in which both pieces of information are synthesized is displayed on the monitor 70. .
[0109]
As is clear from the above description, in the fluorescence endoscope apparatus according to the present embodiment, the color information assigned to the fluorescence yield calculation value is changed according to the measurement site of the living tissue. At the measurement site, the tissue properties can be easily recognized based on the display color of the displayed fluorescent diagnostic image.
[0110]
In addition, since the luminance information assigned to the pixel value of the IR reflection image data is changed according to the measurement site of the biological tissue, the fluorescence diagnosis having the luminance allocation suitable for the structure of the measurement site at each measurement site Image data can be generated, and the identification accuracy of tissue properties is improved.
[0111]
Furthermore, by changing the convolution size according to the measurement site, S / N variation between the fluorescence diagnostic images of each measurement site is suppressed, and the identification accuracy of the tissue properties is improved.
[0112]
In addition, as a modified example of the present embodiment, it is conceivable to change the above-described offset number for each measurement site instead of the above convolution size. At this time, it is only necessary to increase the offset number in the measurement region where the light intensity of the emitted fluorescence is small.
[0113]
Next, with reference to FIG. 12, a fluorescence endoscope apparatus as a third specific embodiment to which the fluorescence diagnostic image generation apparatus according to the present invention is applied will be described. FIG. 12 is a schematic configuration diagram of the fluorescence endoscope apparatus. In FIG. 12, the same elements as those in FIG. 2 are denoted by the same reference numerals, and description thereof will be omitted unless particularly necessary.
[0114]
This fluorescence endoscope apparatus is emitted from the living body observation unit by irradiating the living body observation unit with excitation light in the same normal image mode as that in the first embodiment for displaying the normal image 2 which is a normal color image. Pseudo-color generated based on the fluorescence image by the fluorescence, the IR reflection image by the reflected light reflected by the living body observation part by irradiating the living body observation part with the reference light which is near infrared light, and the measurement site information It operates in the fluorescence diagnostic image mode for displaying the fluorescence diagnostic image 5 as an image. Switching between the two modes and input of measurement site information are performed by manual operation from the input device 601.
[0115]
In the fluorescence diagnostic image mode, as in the first embodiment, color information is created based on the normalized fluorescence calculation value acquired from the fluorescence emitted from the living body observation unit 1, and the pixel value of the IR reflection image data The brightness information is created based on the above and displayed on the fluorescence diagnostic image 5 monitor 70 in which both pieces of image information are synthesized. The exposure time of the CCD image sensor is changed when capturing the upper fluorescent image according to the input measurement site information, and the fluorescence image captured with the exposure time suitable for the fluorescence intensity of the measurement site. The fluorescence diagnostic image 5 created based on the above is displayed.
[0116]
As shown in FIG. 12, the fluorescence endoscope apparatus according to the third embodiment of the present invention includes a CCD imaging device 121 at the tip, and a scope unit 12 inserted into a site suspected of a patient's lesion, illumination The unit 20 includes a fluorescence image processing unit 30, a normal image processing unit 40, a CCD drive unit 52 that controls the operation of the CCD image sensor 101, a controller 62 that controls the operation of each unit, an input unit 601, and a monitor 70. . The illumination unit 20, the fluorescence image processing unit 32, the normal image processing unit 40, the CCD driving unit 50, and the controller 62 constitute a processor unit 92, and the scope unit 12, the processor unit 92, the processor unit 92, and the monitor 70 are respectively The connector is not shown in the figure and is connected so as to be freely separated.
[0117]
The CCD image pickup device 121 of the scope unit 12 operates according to the drive timing set in the CCD drive unit 52. In particular, the exposure time at the time of capturing the fluorescent image Zj is changed for each measurement site.
[0118]
The controller 62 is connected to each part and controls the operation timing. In addition, a color information allocation changing unit 602, a luminance information allocation changing unit 603, and an exposure time changing unit 621 for setting the exposure time of the CD imaging device 121 when capturing a fluorescent image Zj are provided.
[0119]
In the exposure time changing unit 621, different exposure times are stored in advance for each measurement site. For example, 0.1 seconds is stored as the exposure time for the esophagus, 0.2 seconds is stored for the stomach, 0.3 seconds is stored for the duodenum, and 0. 1 second is stored. When measurement site information is input before the measurement is started, the exposure time changing unit 621 sets an exposure time corresponding to the input measurement site in the CCD drive unit 52.
[0120]
In the present embodiment, in order to simplify the explanation, a numerical value that is easy to compare is used as the exposure time. However, actually, the S / N variation for each measurement site is measured, and these S and N are measured. It is desirable to set the exposure time so that variation of / N is suppressed.
[0121]
At the time of fluorescent image imaging, the fluorescence from the living body observation unit 1 generated by irradiating the excitation light Le is collected by the condenser lens 105, reflected by the prism 107, and transmitted through the mosaic filter 106. The image is formed as a fluorescent image Zj on the CCD image sensor 121. In the CCD image sensor 101, exposure is performed for the exposure time set in the CCD drive unit 52. During the exposure time, the fluorescent image Zj is received, photoelectrically converted, converted into an image signal corresponding to the intensity of light, and output.
[0122]
The signal output from the CCD image pickup device 121 is output to the fluorescence image processing unit 30, and thereafter fluorescence diagnostic image data is generated and output to the video signal processing circuit 405 by the same processing as in the first embodiment. The video signal processing circuit 405 converts the fluorescence diagnostic image data into a video signal and outputs it to the monitor 70. On the monitor 70, the fluorescence diagnostic image 5 which is a pseudo color image is displayed.
[0123]
