JP2006061683A - 内視鏡装置 - Google Patents
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Abstract
【課題】 励起光照射部と被検体との距離に係わらず病変部等の状態を定量的に観察し、正確な診断が行える内視鏡装置を提供することを目的とする。
【解決手段】 励起光を発生するレーザ光源２５と、先端部４５に励起光の照射部５３を有する内視鏡スコープ３と、励起光によって被検体４７に発生した蛍光を検出するインテンシファイア内臓ＣＣＤ７３と、インテンシファイア内臓ＣＣＤ７３からの蛍光信号Ｓ２をもとに蛍光画像信号Ｓ５を生成する蛍光画像生成手段８５と、照射部５３と被検体４７との距離に相当する距離信号Ｓ３を生成する距離測定手段８１と、蛍光信号Ｓ２を距離信号Ｓ３により補正して距離の変動に影響されない蛍光量を算出する蛍光量算出手段８３と、を備える内視鏡装置１を提供する。
【選択図】 図２
【解決手段】 励起光を発生するレーザ光源２５と、先端部４５に励起光の照射部５３を有する内視鏡スコープ３と、励起光によって被検体４７に発生した蛍光を検出するインテンシファイア内臓ＣＣＤ７３と、インテンシファイア内臓ＣＣＤ７３からの蛍光信号Ｓ２をもとに蛍光画像信号Ｓ５を生成する蛍光画像生成手段８５と、照射部５３と被検体４７との距離に相当する距離信号Ｓ３を生成する距離測定手段８１と、蛍光信号Ｓ２を距離信号Ｓ３により補正して距離の変動に影響されない蛍光量を算出する蛍光量算出手段８３と、を備える内視鏡装置１を提供する。
【選択図】 図２
Description
本発明は、体腔または内臓の内腔を直接観察する内視鏡装置、特に、被検体に励起光を照射し、被検体が発生する蛍光により、疾患部位を観察、診断する内視鏡装置に関するものである。
内視鏡装置により被検体からの自家蛍光や、被検体へ薬物等を注入し、その薬物が生じる蛍光を検出して蛍光画像を生成し、この蛍光画像から、生体組織の変性や癌等の疾患状態を診断する技術がある。
従来、蛍光画像観察を行う内視鏡装置としては、例えば、特許文献１および特許文献２に示すものが提案されている。
特許文献１に示される内視鏡装置は、通常の内視鏡画像と蛍光画像とが蛍光画像の光量に応じて選択的に表示される構造のものである。これにより、内視鏡画像と蛍光画像とは簡単に切り替えられるとともに、病変部と正常部とは蛍光画像の光量で区分され、病変部の蛍光観察が確実に行われる。
特許文献２に示される内視鏡装置は、通常の内視鏡画像と蛍光画像とを観察でき、かつ、励起光用照射部と被検体との距離を測定し、その測定結果に応じて励起光源の出力が調整される構造のものである。これにより、励起光照射部と被検体との距離に係わらず、蛍光検出手段は一定のゲインで蛍光観察が行われる。
従来、蛍光画像観察を行う内視鏡装置としては、例えば、特許文献１および特許文献２に示すものが提案されている。
特許文献１に示される内視鏡装置は、通常の内視鏡画像と蛍光画像とが蛍光画像の光量に応じて選択的に表示される構造のものである。これにより、内視鏡画像と蛍光画像とは簡単に切り替えられるとともに、病変部と正常部とは蛍光画像の光量で区分され、病変部の蛍光観察が確実に行われる。
特許文献２に示される内視鏡装置は、通常の内視鏡画像と蛍光画像とを観察でき、かつ、励起光用照射部と被検体との距離を測定し、その測定結果に応じて励起光源の出力が調整される構造のものである。これにより、励起光照射部と被検体との距離に係わらず、蛍光検出手段は一定のゲインで蛍光観察が行われる。
ところで、特許文献１に示される内視鏡装置は、励起光源の出力が一定であるので、励起光照射部と被検体との距離により例えば蛍光画像の輝度またはサイズが変化し、病変部の定量的な判断は困難である。
また、特許文献２に示される内視鏡装置は、励起光照射部と被検体との距離が長くなれば、励起光源の出力を大きくして蛍光が検出できる大きさになるようにし、距離が短くなれば出力を小さくして蛍光検出器が飽和しないようにするものである。すなわち、蛍光量を蛍光検出手段が検出できる範囲に収めるということに留まり、病変部の定量的な判断を行うには不十分である。
また、特許文献２に示される内視鏡装置は、励起光照射部と被検体との距離が長くなれば、励起光源の出力を大きくして蛍光が検出できる大きさになるようにし、距離が短くなれば出力を小さくして蛍光検出器が飽和しないようにするものである。すなわち、蛍光量を蛍光検出手段が検出できる範囲に収めるということに留まり、病変部の定量的な判断を行うには不十分である。
本発明は、上記問題点に鑑み、励起光照射部と被検体との距離に係わらず病変部等の状態を定量的に観察し、正確な診断が行える内視鏡装置を提供することを目的とする。
上記課題を解決するために、本発明は以下の手段を採用する。
本発明は、少なくとも１つの光源を搭載し、照明光と励起光とを発生する光源装置と、先端部分に前記照明光および前記励起光の照射部を有する内視鏡スコープと、前記照明光が被検体に反射した反射光を検出する反射光撮像手段と、該反射光撮像手段からの反射光信号をもとに内視鏡画像信号を生成する内視鏡画像生成手段と、前記励起光によって前記被検体に発生した蛍光を検出する蛍光検出手段と、該蛍光検出手段からの蛍光信号をもとに蛍光画像信号を生成する蛍光画像生成手段と、前記照射部と前記被検体との距離に相当する距離信号を生成する距離測定手段と、前記蛍光信号あるいは前記蛍光画像信号を、前記距離信号により補正して前記距離の変動に影響されない前記蛍光の特性値を算出する特性値算出手段と、を備える内視鏡装置を提供する。
本発明は、少なくとも１つの光源を搭載し、照明光と励起光とを発生する光源装置と、先端部分に前記照明光および前記励起光の照射部を有する内視鏡スコープと、前記照明光が被検体に反射した反射光を検出する反射光撮像手段と、該反射光撮像手段からの反射光信号をもとに内視鏡画像信号を生成する内視鏡画像生成手段と、前記励起光によって前記被検体に発生した蛍光を検出する蛍光検出手段と、該蛍光検出手段からの蛍光信号をもとに蛍光画像信号を生成する蛍光画像生成手段と、前記照射部と前記被検体との距離に相当する距離信号を生成する距離測定手段と、前記蛍光信号あるいは前記蛍光画像信号を、前記距離信号により補正して前記距離の変動に影響されない前記蛍光の特性値を算出する特性値算出手段と、を備える内視鏡装置を提供する。
本発明によれば、光源装置で発生された照明光は、内視鏡スコープの照射部から被検体に向けて照射される。該照明光は、被検体において反射または拡散等して反射光となり、反射光撮像手段へ入射する。この反射光撮像手段で検出された反射光により、内視鏡画像生成手段が内視鏡画像信号を生成する。
一方、光源装置で発生された励起光は、内視鏡スコープの照射部から被検体に向けて照射される。照射された励起光は、例えば病変部に含まれる薬剤による蛍光色素等の蛍光物質を励起して蛍光を発生させる。蛍光検出手段がこの発生した蛍光を検出して蛍光量に応じた蛍光信号を生成する。蛍光画像生成手段がこの蛍光信号をもとにして蛍光画像信号を生成し、例えば、モニタに表示する。
この時、蛍光量あるいはサイズ等の特性値は、同じ被検体を対象としても内視鏡スコープの照射部と被検体との距離により異なる値となる。本発明では、距離測定手段により照射部と被検体との距離に相当する距離信号が生成される。そして、特性値算出手段で、この距離信号により蛍光信号あるいは蛍光画像信号を補正して照射部と被検体との距離に影響されない蛍光の特性値を算出することとした。このように、距離に影響されない特性値が示されるので、病変部の定量的な診断を行うことができ、診断精度を向上できる。
なお、距離測定手段は、使用環境から非接触で測定できるものが好適である。
一方、光源装置で発生された励起光は、内視鏡スコープの照射部から被検体に向けて照射される。照射された励起光は、例えば病変部に含まれる薬剤による蛍光色素等の蛍光物質を励起して蛍光を発生させる。蛍光検出手段がこの発生した蛍光を検出して蛍光量に応じた蛍光信号を生成する。蛍光画像生成手段がこの蛍光信号をもとにして蛍光画像信号を生成し、例えば、モニタに表示する。
この時、蛍光量あるいはサイズ等の特性値は、同じ被検体を対象としても内視鏡スコープの照射部と被検体との距離により異なる値となる。本発明では、距離測定手段により照射部と被検体との距離に相当する距離信号が生成される。そして、特性値算出手段で、この距離信号により蛍光信号あるいは蛍光画像信号を補正して照射部と被検体との距離に影響されない蛍光の特性値を算出することとした。このように、距離に影響されない特性値が示されるので、病変部の定量的な診断を行うことができ、診断精度を向上できる。
なお、距離測定手段は、使用環境から非接触で測定できるものが好適である。
また、上記発明においては、前記特性値が蛍光量であることが好ましい。
このようにすることにより、例えば、癌等の病変部に存在する蛍光を発生するものの量を定量的に把握できるので、病変の程度を正確に診断できる。
また、上記発明においては、前記特性値が蛍光画像のサイズであることが好ましい。
このようにすることにより、例えば、癌等の病変部に存在する蛍光を発生するものの範囲を定量的に把握できるので、病変の拡がり程度を正確に診断できる。
このようにすることにより、例えば、癌等の病変部に存在する蛍光を発生するものの量を定量的に把握できるので、病変の程度を正確に診断できる。
また、上記発明においては、前記特性値が蛍光画像のサイズであることが好ましい。
このようにすることにより、例えば、癌等の病変部に存在する蛍光を発生するものの範囲を定量的に把握できるので、病変の拡がり程度を正確に診断できる。
また、本発明は、少なくとも１つの光源を搭載し、照明光と励起光とを発生する光源装置と、先端部分に前記照明光および前記励起光の照射部を有する内視鏡スコープと、前記照明光が被検体に反射した反射光を検出する反射光撮像手段と、該反射光撮像手段からの反射光信号をもとに内視鏡画像信号を生成する内視鏡画像生成手段と、前記励起光によって前記被検体に発生した蛍光を検出する蛍光検出手段と、該蛍光検出手段からの蛍光信号をもとに蛍光画像信号を生成する蛍光画像生成手段と、前記照射部と前記被検体との距離に相当する距離信号を生成する距離測定手段と、前記蛍光検出手段へ蛍光を伝達する伝達手段の先端と前記照射部とを支持し、前記内視鏡スコープに対して光軸方向に移動可能に取り付けられた先端光学系ユニットと、前記距離測定手段からの前記距離信号に応じて前記先端光学系ユニットを移動させる駆動手段と、を備える内視鏡装置を提供する。
本発明によれば、光源装置で発生された照明光は、内視鏡スコープの照射部から被検体に向けて照射される。該照明光は、被検体において反射または拡散等して反射光となり、反射光撮像手段へ入射する。この反射光撮像手段で検出された反射光により、内視鏡画像生成手段が内視鏡画像信号を生成する。
一方、光源装置で発生された励起光は、内視鏡スコープの照射部から被検体に向けて照射される。照射された励起光は、例えば病変部に含まれる薬剤による蛍光色素等の蛍光物質を励起して蛍光を発生させる。蛍光検出手段がこの発生した蛍光を検出して蛍光量に応じた蛍光信号を生成する。蛍光画像生成手段がこの蛍光信号をもとにして蛍光画像信号を生成し、例えば、モニタに表示する。
この時、蛍光量あるいはサイズ等の特性値は、同じ被検体を対象としても内視鏡スコープの照射部と被検体との距離により異なる値となる。本発明では、距離測定手段により照射部と被検体との距離に相当する距離信号が生成される。この距離信号により、駆動手段が、蛍光を伝達する伝達手段の先端と照射部とを支持する先端光学系ユニットを移動させ、照射部と被検体との距離が常時一定の距離を維持する。このように、常に一定の距離において蛍光観察が行われるので、病変部の定量的な診断を行うことができ、診断精度を向上できる。
一方、光源装置で発生された励起光は、内視鏡スコープの照射部から被検体に向けて照射される。照射された励起光は、例えば病変部に含まれる薬剤による蛍光色素等の蛍光物質を励起して蛍光を発生させる。蛍光検出手段がこの発生した蛍光を検出して蛍光量に応じた蛍光信号を生成する。蛍光画像生成手段がこの蛍光信号をもとにして蛍光画像信号を生成し、例えば、モニタに表示する。
この時、蛍光量あるいはサイズ等の特性値は、同じ被検体を対象としても内視鏡スコープの照射部と被検体との距離により異なる値となる。本発明では、距離測定手段により照射部と被検体との距離に相当する距離信号が生成される。この距離信号により、駆動手段が、蛍光を伝達する伝達手段の先端と照射部とを支持する先端光学系ユニットを移動させ、照射部と被検体との距離が常時一定の距離を維持する。このように、常に一定の距離において蛍光観察が行われるので、病変部の定量的な診断を行うことができ、診断精度を向上できる。
また、上記発明においては、前記内視鏡画像信号と前記蛍光画像信号とを合成する画像合成手段を備えることが好ましい。
このように、画像合成手段が内視鏡画像信号と蛍光画像信号とを合成するので、通常の外観を示す内視鏡画像に例えば病変部を示す蛍光画像が重畳されて表示できる。このため、被検体における病変が存在する位置は外観と関連付けて表示されるので、その位置を正確に把握することができる。
また、上記発明において、前記距離測定手段が、前記反射光信号の強度と予め設定した所定距離時の反射光強度との比により前記距離信号を生成することが好ましい。
本発明によれば、反射光の強度は、照射部と被検体との距離に応じて変化する。この距離に応じて変化する反射光の強度と基準となる所定距離時の反射光強度との比を取ることにより、照射部と被検体との現時点での距離が、基準となる所定距離に対する比率として距離信号を発生する。
