JP2013059483A - Endoscopic diagnosis system - Google Patents
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Abstract
Description
本発明は、被検者の被観察領域(生体)に含まれる自家蛍光物質から発せられる自家蛍光を撮像して自家蛍光画像を取得する内視鏡診断装置に関するものである。 The present invention relates to an endoscopic diagnostic apparatus that captures autofluorescence emitted from an autofluorescent substance contained in an observation region (living body) of a subject and acquires an autofluorescence image.
従来、光源装置から発せられる通常光(白色光)を内視鏡先端部まで導光して被検者の被観察領域に照射し、その反射光を撮像して通常光画像(白色光画像)を取得し、通常光観察(白色光観察)を行う内視鏡装置が用いられている。これに対し、近年では、通常光観察に加えて、自家蛍光観察用の励起光(特殊光)を被検者の被観察領域に照射し、自家蛍光物質から発せられる自家蛍光を撮像して自家蛍光画像(特殊光画像)を取得し、自家蛍光観察(特殊光観察)を行う内視鏡装置が活用されている。 Conventionally, normal light (white light) emitted from a light source device is guided to the distal end portion of the endoscope, irradiated on the subject's observation area, and the reflected light is imaged to obtain a normal light image (white light image). Is used, and an endoscope apparatus that performs normal light observation (white light observation) is used. On the other hand, in recent years, in addition to normal light observation, excitation light (special light) for autofluorescence observation is irradiated to the subject's observation area, and the autofluorescence emitted from the autofluorescent material is imaged and the autofluorescence is imaged. An endoscope apparatus that acquires a fluorescent image (special light image) and performs autofluorescence observation (special light observation) is used.
自家蛍光観察を行う内視鏡装置として、例えば、特許文献1がある。
As an endoscope apparatus for performing autofluorescence observation, for example, there is
特許文献1には、波長450nm以下の複数の励起光を生体組織に順番に照射し、センサの受光面に設けられた励起光カットフィルタを使って励起光をカットして自家蛍光画像を取得する方法が記載されている。特許文献1では、蛍光で観察する対象として、NADH、コラーゲンなどの自家蛍光、および、PDD(Photodynamic Diagnosis:光線力学的診断)のために投与する腫瘍親和性物質(ポルフィリンなど)が想定されている。
In
励起光および生体組織から発せられる自家蛍光は、生体組織に含まれる血液により、その一部が血液量に応じて吸収される。そのため、特許文献1のように、単純に自家蛍光を撮像して観察する場合、観察される自家蛍光の強弱が、自家蛍光を発する自家蛍光物質の量の大小によるものなのか、血液量の大小に応じた吸収によるものなのかの区別をすることができず、診断に不確定性が生じてしまうという問題があった。
Part of the autofluorescence emitted from the excitation light and the living tissue is absorbed by the blood contained in the living tissue according to the blood volume. Therefore, as in
本発明の目的は、生体組織中の血液量の大小によらず、自家蛍光物質の量の大小に応じた自家蛍光画像を得ることができる内視鏡診断装置を提供することにある。 An object of the present invention is to provide an endoscopic diagnostic apparatus capable of obtaining an autofluorescence image corresponding to the amount of autofluorescent material regardless of the amount of blood in a living tissue.
上記目的を達成するために、本発明は、緑色および赤色の光、もしくは、青色および緑色の光を少なくとも含む照明光、ならびに、被検者の被観察領域に含まれる自家蛍光物質から1以上の自家蛍光を発光させるための、中心波長の異なる1以上の励起光を発する光源部と、
前記照明光が前記光源部から前記被検者の被観察領域に照射された場合に、該被検者の被観察領域からの照明光の反射光を受光して反射光画像を撮像し、かつ、前記励起光が前記光源部から前記被検者の被観察領域に照射された場合に、該被検者の被観察領域に含まれる自家蛍光物質から発せられる自家蛍光を受光して自家蛍光画像を撮像する撮像部と、
前記励起光、および、前記被検者の被観察領域に含まれる自家蛍光物質から発せられる自家蛍光が血液により吸収され、該血液の量に応じて低下する減衰割合の情報を有し、該血液の量に対応する減衰割合の情報の中から、前記反射光画像の画像信号に対応する減衰割合を求め、該求めた減衰割合を用いて前記自家蛍光画像の画像信号を補正する画像補正部とを備えることを特徴とする内視鏡診断装置を提供するものである。
In order to achieve the above object, the present invention provides at least one of green and red light, or illumination light including at least blue and green light, and an autofluorescent substance contained in a subject's observation region. A light source unit that emits one or more excitation lights having different center wavelengths for emitting autofluorescence;
When the illumination light is irradiated from the light source part onto the observation area of the subject, the reflected light of the illumination light from the observation area of the subject is received and a reflected light image is captured; and When the excitation light is irradiated from the light source unit onto the subject observation area, the autofluorescence image is received by receiving the autofluorescence emitted from the autofluorescent material contained in the subject observation area. An imaging unit for imaging
The excitation light and autofluorescence emitted from an autofluorescent substance contained in the subject's observation area are absorbed by blood and have information on the decay rate that decreases according to the amount of the blood. An image correction unit that obtains an attenuation rate corresponding to the image signal of the reflected light image from the information of the attenuation rate corresponding to the amount of light, and corrects the image signal of the autofluorescence image using the obtained attenuation rate; An endoscopic diagnosis apparatus comprising: is provided.
ここで、前記撮像部は、前記反射光画像と前記自家蛍光画像とを1フレームごとに順番に撮像するものであることが好ましい。 Here, it is preferable that the imaging unit captures the reflected light image and the autofluorescence image sequentially for each frame.
また、前記撮像部は、前記反射光画像および前記自家蛍光画像を撮像する撮像素子と、該撮像素子の光路上に配置され、青色、緑色および赤色に応じた波長範囲の光を透過し、前記励起光の波長範囲の光を透過しない分光透過特性を有するカラーフィルタとを備えるものであることが好ましい。 Further, the imaging unit is disposed on an optical path of the imaging element that captures the reflected light image and the autofluorescence image, and transmits light in a wavelength range corresponding to blue, green, and red, It is preferable to include a color filter having spectral transmission characteristics that does not transmit light in the wavelength range of the excitation light.
また、前記画像補正部は、前記反射光画像の緑色および赤色の画像信号の比に基づいて前記減衰割合を求めるものであることが好ましい。 Moreover, it is preferable that the said image correction part calculates | requires the said attenuation | damping ratio based on ratio of the green and red image signal of the said reflected light image.
また、前記画像補正部は、前記反射光画像の緑色および赤色の画像信号の比と前記血液の量との関係を表す第1変換テーブル、および、該血液の量と前記減衰割合との関係を表す第2変換テーブルを有し、該第1変換テーブルを用いて、前記反射光画像の緑色および赤色の画像信号の比から前記血液の量を求め、前記第2変換テーブルを用いて、該求めた血液の量から前記減衰割合を求めるものであることが好ましい。 In addition, the image correction unit includes a first conversion table representing a relationship between a ratio of the green and red image signals of the reflected light image and the amount of blood, and a relationship between the amount of blood and the attenuation ratio. A second conversion table that represents the amount of the blood from the ratio of the green and red image signals of the reflected light image using the first conversion table, and the second conversion table It is preferable that the attenuation rate is obtained from the amount of blood.