If the measurement site is the esophagus, the color is calculated based on the normalized fluorescence calculation value acquired from the fluorescence image captured at an exposure time of 0.1 seconds and the color information table indicated by the one-dot broken line in FIG. Information is generated, and luminance information is generated based on the pixel value of the IR reflection image data and the luminance table represented by the gamma curve (γ = 0.4) in FIG. 5 is displayed on the monitor 70.
[0124]
If the measurement site is a stomach, color information is generated based on a normalized fluorescence calculation value acquired from a fluorescence image captured at an exposure time of 0.2 seconds and a color information table indicated by a solid line in FIG. Also, luminance information is generated based on the pixel value of the IR reflection image data and the luminance table represented by the gamma curve (γ = 2.5) in FIG. 7, and the fluorescence diagnostic image 5 in which both information is synthesized is monitored. 70. Since the exposure time becomes longer, the number of imaging frames is slightly reduced, but the fluorescence diagnostic image 5 with improved S / N is displayed. That is, in the stomach, the intensity of the emitted fluorescence is not so high, and the fluorescence diagnosis image of the stomach is very susceptible to noise. It is desirable to display the image 4.
[0125]
If the measurement site is the duodenum, color information is generated based on a normalized fluorescence calculation value acquired from a fluorescence image captured at an exposure time of 0.3 seconds and a color information table indicated by a two-dot broken line in FIG. Also, luminance information is generated based on the pixel value of the IR reflection image data and the luminance table represented by the gamma curve (γ = 2.5) in FIG. 7, and the fluorescence diagnostic image 5 in which both information is synthesized is monitored. 70. Since the exposure time becomes longer, the number of imaging frames is reduced, but the fluorescence diagnostic image 5 with improved S / N is displayed. That is, since the fluorescence intensity of emitted fluorescence is small in the duodenum, the fluorescence diagnostic image of the duodenum is easily affected by noise. It is desirable to display.
[0126]
As is clear from the above description, in the fluorescence endoscope apparatus according to the present embodiment, the color assigned to the normalized fluorescence calculation value according to the measurement site of the living tissue, as in the first embodiment. Since the information is changed, the tissue properties can be easily recognized based on the display color of the displayed fluorescence diagnostic image at each measurement site. In addition, since the luminance information assigned to the pixel value of the IR reflection image data is changed according to the measurement site of the living tissue, the fluorescence diagnosis having the luminance allocation suitable for the structure of the measurement site at each measurement site Image data can be generated, and the identification accuracy of tissue properties is improved. Furthermore, by changing the exposure time according to the measurement site, the S / N variation between the fluorescence diagnostic images at each measurement site is suppressed, and the identification accuracy of the tissue properties is improved.
[0127]
As a modification of this embodiment, instead of changing the exposure time for each measurement site, the binning size in the CCD image sensor is changed, and the magnification of the imaging optical system that forms the fluorescent image of the CCD image sensor And the like that change the amplification factor of the image signal acquired by the CCD image sensor. When creating a fluorescence diagnostic image of a measurement site with low fluorescence light intensity, perform processing such as increasing the binning size, decreasing the magnification of the imaging optical system, or increasing the image signal amplification factor. When creating a fluorescence diagnostic image of a measurement site where the intensity of emitted fluorescence is high, the binning size is reduced, the magnification of the imaging optical system is increased, or the amplification factor of the image signal is decreased. What is necessary is just to process.
[0128]
Further, the change of the image data acquisition conditions such as the exposure time, binning size, imaging optical system, and image signal amplification factor can be applied also in the second embodiment, and the fluorescent image, that is, the broadband fluorescent image data is obtained. Often these changes are made during acquisition. In this case, since the distribution of the fluorescence yield calculation value changes due to the influence of these changes, the fluorescence yield calculation value for each measurement site acquired in advance under the image data acquisition conditions when actually performing the measurement is used. A color information table created based on the information may be stored.
[0129]
Further, in each embodiment, the color information allocation range is from the average value of the calculation value + standard deviation of the calculation value to 0, but is not limited to this. For example, from the maximum value of the calculation value It may be between the minimum values, or may be between the average value of the calculation values + the standard deviation of the calculation values to the minimum value of the calculation values.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is an explanatory diagram of normalized fluorescence calculation values for each measurement site
FIG. 2 is a schematic configuration diagram of a fluorescence endoscope apparatus according to a first specific embodiment of the present invention.
FIG. 3 is a schematic configuration diagram of a mosaic filter.
FIG. 4 is a schematic configuration diagram of a switching filter.
FIG. 5: Average value and standard deviation of normalized fluorescence calculation values for each measurement site
FIG. 6 is an explanatory diagram of a color information table.
FIG. 7 is an explanatory diagram of a luminance information table.
FIG. 8 is a schematic configuration diagram of a fluorescence endoscope apparatus according to a second specific embodiment of the present invention.
FIG. 9 is a schematic configuration diagram of a mosaic filter.
FIG. 10: Mean value and standard deviation of fluorescence yield calculation values for each measurement site
FIG. 11 is an explanatory diagram of a color information table.
FIG. 12 is a schematic configuration diagram of a fluorescence endoscope apparatus according to a third specific embodiment of the present invention.
[Explanation of symbols]
1 Living body observation part
2 Normal image
3,4,5 Fluorescence diagnostic image
10,11 Scope part
20, 21 Lighting unit
30, 31 Fluorescence image processing unit
40, 41 Normal image processing unit
50, 51 CCD drive unit
60, 61, 62 controller
70 monitors
101 Image sensor
106,111 Mosaic filter
304,313 Fluorescence calculation value calculation unit
305,314 Fluorescence diagnostic image generation
602,611 Color information allocation change part
603 Luminance information allocation change unit
612 Convolution size change part
621 Exposure time changing section