このように、所定距離時の反射光強度を設定するだけで被検体からの反射光の強度により照射部と被検体との距離に相当する信号が得られるので、距離測定用に付加する機器が省略できる。したがって、内視鏡スコープの構造が簡単となり、安価に製造できる。
このように、所定距離時の反射光強度を設定するだけで被検体からの反射光の強度により照射部と被検体との距離に相当する信号が得られるので、距離測定用に付加する機器が省略できる。したがって、内視鏡スコープの構造が簡単となり、安価に製造できる。
また、上記発明において、前記距離測定手段が、超音波を利用することが好ましい。
さらに、上記発明において、前記距離測定手段が、マイクロ波を利用することが好ましい。
また、上記発明において、前記距離測定手段が、被検体から反射される超音波の出力を検出し、該出力と距離との関係を予め設定した較正データにより被検体との距離を算出することが好ましい。
さらに、上記発明において、前記距離測定手段が、光を利用することが好ましい。
このようにすることにより、非接触で距離が測定できるので、体腔内で使用するのに障害が少ない。
さらに、上記発明において、前記距離測定手段が、マイクロ波を利用することが好ましい。
また、上記発明において、前記距離測定手段が、被検体から反射される超音波の出力を検出し、該出力と距離との関係を予め設定した較正データにより被検体との距離を算出することが好ましい。
さらに、上記発明において、前記距離測定手段が、光を利用することが好ましい。
このようにすることにより、非接触で距離が測定できるので、体腔内で使用するのに障害が少ない。
また、上記発明において、前記内視鏡スコープの前記被検体に対する角度を算出する角度算出手段を備えることが好ましい。
このように、内視鏡スコープの被検体に対する角度を算出する角度算出手段を備えるので、角度算出手段で算出された角度信号によって蛍光信号あるいは蛍光画像信号を補正し内視鏡スコープの傾斜に影響されない画像を得ることができる。内視鏡スコープの被検体に対する影響を排除できるので、より正確な定量を行なうことができる。
このように、内視鏡スコープの被検体に対する角度を算出する角度算出手段を備えるので、角度算出手段で算出された角度信号によって蛍光信号あるいは蛍光画像信号を補正し内視鏡スコープの傾斜に影響されない画像を得ることができる。内視鏡スコープの被検体に対する影響を排除できるので、より正確な定量を行なうことができる。
また、上記発明において、前記距離測定手段が、内視鏡スコープ毎に設定された前記較正データを格納し、使用する内視鏡スコープを特定するスコープ認識手段を備えることが好ましい。
本発明によれば、前記距離測定手段が、個々の内視鏡スコープによって較正データが異なるが、使用する内視鏡スコープ毎の全較正データを格納する。そして、スコープ認識手段が使用する内視鏡スコープを特定し、その内視鏡スコープの較正データを用いて距離測定を行うものである。
このため、使用対象、目的等に応じて複数の内視鏡スコープを容易に使い分けることができる。
本発明によれば、前記距離測定手段が、個々の内視鏡スコープによって較正データが異なるが、使用する内視鏡スコープ毎の全較正データを格納する。そして、スコープ認識手段が使用する内視鏡スコープを特定し、その内視鏡スコープの較正データを用いて距離測定を行うものである。
このため、使用対象、目的等に応じて複数の内視鏡スコープを容易に使い分けることができる。
また、上記発明において、前記特性値算出手段が、前記蛍光信号あるいは前記蛍光画像信号を、蛍光薬剤を投与してからの経過時間に基づいて補正する薬剤投与後時間補正手段を備えることが好ましい。
このようにすることにより、例えば蛍光薬剤を投与してその影響が被検体に行き渡るまでに測定しても、行き渡った状態に補正することができるので、診断を迅速に行うことができる。また、診断精度が向上できる。
このようにすることにより、例えば蛍光薬剤を投与してその影響が被検体に行き渡るまでに測定しても、行き渡った状態に補正することができるので、診断を迅速に行うことができる。また、診断精度が向上できる。
また、上記発明において、前記蛍光信号あるいは前記蛍光画像信号を、前記励起光を発生する光源の光強度により補正する光源強度揺らぎ補正手段を備えることが好ましい。
このようにすることにより、光源の光強度が揺らぎ、その影響で例えば蛍光量が変動しても、蛍光信号あるいは蛍光画像信号を光源の光強度で補正するので、光源の光強度の揺らぎの影響を除去できる。これにより、蛍光の測定精度が向上でき、診断精度が向上できる。
このようにすることにより、光源の光強度が揺らぎ、その影響で例えば蛍光量が変動しても、蛍光信号あるいは蛍光画像信号を光源の光強度で補正するので、光源の光強度の揺らぎの影響を除去できる。これにより、蛍光の測定精度が向上でき、診断精度が向上できる。
また、本発明において、前記特性値算出手段により算出された前記特性値に応じて異なる視覚効果で表示することが好ましい。
このようすることにより、特性値の多いところと少ないところが一目で判断できるので、病変の状況をより良く診断できる。
このようすることにより、特性値の多いところと少ないところが一目で判断できるので、病変の状況をより良く診断できる。
本発明によれば、内視鏡装置により蛍光観察を行い、病変を診断する際に、励起光の照射部と被検体との距離を測定し、その測定結果である距離信号に基づき蛍光の特性値を補正あるいは距離を変動させ、距離に影響されない蛍光観察が行えるので、病変を定量的に観察でき、正確な診断を行えるという効果を奏する。
以下に、本発明にかかる実施形態について、図面を参照して説明する。
［第一実施形態］
以下、本発明の第一実施形態に係る内視鏡装置について、図１ないし図３を用いて説明する。
本実施形態では、薬剤として蛍光色素を用いる。
蛍光色素には、例えば５−ＡＬＡやインドシアニングリーン誘導体標識抗体などがある。
５−ＡＬＡは、正常細胞よりも腫瘍細胞においてその吸収や排泄の速度が異なることを利用し、正常細胞と腫瘍細胞とで濃度差が生じたところでその発する蛍光を測定し、病変部と特定する。
インドシアニングリーン誘導体標識抗体は、細胞内あるいは細胞表面などに存在する標的分子と結合する。したがって、癌細胞に多く含まれているような物質をターゲットとすれば、病変部に対する親和性が増し、病変部に多く集積することを利用して病変部を特定する。
これらを利用して、通常の内視鏡観察では発見が困難な早期癌などを検出することが可能となる。
［第一実施形態］
以下、本発明の第一実施形態に係る内視鏡装置について、図１ないし図３を用いて説明する。
本実施形態では、薬剤として蛍光色素を用いる。
蛍光色素には、例えば５−ＡＬＡやインドシアニングリーン誘導体標識抗体などがある。
５−ＡＬＡは、正常細胞よりも腫瘍細胞においてその吸収や排泄の速度が異なることを利用し、正常細胞と腫瘍細胞とで濃度差が生じたところでその発する蛍光を測定し、病変部と特定する。
インドシアニングリーン誘導体標識抗体は、細胞内あるいは細胞表面などに存在する標的分子と結合する。したがって、癌細胞に多く含まれているような物質をターゲットとすれば、病変部に対する親和性が増し、病変部に多く集積することを利用して病変部を特定する。
これらを利用して、通常の内視鏡観察では発見が困難な早期癌などを検出することが可能となる。
図１は、本実施形態に係る内視鏡装置１の全体概略構成を示す構成図である。
内視鏡装置１は、図１に示すように、体腔内または内臓の内腔内に挿入される内視鏡スコープ３と、照明光および励起光を発生して内視鏡スコープ３へ供給する光源装置５と、内視鏡３により得られた反射光および蛍光を信号処理する画像プロセッサ７と、画像プロセッサ７により信号処理された内視鏡像および蛍光画像を表示するモニタ９と、を備えている。
内視鏡装置１は、図１に示すように、体腔内または内臓の内腔内に挿入される内視鏡スコープ３と、照明光および励起光を発生して内視鏡スコープ３へ供給する光源装置５と、内視鏡３により得られた反射光および蛍光を信号処理する画像プロセッサ７と、画像プロセッサ７により信号処理された内視鏡像および蛍光画像を表示するモニタ９と、を備えている。
内視鏡スコープ３には、体腔内または内臓の内腔内に挿入される挿入部１１と、挿入部１１の基端に設けられた操作部１３と、操作部１３から延出したユニバーサルケーブル１５とが備えられている。ユニバーサルケーブル１５の延出端側は、２つに分岐され、その各端部には、それぞれ光源装置５と画像プロセッサ７とへ接続されるコネクタ１７，１９が取り付けられている。
モニタ９には、画像を表示する画面２１と、特性値を表示する表示部２３と、が備えられている。
モニタ９には、画像を表示する画面２１と、特性値を表示する表示部２３と、が備えられている。
図３は、光源装置５の構成を示すブロック図である。
光源装置５には、照明光を発生する白色光源２５と、励起光を発生するレーザ光源２７と、コリメートレンズ２９と、ダイクロイックミラー３１とが備えられている。
白色光源２５としては、例えばキセノンランプ、が用いられている。レーザ光源としては、例えば波長６７５ｎｍの半導体レーザが用いられている。
白色光源２５からの白色光路３３と、レーザ光源２７からのレーザ光路３５とは、直交しており、その交差位置にダイクロイックミラー３１が配置されている。
ダイクロイックミラー３１は、波長６７５ｎｍ近傍の光を通過させ、その他の波長の光は反射するように構成されている。
光源装置５には、照明光を発生する白色光源２５と、励起光を発生するレーザ光源２７と、コリメートレンズ２９と、ダイクロイックミラー３１とが備えられている。
白色光源２５としては、例えばキセノンランプ、が用いられている。レーザ光源としては、例えば波長６７５ｎｍの半導体レーザが用いられている。
白色光源２５からの白色光路３３と、レーザ光源２７からのレーザ光路３５とは、直交しており、その交差位置にダイクロイックミラー３１が配置されている。
ダイクロイックミラー３１は、波長６７５ｎｍ近傍の光を通過させ、その他の波長の光は反射するように構成されている。
白色光路３３のダイクロイックミラー３１の上流側には、上流側からＲＧＢフィルタ３７とオンオフフィルタ３９とが備えられている。
ＲＧＢフィルタ３７は、白色光路３３の光軸と平行な軸線回りに回転されるように構成されている。ＲＧＢフィルタ３７には、白色光路３３が通過する半径方向位置に、周方向にＲ（赤）、Ｇ（緑）、Ｂ（青）の各波長帯域の光をそれぞれ透過するＲフィルタ３７ａ、Ｇフィルタ３７ｂ、Ｂフィルタ３７ｃがこの順序で２組設けられている。
オンオフフィルタ３９は、白色光路３３の光軸と平行な軸線回りに回転されるように構成されている。オンオフフィルタ３９には、白色光路３３が通過する半径方向位置に、周方向に光を遮光させる遮光部３９ａと光を通過させる通光部３９ｂとが２等分するように設けられている。
ＲＧＢフィルタ３７は、白色光路３３の光軸と平行な軸線回りに回転されるように構成されている。ＲＧＢフィルタ３７には、白色光路３３が通過する半径方向位置に、周方向にＲ（赤）、Ｇ（緑）、Ｂ（青）の各波長帯域の光をそれぞれ透過するＲフィルタ３７ａ、Ｇフィルタ３７ｂ、Ｂフィルタ３７ｃがこの順序で２組設けられている。
オンオフフィルタ３９は、白色光路３３の光軸と平行な軸線回りに回転されるように構成されている。オンオフフィルタ３９には、白色光路３３が通過する半径方向位置に、周方向に光を遮光させる遮光部３９ａと光を通過させる通光部３９ｂとが２等分するように設けられている。
レーザ光路３５のダイクロイックミラー３１の上流側には、オンオフフィルタ４１が備えられている。
オンオフフィルタ４１は、レーザ光路３５の光軸と平行な軸線回りに回転されるように構成されている。オンオフフィルタ４１には、レーザ光路３５が通過する半径方向位置に、周方向に光を遮断させる遮光部４１ａと光を通過させる通光部４１ｂとが２等分するように設けられている。
オンオフフィルタ３９とオンオフフィルタ４１とは、オンオフフィルタ３９の遮光部３９ａが白色光路３３を遮光している時、オンオフフィルタ４１の通光部４１ｂがレーザ光路３５の位置にあるようにタイミングをとって回転される。すなわち、白色光源からの照明光とレーザ光源からの励起光とは、交互にダイクロイックミラー３１に入光するように構成されている。
オンオフフィルタ４１は、レーザ光路３５の光軸と平行な軸線回りに回転されるように構成されている。オンオフフィルタ４１には、レーザ光路３５が通過する半径方向位置に、周方向に光を遮断させる遮光部４１ａと光を通過させる通光部４１ｂとが２等分するように設けられている。
オンオフフィルタ３９とオンオフフィルタ４１とは、オンオフフィルタ３９の遮光部３９ａが白色光路３３を遮光している時、オンオフフィルタ４１の通光部４１ｂがレーザ光路３５の位置にあるようにタイミングをとって回転される。すなわち、白色光源からの照明光とレーザ光源からの励起光とは、交互にダイクロイックミラー３１に入光するように構成されている。
白色光源２５から発せられた照明光は、コリメートレンズ２９で平行光にされ、ＲＧＢフィルタ３７で赤、緑、青の波長範囲の光に分割された後、順次ダイクロイックミラー３１により反射され、出口コリメートレンズ３０によって後述される照明ファイババンドル４３の一端に集光されるようになっている。
また、レーザ光源２７から発せられた励起光は、コリメートレンズ２９によって一旦平行光にされた後、ダイクロイックミラー３１を透過させられて、出口コリメートレンズ３０によって後述する照明ファイババンドル４３の一端に集光させられるようになっている。
また、レーザ光源２７から発せられた励起光は、コリメートレンズ２９によって一旦平行光にされた後、ダイクロイックミラー３１を透過させられて、出口コリメートレンズ３０によって後述する照明ファイババンドル４３の一端に集光させられるようになっている。