また、前記画像補正部は、前記第1および第2変換テーブルを合成して得られる、前記反射光画像の緑色および赤色の画像信号の比と前記減衰割合との関係を表す変換テーブルを用いて、前記反射光画像の緑色および赤色の画像信号の比から前記減衰割合を求めるものであることが好ましい。 In addition, the image correction unit uses a conversion table representing a relationship between a ratio of the green and red image signals of the reflected light image and the attenuation ratio, which is obtained by combining the first and second conversion tables. Preferably, the attenuation ratio is obtained from the ratio of the green and red image signals of the reflected light image.
また、前記励起光は、中心波長405nmの光を含み、前記自家蛍光物質はポルフィリンであることが好ましい。 The excitation light preferably includes light having a central wavelength of 405 nm, and the autofluorescent substance is preferably porphyrin.
また、前記光源部は、さらに、前記自家蛍光のピークの発光波長を中心波長とする1以上の単色光を発するものであり、
前記撮像部は、さらに、前記単色光が前記光源部から前記被検者の被観察領域に照射された場合に、該被検者の被観察領域からの単色光の反射光を受光して単色光画像を撮像するものであり、
前記撮像部は、前記反射光画像と前記自家蛍光画像と前記単色光画像とを1フレームごとに順番に撮像するものであることが好ましい。
Further, the light source unit further emits one or more monochromatic lights having a light emission wavelength of the peak of the autofluorescence as a central wavelength,
The imaging unit further receives monochromatic light reflected from the observation region of the subject when the monochromatic light is irradiated from the light source unit to the observation region of the subject. To capture optical images,
It is preferable that the imaging unit captures the reflected light image, the autofluorescence image, and the monochromatic light image in order for each frame.
また、前記撮像部は、前記反射光画像および前記単色光画像を撮像する第1撮像素子と、該第1撮像素子の光路上に配置され、青色、緑色および赤色に応じた波長範囲の光を透過するカラーフィルタと、前記自家蛍光画像を撮像する前記第1撮像素子よりも高感度の第2撮像素子と、該第2撮像素子の光路上に配置され、緑色および赤色に応じた波長範囲の光を透過し、前記励起光の波長範囲の光を透過しない分光透過特性を有するカラーフィルタを備えるものであることが好ましい。 The imaging unit is disposed on an optical path of the first imaging element that captures the reflected light image and the monochromatic light image, and emits light in a wavelength range corresponding to blue, green, and red. A color filter that transmits, a second image sensor that is more sensitive than the first image sensor that captures the autofluorescence image, and a wavelength range corresponding to green and red, disposed on the optical path of the second image sensor It is preferable to include a color filter having spectral transmission characteristics that transmits light and does not transmit light in the wavelength range of the excitation light.
また、前記画像補正部は、前記反射光画像の青色および緑色の画像信号の比に基づいて前記励起光の減衰割合を求め、前記反射光画像の緑色および前記単色光画像の赤色の画像信号の比に基づいて前記自家蛍光の減衰割合を求め、前記励起光の減衰割合と前記自家蛍光の減衰割合とを掛け合わせて全減衰割合を求め、該求めた全減衰割合を用いて前記自家蛍光画像の画像信号を補正するものであることが好ましい。 Further, the image correction unit obtains the attenuation ratio of the excitation light based on a ratio of the blue and green image signals of the reflected light image, and calculates the green image of the reflected light image and the red image signal of the monochromatic light image. The autofluorescence decay rate is determined based on the ratio, the decay rate of the excitation light is multiplied by the autofluorescence decay rate to determine the total decay rate, and the autofluorescence image is obtained using the determined total decay rate. It is preferable to correct the image signal.
また、前記画像補正部は、前記反射光画像の青色および緑色の画像信号の比と前記励起光に対応する血液の量との関係を表す第3変換テーブル、該励起光に対応する血液の量と前記励起光の減衰割合との関係を表す第4変換テーブル、前記反射光画像の緑色および前記単色光画像の赤色の画像信号の比と前記自家蛍光に対応する血液の量との関係を表す第5変換テーブル、および、該自家蛍光に対応する血液の量と前記自家蛍光の減衰割合との関係を表す第6変換テーブルを有し、前記第3変換テーブルを用いて、前記反射光画像の青色および緑色の画像信号の比から前記励起光に対応する血液の量を求め、前記第4変換テーブルを用いて、該励起光に対応する血液の量から前記励起光の減衰割合を求め、前記第5変換テーブルを用いて、前記反射光画像の緑色および前記単色光画像の赤色の画像信号の比から前記自家蛍光に対応する血液の量を求め、前記第6変換テーブルを用いて、該自家蛍光に対応する血液の量から前記自家蛍光の減衰割合を求めるものであることが好ましい。 The image correction unit includes a third conversion table that represents a relationship between a ratio of the blue and green image signals of the reflected light image and an amount of blood corresponding to the excitation light, and an amount of blood corresponding to the excitation light. And a fourth conversion table representing the relationship between the attenuation rate of the excitation light and the ratio of the green image of the reflected light image and the red image signal of the monochromatic light image and the amount of blood corresponding to the autofluorescence. A fifth conversion table; and a sixth conversion table representing a relationship between the amount of blood corresponding to the autofluorescence and the autofluorescence decay rate, and the third conversion table is used to convert the reflected light image Obtaining the amount of blood corresponding to the excitation light from the ratio of the blue and green image signals, using the fourth conversion table, obtaining the attenuation rate of the excitation light from the amount of blood corresponding to the excitation light, Using the fifth conversion table, The amount of blood corresponding to the autofluorescence is determined from the ratio of the green image signal of the reflected light image and the red image signal of the monochromatic light image, and the blood amount corresponding to the autofluorescence is calculated from the amount of blood corresponding to the autofluorescence using the sixth conversion table. It is preferable to obtain the autofluorescence decay rate.
また、前記画像補正部は、前記第3および第4変換テーブルを合成して得られる、前記反射光画像の青色および緑色の画像信号の比と前記励起光の減衰割合との関係を表す変換テーブルを用いて、前記反射光画像の青色および緑色の画像信号の比から前記励起光の減衰割合を求め、前記第5および第6変換テーブルを合成して得られる、前記反射光画像の緑色および前記単色光画像の赤色の画像信号の比と前記自家蛍光の減衰割合との関係を表す変換テーブルを用いて、前記反射光画像の緑色および前記単色光画像の赤色の画像信号の比から前記自家蛍光の減衰割合を求めるものであることが好ましい。 The image correction unit is a conversion table representing a relationship between a ratio of the blue and green image signals of the reflected light image and an attenuation ratio of the excitation light, which is obtained by combining the third and fourth conversion tables. The attenuation ratio of the excitation light is obtained from the ratio of the blue and green image signals of the reflected light image, and the green and the reflected light image obtained by combining the fifth and sixth conversion tables are obtained. Using the conversion table representing the relationship between the ratio of the red image signal of the monochromatic light image and the decay rate of the autofluorescence, the autofluorescence is calculated from the ratio of the green image of the reflected light image and the red image signal of the monochromatic light image. It is preferable to obtain the attenuation ratio of.
また、前記励起光は、中心波長405nmの光を含み、前記単色光は、中心波長630nmの光を含み、前記自家蛍光物質はポルフィリンであることが好ましい。 Preferably, the excitation light includes light having a central wavelength of 405 nm, the monochromatic light includes light having a central wavelength of 630 nm, and the autofluorescent substance is porphyrin.