Claims

Obtain fluorescence image data based on fluorescence emitted from living tissue by irradiation of excitation light,
Acquire auxiliary image data based on re-radiated light emitted from the living tissue by light irradiation,
In the fluorescence diagnostic image generation method for generating and outputting fluorescence diagnostic image data in which color information is assigned for each pixel according to the ratio between the pixel value of the fluorescent image data and the pixel value of the auxiliary image data,
A method for generating a fluorescent diagnostic image, comprising: changing color information assigned to a ratio of the pixel values according to a measurement site of the living tissue.

An excitation light irradiation means for irradiating the living tissue with excitation light;
Fluorescence image data acquisition means for acquiring fluorescence image data based on fluorescence emitted from the biological tissue by irradiation of the excitation light;
A light irradiation means for irradiating the living tissue with light;
Auxiliary image data acquisition means for acquiring auxiliary image data based on re-radiated light emitted from the living tissue by irradiation of the light;
Fluorescent diagnostic image data generating means for generating and outputting fluorescent diagnostic image data to which color information is assigned according to the ratio between the pixel value of the fluorescent image data and the pixel value of the auxiliary image data for each pixel In the fluorescence diagnostic image generation device,
The fluorescence diagnostic image data generating means includes color information assignment changing means for changing color information to be assigned to the ratio of the pixel values according to a measurement site of the living tissue. Fluorescent diagnostic image generation device.

The ratio is a fluorescence calculation value obtained by calculation based on the pixel value of the fluorescence image data and the pixel value of the auxiliary image data,
The fluorescence diagnostic image generation apparatus according to claim 2, further comprising calculation condition changing means for changing calculation conditions for obtaining the fluorescence calculation value according to a measurement site of the living tissue.

The image data acquisition condition changing means for changing the image data acquisition condition in the fluorescence image data acquisition means or the auxiliary image data acquisition means according to the measurement site of the living tissue is further provided. The fluorescence diagnostic image generation apparatus described.

Reference light irradiating means for irradiating the living tissue with reference light;
Reflected image data acquisition means for acquiring reflected image data based on the intensity of reflected light reflected by the biological tissue from the reference light,
The fluorescent diagnostic image data generating means assigns color information according to the ratio, and further assigns luminance information according to a pixel value of the reflected image data to generate the fluorescent diagnostic image data,
The fluorescence according to any one of claims 2 to 4, further comprising luminance information allocation changing means for changing luminance information allocated to the pixel value in accordance with a measurement site of the living tissue. Diagnostic image generation device.