図２は、内視鏡装置１の全体構成を示すブロック図である。図２により光源装置５以外の構成について説明する。
内視鏡スコープ３の内部には、光源装置５からの照明光および励起光を伝送する照明ファイババンドル４３と、挿入部１１の先端部４５に配置された被検体４７からの反射光等を受光する対物光学系４９と、対物光学系４９で分離された蛍光を伝送する蛍光ファイババンドル５１とが備えられている。
照明ファイババンドル４３は、光源装置５へのコネクタ１７、ユニバーサルケーブル１５および挿入部１１を挿通して設けられ、光源装置５から供給される照明光および励起光を伝送し、挿入部１１の先端部（先端部分）４５に形成された照射部５３から外部に向けて照明光および励起光を照射するように構成されている。この照明ファイババンドル４３は、例えば多成分系ガラスファイバ、石英ファイバ等で形成される。
内視鏡スコープ３の内部には、光源装置５からの照明光および励起光を伝送する照明ファイババンドル４３と、挿入部１１の先端部４５に配置された被検体４７からの反射光等を受光する対物光学系４９と、対物光学系４９で分離された蛍光を伝送する蛍光ファイババンドル５１とが備えられている。
照明ファイババンドル４３は、光源装置５へのコネクタ１７、ユニバーサルケーブル１５および挿入部１１を挿通して設けられ、光源装置５から供給される照明光および励起光を伝送し、挿入部１１の先端部（先端部分）４５に形成された照射部５３から外部に向けて照明光および励起光を照射するように構成されている。この照明ファイババンドル４３は、例えば多成分系ガラスファイバ、石英ファイバ等で形成される。
対物光学系４９には、対物レンズ５５と、励起光により励起された蛍光と通常の反射光とを分離する蛍光フィルタ５７と、バリアフィルタ５９と、反射光集光レンズ６１と、蛍光集光レンズ６３とが備えられている。なお、波長６７５ｎｍの励起光で励起された蛍光の波長は６９０ｎｍである。
対物レンズ５５は、挿入部１１の先端部４５に取り付けられ、被検体４７からの反射光と蛍光とを受光して平行光にする。
蛍光フィルタ５７は、対物レンズ５５より入射した反射光及び蛍光のうち蛍光の領域の光（波長６９０ｎｍ近傍の光）を直角方向に反射し、その他の反射光の領域の光を透過することで、蛍光と反射光とを分離する光学素子である。
対物レンズ５５は、挿入部１１の先端部４５に取り付けられ、被検体４７からの反射光と蛍光とを受光して平行光にする。
蛍光フィルタ５７は、対物レンズ５５より入射した反射光及び蛍光のうち蛍光の領域の光（波長６９０ｎｍ近傍の光）を直角方向に反射し、その他の反射光の領域の光を透過することで、蛍光と反射光とを分離する光学素子である。
バリアフィルタ５９は、蛍光フィルタ５７の入射光軸後方に配設され、波長６７５ｎｍの励起光がカットされる。
なお、反射光に含まれる反射した励起光をカットするには、バリアフィルタ５９の位置にオンオフフィルタ３９と同様な構造のオンオフフィルタを配置し、オンオフフィルタ３９と同じタイミングで遮光、投光するようにしてもよい。
バリアフィルタ５９の後方には、反射光集光レンズ６１が配置され、蛍光フィルタ５７およびバリアフィルタ５９を透過した反射光をＣＣＤ（反射光撮像手段）６５に集光させている。
ＣＣＤ６５では、撮像面に集光された反射光が電気信号に変換され反射光信号Ｓ１が生成される。反射光信号Ｓ１は、信号ケーブル７７により画像プロセッサ７へ伝送される。
なお、反射光に含まれる反射した励起光をカットするには、バリアフィルタ５９の位置にオンオフフィルタ３９と同様な構造のオンオフフィルタを配置し、オンオフフィルタ３９と同じタイミングで遮光、投光するようにしてもよい。
バリアフィルタ５９の後方には、反射光集光レンズ６１が配置され、蛍光フィルタ５７およびバリアフィルタ５９を透過した反射光をＣＣＤ（反射光撮像手段）６５に集光させている。
ＣＣＤ６５では、撮像面に集光された反射光が電気信号に変換され反射光信号Ｓ１が生成される。反射光信号Ｓ１は、信号ケーブル７７により画像プロセッサ７へ伝送される。
蛍光集光レンズ６３は、蛍光フィルタ５７の入射光軸の直交方向に配置され、蛍光フィルタ５７で反射された蛍光を蛍光フィババンドル５１の一端６７に集光させている。
蛍光ファイババンドル５１の他端６９に伝送された蛍光は、レンズ７１を介しイメージインテンシファイヤ内臓ＣＣＤ７３に集光される。なお、イメージインテンシファイヤ内臓ＣＣＤ７３に替えて熱雑音を減少させた冷却ＣＣＤ（Ｃｏｏｌｅｄ ＣＣＤ）を用いてもよい。
イメージインテンシファイヤ内臓ＣＣＤ７３では、微弱な蛍光を増幅して電気信号に変換することで、蛍光信号Ｓ２が生成される。蛍光信号Ｓ２は信号ケーブル７５により画像プロセッサ７へ伝送される。
蛍光ファイババンドル５１の他端６９に伝送された蛍光は、レンズ７１を介しイメージインテンシファイヤ内臓ＣＣＤ７３に集光される。なお、イメージインテンシファイヤ内臓ＣＣＤ７３に替えて熱雑音を減少させた冷却ＣＣＤ（Ｃｏｏｌｅｄ ＣＣＤ）を用いてもよい。
イメージインテンシファイヤ内臓ＣＣＤ７３では、微弱な蛍光を増幅して電気信号に変換することで、蛍光信号Ｓ２が生成される。蛍光信号Ｓ２は信号ケーブル７５により画像プロセッサ７へ伝送される。
画像プロセッサ７には、距離測定手段８１と、蛍光量算出手段（特性値算出手段）８３と、画像処理手段８５と、存在量算出手段８７とが備えられている。
距離測定手段８１には、内視鏡スコープ３の先端部４５と被検体４７との距離が所定距離時における反射光の強度信号Ｓ０を設定する基準値設定手段８９と、距離演算手段９１とが備えられている。距離演算手段９１では、基準値設定手段８９で設定された所定距離時の反射光の強度信号Ｓ０を、信号ケーブル７７で伝送される測定された反射光信号Ｓ１の平均値で除算した距離信号Ｓ３が演算される。
測定される反射光の強度すなわち反射光量は、距離に略反比例するので、例えば、測定時の距離が所定距離より小さい場合、測定される反射光の強度である反射光信号Ｓ１は設定された強度信号Ｓ０より大きくなる。そのため、距離演算手段９１で演算される距離信号Ｓ３は１より小さくなり、測定時の距離が所定距離より小さいことが示される。
距離測定手段８１には、内視鏡スコープ３の先端部４５と被検体４７との距離が所定距離時における反射光の強度信号Ｓ０を設定する基準値設定手段８９と、距離演算手段９１とが備えられている。距離演算手段９１では、基準値設定手段８９で設定された所定距離時の反射光の強度信号Ｓ０を、信号ケーブル７７で伝送される測定された反射光信号Ｓ１の平均値で除算した距離信号Ｓ３が演算される。
測定される反射光の強度すなわち反射光量は、距離に略反比例するので、例えば、測定時の距離が所定距離より小さい場合、測定される反射光の強度である反射光信号Ｓ１は設定された強度信号Ｓ０より大きくなる。そのため、距離演算手段９１で演算される距離信号Ｓ３は１より小さくなり、測定時の距離が所定距離より小さいことが示される。
蛍光量算出手段８３では、距離信号Ｓ３に信号ケーブル７５で伝送される蛍光信号Ｓ２を乗算して補正蛍光信号Ｓ４が演算される。
測定される蛍光の強度（蛍光量）は、距離に略反比例するので、例えば測定時の距離が小さい場合には、蛍光信号Ｓ２は実際より大きな値を示すことになる。この大きな値に１より小さい値を持つ距離信号Ｓ３を乗算することにより得られる補正蛍光信号Ｓ４は、距離が小さいことを補正されたことになる。
反対に測定時の距離が大きい場合には、補正蛍光信号Ｓ４は測定された蛍光信号Ｓ２より大きくなるように補正される。
すなわち、所定距離時における反射光の強度信号Ｓ０を適宜設定することにより、補正蛍光信号Ｓ４は内視鏡スコープ３の先端部４５と被検体４７との距離に係わらず実際の蛍光量が示されることになる。
測定される蛍光の強度（蛍光量）は、距離に略反比例するので、例えば測定時の距離が小さい場合には、蛍光信号Ｓ２は実際より大きな値を示すことになる。この大きな値に１より小さい値を持つ距離信号Ｓ３を乗算することにより得られる補正蛍光信号Ｓ４は、距離が小さいことを補正されたことになる。
反対に測定時の距離が大きい場合には、補正蛍光信号Ｓ４は測定された蛍光信号Ｓ２より大きくなるように補正される。
すなわち、所定距離時における反射光の強度信号Ｓ０を適宜設定することにより、補正蛍光信号Ｓ４は内視鏡スコープ３の先端部４５と被検体４７との距離に係わらず実際の蛍光量が示されることになる。
画像処理手段８５には、蛍光画像生成手段９３と、内視鏡画像生成手段９５と、スーパーインポーザ（画像合成手段）９７とが備えられている。
蛍光画像生成手段９３では、蛍光量算出手段８３からの補正蛍光信号Ｓ４により蛍光画像信号Ｓ５が生成される。
内視鏡画像生成手段９５では、光源装置５からのトリガ信号ＳＴによりタイミングを取って、反射光信号Ｓ１から内視鏡画像信号Ｓ６が生成される。
蛍光画像信号Ｓ５および内視鏡画像信号Ｓ６は、スーパーインポーザ９７に入力される。スーパーインポーザ９７では、例えば一方を親画像とし他方をその親画像にスーパーインポーズさせた子画像とした合成画像信号Ｓ７が生成される。
蛍光画像生成手段９３では、蛍光量算出手段８３からの補正蛍光信号Ｓ４により蛍光画像信号Ｓ５が生成される。
内視鏡画像生成手段９５では、光源装置５からのトリガ信号ＳＴによりタイミングを取って、反射光信号Ｓ１から内視鏡画像信号Ｓ６が生成される。
蛍光画像信号Ｓ５および内視鏡画像信号Ｓ６は、スーパーインポーザ９７に入力される。スーパーインポーザ９７では、例えば一方を親画像とし他方をその親画像にスーパーインポーズさせた子画像とした合成画像信号Ｓ７が生成される。
スーパーインポーザ９７で生成された合成画像信号Ｓ７がモニタ９に出力され、画面２１に合成画像を表示させるようになっている。
なお、モニタ９に表示させる画像は上記の合成画像に限らず、どちらか一方のみの画像を表示させることが可能であり、親画像と子画像の切り換えや一方のみの表示等の指示は、画像プロセッサ７に設けられた図示しないスイッチにより容易に行うことができる。
また、存在量算出手段８７では、蛍光画像信号Ｓ５から蛍光量に基づいて標的物質の存在量が算出され、これらの値はモニタ９の表示部２３に表示されるようになっている。
なお、モニタ９に表示させる画像は上記の合成画像に限らず、どちらか一方のみの画像を表示させることが可能であり、親画像と子画像の切り換えや一方のみの表示等の指示は、画像プロセッサ７に設けられた図示しないスイッチにより容易に行うことができる。
また、存在量算出手段８７では、蛍光画像信号Ｓ５から蛍光量に基づいて標的物質の存在量が算出され、これらの値はモニタ９の表示部２３に表示されるようになっている。
このように構成された本実施形態に係る内視鏡装置１の作用について以下に説明する。
まず、被検体４７に蛍光色素である５−ＡＬＡやインドシアニングリーン誘導標識抗体などを投入した後、所定時間を置いて内視鏡装置１による診断を開始する。
この時、癌細胞の存在する病変部４８では、癌細胞でより多く集積している５−ＡＬＡやインドシアニングリーン誘導標識抗体などが蛍光を発する。
まず、被検体４７に蛍光色素である５−ＡＬＡやインドシアニングリーン誘導標識抗体などを投入した後、所定時間を置いて内視鏡装置１による診断を開始する。
この時、癌細胞の存在する病変部４８では、癌細胞でより多く集積している５−ＡＬＡやインドシアニングリーン誘導標識抗体などが蛍光を発する。
オンオフフィルタ３９の通光部３９ｂが白色光路３３の位置にある時、白色光源２５から発せられた照明光は、コリメートレンズ２９で平行光にされ、ＲＧＢフィルタ３７に入光される。ＲＧＢフィルタ３７では、回転によりＲフィルタ３９ａ、Ｇフィルタ３９ｂおよびＢフィルタ３９ｃが順次白色光路３３を通過し、照明光を赤、緑、青の波長範囲の光に分割する。この分割された光は、順次ダイクロイックミラー３１により反射され、出口コリメートレンズ３０によって照明ファイババンドル４３の一端に集光される。
この集光された光は、照明ファイババンドル４３で伝送され先端部４５に設けられた照射部５３から被検体４７に照射される。
そして、被検体４７により反射された反射光は、対物レンズ５５で平行光にされ蛍光フィルタ５７を透過し、集光レンズ６１によりＣＣＤ６５に集光される。ＣＣＤ６５では、撮像面に集光された反射光が電気信号に変換され反射光信号Ｓ１が生成される。反射光信号Ｓ１は、信号ケーブル７７により距離演算手段９１と内視鏡画像生成手段９５へ伝送される。
そして、被検体４７により反射された反射光は、対物レンズ５５で平行光にされ蛍光フィルタ５７を透過し、集光レンズ６１によりＣＣＤ６５に集光される。ＣＣＤ６５では、撮像面に集光された反射光が電気信号に変換され反射光信号Ｓ１が生成される。反射光信号Ｓ１は、信号ケーブル７７により距離演算手段９１と内視鏡画像生成手段９５へ伝送される。
内視鏡画像生成手段９５にて、反射光信号Ｓ１から内視鏡画像信号Ｓ６が生成される。この内視鏡画像信号Ｓ６によると、照明光が可視領域を概ね青色、緑色、赤色の３つの波長領域に分割した幅広のバンド光であるため、色再現性が良好で、しかも明るいカラー画像を得ることができる。
一方、オンオフフィルタ４１の通光部４１ｂがレーザ光路３５の位置にある時、レーザ光源２７から発せられた励起光は、コリメートレンズ２９によって一旦平行光にされ、ダイクロイックミラー３１を透過し、出口コリメートレンズ３０によって照明ファイババンドル４３の一端に集光される。この集光された励起光は、照明ファイババンドル４３で伝送され先端部４５に設けられた照射部５３から被検体に照射される。
この励起光の照射により、癌細胞内に集積された５−ＡＬＡやインドシアニングリーン誘導標識抗体などが励起されて蛍光を発生する。この蛍光は対物レンズ５５に入射して平行光にされ、蛍光フィルタ５７で反射され、集光レンズ６３により蛍光ファイババンドル５１の一端６７に集光される。