また、前記画像補正部は、さらに、前記反射光画像の画像信号から分光推定を行って、該反射光画像の青色のピークを中心波長とする第1分光画像の画像信号、および、前記自家蛍光のピークの発光波長を中心波長とする第2分光画像の画像信号を求め、前記反射光画像の画像信号ならびに前記第1および第2分光画像の画像信号に対応する減衰割合を求めるものであり、
前記撮像部は、前記反射光画像と前記自家蛍光画像とを1フレームごとに順番に撮像するものであることが好ましい。
Further, the image correction unit further performs spectral estimation from the image signal of the reflected light image, the image signal of the first spectral image having a blue peak of the reflected light image as a center wavelength, and the autofluorescence Obtaining the image signal of the second spectral image having the emission wavelength of the peak of the center wavelength as the center wavelength, and obtaining the attenuation ratio corresponding to the image signal of the reflected light image and the image signal of the first and second spectral images,
It is preferable that the imaging unit captures the reflected light image and the autofluorescence image sequentially for each frame.
また、前記励起光は、中心波長405nmの光を含み、前記自家蛍光物質はポルフィリンであることが好ましい。 The excitation light preferably includes light having a central wavelength of 405 nm, and the autofluorescent substance is preferably porphyrin.
前記照明光は、白色光であることが好ましい。 The illumination light is preferably white light.
本発明によれば、反射光画像の画像信号に基づいて励起光および自家蛍光の減衰割合を求め、減衰割合を用いて自家蛍光画像の画像信号を補正することにより、自家蛍光画像から、血液による光の吸収の影響を排除することができ、血液量の大小によらず、自家蛍光物質の大小に応じた自家蛍光画像を得ることができる。本発明によれば、自家蛍光物質の大小と、血液による吸収の大小とを区別することができるため、自家蛍光観察モードにおける診断能力を向上させることができる。 According to the present invention, the decay rate of the excitation light and autofluorescence is obtained based on the image signal of the reflected light image, and the image signal of the autofluorescence image is corrected using the decay rate, so that the autofluorescence image is caused by blood. The influence of light absorption can be eliminated, and an autofluorescence image corresponding to the size of the autofluorescent substance can be obtained regardless of the amount of blood. According to the present invention, since the size of the autofluorescent substance can be distinguished from the level of absorption by blood, the diagnostic ability in the autofluorescence observation mode can be improved.
以下、添付の図面に示す好適実施形態に基づいて、本発明に係る内視鏡診断装置を詳細に説明する。 Hereinafter, based on a preferred embodiment shown in the accompanying drawings, an endoscope diagnosis apparatus according to the present invention will be described in detail.
図1は、本発明に係る内視鏡診断装置の構成を表す一実施形態の外観図、図2は、その内部構成を表す第1実施形態のブロック図である。これらの図に示す内視鏡診断装置10Aは、波長範囲の異なる複数の光を発生する光源装置12Aと、光源装置12Aから発せられる光を導光して被検者の被観察領域に照射し、被検者からの反射光ないし自家蛍光を撮像する内視鏡装置14Aと、内視鏡装置14Aで撮像された画像を画像処理して内視鏡画像を出力するプロセッサ装置16と、プロセッサ装置16から出力される内視鏡画像を表示する表示装置18と、入力操作を受け付ける入力装置20とによって構成されている。
FIG. 1 is an external view of an embodiment showing the configuration of an endoscope diagnosis apparatus according to the present invention, and FIG. 2 is a block diagram of the first embodiment showing the internal configuration. The endoscope
ここで、内視鏡診断装置10Aは、通常光(白色光)を被検者に照射し、その反射光を撮像して通常光画像(白色光画像)を表示(観察)する通常光観察モード(白色光観察モード)と、自家蛍光観察用の励起光(特殊光)を被検者に照射し、自家蛍光を撮像して自家蛍光画像(特殊光画像)を表示する自家蛍光観察モード(特殊光観察モード)とを有する。各観察モードは、内視鏡装置14Aの切り替えスイッチ66や入力装置20から入力される指示に基づき、適宜切り替えられる。
Here, the endoscope
光源装置12Aは、光源制御部22と、それぞれ中心波長の異なるレーザ光を発する2種のレーザ光源LD1,LD2と、コンバイナ(合波器)24と、カプラ(分波器)26とによって構成されている。
The
本実施形態において、レーザ光源LD1,LD2からは、それぞれ、中心波長が405nm、445nmである、所定の波長範囲(例えば、中心波長±10nm)の狭帯域光が発せられる。レーザ光源LD1は、生体組織内の自家蛍光物質、例えば、ポルフィリン(Porphyrin)、NADH(Nicotinamide Adenine dinucleotideの還元型)、NADPH(Nicotinamide Adenine dinucleotide Phosphateの還元型)、FAD(Flavin Adenine Dinucleotide)等から自家蛍光を発光させるための励起光を照射する光源である。また、レーザ光源LD2は、後述するように、蛍光体から白色光(疑似白色光)を発生させるための励起光を発生する光源(白色光光源)である。 In the present embodiment, the laser light sources LD1 and LD2 emit narrowband light in a predetermined wavelength range (for example, center wavelength ± 10 nm) having center wavelengths of 405 nm and 445 nm, respectively. Laser light source LD1 is derived from autofluorescent substances in living tissues such as porphyrin, NADH (reduced form of Nicotinamide Adenine dinucleotide), NADPH (reduced form of Nicotinamide Adenine dinucleotide Phosphate), FAD (Flavin Adenine Dinucleotide) and the like. It is a light source that emits excitation light for emitting fluorescence. Further, as will be described later, the laser light source LD2 is a light source (white light source) that generates excitation light for generating white light (pseudo white light) from a phosphor.
レーザ光源LD1,LD2は、後述するプロセッサ装置16の制御部によって制御される光源制御部22によりそれぞれ個別にオンオフ制御および光量制御が行われ、各レーザ光源LD1,LD2の発光のタイミングや光量比率は変更自在になっている。レーザ光源LD1,LD2としては、ブロードエリア型のInGaN系レーザダイオードが利用でき、また、InGaNAs系レーザダイオードやGaNAs系レーザダイオード等を用いることもできる。
The laser light sources LD1 and LD2 are individually subjected to on / off control and light amount control by the light
なお、通常光を発生するための通常光光源は、励起光および蛍光体の組合せに限定されず、白色光を発するものであればよく、例えば、キセノンランプ、ハロゲンランプ、白色LED(発光ダイオード)などを利用することもできる。自家蛍光観察用の励起光を発生するための励起光光源も、レーザ光源(半導体レーザ)に限定されず、自家蛍光物質を励起して自家蛍光を発光させることができる十分な強度の励起光を照射できる各種の光源、例えば、白色光光源と帯域制限フィルタとの組合せ等を利用することができる。 The normal light source for generating the normal light is not limited to the combination of the excitation light and the phosphor, and any light source that emits white light may be used. For example, a xenon lamp, a halogen lamp, a white LED (light emitting diode) Etc. can also be used. An excitation light source for generating excitation light for autofluorescence observation is not limited to a laser light source (semiconductor laser), and excitation light having sufficient intensity to excite an autofluorescent substance to emit autofluorescence. Various light sources that can be irradiated, for example, a combination of a white light source and a band limiting filter can be used.
また、通常光観察用の励起光の波長(中心波長、狭帯域光の波長範囲)は、特に制限はなく、蛍光体から疑似白色光を発生させることができる波長の励起光が、全て利用可能である。自家蛍光観察用の励起光の波長も、特に制限はなく、自家蛍光物質を励起して自家蛍光を発光させることができる波長の励起光が、全て利用可能であり、例えば、波長370〜470nmの光、特に、波長400〜450nmの光を、好適に利用することができる。 In addition, the wavelength of excitation light for normal light observation (center wavelength, wavelength range of narrowband light) is not particularly limited, and all excitation light having a wavelength capable of generating pseudo white light from a phosphor can be used. It is. The wavelength of the excitation light for autofluorescence observation is not particularly limited, and all excitation light having a wavelength capable of exciting the autofluorescent material to emit autofluorescence can be used. For example, the wavelength of 370 to 470 nm is available. Light, particularly light having a wavelength of 400 to 450 nm can be preferably used.