この励起光の照射により、癌細胞内に集積された５−ＡＬＡやインドシアニングリーン誘導標識抗体などが励起されて蛍光を発生する。この蛍光は対物レンズ５５に入射して平行光にされ、蛍光フィルタ５７で反射され、集光レンズ６３により蛍光ファイババンドル５１の一端６７に集光される。
この集光された蛍光は、蛍光ファイババンドル５１により伝送され、他端６９からレンズ７１を介してイメージインテンシファイヤ内臓ＣＣＤ７３に集光される。イメージインテンシファイヤ内臓ＣＣＤ７３では、微弱な蛍光を増幅して電気信号に変換して、蛍光信号Ｓ２が生成される。蛍光信号Ｓ２は信号ケーブル７５により蛍光量算出手段８３へ伝送される。
照明光および励起光のこのような作用は、オンオフフィルタ３９、４１の作動タイミングにより交互に行われる。
照明光および励起光のこのような作用は、オンオフフィルタ３９、４１の作動タイミングにより交互に行われる。
距離演算手段８１には、信号ケーブル７７により反射光信号Ｓ１が伝送されるとともに基準値設定手段８９に格納されている所定距離時の反射光の強度信号Ｓ０が伝送される。距離演算手段８１では、強度信号Ｓ０は、平均値を演算された反射信号Ｓ１で除算されて、距離信号Ｓ３が出力される。距離信号Ｓ３は、設定された所定距離に対する測定時の距離を比率の形で示している。
このように、所定距離時の反射光強度Ｓ０を設定するだけで、被検体４７からの反射光の強度である反射光信号Ｓ１により、照射部５３と被検体４７との距離に相当する距離信号Ｓ３が得られるので、距離測定用に付加する機器が省略できる。したがって、内視鏡スコープ３の構造が簡単となり、安価に製造できる。
このように、所定距離時の反射光強度Ｓ０を設定するだけで、被検体４７からの反射光の強度である反射光信号Ｓ１により、照射部５３と被検体４７との距離に相当する距離信号Ｓ３が得られるので、距離測定用に付加する機器が省略できる。したがって、内視鏡スコープ３の構造が簡単となり、安価に製造できる。
距離信号Ｓ３は、蛍光量算出手段８３に伝送され、蛍光量算出手段８３では、信号ケーブル７５により伝送される蛍光信号Ｓ２に乗算され、補正蛍光信号Ｓ４が出力される。これにより、反射光および蛍光はともに光であり、距離による減衰率は略同一であるので、蛍光信号Ｓ２は距離信号Ｓ３で補正されたことになる。
なお、本実施形態では、反射光により距離信号Ｓ３を生成したが、これに限定されるものではなく、例えば所定距離時の蛍光強度を設定して蛍光信号Ｓ２を用いて距離信号Ｓ３を生成してもよい。
なお、本実施形態では、反射光により距離信号Ｓ３を生成したが、これに限定されるものではなく、例えば所定距離時の蛍光強度を設定して蛍光信号Ｓ２を用いて距離信号Ｓ３を生成してもよい。
補正蛍光信号Ｓ４は、蛍光画像生成手段９３に伝送される。蛍光画像生成手段９３にて補正蛍光信号Ｓ４により蛍光画像信号Ｓ５が生成される。
蛍光画像信号Ｓ５および内視鏡画像信号Ｓ６は、スーパーインポーザ９７に入力される。スーパーインポーザ９７では、例えば一方を親画像とし他方をその親画像にスーパーインポーズさせた子画像とした合成画像信号Ｓ７が生成される。
スーパーインポーザ９７で生成された合成画像信号Ｓ７はモニタ９に出力され、画面２１に合成画像を表示させるようになっている。
蛍光画像信号Ｓ５および内視鏡画像信号Ｓ６は、スーパーインポーザ９７に入力される。スーパーインポーザ９７では、例えば一方を親画像とし他方をその親画像にスーパーインポーズさせた子画像とした合成画像信号Ｓ７が生成される。
スーパーインポーザ９７で生成された合成画像信号Ｓ７はモニタ９に出力され、画面２１に合成画像を表示させるようになっている。
このように、本実施形態では、蛍光量を示す蛍光信号Ｓ２が、距離信号Ｓ３で補正されることにより、照射部５３と被検体４７との距離に影響されない補正蛍光信号Ｓ４が生成される。そして、この補正蛍光信号Ｓ４に基づいて蛍光画像がモニタ９に表示されるので、照射部５３と被検体４７との距離に影響されない蛍光量がモニタ９に表示されることになる。このように、距離に影響されない蛍光量がモニタ９に示されるので、病変部の定量的な診断を行うことができ、診断精度を向上できる。
また、本実施形態によれば、スーパーインポーザ９７が内視鏡画像信号Ｓ６と蛍光画像信号Ｓ５とを合成するので、通常の外観を示す内視鏡画像に例えば病変部を示す蛍光画像が重畳されて表示できる。このため、被検体４７における病変が存在する位置は外観と関連付けて表示されるので、その位置を正確に把握することができる。
また、蛍光画像は、距離に影響されない蛍光量が示されるので、病変部の定量的な診断を行うことができ、診断精度を向上できる。
また、蛍光画像は、距離に影響されない蛍光量が示されるので、病変部の定量的な診断を行うことができ、診断精度を向上できる。
なお、蛍光画像信号Ｓ５をモニタ９の画面２１に表示する場合に、蛍光強度の強弱によって、異なる視覚効果で表示することが好ましい。
異なる視覚効果とは、例えば、色の濃淡をつけた表示、異なる色での表示、および点滅させその点滅速度を変化させた表示等がある。
このようにすると、蛍光強度の大きいところ、すなわち、例えば、癌細胞が多いところがモニタ９を見ることで容易に判断できる。このため、例えば、癌の転移の危険性や進達度の診断等をモニタ９上で行うことができる。
異なる視覚効果とは、例えば、色の濃淡をつけた表示、異なる色での表示、および点滅させその点滅速度を変化させた表示等がある。
このようにすると、蛍光強度の大きいところ、すなわち、例えば、癌細胞が多いところがモニタ９を見ることで容易に判断できる。このため、例えば、癌の転移の危険性や進達度の診断等をモニタ９上で行うことができる。
また、存在量算出手段８７により、蛍光画像信号Ｓ５から蛍光量に基づいて標的物質の存在量を算出し、これらの値をモニタ９の表示部２３に表示させることができる。
さらに、蛍光量や癌のサイズ等を併せて表示するようにしてもよい。
このようにすると、例えば、癌の大きさを具体的な数値で把握できるので、診断精度を向上できる。
さらに、蛍光量や癌のサイズ等を併せて表示するようにしてもよい。
このようにすると、例えば、癌の大きさを具体的な数値で把握できるので、診断精度を向上できる。
なお、本実施形態の画像プロセッサ７に、図４に示すように、画像記憶手段９８と、画像マッチング手段９９とを追加しても良い。
また、モニタ９には、画面２１、２２が並設されている。
画像記憶手段９８は、必要な合成画像信号Ｓ７を格納保存するものである。必要な合成画像信号Ｓ７とは、例えば、病変部の可能性がある部位の画像の信号である。
画像マッチング手段９９は、画像記憶手段９８に保存された合成画像信号Ｓ７の中から選択された１個の合成画像信号（旧合成画像信号という）Ｓ８と現在スーパーインポーザ９７で生成中の合成画像信号Ｓ７とを、形状変化の少ない内視鏡画像信号Ｓ６を使用してストラクチャ抽出によりマッチングするものである。
また、モニタ９には、画面２１、２２が並設されている。
画像記憶手段９８は、必要な合成画像信号Ｓ７を格納保存するものである。必要な合成画像信号Ｓ７とは、例えば、病変部の可能性がある部位の画像の信号である。
画像マッチング手段９９は、画像記憶手段９８に保存された合成画像信号Ｓ７の中から選択された１個の合成画像信号（旧合成画像信号という）Ｓ８と現在スーパーインポーザ９７で生成中の合成画像信号Ｓ７とを、形状変化の少ない内視鏡画像信号Ｓ６を使用してストラクチャ抽出によりマッチングするものである。
旧合成画像信号Ｓ８は、画像記憶手段９８から画像マッチング手段９９とモニタ９に伝送され、モニタの画面２２に表示されている。合成画像信号Ｓ７は、スーパーインポーザ９７から、画像マッチング手段９９とモニタ９に伝送され、モニタ９の画面２１に表示されている。
画像マッチング手段９９では、旧合成画像信号Ｓ８と逐次変化する合成画像信号Ｓ７とが逐次マッチングされており、一致した場合には音声、点灯等適宣手段で術者に知らせるように構成されている。
画像マッチング手段９９では、旧合成画像信号Ｓ８と逐次変化する合成画像信号Ｓ７とが逐次マッチングされており、一致した場合には音声、点灯等適宣手段で術者に知らせるように構成されている。
このようにすると、画像記憶手段９８に格納された部位は容易に再現できるので、内視鏡スコープ３が動いた場合や、薬剤による蛍光の発光がなくなった場合にも容易に復旧して処置をすることができる。また、モニタ９を見て術前術後の状態を比較できるので、例えば治療の効果を評価することができる。
［第二実施形態］
次に、本発明の第二実施形態について、図５〜図７を用いて説明する。
本実施形態に係る内視鏡装置１の基本構成は、第一実施形態と同様であるが、第一実施形態とは、距離測定手段の構成および蛍光画像信号を生成する構成が相違している。
以下、主としてこの相違点について説明する。
なお、第一実施形態と構成を共通とする箇所に同一符号を付して説明を簡略化する。
次に、本発明の第二実施形態について、図５〜図７を用いて説明する。
本実施形態に係る内視鏡装置１の基本構成は、第一実施形態と同様であるが、第一実施形態とは、距離測定手段の構成および蛍光画像信号を生成する構成が相違している。
以下、主としてこの相違点について説明する。
なお、第一実施形態と構成を共通とする箇所に同一符号を付して説明を簡略化する。
図５は、本実施形態に係る内視鏡装置１の全体概略構成を示すブロック図である。図７は内視鏡スコープ３の光源装置５への取付状態を示す正面図である。
本実施形態に係る内視鏡装置１の距離測定手段１００について説明する。距離測定手段１００には、内視鏡スコープ３の挿入部１１の先端部４５に設けられた超音波発生器１０１と超音波検出器１０３と、光源装置５内に設けられた超音波信号処理装置１０５と、距離演算装置１０７とが備えられている。
本実施形態に係る内視鏡装置１の距離測定手段１００について説明する。距離測定手段１００には、内視鏡スコープ３の挿入部１１の先端部４５に設けられた超音波発生器１０１と超音波検出器１０３と、光源装置５内に設けられた超音波信号処理装置１０５と、距離演算装置１０７とが備えられている。
超音波発生器１０１および超音波検出器１０３は、挿入部１１およびユニバーサルケーブル１５を挿通して設けられた信号ケーブル１０２により超音波信号処理装置１０５に接続されている。信号ケーブル１０２は、内視鏡スコープ３のコネクタ１７を光源装置５に差し込むことで連通する。超音波信号処理装置１０５は、距離演算装置１０７に信号ケーブル１０４で接続されている。
超音波信号処理装置１０５は、超音波発生器１０１および超音波検出器１０３での超音波の受発信を制御するとともに超音波検出器１０３で検出した検出器出力信号Ｓ９を距離演算装置１０７へ出力する。
ここで、検出器出力信号Ｓ９は、例えば、検出された超音波の強度や、あるいは超音波を発してから戻ってくるまでの時間に比例した信号である。
超音波信号処理装置１０５は、超音波発生器１０１および超音波検出器１０３での超音波の受発信を制御するとともに超音波検出器１０３で検出した検出器出力信号Ｓ９を距離演算装置１０７へ出力する。
ここで、検出器出力信号Ｓ９は、例えば、検出された超音波の強度や、あるいは超音波を発してから戻ってくるまでの時間に比例した信号である。
距離演算装置１０７は、図６に示すような、被検体４７との距離と、超音波検出器出力との関係を示す較正データ１１７を備えており、この較正データ１１７を使用して超音波信号処理装置１０５からの検出器出力信号Ｓ９により先端部４５と被検体４７との距離を算出し、距離信号Ｓ１０を出力する。較正データ１１７は、当該内視鏡スコープ３であらかじめ距離と検出器出力との関係を測定し、プロットしておいたものである。
較正データ１１７は各内視鏡スコープ３で異なるので、距離演算装置１０７には、内視鏡装置１で使用する複数の内視鏡スコープ３に関する全ての較正データ１１７が格納されている。各内視鏡スコープ３のコネクタ１７には、内視鏡スコープ３を特定するデータを格納したＩＣチップ１１３が取り付けられている。光源装置５には、このＩＣチップ１１３のデータを読み取り、使用する較正データ１１７を特定する読取部（スコープ認識手段）１１５が設けられている。
較正データ１１７は各内視鏡スコープ３で異なるので、距離演算装置１０７には、内視鏡装置１で使用する複数の内視鏡スコープ３に関する全ての較正データ１１７が格納されている。各内視鏡スコープ３のコネクタ１７には、内視鏡スコープ３を特定するデータを格納したＩＣチップ１１３が取り付けられている。光源装置５には、このＩＣチップ１１３のデータを読み取り、使用する較正データ１１７を特定する読取部（スコープ認識手段）１１５が設けられている。
画像処理手段８５において、蛍光画像生成手段９３とスーパーインポーザ９７との間に蛍光量算出手段１０９が備えられ、蛍光画像生成手段９３には、蛍光信号Ｓ２が直接入力されている点が前記第一実施形態と異なる。
蛍光画像生成手段９３では、入力された蛍光信号Ｓ２から蛍光画像信号Ｓ５が生成され、蛍光量算出手段１０９へ出力される。
蛍光量算出手段１０９には、距離補正手段１１１が備えられている。距離補正手段１１１は、距離演算装置１０７からの距離信号Ｓ１０により蛍光画像信号Ｓ５を補正して補正蛍光画像信号Ｓ１１を生成する。
補正蛍光画像信号Ｓ１１は、スーパーインポーザ９７に伝送される。
蛍光画像生成手段９３では、入力された蛍光信号Ｓ２から蛍光画像信号Ｓ５が生成され、蛍光量算出手段１０９へ出力される。
蛍光量算出手段１０９には、距離補正手段１１１が備えられている。距離補正手段１１１は、距離演算装置１０７からの距離信号Ｓ１０により蛍光画像信号Ｓ５を補正して補正蛍光画像信号Ｓ１１を生成する。
補正蛍光画像信号Ｓ１１は、スーパーインポーザ９７に伝送される。
このように構成された本実施形態に係る内視鏡装置１の作用について以下に説明する。
本実施形態における薬剤の投入、照明光および励起光の照射、反射光および蛍光の検出、反射光信号Ｓ１および蛍光信号Ｓ２の生成、ならびにモニタ９での表示については、前記第一実施形態と同様であるので、重複した説明を省略する。
本実施形態における薬剤の投入、照明光および励起光の照射、反射光および蛍光の検出、反射光信号Ｓ１および蛍光信号Ｓ２の生成、ならびにモニタ９での表示については、前記第一実施形態と同様であるので、重複した説明を省略する。
観察に使用する内視鏡スコープ３のコネクタ１７を光源装置５に装着すると、読取部１１５がコネクタ１７に取り付けられたＩＣチップ１１３に格納されたデータを読み取り、そのデータに対応する較正データ１１７を選択する。
超音波信号処理装置１０５の制御により、超音波発生器１０１は、超音波信号を被検体４７に照射する。そして、超音波検出器１０３が被検体４７により反射されて戻る超音波信号を検出して、検出器出力信号Ｓ９に変換して超音波信号処理装置１０５に伝送する。
検出器出力信号Ｓ９は、超音波信号処理装置１０５から距離演算装置１０７に伝送される。距離演算装置１０７では、この検出器出力信号Ｓ９から選択された較正データ１１７により先端部４５から被検体４７までの距離が算出され、距離信号Ｓ１０として出力される。
超音波信号処理装置１０５の制御により、超音波発生器１０１は、超音波信号を被検体４７に照射する。そして、超音波検出器１０３が被検体４７により反射されて戻る超音波信号を検出して、検出器出力信号Ｓ９に変換して超音波信号処理装置１０５に伝送する。
検出器出力信号Ｓ９は、超音波信号処理装置１０５から距離演算装置１０７に伝送される。距離演算装置１０７では、この検出器出力信号Ｓ９から選択された較正データ１１７により先端部４５から被検体４７までの距離が算出され、距離信号Ｓ１０として出力される。
蛍光画像生成手段９３にて、蛍光信号Ｓ２から蛍光画像信号Ｓ５が生成され蛍光量算出手段１０９に伝送される。
蛍光量算出手段１０９において、距離補正手段１１１が蛍光画像信号Ｓ５を距離演算装置１０７から伝送された距離信号Ｓ１０により補正して補正蛍光画像信号Ｓ１１を生成する。補正蛍光画像信号Ｓ１１は、内視鏡画像生成手段９５で生成された内視鏡画像信号Ｓ６とともにスーパーインポーザ９７に入力され、合成画像信号Ｓ７が生成される。
スーパーインポーザ９７で生成された合成画像信号Ｓ７がモニタ９に出力され、画面２１に合成画像を表示する。
蛍光量算出手段１０９において、距離補正手段１１１が蛍光画像信号Ｓ５を距離演算装置１０７から伝送された距離信号Ｓ１０により補正して補正蛍光画像信号Ｓ１１を生成する。補正蛍光画像信号Ｓ１１は、内視鏡画像生成手段９５で生成された内視鏡画像信号Ｓ６とともにスーパーインポーザ９７に入力され、合成画像信号Ｓ７が生成される。
スーパーインポーザ９７で生成された合成画像信号Ｓ７がモニタ９に出力され、画面２１に合成画像を表示する。
このように、本実施形態によれば、蛍光量を示す蛍光信号Ｓ２より生成された蛍光画像信号Ｓ５が、距離信号Ｓ１０で補正されて被検体４７との距離に影響されない補正蛍光画像信号Ｓ１１が生成される。そして、この補正蛍光画像信号Ｓ１１に基づいて蛍光画像がモニタ９に表示されるので、照射部５３と被検体４７との距離に影響されない蛍光量がモニタ９に表示されることになる。このように、距離に影響されない蛍光量が示されるので、病変部の定量的な診断を行うことができ、診断精度を向上できる。
なお、本実施形態では、距離測定手段１００に超音波を利用しているが、本発明はこれに限定されるものではなく、例えばマイクロ波を利用してもよい。
すなわち、内視鏡スコープ３の挿入部１１の先端部４５に、マイクロ波発生器と反射波を受信するアンテナを取付け、マイクロ波発生器からマイクロ波を被検体４７へ発信して、被検体４７からの反射波をアンテナが受信するまでの時間差で距離を測定する。
このようにすると、マイクロ波は超音波に比べて減衰が少なく、時間分解能が高いので、超音波に比べてより正確に距離を測定できる。
すなわち、内視鏡スコープ３の挿入部１１の先端部４５に、マイクロ波発生器と反射波を受信するアンテナを取付け、マイクロ波発生器からマイクロ波を被検体４７へ発信して、被検体４７からの反射波をアンテナが受信するまでの時間差で距離を測定する。
このようにすると、マイクロ波は超音波に比べて減衰が少なく、時間分解能が高いので、超音波に比べてより正確に距離を測定できる。
また、本実施形態（第一実施形態参照）では、反射光および蛍光の検出を１つの対物光学系４９で行っているが、図１０に示すように各々別々の対物光学系で検出するようにしてもよい。
すなわち、対物光学系４９の蛍光フィルタ５７と集光レンズ６３をなくし、蛍光対物光学系１２１を追加している。
蛍光対物光学系１２１には、蛍光対物レンズ１２３と、蛍光のみを透過する励起光カットフィルタ１２５と、スキャンミラー１２７と、集光レンズ１２９と、光ファイバ１３１と、レンズ１３３と、光電子増倍管（ＰＭＴ）１３５と、スキャンミラー１２７を駆動するスキャンミラー駆動装置１３７とが備えられている。
すなわち、対物光学系４９の蛍光フィルタ５７と集光レンズ６３をなくし、蛍光対物光学系１２１を追加している。
蛍光対物光学系１２１には、蛍光対物レンズ１２３と、蛍光のみを透過する励起光カットフィルタ１２５と、スキャンミラー１２７と、集光レンズ１２９と、光ファイバ１３１と、レンズ１３３と、光電子増倍管（ＰＭＴ）１３５と、スキャンミラー１２７を駆動するスキャンミラー駆動装置１３７とが備えられている。
蛍光対物レンズ１２３に入光した蛍光は、励起光カットフィルタ１２５を透過し、スキャンミラー１２７でスキャンされ、集光レンズ１２９で光ファイバ１３１の一端に集光される。光ファイバ１３１を通過した蛍光は、光ファイバ１３１の他端からレンズ１３３を通って光電子増倍管１３５に集光され、光電子増倍管１３５で蛍光信号Ｓ２に変換される。
このように、スキャンミラー１２７を用いて走査するため、ＣＣＤのようなアレイ状に形成された光検出器が不要となることから、高価なイメージインテンシファイヤ内臓ＣＣＤを使う必要がなくなる。このため、比較的安価な光電子増倍管１３５を使用することができるので、内視鏡装置１が安価に製造できる。
［第三実施形態］
次に、本発明の第三実施形態について、図８を用いて説明する。
本実施形態に係る内視鏡装置１の構成は、第二実施形態とは、画像処理手段８５の構成が若干相違している以外は同じである。
以下、主としてこの相違点について説明する。
なお、前記各実施形態と構成を共通とする箇所に同一符号を付して説明を簡略化する。
次に、本発明の第三実施形態について、図８を用いて説明する。
本実施形態に係る内視鏡装置１の構成は、第二実施形態とは、画像処理手段８５の構成が若干相違している以外は同じである。
以下、主としてこの相違点について説明する。
なお、前記各実施形態と構成を共通とする箇所に同一符号を付して説明を簡略化する。
図８は、本実施形態に係る内視鏡装置１の全体概略構成を示すブロック図である。
画像処理手段８５には、画像のサイズを算出する画像サイズ算出手段１１９が備えられている点が第二実施形態とは異なる。
画像サイズ算出手段１１９には、スーパーインポーザ９７からの合成画像信号Ｓ１２と、距離演算装置１０７からの距離信号Ｓ１０とが入力される。
画像サイズ算出手段１１９は、合成画像信号Ｓ１２の画像サイズを所定距離時のスケールで算出し、その算出値を距離信号Ｓ１０で補正して、実際のサイズを算出して、サイズ信号Ｓ１３としてモニタ９に伝送するものである。そして、モニタ９の表示部２３に画像サイズを数値で表示する。
画像処理手段８５には、画像のサイズを算出する画像サイズ算出手段１１９が備えられている点が第二実施形態とは異なる。
画像サイズ算出手段１１９には、スーパーインポーザ９７からの合成画像信号Ｓ１２と、距離演算装置１０７からの距離信号Ｓ１０とが入力される。
画像サイズ算出手段１１９は、合成画像信号Ｓ１２の画像サイズを所定距離時のスケールで算出し、その算出値を距離信号Ｓ１０で補正して、実際のサイズを算出して、サイズ信号Ｓ１３としてモニタ９に伝送するものである。そして、モニタ９の表示部２３に画像サイズを数値で表示する。
このように、本実施形態によれば、合成画像の実際のサイズが表示されるので、蛍光画像の大きさも定量的に把握できる。したがって、例えば、癌等の病変部に存在する蛍光を発生するものの範囲を定量的に把握できるので、病変の拡がり程度を正確に診断できる。
なお、本実施形態では、合成画像の画像サイズを表示部２３に数値で表示するようにしたが、本発明はこれに限定されるものではない。
例えば、画像サイズ算出手段１１９において、所定距離時のスケールを距離信号Ｓ１０で補正した補正スケールで、合成画像信号Ｓ１２を補正し、モニタ９に伝送して、図９に示すように、モニタ９の画面表示サイズを補正するようにしてもよい。また、補正スケールを画面２１に表示してもよい。
図９の左側の画面２１は、内視鏡スコープ３の先端部４５が、所定距離よりも被検体４７に近づいた時の全体的に大きくなっている画像を示している。右側の画面２２は、前記サイズ補正を行った後の表示であり、全体的に小さくなったことが示されている。
さらに、第三実施形態の数値表示と画面表示サイズの補正とは、合わせて行うようにしてもよい。
このようにすると、より診断精度が向上できる。
例えば、画像サイズ算出手段１１９において、所定距離時のスケールを距離信号Ｓ１０で補正した補正スケールで、合成画像信号Ｓ１２を補正し、モニタ９に伝送して、図９に示すように、モニタ９の画面表示サイズを補正するようにしてもよい。また、補正スケールを画面２１に表示してもよい。
図９の左側の画面２１は、内視鏡スコープ３の先端部４５が、所定距離よりも被検体４７に近づいた時の全体的に大きくなっている画像を示している。右側の画面２２は、前記サイズ補正を行った後の表示であり、全体的に小さくなったことが示されている。
さらに、第三実施形態の数値表示と画面表示サイズの補正とは、合わせて行うようにしてもよい。
このようにすると、より診断精度が向上できる。
［第四実施形態］
次に、本発明の第四実施形態について、図１１を用いて説明する。
本実施形態に係る内視鏡装置１の基本構成は、第二実施形態と同様であるが、第二実施形態とは、挿入部１１の先端部分の構成、蛍光検出の構成および画像処理手段８５の構成が相違している。
以下、主としてこの相違点について説明する。
なお、前記各実施形態と構成を共通とする箇所に同一符号を付して説明を簡略化する。
次に、本発明の第四実施形態について、図１１を用いて説明する。
本実施形態に係る内視鏡装置１の基本構成は、第二実施形態と同様であるが、第二実施形態とは、挿入部１１の先端部分の構成、蛍光検出の構成および画像処理手段８５の構成が相違している。
以下、主としてこの相違点について説明する。
なお、前記各実施形態と構成を共通とする箇所に同一符号を付して説明を簡略化する。
図１１は、本実施形態に係る内視鏡装置１の全体概略構成を示すブロック図である。
内視鏡スコープ３の挿入部１１内の先端部には、光軸方向に摺動可能に支持された先端光学系ユニット１４１と、先端光学系ユニット１４１を光軸方向に駆動するアクチュエータ１４３とが備えられている。
先端光学系ユニット１４１には、照明ファイババンドル４３の先端部分が取り付けられて、照明対物光学系１４５と、蛍光対物光学系１４７とが備えられている。
照明ファイババンドル４３の端部は、先端光学系ユニット１４１の先端に形成された照射部１４９から外部に向けて照明光および励起光を照射するように構成されている。
内視鏡スコープ３の挿入部１１内の先端部には、光軸方向に摺動可能に支持された先端光学系ユニット１４１と、先端光学系ユニット１４１を光軸方向に駆動するアクチュエータ１４３とが備えられている。
先端光学系ユニット１４１には、照明ファイババンドル４３の先端部分が取り付けられて、照明対物光学系１４５と、蛍光対物光学系１４７とが備えられている。
照明ファイババンドル４３の端部は、先端光学系ユニット１４１の先端に形成された照射部１４９から外部に向けて照明光および励起光を照射するように構成されている。
照明対物光学系１４５には、被検体４７からの反射光を受光して平行光にする反射光対物レンズ１５１と、励起光より長波長の光をカットするバリアフィルタ１５３と、反射光を後記するＣＣＤ（反射光撮像手段）１５７に集光させる反射光集光レンズ１５５と、撮像面に集光された反射光を電気信号に変換して反射光信号Ｓ１を生成するＣＣＤ１５７とが備えられている。
蛍光対物光学系１４７には、蛍光対物レンズ１５９と、蛍光のみ透過させる励起光フィルタ１６１と、蛍光集光レンズ１６３とが備えられている。先端光学系ユニット１４１の後端側に蛍光ファイババンドル５１の先端部分が取り付けられている。蛍光集光レンズ１６３は蛍光ファイババンドル５１の一端６７に蛍光を集光させている。
蛍光対物光学系１４７には、蛍光対物レンズ１５９と、蛍光のみ透過させる励起光フィルタ１６１と、蛍光集光レンズ１６３とが備えられている。先端光学系ユニット１４１の後端側に蛍光ファイババンドル５１の先端部分が取り付けられている。蛍光集光レンズ１６３は蛍光ファイババンドル５１の一端６７に蛍光を集光させている。
アクチュエータ１４３としては、各種のリニアアクチュエータが採用される。このアクチュエータ１４３は、アクチュエータ駆動装置１６５により駆動される。
位置検出装置１６７は、先端光学系ユニット１４１の移動を追跡し、超音波発信器１０１と照射部１４９との距離Ｌを常時検出している。
移動量算出装置（距離測定手段）１６９は、距離演算装置１０７からの距離信号Ｓ１０と距離Ｌとから被検体と照射部１４９との距離を算出し、距離信号ＳＬをアクチュエータ駆動装置１６５に出力する。