また、本実施形態では、自家蛍光観察用の励起光として、中心波長405nmの励起光を使用しているが、自家蛍光観察用の励起光の数は1つに限定されず、発光させようとする自家蛍光の種類に応じて、1以上の励起光を使用すればよい。 In this embodiment, excitation light having a central wavelength of 405 nm is used as excitation light for autofluorescence observation. However, the number of excitation lights for autofluorescence observation is not limited to one, and it is intended to emit light. Depending on the type of autofluorescence, one or more excitation lights may be used.
本実施形態の光源装置12Aおよび蛍光体は本発明の光源部を構成する。本発明の光源部は、白色光に限らず、緑色および赤色の光、もしくは、青色および緑色の光を少なくとも含む照明光、ならびに、被検者の被観察領域に含まれる自家蛍光物質から1以上の自家蛍光を発光させるための、中心波長の異なる1以上の励起光を発するものである。
The
光源制御部22は、通常光観察モードの場合、レーザ光源LD1を消灯、レーザ光源LD2を点灯する。また、光源制御部22は、自家蛍光観察モードの場合、レーザ光源LD1,LD2を順番に点灯する。
In the normal light observation mode, the
各レーザ光源LD1,LD2から発せられるレーザ光は、集光レンズ(図示略)を介してそれぞれ対応する光ファイバに入力され、コンバイナ24により合波され、カプラ26により4系統の光に分波されてコネクタ部32Aに伝送される。コンバイナ24およびカプラ26は、ハーフミラー、反射ミラー等によって構成される。なお、これに限らず、コンバイナ24およびカプラ26を用いずに、各レーザ光源LD1,LD2からのレーザ光を直接コネクタ部32Aに送出する構成としてもよい。
Laser light emitted from each of the laser light sources LD1 and LD2 is input to the corresponding optical fiber via a condenser lens (not shown), combined by a
続いて、内視鏡装置14Aは、被検者内に挿入される内視鏡挿入部の先端から4系統(4灯)の光(通常光、ないし、自家蛍光観察用の励起光)を出射する照明光学系と、被観察領域の内視鏡画像を撮像する1系統(1眼)の撮像光学系とを有する、電子内視鏡である。内視鏡装置14Aは、内視鏡挿入部28と、内視鏡挿入部28の先端の湾曲操作や観察のための操作を行う操作部30と、内視鏡装置14Aを光源装置12Aおよびプロセッサ装置16に着脱自在に接続するコネクタ部32A,32Bとを備える。
Subsequently, the
内視鏡挿入部28は、可撓性を持つ軟性部34と、湾曲部36と、先端部(以降、内視鏡先端部とも表記する)38とから構成されている。
The
湾曲部36は、軟性部34と先端部38との間に設けられ、操作部30に配置されたアングルノブ40の回動操作により湾曲自在に構成されている。この湾曲部36は、内視鏡装置14Aが使用される被検者の部位等に応じて、任意の方向、任意の角度に湾曲でき、内視鏡先端部38を、所望の観察部位に向けることができる。
The bending
なお、図示していないが、操作部30及び内視鏡挿入部28の内部には、組織採取用処置具等を挿入する鉗子チャンネルや、送気・送水用のチャンネル等、各種のチャンネルが設けられている。
Although not shown, various channels such as a forceps channel for inserting a tissue collection treatment instrument and the like and a channel for air supply / water supply are provided inside the
内視鏡先端部38の先端面には、図3に示すように、被観察領域へ光を照射する2系統の照明窓42A,42B、被観察領域からの反射光ないし自家蛍光を撮像する1系統の観察窓44の他、鉗子口45等が配置されている。
As shown in FIG. 3, two systems of illumination windows 42 </ b> A and 42 </ b> B that irradiate light to the observation region, and reflected light or
照明窓42Aの奥には、2系統の光ファイバ46A,48Aが収納されている。光ファイバ46A,48Aは、光源装置12Aからコネクタ部32Aを介してスコープ先端部38まで敷設されている。光ファイバ46Aの先端部(照明窓42A側)にはレンズ50A等の光学系が取り付けられている。一方、光ファイバ48Aの先端部には蛍光体54Aが配置され、さらに蛍光体54Aの先にレンズ52A等の光学系が取り付けられている。
Two systems of
同様に、照明窓42Bの奥には、先端部にレンズ50B等の光学系を有する光ファイバ46Bと、先端部に蛍光体54Bおよびレンズ52B等の光学系を有する光ファイバ48Bの、2系統の光ファイバが収納されている。
Similarly, in the back of the
蛍光体54A,54Bは、レーザ光源LD2からの青色レーザ光の一部を吸収して緑色〜黄色に励起発光する複数種の蛍光物質(例えばYAG系蛍光物質、或いはBAM(BaMgAl10O17)等の蛍光物質)を含んで構成される。通常光観察用の励起光が蛍光体54A,54Bに照射されると、蛍光体54A,54Bから発せられる緑色〜黄色の励起発光光(蛍光)と、蛍光体54A,54Bにより吸収されず透過した青色レーザ光とが合わされて、白色光(疑似白色光)が生成される。
The
照明窓42A側および照明窓42B側の照明光学系は同等の構成および作用のものであって、照明窓42A,42Bから同時に同等の照明光を照射させることで照明むらを防止することができる。なお、照明窓42A,42Bからそれぞれ異なる照明光を照射させることもできる。また、4系統の照明光を出射する照明光学系を有することは必須ではなく、例えば、2系統ないし1系統の照明光を出射する照明光学系でも同等の機能を実現することができる。
The illumination optical systems on the
一方、観察窓44の奥には、レンズ56等の光学系が取り付けられ、レンズ56の奥には、被観察領域の画像情報を取得するCCD(Charge Coupled Device)イメージセンサやCMOS(Complementary Metal-Oxide Semiconductor)イメージセンサ等の撮像素子58が取り付けられている。
On the other hand, an optical system such as a
撮像素子58は、レンズ56からの光を受光面(撮像面)で受光し、受光した光を光電変換して撮像信号(アナログ信号)を出力するものであって、R画素、G画素、B画素の3色の画素を1組として、複数組の画素がマトリクス状に配列されている。撮像素子58の受光面(光路上)には、R画素、G画素、B画素に対応して、中心波長405nmの励起光を遮光しつつ、被観察領域からの可視光の約410〜720nmの波長範囲の反射光を3分割して透過する分光透過特性を有する、R色、G色、B色のカラーフィルタが設けられている。つまり、カラーフィルタは、自家蛍光観察モードの場合に、中心波長405nmの励起光を遮光するために、例えば、波長410nm以下の光をカットする励起光カットフィルタの役割も果たす。
The
本実施形態の撮像素子58は本発明の撮像部を構成する。本発明の撮像部は、照明光(白色光)が光源部から被検者の被観察領域に照射された場合に、被検者の被観察領域からの白色光の反射光を受光して反射光画像を撮像し、かつ、励起光が光源部から被検者の被観察領域に照射された場合に、被検者の被観察領域に含まれる自家蛍光物質から発せられる自家蛍光を受光して自家蛍光画像を撮像するものである。
The
本実施形態では、1つの撮像素子58で通常光画像および自家蛍光画像の両方を撮像するが、2以上の撮像素子、例えば、通常センサで通常光画像を撮像し、通常センサよりも高感度の高感度センサで自家蛍光画像を撮像する構成としてもよい。
In the present embodiment, both the normal light image and the autofluorescence image are picked up by one
光源装置12Aから光ファイバ46A,46Bおよび48A,48Bによって導光された光は、内視鏡先端部38から被検者の被観察領域に向けて照射される。そして、光が照射された被観察領域からの反射光、もしくは、被観察領域の自家蛍光物質から発せられる自家蛍光がレンズ56により撮像素子58の受光面上に結像され、撮像素子58により光電変換されて撮像される。撮像素子58からは、撮像された被検者の被観察領域の撮像信号(アナログ信号)が出力される。
The light guided from the
ここで、通常光観察モードの場合、レーザ光源LD2から発せられた通常光観察用の励起光が光ファイバ48A,48Bによって導光されて蛍光体54A,54Bに照射され、蛍光体54A,54Bから発せられる白色光が、照明窓42A,42Bから被検者の被観察領域に照射される。そして、白色光が照射された被検者の被観察領域からの反射光がレンズ56により集光され、カラーフィルタにより分光され、撮像素子58によって通常光画像が撮像される。
Here, in the normal light observation mode, excitation light for normal light observation emitted from the laser light source LD2 is guided by the
一方、自家蛍光観察モードの場合、レーザ光源LD1から発せられた自家蛍光観察用の励起光が光ファイバ46A,46Bによって導光され、内視鏡先端部38から、被検者の被観察領域に向けて照射される。そして、励起光が照射された被検者の被観察領域の自家蛍光物質から発せられる自家蛍光がレンズ56により集光され、カラーフィルタにより励起光をカットしつつ分光され、撮像素子58によって自家蛍光画像が撮像される。
On the other hand, in the autofluorescence observation mode, the excitation light for autofluorescence observation emitted from the laser light source LD1 is guided by the
また、自家蛍光観察モードにおいて、レーザ光源LD2から通常光観察用の励起光が発せられる場合の動作は、通常光観察モードの場合と同じである。 Further, in the autofluorescence observation mode, the operation when excitation light for normal light observation is emitted from the laser light source LD2 is the same as in the normal light observation mode.
以下の説明では、自家蛍光画像のR色、G色、B色の画像信号を、それぞれ、R1,G1,B1とし、通常光画像のR色、G色、B色の画像信号を、それぞれ、R2,G2,B2とする。 In the following description, the R, G, and B color image signals of the autofluorescence image are R1, G1, and B1, respectively, and the R, G, and B color image signals of the normal light image are respectively R2, G2, and B2.
撮像素子58から出力される画像(通常光画像、自家蛍光画像)の撮像信号(アナログ信号)は、スコープケーブル62を通じてA/D変換器64に入力される。A/D変換器64は、撮像素子58からの撮像信号(アナログ信号)を画像信号(デジタル信号)に変換する。変換後の画像信号は、コネクタ部32Bを介してプロセッサ装置16の画像処理部70に入力される。
An imaging signal (analog signal) of an image (normal light image, autofluorescence image) output from the
続いて、プロセッサ装置16は、制御部68と、画像処理部70と、記憶部72とを備えている。制御部68には、表示装置18および入力装置20が接続されている。プロセッサ装置16は、内視鏡装置14Aの切り替えスイッチ66や入力装置20から入力される指示に基づき、光源装置12Aの光源制御部22を制御するとともに、内視鏡装置14Aから入力される画像信号を画像処理し、表示用画像を生成して表示装置18に出力する。
Subsequently, the
制御部68は、内視鏡装置14Aの切り替えスイッチ66や入力装置20からの指示、例えば、観察モード等の指示に基づいて、画像処理部70および光源装置12Aの光源制御部22の動作を制御する。
The
画像処理部70は、制御部68の制御の下で、観察モードに基づき、通常光画像、自家蛍光画像の画像種別に応じて、内視鏡装置14Aから入力される画像信号に対して所定の画像処理を施す。画像処理部70は、通常光画像処理部70Aと、自家蛍光画像処理部70Bとを備えている。
Under the control of the
通常光画像処理部70Aは、通常光観察モードの場合に、A/D変換器64から供給される通常光画像の画像信号(画像データ)に対して、通常光画像に適した所定の画像処理を施し、通常光画像信号(通常光画像)を出力(生成)する。
The normal light
自家蛍光画像処理部70Bは、自家蛍光観察モードの場合に、A/D変換器64から供給される自家蛍光画像の画像信号(画像データ)に対して、自家蛍光画像に適した所定の画像処理を施し、自家蛍光画像信号(自家蛍光画像)を出力(生成)する。自家蛍光画像処理部70Bは、自家蛍光画像から、血液による光の吸収の影響を排除するために、通常光画像の画像信号に基づいて、自家蛍光画像の画像信号を補正する。
The autofluorescence
本実施形態の画像処理部70は本発明の画像補正部を構成する。本発明の画像補正部は、励起光、および、被検者の被観察領域に含まれる自家蛍光物質から発せられる自家蛍光が血液により吸収され、血液の量に応じて低下する減衰割合の情報を有し、血液の量に対応する減衰割合の情報の中から、反射光画像の画像信号に対応する減衰割合を求め、求めた減衰割合を用いて自家蛍光画像の画像信号を補正するものである。
The
画像処理部70で処理された画像信号は、制御部68に送られる。制御部68では、観察モードに従って、通常光画像信号、自家蛍光画像信号に基づき、通常光画像、もしくは、通常光画像および自家蛍光画像の合成画像が表示装置18に表示される。制御部68は、補正後の自家蛍光画像のG色の画像信号をGチャンネル、R色の画像信号をRチャンネルおよびBチャンネルに割り当てて、補正後の自家蛍光画像を表示装置18に疑似カラー表示させる。
The image signal processed by the
また、制御部68の制御により、通常光画像信号、自家蛍光画像信号は、必要に応じて、例えば、1枚(1フレーム)の画像を単位として、メモリやストレージ装置からなる記憶部72に記憶される。
Further, under the control of the
以下、血液による光の吸収について説明する。 Hereinafter, absorption of light by blood will be described.
図4は、自家蛍光物質の光の吸収強度特性を表す一例のグラフである。同図の縦軸は自家蛍光物質の光の吸収強度(a.u.:任意単位)、横軸は波長(nm)である。このグラフには、腫瘍と相関のある自家蛍光物質であるFADおよびポルフィリンの吸収強度特性が示されている。また、同図には、本実施形態で用いられるレーザ光の中心波長405nm,445nmも示されている。
FIG. 4 is a graph showing an example of the light absorption intensity characteristic of the autofluorescent material. In the figure, the vertical axis represents the light absorption intensity (a.u .: arbitrary unit) of the autofluorescent substance, and the horizontal axis represents the wavelength (nm). This graph shows the absorption intensity characteristics of FAD and porphyrin, which are autofluorescent substances correlated with tumors. Also shown in the figure are the
FADは、約270〜540nmの波長範囲の光を吸収する特性を有する。FADの光の吸収強度は、波長が約270nmから大きくなるに従って次第に大きくなり、波長約380nmで1つ目の極大を迎え、その後、波長が大きくなるに従って次第に小さくなり、波長約420nmで極小を迎える。そして、吸収強度は、波長が約420nmから大きくなるに従って再び次第に大きくなり、波長約460nmで2つ目の極大を迎え、その後、波長が大きくなるに従って次第に小さくなる。 FAD has the property of absorbing light in the wavelength range of about 270-540 nm. The FAD light absorption intensity gradually increases as the wavelength increases from about 270 nm, reaches the first maximum at a wavelength of about 380 nm, then decreases gradually as the wavelength increases, and reaches a minimum at a wavelength of about 420 nm. . The absorption intensity gradually increases again as the wavelength increases from about 420 nm, reaches a second maximum at a wavelength of about 460 nm, and then gradually decreases as the wavelength increases.