アクチュエータ駆動装置１６５は、距離信号ＳＬと設定した所定距離との差分が０となるようにアクチュエータ１４３を駆動するように構成されている。
位置検出装置１６７は、先端光学系ユニット１４１の移動を追跡し、超音波発信器１０１と照射部１４９との距離Ｌを常時検出している。
移動量算出装置（距離測定手段）１６９は、距離演算装置１０７からの距離信号Ｓ１０と距離Ｌとから被検体と照射部１４９との距離を算出し、距離信号ＳＬをアクチュエータ駆動装置１６５に出力する。
アクチュエータ駆動装置１６５は、距離信号ＳＬと設定した所定距離との差分が０となるようにアクチュエータ１４３を駆動するように構成されている。
本実施形態の画像処理手段８５には、第二実施形態で備えられていた蛍光量算出手段１０９が備えられていない。したがって、蛍光画像信号Ｓ５が直にスーパーインポーザ９７へ入力される。
このように構成された本実施形態に係る内視鏡装置１の作用について以下に説明する。
本実施形態における薬剤の投入、照明光および励起光の照射、ならびにモニタ９での表示については、前記第一実施形態と同様であり、超音波信号による距離信号Ｓ１０の算出については前記第二実施形態と同様であるので、重複した説明を省略する。
本実施形態における薬剤の投入、照明光および励起光の照射、ならびにモニタ９での表示については、前記第一実施形態と同様であり、超音波信号による距離信号Ｓ１０の算出については前記第二実施形態と同様であるので、重複した説明を省略する。
距離演算装置１０７は、被検体４７により反射されて戻る超音波信号による距離測定を行い、距離信号Ｓ１０を出力する。そして、距離演算装置１０７は、この距離信号Ｓ１０を移動量算出装置１６９へ伝送する。移動量算出装置１６９は、距離信号Ｓ１０と位置検出装置１６７からの距離Ｌとを加算して距離信号ＳＬを算出して、アクチュエータ駆動装置１６５へ出力する。アクチュエータ駆動装置１６５は、距離信号ＳＬと設定した所定距離を比較して差分があると、その差分をなくす方向にアクチュエータ１４３を駆動して、先端光学系ユニット１４１を光軸方向に移動させる。そして、アクチュエータ駆動装置１６５は、この差分がなくなったところで、アクチュエータ１４３の駆動を停止する。
この状態で、蛍光観察に入る。
この状態で、蛍光観察に入る。
照射部１４９は、光源装置５で発生された照明光および励起光を照射する。そして、被検体４７から反射された反射光は、反射光対物レンズ１５１で平行光にされ、バリアフィルタ１５３を透過する。このとき、反射光の内、励起光の波長以上の波長の光がカットされる。その余の光が集光レンズ１５５によりＣＣＤ１５７に集光される。ＣＣＤ１５７では、撮像面に集光された反射光が電気信号に変換され反射光信号Ｓ１が生成される。反射光信号Ｓ１は、信号ケーブル７７により内視鏡画像生成手段９５へ伝送される。
また、反射光は蛍光対物レンズ１５９に入射して平行光にされ、励起光フィルタ１６１で蛍光のみが透過され、蛍光集光レンズ１６３により蛍光ファイババンドル５１の一端６７に集光される。
また、反射光は蛍光対物レンズ１５９に入射して平行光にされ、励起光フィルタ１６１で蛍光のみが透過され、蛍光集光レンズ１６３により蛍光ファイババンドル５１の一端６７に集光される。
この集光された蛍光は、蛍光ファイババンドル５１により伝送され、他端６９からレンズ７１を介してイメージインテンシファイヤ内臓ＣＣＤ７３に集光される。イメージインテンシファイヤ内臓ＣＣＤ７３では、微弱な蛍光が増幅されて電気信号に変換され、蛍光信号Ｓ２が生成される。蛍光信号Ｓ２は信号ケーブル７５により蛍光画像生成手段９３へ伝送される。
蛍光画像生成手段９３にて、蛍光信号Ｓ２から蛍光画像信号Ｓ５が生成され蛍光量算出手段１０９に伝送される。
蛍光画像信号Ｓ５は、内視鏡画像生成手段９５で生成された内視鏡画像信号Ｓ６とともにスーパーインポーザ９７に入力され、合成画像信号Ｓ７が生成される。
スーパーインポーザ９７で生成された合成画像信号Ｓ７がモニタ９に出力され、画面２１に合成画像が表示される。
蛍光画像信号Ｓ５は、内視鏡画像生成手段９５で生成された内視鏡画像信号Ｓ６とともにスーパーインポーザ９７に入力され、合成画像信号Ｓ７が生成される。
スーパーインポーザ９７で生成された合成画像信号Ｓ７がモニタ９に出力され、画面２１に合成画像が表示される。
このように、本実施形態によれば、移動量算出手段１６９により照射部１４９と被検体４７との距離に相当する距離信号ＳＬが生成される。この距離信号ＳＬにより、アクチュエータ１４３が、蛍光ファイババンドル５１の先端と照射部１４９とを支持する先端光学系ユニット１４１を移動させることにより、照射部１４９と被検体４７との距離が常時一定の距離を維持することができる。このように、常に一定の距離において蛍光観察が行われるので、病変部の定量的な診断を行うことができ、診断精度を向上できる。
［第五実施形態］
次に、本発明の第五実施形態について、図１２を用いて説明する。
本実施形態に係る内視鏡装置１の基本構成は、第１の実施の形態と同様であるが、第一実施形態とは、蛍光信号Ｓ２を補正する構成が相違している。
以下、主としてこの相違点について説明する。
なお、第一実施形態と構成を共通とする箇所に同一符号を付して説明を簡略化する。
次に、本発明の第五実施形態について、図１２を用いて説明する。
本実施形態に係る内視鏡装置１の基本構成は、第１の実施の形態と同様であるが、第一実施形態とは、蛍光信号Ｓ２を補正する構成が相違している。
以下、主としてこの相違点について説明する。
なお、第一実施形態と構成を共通とする箇所に同一符号を付して説明を簡略化する。
図１２は、本実施形態に係る内視鏡装置１の全体概略構成を示すブロック図である。
レーザ光源２５には、レーザ光源２５から発生する励起光の強度を測定する励起光強度測定装置１７１が備えられている。
また、白色光源２７には、白色光源２７から発生する照明光の強度を測定する照明光強度測定装置１７３が備えられている。
レーザ光源２５には、レーザ光源２５から発生する励起光の強度を測定する励起光強度測定装置１７１が備えられている。
また、白色光源２７には、白色光源２７から発生する照明光の強度を測定する照明光強度測定装置１７３が備えられている。
画像プロセッサ７には、光源強度揺らぎ補正手段１７５が備えられている。
光源強度揺らぎ補正手段１７５には、蛍光量算出手段８３から補正蛍光信号Ｓ４が入力され、励起光強度測定装置１７１から励起光強度信号Ｓ１５が入力され、照明光強度測定装置１７３から照明光強度信号Ｓ１４が入力されている。
光源強度揺らぎ補正手段１７５では、補正蛍光信号Ｓ４に励起光強度信号Ｓ１５を除算し、照明光強度信号Ｓ１４を乗算して、揺らぎ補正蛍光信号Ｓ１６を算出し、蛍光画像生成手段９３に伝送している。
蛍光画像生成手段９３では、揺らぎ補正蛍光信号Ｓ１６から蛍光画像信号Ｓ５を生成して、スーパーインポーザ９７を介してモニタ９の画面に合成画像を表示している。
光源強度揺らぎ補正手段１７５には、蛍光量算出手段８３から補正蛍光信号Ｓ４が入力され、励起光強度測定装置１７１から励起光強度信号Ｓ１５が入力され、照明光強度測定装置１７３から照明光強度信号Ｓ１４が入力されている。
光源強度揺らぎ補正手段１７５では、補正蛍光信号Ｓ４に励起光強度信号Ｓ１５を除算し、照明光強度信号Ｓ１４を乗算して、揺らぎ補正蛍光信号Ｓ１６を算出し、蛍光画像生成手段９３に伝送している。
蛍光画像生成手段９３では、揺らぎ補正蛍光信号Ｓ１６から蛍光画像信号Ｓ５を生成して、スーパーインポーザ９７を介してモニタ９の画面に合成画像を表示している。
測定される蛍光の強度は、励起光の強度に略比例するので、補正蛍光信号Ｓ４に励起光強度信号Ｓ１５を除算することで、励起光の揺らぎによる影響は除去されることになる。一方、距離算出手段９１では、所定距離時の反射光量Ｓ０を、測定した反射光信号Ｓ１で除算している。反射光信号Ｓ１には、照明光の揺らぎが影響しているので、補正蛍光信号Ｓ４を照明光強度信号Ｓ１４で乗算すれば、照明光の揺らぎによる影響は除去されることになる。
このように、本実施形態によれば、励起光および照明光の光強度が揺らぎ、その影響で例えば蛍光量および反射光が変動しても、光源強度揺らぎ補正手段１７５で補正蛍光信号Ｓ４が励起光強度信号Ｓ１５および照明光強度信号Ｓ１４で補正されるので、励起光および照明光の光強度の揺らぎの影響を除去できる。これにより、蛍光の測定精度が向上でき、診断精度が向上できる。
なお、このような補正は、影響の大きい励起光についてのみ行っても相当な効果がある。
なお、このような補正は、影響の大きい励起光についてのみ行っても相当な効果がある。
［第六実施形態］
次に、本発明の第六実施形態について、図１３および図１４を用いて説明する。
本実施形態に係る内視鏡装置１の基本構成は、第二実施形態と同様であるが、第二実施形態とは、蛍光量算出手段１０９の構成が部分的に相違している。
以下、主としてこの相違点について説明する。
なお、第二実施形態と構成を共通とする箇所に同一符号を付して説明を簡略化する。
次に、本発明の第六実施形態について、図１３および図１４を用いて説明する。
本実施形態に係る内視鏡装置１の基本構成は、第二実施形態と同様であるが、第二実施形態とは、蛍光量算出手段１０９の構成が部分的に相違している。
以下、主としてこの相違点について説明する。
なお、第二実施形態と構成を共通とする箇所に同一符号を付して説明を簡略化する。
図１３は、本実施形態に係る内視鏡装置１の全体概略構成を示すブロック図である。図１４は、薬剤を投与した時、投与後の時間と薬剤の集積量との関係を一般的に示した相関図である。図１４を見るように、薬剤投与後、一定時間経過して薬剤が集積し始め、時間の経過とともに集積量が比例的に増加し、しばらくピークを維持した後、低下するという傾向にあるのが一般的である。
蛍光量算出手段には、薬剤投与後時間補正手段１７７が備えられている。薬剤投与後時間補正手段１７７には、各種薬剤について図１４に示すような相関図が格納保管されていて、図示しない設定手段で、対象薬剤を指示すればその薬剤に対応する相関図を選択できるようになっている。
また、時間設定手段１７９が備えられており、術者が時間を入力することにより、時間信号Ｔを薬剤投与後時間補正手段１７７に入力するように構成されている。
薬剤投与後時間補正手段１７７は、時間設定手段１７９から入力された時間により、選択した相関図から薬剤の集積量（ピーク時を１とした場合の割合）を算出して、蛍光画像信号Ｓ５を補正する。
例えば、図１４に示すように投与後Ｔ０時間経過している場合、その時の集積割合Ａで蛍光画像信号Ｓ５を除算することで、ピーク時の状態に補正するようになっている。
また、時間設定手段１７９が備えられており、術者が時間を入力することにより、時間信号Ｔを薬剤投与後時間補正手段１７７に入力するように構成されている。
薬剤投与後時間補正手段１７７は、時間設定手段１７９から入力された時間により、選択した相関図から薬剤の集積量（ピーク時を１とした場合の割合）を算出して、蛍光画像信号Ｓ５を補正する。
例えば、図１４に示すように投与後Ｔ０時間経過している場合、その時の集積割合Ａで蛍光画像信号Ｓ５を除算することで、ピーク時の状態に補正するようになっている。
このように本実施形態によれば、例えば蛍光薬剤を投与してその影響が被検体に行き渡るまでに測定しても、行き渡った状態に補正することができるので、診断を迅速に行うことができる。また、診断精度が向上できる。
［第七実施形態］
次に、本発明の第七実施形態について、図１５〜図１７を用いて説明する。
本実施形態に係る内視鏡装置１の基本構成は、第一実施形態と同様であるが、第一実施形態とは、距離測定手段の構成、挿入部１１の先端部分の構成および画像処理手段８５の構成が相違している。
以下、主としてこの相違点について説明する。
なお、第一実施形態と構成を共通とする箇所に同一符号を付して説明を簡略化する。
次に、本発明の第七実施形態について、図１５〜図１７を用いて説明する。
本実施形態に係る内視鏡装置１の基本構成は、第一実施形態と同様であるが、第一実施形態とは、距離測定手段の構成、挿入部１１の先端部分の構成および画像処理手段８５の構成が相違している。
以下、主としてこの相違点について説明する。
なお、第一実施形態と構成を共通とする箇所に同一符号を付して説明を簡略化する。
図１５は、本実施形態に係る内視鏡装置１の全体概略構成を示すブロック図である。図１６は内視鏡スコープ３の先端面を示す正面図である。
本実施形態に係る内視鏡装置１の距離測定手段１８１について説明する。距離測定手段１８１には、内視鏡スコープ３の挿入部１１の先端部４５に設けられたレーザ発生器１８３と、レーザ光検出器１８５と、距離演算装置１０７と、が備えられている。
本実施形態に係る内視鏡装置１の距離測定手段１８１について説明する。距離測定手段１８１には、内視鏡スコープ３の挿入部１１の先端部４５に設けられたレーザ発生器１８３と、レーザ光検出器１８５と、距離演算装置１０７と、が備えられている。
レーザ発生器１８３は、図示しない電源によってレーザ光を発射するものである。
レーザ光検出器１８５は、レーザ発生器１８３からのレーザ光が反射したレーザ反射光を受信するもので、例えば、分割フォトダイオードで形成されている。レーザ光検出器１８５の先端面は、略矩形状をし、縦横に２分割され略等面積を有する４面の分割面１８７に分割されている。レーザ発生器１８３およびレーザ光検出器１８５は、両者を結ぶ線が対物光学系４９の対物レンズ５５を通るように配置されている。
なお、光源としてレーザ発生器１８３に換えてＬＥＤを用いてもよい。