ポルフィリンは、約340〜450nmの波長範囲の光を吸収する特性を有する。ポルフィリンの光の吸収強度は、波長約390nmで最大となり、それよりも波長が小さくなる、もしくは大きくなるに従って次第に小さくなる。 Porphyrin has the property of absorbing light in the wavelength range of about 340 to 450 nm. The light absorption intensity of porphyrin becomes maximum at a wavelength of about 390 nm, and gradually decreases as the wavelength becomes smaller or larger.
このグラフから分かるように、自家蛍光観察用の励起光として、中心波長405nmのレーザ光を被検者に照射することによって、主に被観察領域のポルフィリンを励起させて自家蛍光を発生させることができる。 As can be seen from this graph, by irradiating the subject with laser light having a central wavelength of 405 nm as excitation light for autofluorescence observation, the porphyrin in the observation region is mainly excited to generate autofluorescence. it can.
続いて、図5は、自家蛍光物質の蛍光強度特性を表す一例のグラフである。同図の縦軸は自家蛍光物質の蛍光強度(a.u.)、横軸は波長(nm)である。このグラフは、図4に示すグラフに対応するものであり、自家蛍光観察用の励起光として、中心波長405nmのレーザ光を被検者の被観察領域に照射した場合に、正常部および病変部の自家蛍光物質から発せられた自家蛍光の蛍光強度分布を示している。 Next, FIG. 5 is an example graph showing the fluorescence intensity characteristics of the autofluorescent material. In the figure, the vertical axis represents the fluorescence intensity (a.u.) of the autofluorescent material, and the horizontal axis represents the wavelength (nm). This graph corresponds to the graph shown in FIG. 4. When the laser light having a central wavelength of 405 nm is irradiated as the excitation light for autofluorescence observation onto the subject's observation area, the normal part and the lesion part are shown. It shows the fluorescence intensity distribution of autofluorescence emitted from the autofluorescent material.
自家蛍光観察用の励起光として中心波長405nmのレーザ光を被検者に照射した場合、前述のように、主にポルフィリンが励起され、図5に示すように、励起光を照射した被観察領域から約480〜740nmの波長範囲の自家蛍光が発せられる。 When the subject is irradiated with laser light having a central wavelength of 405 nm as excitation light for autofluorescence observation, the porphyrin is mainly excited as described above, and the observation region irradiated with the excitation light as shown in FIG. Autofluorescence in the wavelength range of about 480-740 nm.
病変部の蛍光強度は、波長が約480nmから大きくなるに従って次第に大きくなり、波長約560nmで1つ目の極大を迎え、その後、波長が大きくなるに従って次第に小さくなり、波長約610nmで極小を迎える。そして、蛍光強度は、波長が約610nmから大きくなるに従って再び次第に大きくなり、波長約630nmで2つ目の極大を迎え、その後、波長が大きくなるに従って次第に小さくなる。2つ目の極大付近が、主にポルフィリンから発せられる蛍光である。 The fluorescence intensity of the lesion part gradually increases as the wavelength increases from about 480 nm, reaches the first maximum at a wavelength of about 560 nm, then decreases gradually as the wavelength increases, and reaches a minimum at a wavelength of about 610 nm. The fluorescence intensity gradually increases again as the wavelength increases from about 610 nm, reaches the second maximum at the wavelength of about 630 nm, and then gradually decreases as the wavelength increases. The vicinity of the second maximum is fluorescence emitted mainly from porphyrin.
一方、正常部の蛍光強度は、波長が約480nmから大きくなるに従って次第に大きくなり、波長約550nmで極大を迎え、その後、波長が大きくなるに従って次第に小さくなる。極大付近が、主にFADから発せられる蛍光である。 On the other hand, the fluorescence intensity of the normal part gradually increases as the wavelength increases from about 480 nm, reaches a maximum at a wavelength of about 550 nm, and then gradually decreases as the wavelength increases. The vicinity of the maximum is the fluorescence emitted mainly from the FAD.
癌等の病変部においては、ポルフィリンが蓄積されることが知られており、図5のグラフに示すように、病変部では正常部よりもポルフィリンの蛍光強度が強くなる。従って、ポルフィリンの蛍光強度の違いを捉えることにより、正常部と病変部とを区別することが可能である(参考文献:田村守、「シリーズ/光が拓く生命科学 第6巻 光による医学診断」、日本光生物学協会編、共立出版、2001年3月18日)。 It is known that porphyrin accumulates in lesions such as cancer, and as shown in the graph of FIG. 5, the fluorescence intensity of porphyrin is stronger in the lesion than in the normal part. Therefore, it is possible to distinguish the normal part from the lesioned part by grasping the difference in the fluorescence intensity of porphyrin (reference: Mamoru Tamura, “Series / Life Science Opened by Light, Volume 6 Medical Diagnosis by Light”) , Japan Photobiology Association, Kyoritsu Shuppan, March 18, 2001).
続いて、自家蛍光画像から、血液による光の吸収の影響を排除する補正方法について説明する。 Next, a correction method for eliminating the influence of light absorption by blood from autofluorescence images will be described.
図6(A)は、通常光画像のR色およびG色の画像信号比R2/G2と血液量との関係を表す第1変換テーブルのグラフである。このグラフの縦軸は血液量C、横軸は画像信号比R2/G2である。画像信号比R2/G2は、ヘモグロビンの光の吸収係数の特性から血液量Cと正の相関がある。このグラフから、画像信号比R2/G2が大きくなるに従って、被検者の被観察領域に含まれる血液量Cが多くなることが分かる。 FIG. 6A is a graph of a first conversion table showing the relationship between the R and G image signal ratio R2 / G2 of the normal light image and the blood volume. The vertical axis of this graph is the blood volume C, and the horizontal axis is the image signal ratio R2 / G2. The image signal ratio R2 / G2 has a positive correlation with the blood volume C from the characteristic of the light absorption coefficient of hemoglobin. From this graph, it can be seen that as the image signal ratio R2 / G2 increases, the blood volume C contained in the observation region of the subject increases.
続いて、図6(B)は、血液量Cと減衰割合Aとの関係を表す第2変換テーブルのグラフである。このグラフの縦軸は減衰割合A、横軸は血液量Cである。前述のように、励起光および自家蛍光の吸収量、つまり、減衰割合Aは、血液量Cと正の相関がある。このグラフから、被検者の被観察領域に含まれる血液量Cが多くなるに従って、減衰割合Aが大きくなることが分かる。 Next, FIG. 6B is a graph of a second conversion table showing the relationship between the blood volume C and the attenuation ratio A. The vertical axis of this graph is the attenuation ratio A, and the horizontal axis is the blood volume C. As described above, the absorption amount of excitation light and autofluorescence, that is, the attenuation ratio A has a positive correlation with the blood volume C. From this graph, it can be seen that the attenuation ratio A increases as the amount of blood C contained in the observation region of the subject increases.
なお、図6(A)および(B)に示すグラフ(減衰割合の情報)は、あらかじめ実験的に算出することができる。また、これら2つのグラフを合成して1つのグラフにしてもよい。また、これらのグラフに示す関係は、テーブルや算出関数等の形式で実現することができる。 The graphs (attenuation rate information) shown in FIGS. 6A and 6B can be experimentally calculated in advance. Further, these two graphs may be combined into a single graph. The relationships shown in these graphs can be realized in the form of a table, a calculation function, or the like.
図6(A)のグラフ(画像信号比R2/G2に対応する減衰割合の情報)から、画像信号比R2/G2に対応する血液量Cを求め、図6(B)のグラフから、求めた血液量Cに対応する減衰割合Aを求める。そして、求めた減衰割合Aを用いて、下記式(1)により、自家蛍光画像のR色の画像信号R1を補正し、補正後の自家蛍光画像のR色の画像信号R1’を求める。
R1’=R1/(1−A) … (1)
The blood volume C corresponding to the image signal ratio R2 / G2 is obtained from the graph of FIG. 6A (information on the attenuation ratio corresponding to the image signal ratio R2 / G2), and is obtained from the graph of FIG. 6B. An attenuation ratio A corresponding to the blood volume C is obtained. Then, using the calculated attenuation ratio A, the R color image signal R1 of the autofluorescence image is corrected by the following equation (1), and the R color image signal R1 ′ of the autofluorescence image after correction is obtained.
R1 ′ = R1 / (1-A) (1)
これにより、自家蛍光画像のR色の画像信号R1、本実施形態の場合には、主としてポルフィリンから発せられる自家蛍光の成分を補正し、血液量Cの大小によらず、自家蛍光物質の量の大小に応じた自家蛍光画像を得ることができる。 Thereby, the R color image signal R1 of the autofluorescence image, in the case of this embodiment, the autofluorescence component mainly emitted from the porphyrin is corrected, and the amount of the autofluorescent substance is determined regardless of the size of the blood volume C. It is possible to obtain an autofluorescence image corresponding to the size.
上記説明では、画像信号比R2/G2に基づいて、自家蛍光画像の画像信号を補正しているが、画像信号比R2/G2を用いることは必須ではない。例えば、画像信号比R2/G2の代わりに、画像信号比G2/B2またはR2/B2を使用するなど、血液量と相関のある、通常光画像の画像信号(画像信号比を含む)に基づいて、自家蛍光画像の画像信号を補正することができる。 In the above description, the image signal of the autofluorescence image is corrected based on the image signal ratio R2 / G2, but it is not essential to use the image signal ratio R2 / G2. For example, instead of the image signal ratio R2 / G2, the image signal ratio G2 / B2 or R2 / B2 is used. Based on the image signal (including the image signal ratio) of the normal light image that correlates with the blood volume. The image signal of the autofluorescence image can be corrected.
また、上記説明では、ポルフィリンから発せられる自家蛍光のピークの発光波長630nmに対応する自家蛍光画像のR色の画像信号R1だけを補正しているが、図5のグラフに示すように、ポルフィリンから発せられる自家蛍光にはG色の成分も含まれているため、G色の画像信号G1も補正することにより、補正精度を向上させることができる。なお、ポルフィリンから発せられる自家蛍光のB色の成分はほとんどないため、B色の画像信号B1を補正しなくても問題はない。
In the above description, only the R-color image signal R1 of the autofluorescence image corresponding to the
また、上記説明では、自家蛍光画像のR色の画像信号R1を補正しているが、ポルフィリンではなく、例えば、FADの場合、図5のグラフに示すように、FADから発せられる自家蛍光の中心波長は550nmであるから、R色の画像信号R1よりもG色の画像信号G1の方を優先的に補正することが望ましい。このように、自家蛍光物質に応じて、画像信号を補正すべき色の成分を適宜決定する必要がある。 In the above description, the R-color image signal R1 of the autofluorescence image is corrected. However, in the case of FAD instead of porphyrin, for example, as shown in the graph of FIG. 5, the center of autofluorescence emitted from the FAD Since the wavelength is 550 nm, it is desirable to preferentially correct the G image signal G1 over the R image signal R1. As described above, it is necessary to appropriately determine the color component whose image signal should be corrected in accordance with the autofluorescent material.
次に、内視鏡診断装置10Aの作用を説明する。
Next, the operation of the endoscope
通常光観察モードの場合、光源制御部22の制御により、レーザ光源LD1が消灯され、レーザ光源LD2が点灯される。レーザ光源LD2から発せられた中心波長445nmのレーザ光は蛍光体54A,54Bに照射され、蛍光体54A,54Bから白色光が発せられる。蛍光体54A,54Bから発せられた白色光は被検者に照射され、その反射光が撮像素子58で受光されて、通常光画像が撮像される。通常光画像は、そのB,G,R色の画像信号に基づいてカラー表示される(通常光画像処理)。
In the normal light observation mode, under the control of the light
自家蛍光観察モードの場合、図7に示すように、例えば、2フレームを単位として、撮像が繰り返し行われる。2フレームのうち、1フレーム目では自家蛍光画像が撮像され、2フレーム目では通常光画像が撮像される。 In the case of the auto fluorescence observation mode, as shown in FIG. 7, for example, imaging is repeatedly performed in units of 2 frames. Of the two frames, the autofluorescence image is captured in the first frame, and the normal light image is captured in the second frame.
まず、1フレーム目では、光源制御部22の制御により、レーザ光源LD1が点灯され、レーザ光源LD2が消灯される。レーザ光源LD1から発せられた中心波長405nmのレーザ光が被検者に照射されることによって、被検者から発せられた自家蛍光が、励起光をカットしつつ撮像素子58に受光され、自家蛍光画像が撮像される。自家蛍光画像信号は、制御部68の制御により記憶部72に記憶される。
First, in the first frame, under the control of the
続く、2フレーム目では、光源制御部22の制御により、レーザ光源LD2が点灯され、レーザ光源LD1が消灯され、通常光観察モードの場合と同じように、通常光画像が撮像される。通常光画像は、制御部68の制御により記憶部72に記憶される。
In the second frame, the laser light source LD2 is turned on and the laser light source LD1 is turned off under the control of the light
続いて、自家蛍光画像処理部70Bにおいて、記憶部72に記憶された、自家蛍光画像信号、通常光画像の画像信号を用いて、図6(A)に示すグラフから、画像信号比R2/G2に対応する血液量Cが求められ、図6(B)に示すグラフから、求めた血液量Cに対応する減衰割合Aが求められる。そして、求めた減衰割合Aから、前述の式(1)により自家蛍光画像のR色の画像信号R1が補正される。これにより、自家蛍光画像のR色の画像信号R1から、血液による光の吸収の影響を排除することができる。
Subsequently, in the autofluorescence
そして、通常光画像と補正後の自家蛍光画像とが合成され、その合成画像が表示装置18に表示される。自家蛍光画像は、制御部68の制御により、補正後の自家蛍光画像のG色の画像信号をGチャンネル、R色の画像信号をRチャンネルおよびBチャンネルに割り当てることによって表示装置18に疑似カラー表示される(自家蛍光画像処理)。
Then, the normal light image and the corrected autofluorescence image are combined, and the combined image is displayed on the
以上のように、内視鏡診断装置10Aでは、自家蛍光画像から、血液による光の吸収の影響を排除し、自家蛍光物質の量の大小と、血液による吸収の大小とを区別することができるため、自家蛍光観察モードにおける診断能力を向上させることができる。
As described above, in the endoscope
なお、自家蛍光観察モードの場合、2フレームを単位として、撮像を繰り返し行うことは必須ではない。また、自家蛍光画像を疑似カラー表示することは必須ではないし、自家蛍光画像を疑似カラー表示する場合に、どの色のチャンネルの画像信号をどの色のチャンネルに割り当てるのかは任意である。また、自家蛍光物質は、ポルフィリンおよびFADに限定されない。 In the case of the autofluorescence observation mode, it is not essential to repeat imaging in units of 2 frames. In addition, it is not essential to display the autofluorescence image in a pseudo color, and when the autofluorescence image is displayed in a pseudo color, it is arbitrary which color channel image signal is assigned to which color channel. Further, the autofluorescent substance is not limited to porphyrin and FAD.