レーザ光検出器１８５は、レーザ発生器１８３からのレーザ光が反射したレーザ反射光を受信するもので、例えば、分割フォトダイオードで形成されている。レーザ光検出器１８５の先端面は、略矩形状をし、縦横に２分割され略等面積を有する４面の分割面１８７に分割されている。レーザ発生器１８３およびレーザ光検出器１８５は、両者を結ぶ線が対物光学系４９の対物レンズ５５を通るように配置されている。
なお、光源としてレーザ発生器１８３に換えてＬＥＤを用いてもよい。
レーザ光検出器１８５と距離演算装置１０７とは、信号ケーブル１８９により接続されている。
レーザ光検出器１８５は、各分割面１８７毎に、受信した光によって検出信号Ｓ１７を発信する。発信された検出信号Ｓ１７は信号ケーブル１８９によって距離演算装置１０７に伝送される。
距離演算装置１０７では、各分割面１８７からの検出信号Ｓ１７の平均明るさによって予め求められたデータと比較して内視鏡スコープ３と被検体４７との距離を算出する。
距離演算装置１０７で算出された距離信号Ｓ１０は、距離補正手段１１１へ伝送される。
レーザ光検出器１８５は、各分割面１８７毎に、受信した光によって検出信号Ｓ１７を発信する。発信された検出信号Ｓ１７は信号ケーブル１８９によって距離演算装置１０７に伝送される。
距離演算装置１０７では、各分割面１８７からの検出信号Ｓ１７の平均明るさによって予め求められたデータと比較して内視鏡スコープ３と被検体４７との距離を算出する。
距離演算装置１０７で算出された距離信号Ｓ１０は、距離補正手段１１１へ伝送される。
検出信号Ｓ１７は、信号ケーブル１８９から分岐された信号ケーブル１９３によって角度演算手段１９１に伝送される。
角度演算手段１９１は、信号Ｓ１７からレーザ光検出器１８５の各分割面１８７が受光するレーザ反射光の量を演算し、それらの偏差から内視鏡スコープ３の被検体４７に対する傾斜角度（角度）を算出する。
角度演算手段１９１で算出された角度信号Ｓ１０は、角度補正手段１９５へ伝送される。
角度演算手段１９１は、信号Ｓ１７からレーザ光検出器１８５の各分割面１８７が受光するレーザ反射光の量を演算し、それらの偏差から内視鏡スコープ３の被検体４７に対する傾斜角度（角度）を算出する。
角度演算手段１９１で算出された角度信号Ｓ１０は、角度補正手段１９５へ伝送される。
本実施形態では、照明光および励起光を伝送する照明ファイババンドル４３（図示省略）は２セット設けられている。照明ファイババンドルで伝送される照明光および励起光を照射する照射部５３は、対物光学系４９の対物レンズ５５を挟んで対称となる位置に設けられている。
対物光学系４９には、対物レンズ５５と、励起光により励起された蛍光と通常の反射光とを分離する蛍光フィルタ５７と、蛍光フィルタ５７で反射された反射光が集光されるＣＣＤ１９７と、蛍光フィルタ５７を透過した反射光が集光されるＣＣＤ１９９とが設けられている。
対物光学系４９には、対物レンズ５５と、励起光により励起された蛍光と通常の反射光とを分離する蛍光フィルタ５７と、蛍光フィルタ５７で反射された反射光が集光されるＣＣＤ１９７と、蛍光フィルタ５７を透過した反射光が集光されるＣＣＤ１９９とが設けられている。
蛍光フィルタ５７は、対物レンズ５５より入射した反射光及び蛍光のうち蛍光の領域の光（波長６９０ｎｍ近傍の光）を透過し、その他の反射光の領域の光を直角方向に反射することで、蛍光と反射光とを分離する光学素子である。
ＣＣＤ１９７では、撮像面に集光された反射光が電気信号に変換され反射光信号Ｓ１が生成される。反射光信号Ｓ１は、信号ケーブル７７により内視鏡画像生成手段９５へ伝送される。
ＣＣＤ１９９では、撮像面に集光された蛍光を増幅して電気信号に変換することで、蛍光信号Ｓ２が生成される。蛍光信号Ｓ２は信号ケーブル７５により蛍光画像生成手段９３へ伝送される。
ＣＣＤ１９７では、撮像面に集光された反射光が電気信号に変換され反射光信号Ｓ１が生成される。反射光信号Ｓ１は、信号ケーブル７７により内視鏡画像生成手段９５へ伝送される。
ＣＣＤ１９９では、撮像面に集光された蛍光を増幅して電気信号に変換することで、蛍光信号Ｓ２が生成される。蛍光信号Ｓ２は信号ケーブル７５により蛍光画像生成手段９３へ伝送される。
画像処理手段８５において、蛍光画像生成手段９３とスーパーインポーザ９７との間に蛍光量算出手段１０９が備えられている。
蛍光画像生成手段９３では、入力された蛍光信号Ｓ２から蛍光画像信号Ｓ５が生成され、蛍光量算出手段１０９へ出力される。
蛍光量算出手段１０９には、距離補正手段１１１および角度補正手段１９５が備えられている。距離補正手段１１１は、距離演算装置１０７からの距離信号Ｓ１０により蛍光画像信号Ｓ５を補正する。角度補正手段１９５は、角度算出手段１９１からの角度信号Ｓ１８により蛍光画像信号Ｓ５を補正する。このようにして、蛍光量算出手段１０９は、補正蛍光画像信号Ｓ１１を生成する。
補正蛍光画像信号Ｓ１１は、スーパーインポーザ９７に伝送される。
蛍光画像生成手段９３では、入力された蛍光信号Ｓ２から蛍光画像信号Ｓ５が生成され、蛍光量算出手段１０９へ出力される。
蛍光量算出手段１０９には、距離補正手段１１１および角度補正手段１９５が備えられている。距離補正手段１１１は、距離演算装置１０７からの距離信号Ｓ１０により蛍光画像信号Ｓ５を補正する。角度補正手段１９５は、角度算出手段１９１からの角度信号Ｓ１８により蛍光画像信号Ｓ５を補正する。このようにして、蛍光量算出手段１０９は、補正蛍光画像信号Ｓ１１を生成する。
補正蛍光画像信号Ｓ１１は、スーパーインポーザ９７に伝送される。
このように構成された本実施形態に係る内視鏡装置１の作用について以下に説明する。
本実施形態における薬剤の投入、照明光および励起光の照射、反射光および蛍光の検出、ならびにモニタ９での表示については、前記第一実施形態と同様であるので、重複した説明を省略する。
本実施形態における薬剤の投入、照明光および励起光の照射、反射光および蛍光の検出、ならびにモニタ９での表示については、前記第一実施形態と同様であるので、重複した説明を省略する。
光源から伝送された光は、先端部４５に設けられた２箇所の照射部５３から被検体４７に照射される。
被検体４７により反射された反射光は、対物レンズ５５に入射され蛍光フィルタ５７で反射し、ＣＣＤ１９７に集光される。ＣＣＤ１９７では、撮像面に集光された反射光が電気信号に変換され反射光信号Ｓ１が生成される。反射光信号Ｓ１は、信号ケーブル７７により内視鏡画像生成手段９５へ伝送される。内視鏡画像生成手段９５では、反射光信号Ｓ１から内視鏡画像信号Ｓ６が生成される。
被検体４７により反射された反射光は、対物レンズ５５に入射され蛍光フィルタ５７で反射し、ＣＣＤ１９７に集光される。ＣＣＤ１９７では、撮像面に集光された反射光が電気信号に変換され反射光信号Ｓ１が生成される。反射光信号Ｓ１は、信号ケーブル７７により内視鏡画像生成手段９５へ伝送される。内視鏡画像生成手段９５では、反射光信号Ｓ１から内視鏡画像信号Ｓ６が生成される。
一方、照射部５３から被検体４７照射された励起光によって、癌細胞内に集積された５−ＡＬＡやインドシアニングリーン誘導標識抗体などが励起されて蛍光を発生する。
この蛍光は対物レンズ５５に入射し、蛍光フィルタ５７を透過し、ＣＣＤ１９９に集光される。
ＣＣＤ１９９では、蛍光を電気信号に変換して、蛍光信号Ｓ２が生成される。蛍光信号Ｓ２は信号ケーブル７５により蛍光画像生成手段９３へ伝送される。蛍光画像生成手段９３にて、蛍光信号Ｓ２から蛍光画像信号Ｓ５が生成され蛍光量算出手段１０９に伝送される。
この蛍光は対物レンズ５５に入射し、蛍光フィルタ５７を透過し、ＣＣＤ１９９に集光される。
ＣＣＤ１９９では、蛍光を電気信号に変換して、蛍光信号Ｓ２が生成される。蛍光信号Ｓ２は信号ケーブル７５により蛍光画像生成手段９３へ伝送される。蛍光画像生成手段９３にて、蛍光信号Ｓ２から蛍光画像信号Ｓ５が生成され蛍光量算出手段１０９に伝送される。
レーザ発生器１８３から発射されたレーザ光が被検体４７に反射され、被検体４７からの反射レーザ光がレーザ光検出器１８５に入射される。
この時、内視鏡スコープ３が被検体４７に対して正対している（傾斜していない）と図１７に実線で示すように、反射レーザ光の中心部２０１はレーザ光検出器１８５の中心に位置するので、各分割面１８７が受ける光量は略同等となる。
一方、内視鏡スコープ３が被検体４７に対して傾斜していると図１７に一点鎖線で示すように、反射レーザ光の中心部２０１はレーザ光検出器１８５の中心から傾斜状態に対応した位置にずれるので、各分割面１８７が受ける光量は異なる。
レーザ光検出器１８５は、これらの各分割面１８７が受光した光量を検出信号Ｓ１７として、距離演算装置１０７および角度算出手段１９１へ伝送する。
この時、内視鏡スコープ３が被検体４７に対して正対している（傾斜していない）と図１７に実線で示すように、反射レーザ光の中心部２０１はレーザ光検出器１８５の中心に位置するので、各分割面１８７が受ける光量は略同等となる。
一方、内視鏡スコープ３が被検体４７に対して傾斜していると図１７に一点鎖線で示すように、反射レーザ光の中心部２０１はレーザ光検出器１８５の中心から傾斜状態に対応した位置にずれるので、各分割面１８７が受ける光量は異なる。
レーザ光検出器１８５は、これらの各分割面１８７が受光した光量を検出信号Ｓ１７として、距離演算装置１０７および角度算出手段１９１へ伝送する。
距離演算装置１０７では、各分割面１８７からの検出信号Ｓ１７からそれらの平均光量あるいは総光量を算出し、予め求めていた較正データから内視鏡スコープ３と被検体４７との距離を演算し、距離信号Ｓ１０を生成する。
角度算出手段１９１では、各分割面１８７からの検出信号Ｓ１７を用いて内視鏡スコープ３の被検体４７に対する傾斜角度を算出する。例えば、受光量は距離の二乗に反比例するので、受光量の差は距離の差を表している。各分割面１８７の受光量の比率から距離の関係を算出し、その距離の関係から内視鏡スコープ３の傾斜状態を算出する。これにより、内視鏡スコープ３の傾斜角度を算出し、角度信号Ｓ１８を生成する。
角度算出手段１９１では、各分割面１８７からの検出信号Ｓ１７を用いて内視鏡スコープ３の被検体４７に対する傾斜角度を算出する。例えば、受光量は距離の二乗に反比例するので、受光量の差は距離の差を表している。各分割面１８７の受光量の比率から距離の関係を算出し、その距離の関係から内視鏡スコープ３の傾斜状態を算出する。これにより、内視鏡スコープ３の傾斜角度を算出し、角度信号Ｓ１８を生成する。
距離演算装置１０７および角度算出手段１９１で生成された距離信号Ｓ１０および角度信号Ｓ１８が蛍光量算出手段１０９に伝送される。
蛍光量算出手段１０９では、距離補正手段１１１および角度補正手段１９５が蛍光画像信号Ｓ５を距離信号Ｓ１０および角度信号Ｓ１８により補正され、補正蛍光画像信号Ｓ１１を生成する。
補正蛍光画像信号Ｓ１１は、内視鏡画像生成手段９５で生成された内視鏡画像信号Ｓ６とともにスーパーインポーザ９７に入力され、合成画像信号Ｓ７が生成される。
スーパーインポーザ９７で生成された合成画像信号Ｓ７がモニタ９に出力され、画面２１に合成画像を表示する。
蛍光量算出手段１０９では、距離補正手段１１１および角度補正手段１９５が蛍光画像信号Ｓ５を距離信号Ｓ１０および角度信号Ｓ１８により補正され、補正蛍光画像信号Ｓ１１を生成する。
補正蛍光画像信号Ｓ１１は、内視鏡画像生成手段９５で生成された内視鏡画像信号Ｓ６とともにスーパーインポーザ９７に入力され、合成画像信号Ｓ７が生成される。
スーパーインポーザ９７で生成された合成画像信号Ｓ７がモニタ９に出力され、画面２１に合成画像を表示する。
このように、本実施形態によれば、蛍光量を示す蛍光信号Ｓ２より生成された蛍光画像信号Ｓ５が、距離信号Ｓ１０および角度信号Ｓ１８で補正されて被検体４７との距離および内視鏡スコープ３の傾斜角度に影響されない補正蛍光画像信号Ｓ１１が生成される。
そして、この補正蛍光画像信号Ｓ１１に基づいて蛍光画像がモニタ９に表示されるので、照射部５３と被検体４７との距離および内視鏡スコープ３の傾斜に影響されない蛍光量がモニタ９に表示されることになる。
このように、照射部５３と被検体４７との距離および内視鏡スコープ３の傾斜に影響されない蛍光量が示されるので、病変部の定量的な診断を行うことができ、診断精度を一層向上できる。
そして、この補正蛍光画像信号Ｓ１１に基づいて蛍光画像がモニタ９に表示されるので、照射部５３と被検体４７との距離および内視鏡スコープ３の傾斜に影響されない蛍光量がモニタ９に表示されることになる。
このように、照射部５３と被検体４７との距離および内視鏡スコープ３の傾斜に影響されない蛍光量が示されるので、病変部の定量的な診断を行うことができ、診断精度を一層向上できる。
なお、本実施形態では、レーザ発生器１８３とレーザ光検出器１８５を一対一としているが、図１８および図１９に示すように一個のレーザ光発生器１８３に対して複数のレーザ光検出器１８５を設けるようにしてもよい。
図１８に示されるものは、レーザ発生器１８３は内視鏡スコープ３の先端部４５の中心部の近傍に設置し、複数の略円形をしたレーザ光検出器１８５を先端部４５の周縁部に周方向に間隔を空けて設置する。
このようにすると、各レーザ光検出器１８５の受光量の比を一層明確に検出することができ、角度の算出を一層正確に行なえる。
図１８に示されるものは、レーザ発生器１８３は内視鏡スコープ３の先端部４５の中心部の近傍に設置し、複数の略円形をしたレーザ光検出器１８５を先端部４５の周縁部に周方向に間隔を空けて設置する。
このようにすると、各レーザ光検出器１８５の受光量の比を一層明確に検出することができ、角度の算出を一層正確に行なえる。
図１９に示されるものは、本実施形態で用いた四分割された受光面を有するレーザ光検出器１８５が、対物レンズ５５を挟んで対称となる位置に設置され、レーザ発生器１８３が内視鏡スコープ３の先端部４５の中心部の近傍に設置されている。
このようにすると、反射レーザ光の検出に偏りがないようにでき、角度の算出を一層正確に行なえる。
このようにすると、反射レーザ光の検出に偏りがないようにでき、角度の算出を一層正確に行なえる。
なお、本実施形態では、反射レーザ光の各分割面１８７に入射される光量により、距離を求めるようにしているが、これは、反射時間により距離を求めるようにしてもよい。
また、本実施形態では、距離測定手段１８１にレーザ光を利用しているが、本発明はこれに限定されるものではなく、例えば、第一実施形態から第六実施形態で説明したものを利用してもよい。
また、本実施形態では、距離測定手段１８１にレーザ光を利用しているが、本発明はこれに限定されるものではなく、例えば、第一実施形態から第六実施形態で説明したものを利用してもよい。
［第八実施形態］
次に、本発明の第八実施形態について、図２０および図２１を用いて説明する。
本実施形態に係る内視鏡装置１の基本構成は、第七実施形態と同様であるので、第七実施形態との相違点について主として説明する。
なお、第七実施形態と構成を共通とする箇所に同一符号を付して説明を簡略化する。
次に、本発明の第八実施形態について、図２０および図２１を用いて説明する。
本実施形態に係る内視鏡装置１の基本構成は、第七実施形態と同様であるので、第七実施形態との相違点について主として説明する。
なお、第七実施形態と構成を共通とする箇所に同一符号を付して説明を簡略化する。
図２０は、本実施形態に係る内視鏡装置１の全体概略構成を示すブロック図である。図２１は内視鏡スコープ３の先端面を示す正面図である。
本実施形態では、内視鏡スコープ３の先端部４５の外周に着脱可能に取り付けられたキャップ２０３が備えられている。
キャップ２０３は、ドーナツ形状をし、その先端部にはレーザ発生器１８３および複数のレーザ光検出器１８５が周方向に略等間隔に設置されている。
レーザ発生器１８３には、キャップ２０３に内蔵されたレーザ用電源２０５が接続されている。
なお、光源としてレーザ発生器１８３に換えてＬＥＤを用いてもよい。
本実施形態では、内視鏡スコープ３の先端部４５の外周に着脱可能に取り付けられたキャップ２０３が備えられている。
キャップ２０３は、ドーナツ形状をし、その先端部にはレーザ発生器１８３および複数のレーザ光検出器１８５が周方向に略等間隔に設置されている。
レーザ発生器１８３には、キャップ２０３に内蔵されたレーザ用電源２０５が接続されている。
なお、光源としてレーザ発生器１８３に換えてＬＥＤを用いてもよい。
各レーザ光検出器１８５には、それぞれキャップ２０３に内蔵された信号送信機２０７が接続されている。
レーザ光検出器１８５は、受信した光によって検出信号Ｓ１７を生成する。生成された検出信号Ｓ１７は信号送信機２０７から発信される。
画像プロセッサ７には、この検出信号を受信する信号受信機２０９が備えられている。
信号受信機２０９で受信された検出信号Ｓ１７は、距離演算装置１０７および角度算出手段１９１に信号ケーブルによって伝送される。
レーザ光検出器１８５は、受信した光によって検出信号Ｓ１７を生成する。生成された検出信号Ｓ１７は信号送信機２０７から発信される。
画像プロセッサ７には、この検出信号を受信する信号受信機２０９が備えられている。
信号受信機２０９で受信された検出信号Ｓ１７は、距離演算装置１０７および角度算出手段１９１に信号ケーブルによって伝送される。
このように、レーザ発生器１８３およびレーザ光検出器１８５は、内視鏡スコープ３の外側に着脱可能に取り付けられるキャップ２０３に備えられているので、内視鏡スコープ３の内部における改造が不要である。
このため、内視鏡スコープ３の大幅な設計変更を省略することができるし、既存の内視鏡スコープ３にも容易に取付けることができる。
このため、内視鏡スコープ３の大幅な設計変更を省略することができるし、既存の内視鏡スコープ３にも容易に取付けることができる。
［第九実施形態］
次に、本発明の第九実施形態について、図２２〜図２４を用いて説明する。
本実施形態に係る内視鏡装置１の基本構成は、第七実施形態と同様であるが、第七実施形態とは、距離演算装置１０７および角度算出手段１９１で算出に用いる信号が相違している。
以下、主としてこの相違点について説明する。
なお、第七実施形態と構成を共通とする箇所に同一符号を付して説明を簡略化する。
次に、本発明の第九実施形態について、図２２〜図２４を用いて説明する。
本実施形態に係る内視鏡装置１の基本構成は、第七実施形態と同様であるが、第七実施形態とは、距離演算装置１０７および角度算出手段１９１で算出に用いる信号が相違している。
以下、主としてこの相違点について説明する。
なお、第七実施形態と構成を共通とする箇所に同一符号を付して説明を簡略化する。
図２２は、本実施形態に係る内視鏡装置１の全体概略構成を示すブロック図である。図２３は、距離演算装置１０７および角度算出手段１９１の概略較正を示すブロック図である。図２４は、モニタ９の画面２１への表示例を示す正面図である。
本実施形態では、距離演算装置１０７および角度算出手段１９１で算出に用いる信号として、内視鏡画像信号Ｓ６を利用している。
本実施形態では、距離演算装置１０７および角度算出手段１９１で算出に用いる信号として、内視鏡画像信号Ｓ６を利用している。
角度算出装置１９１では、画面を複数、例えば４個の領域に分割し、内視鏡画像信号Ｓ６を各領域Ａ，Ｂ，Ｃ，Ｄに相当する信号に分割している。
角度算出装置１９１には、領域Ａの平均明るさを算出するＡ算出手段２１１と、領域Ｂの平均明るさを算出するＢ算出手段２１３と、領域Ｃの平均明るさを算出するＣ算出手段２１５と、領域Ｄの平均明るさを算出するＤ算出手段２１７と、角度決定手段２１９とが備えられている。
角度算出装置１９１には、領域Ａの平均明るさを算出するＡ算出手段２１１と、領域Ｂの平均明るさを算出するＢ算出手段２１３と、領域Ｃの平均明るさを算出するＣ算出手段２１５と、領域Ｄの平均明るさを算出するＤ算出手段２１７と、角度決定手段２１９とが備えられている。
角度決定手段２１９は、例えば、次のようにして角度を決定する。
反射光画像が、図２４に示すように、領域Ｃから領域Ａに向かうに連れて明るくなっているとすると、内視鏡スコープ３の先端部４５と領域Ａとは比較的近接しており、領域Ｃとは比較的離隔していることになる。
明るさの差は距離の二乗に反比例するので、各領域Ａ，Ｂ，Ｃ，Ｄの平均明るさによって相対的な距離の関係が算出できる。その距離の関係から内視鏡スコープ３の傾斜状態を算出し、傾斜角度を算出する。
また、種々の内視鏡スコープ３が傾斜した状態における各領域Ａ，Ｂ，Ｃ，Ｄの明るさの分布についての較正データを予め準備しておき、算出された各領域Ａ，Ｂ，Ｃ，Ｄの明るさの分布に合致する傾斜角度を選定するようにしてもよい。
反射光画像が、図２４に示すように、領域Ｃから領域Ａに向かうに連れて明るくなっているとすると、内視鏡スコープ３の先端部４５と領域Ａとは比較的近接しており、領域Ｃとは比較的離隔していることになる。
明るさの差は距離の二乗に反比例するので、各領域Ａ，Ｂ，Ｃ，Ｄの平均明るさによって相対的な距離の関係が算出できる。その距離の関係から内視鏡スコープ３の傾斜状態を算出し、傾斜角度を算出する。
また、種々の内視鏡スコープ３が傾斜した状態における各領域Ａ，Ｂ，Ｃ，Ｄの明るさの分布についての較正データを予め準備しておき、算出された各領域Ａ，Ｂ，Ｃ，Ｄの明るさの分布に合致する傾斜角度を選定するようにしてもよい。
距離演算装置１０７には、全反射光の平均明るさを算出する平均算出手段２２１と、距離決定手段２２３とが備えられている。
対物レンズ５５の入射角が一定であるとすると、同じ距離であっても内視鏡スコープ３が傾斜した場合の方が距離の長い領域からの反射光が入射してくるため、画面が暗くなる。すなわち、同じ明るさでも、内視鏡スコープ３が被検体４７に対して傾斜している場合は、被検体４７までの距離が長くなる。
距離決定手段２２３は、平均算出手段２２１で算出された全反射光の平均明るさと角度決定手段２１９で決定された傾斜角度とから距離を決定する。
対物レンズ５５の入射角が一定であるとすると、同じ距離であっても内視鏡スコープ３が傾斜した場合の方が距離の長い領域からの反射光が入射してくるため、画面が暗くなる。すなわち、同じ明るさでも、内視鏡スコープ３が被検体４７に対して傾斜している場合は、被検体４７までの距離が長くなる。
距離決定手段２２３は、平均算出手段２２１で算出された全反射光の平均明るさと角度決定手段２１９で決定された傾斜角度とから距離を決定する。
本実施形態では、前述の第七実施形態の作用、効果に加えて、反射光を用いて照射部５３と被検体４７との距離および内視鏡スコープ３の傾斜角度が得られるので、これらを得るために付加する機器が省略できる。したがって、内視鏡スコープ３の構造が簡単となり、安価に製造できる。
１ 内視鏡装置
３ 内視鏡スコープ
５ 光源装置
４５ 先端部
４７ 被検体
５１ 蛍光ファイババンドル
５３ 照射部
６５ ＣＣＤ
７３ インテンシファイア内臓ＣＣＤ
８１ 距離測定手段
８３ 蛍光量算出手段
９３ 蛍光画像生成手段
９５ 内視鏡画像生成手段
９７ スーパーインポーザ
１００ 距離測定手段
１０９ 蛍光量算出手段
１１３ ＩＣチップ
１１５ 読取部
１１７ 較正データ
１４１ 先端光学系
１６９ 移動量算出装置
１９１ 角度算出手段
Ｓ１ 反射光信号
Ｓ２ 蛍光信号
Ｓ３ 距離信号
Ｓ５ 蛍光画像信号
Ｓ６ 内視鏡画像信号
Ｓ１０ 距離信号
ＳＬ 距離信号
３ 内視鏡スコープ
５ 光源装置
４５ 先端部
４７ 被検体
５１ 蛍光ファイババンドル
５３ 照射部
６５ ＣＣＤ
７３ インテンシファイア内臓ＣＣＤ
８１ 距離測定手段
８３ 蛍光量算出手段
９３ 蛍光画像生成手段
９５ 内視鏡画像生成手段
９７ スーパーインポーザ
１００ 距離測定手段
１０９ 蛍光量算出手段
１１３ ＩＣチップ
１１５ 読取部
１１７ 較正データ
１４１ 先端光学系
１６９ 移動量算出装置
１９１ 角度算出手段
Ｓ１ 反射光信号
Ｓ２ 蛍光信号
Ｓ３ 距離信号
Ｓ５ 蛍光画像信号
Ｓ６ 内視鏡画像信号
Ｓ１０ 距離信号
ＳＬ 距離信号
Claims (15)
- 少なくとも１つの光源を搭載し、照明光と励起光とを発生する光源装置と、
先端部分に前記照明光および前記励起光の照射部を有する内視鏡スコープと、
前記照明光が被検体に反射した反射光を検出する反射光撮像手段と、
該反射光撮像手段からの反射光信号をもとに内視鏡画像信号を生成する内視鏡画像生成手段と、
前記励起光によって前記被検体に発生した蛍光を検出する蛍光検出手段と、
該蛍光検出手段からの蛍光信号をもとに蛍光画像信号を生成する蛍光画像生成手段と、
前記照射部と前記被検体との距離に相当する距離信号を生成する距離測定手段と、
前記蛍光信号あるいは前記蛍光画像信号を、前記距離信号により補正して前記距離の変動に影響されない前記蛍光の特性値を算出する特性値算出手段と、
を備える内視鏡装置。 - 前記特性値が蛍光量である請求項１に記載の内視鏡装置。
- 前記特性値が蛍光画像のサイズである請求項１に記載の内視鏡装置。
- 少なくとも１つの光源を搭載し、照明光と励起光とを発生する光源装置と、
先端部分に前記照明光および前記励起光の照射部を有する内視鏡スコープと、
前記照明光が被検体に反射した反射光を検出する反射光撮像手段と、
該反射光撮像手段からの反射光信号をもとに内視鏡画像信号を生成する内視鏡画像生成手段と、
前記励起光によって前記被検体に発生した蛍光を検出する蛍光検出手段と、
該蛍光検出手段からの蛍光信号をもとに蛍光画像信号を生成する蛍光画像生成手段と、
前記照射部と前記被検体との距離に相当する距離信号を生成する距離測定手段と、
前記蛍光検出手段へ蛍光を伝達する伝達手段の先端と前記照射部とを支持し、前記内視鏡スコープに対して光軸方向に移動可能に設けられた先端光学系ユニットと、
前記距離測定手段からの前記距離信号に応じて前記先端光学系ユニットを移動させる駆動手段と、
を備える内視鏡装置。 - 前記内視鏡画像信号と前記蛍光画像信号とを合成する画像合成手段を備える請求項１から請求項４のいずれかに記載の内視鏡装置。
- 前記距離測定手段が、前記反射光信号の強度と予め設定した所定距離時の反射光強度との比により前記距離信号を生成する請求項１から請求項５のいずれかに記載の内視鏡装置。
- 前記距離測定手段が、超音波を利用する請求項１から請求項５のいずれかに記載の内視鏡装置。
- 前記距離測定手段が、マイクロ波を利用する請求項１から請求項５のいずれかに記載の内視鏡装置。
- 前記距離測定手段が、光を利用する請求項１から請求項５のいずれかに記載の内視鏡装置。
- 前記内視鏡スコープの前記被検体に対する角度を算出する角度算出手段を備える請求項１から請求項５のいずれかに記載の内視鏡装置。
- 前記距離測定手段が、被検体から反射される超音波の出力を検出し、該出力と距離との関係を予め設定した較正データにより被検体との距離を算出する請求項７に記載の内視鏡装置。
- 前記距離測定手段が、内視鏡スコープ毎に設定された前記較正データを格納し、使用する内視鏡スコープを特定するスコープ認識手段を備える請求項１１に記載の内視鏡装置。
- 前記特性値算出手段が、前記蛍光信号あるいは前記蛍光画像信号を、蛍光薬剤を投与してからの経過時間に基づいて補正する薬剤投与後時間補正手段を備える請求項１から請求項１２のいずれかに記載の内視鏡装置。
- 前記蛍光信号あるいは前記蛍光画像信号を、前記励起光を発生する光源の光強度により補正する光源強度揺らぎ補正手段を備える請求項１から請求項１３のいずれかに記載の内視鏡装置。
- 前記特性値算出手段により算出された前記特性値に応じて異なる視覚効果で表示する請求項１から請求項１４のいずれかに記載の内視鏡装置。
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