内視鏡診断装置10Aでは、画像信号比R2/G2に基づいて、自家蛍光画像の画像信号を補正しているが、励起光と自家蛍光とは波長帯域が本来異なり、ヘモグロビン吸収係数も、励起光の中心波長405nmと自家蛍光のピークの発光波長630nmとでは大きく異なる。つまり、血液による励起光の吸収と自家蛍光の吸収とを個別に扱うことにより、血液による光の吸収に係る自家蛍光の減衰の補正精度を向上させることができる。
In the endoscope
次に、血液による励起光および自家蛍光の減衰割合を個別に求め、求めた減衰割合に基づいて、自家蛍光画像を補正する実施形態について説明する。 Next, an embodiment will be described in which attenuation rates of excitation light and autofluorescence due to blood are individually determined, and autofluorescence images are corrected based on the determined attenuation rates.
図8は、図1に示す内視鏡診断装置の内部構成を表す第2実施形態のブロック図である。同図に示す内視鏡診断装置10Bは、図2に示す内視鏡診断装置10Aと比べて、光源装置12Bおよび内視鏡装置14Bの構成の一部だけが異なるものであるから、これ以外の同じ構成要素には同じ符号を付してその詳細な説明を省略する。以下、両者の間で異なる部分を中心に説明を行う。
FIG. 8 is a block diagram of the second embodiment showing the internal configuration of the endoscope diagnosis apparatus shown in FIG. The endoscope diagnostic apparatus 10B shown in the figure is different from the endoscope
光源装置12Bは、図2に示す内視鏡診断装置10Aの光源装置12Aにおいて、さらに、レーザ光源LD3を備えている。レーザ光源LD3からは、中心波長630nmである、所定の波長範囲の単色光(狭帯域光)が発せられる。レーザ光源LD3は、レーザ光源LD1によって励起される自家蛍光物質(本実施形態では、ポルフィリン)から発せられる自家蛍光のピークの発光波長と同じ波長域の単色光を照射する光源である。なお、光源装置12Bは、1つの単色光を発するものに限定されず、1以上の単色光を発するものであればよい。
The
光源制御部22は、通常光観察モードの場合、レーザ光源LD1,LD3を消灯、レーザ光源LD2を点灯する。また、光源制御部22は、自家蛍光観察モードの場合、レーザ光源LD1,LD2,LD3を順番に点灯する。
In the normal light observation mode, the
続いて、内視鏡装置14Bは、図2に示す内視鏡診断装置10Aの内視鏡装置14Aにおいて、撮像素子58の代わりに、ハーフミラー57および撮像素子58A,58Bを備え、A/D変換器64の代わりに、A/D変換器64A、64Bを備えている。
Subsequently, the
ハーフミラー57は、観察窓44に取り付けられたレンズ56の奥に設けられている。そして、ハーフミラー57を透過する透過光の光路の先、および、ハーフミラー57で反射される反射光の光路の先に、それぞれ、撮像素子58A、58Bが取り付けられている。撮像素子58A(通常センサ)は通常光観察用(通常光画像および後述する単色光画像の撮像用)、撮像素子58B(高感度センサ)は自家蛍光観察用(自家蛍光画像の撮像用)である。自家蛍光の信号強度(蛍光強度)は微弱であるため、本実施形態では、自家蛍光観察用の撮像素子58Bとして、通常光観察用の撮像素子58Aよりも高感度のものが使用されている。
The
撮像素子58A,58Bは、レンズ56からの光(透過光、反射光)を受光面(撮像面)で受光し、受光した光を光電変換して撮像信号(アナログ信号)を出力するものであって、R画素、G画素、B画素の3色の画素を1組として、複数組の画素がマトリクス状に配列されている。撮像素子58Aの受光面(光路上)には、R画素、G画素、B画素に対応して、被観察領域からの可視光の約370〜720nmの波長範囲の反射光を3分割して透過する分光透過特性を有する、R色、G色、B色のカラーフィルタが設けられている。また、撮像素子58Bの受光面(光路上)には、R画素、G画素に対応して、中心波長405nmの励起光を遮光しつつ、自家蛍光物質から発せられる、R色、G色の約500〜700nmの波長範囲の自家蛍光を2分割して透過する分光透過特性を有する、R色、G色のカラーフィルタが設けられている。つまり、撮像素子58Bのカラーフィルタは、自家蛍光観察モードの場合に、中心波長405nmの励起光を遮光するために、例えば、波長410nm以下の光をカットする励起光カットフィルタの役割も果たす。
The
光源装置12Bから光ファイバ46A,46Bおよび48A,48Bによって導光された光は、内視鏡先端部38から被検者の被観察領域に向けて照射される。そして、光が照射された被観察領域からの反射光、もしくは、被観察領域の自家蛍光物質から発せられる自家蛍光がレンズ56により撮像素子58A、58Bの受光面上に結像され、撮像素子58A、58Bにより光電変換されて撮像される。撮像素子58A、58Bからは、撮像された被検者の被観察領域の撮像信号(アナログ信号)が出力される。
The light guided from the
ここで、通常光観察モードの場合、レーザ光源LD2から発せられた通常光観察用の励起光が光ファイバ48A,48Bによって導光されて蛍光体54A,54Bに照射され、蛍光体54A,54Bから発せられる白色光が、照明窓42A,42Bから被検者の被観察領域に照射される。そして、白色光が照射された被検者の被観察領域からの反射光がレンズ56により集光され、カラーフィルタにより分光され、撮像素子58Aによって通常光画像が撮像される。
Here, in the normal light observation mode, excitation light for normal light observation emitted from the laser light source LD2 is guided by the
一方、自家蛍光観察モードの場合、レーザ光源LD1から発せられた自家蛍光観察用の励起光が光ファイバ46A,46Bによって導光され、内視鏡先端部38から、被検者の被観察領域に向けて照射される。そして、励起光が照射された被検者の被観察領域の自家蛍光物質から発せられる自家蛍光がレンズ56により集光され、カラーフィルタにより励起光をカットしつつ分光され、撮像素子58Bによって自家蛍光画像が撮像される。
On the other hand, in the autofluorescence observation mode, the excitation light for autofluorescence observation emitted from the laser light source LD1 is guided by the
自家蛍光観察モードにおいて、レーザ光源LD2から通常光観察用の励起光が発せられる場合の動作は、通常光観察モードの場合と同じである。 In the autofluorescence observation mode, the operation when excitation light for normal light observation is emitted from the laser light source LD2 is the same as in the normal light observation mode.
また、自家蛍光観察モードにおいて、レーザ光源LD3から発せられた中心波長630nmの単色光は光ファイバ48A,48Bによって導光され、蛍光体54A,54Bに照射される。蛍光体54A,54Bは、中心波長630nmの単色光により励起されることはなく、中心波長630nmの単色光は、蛍光体54A,54Bを通過して、内視鏡先端部38から、被検者の被観察領域に向けて照射される。そして、単色光が照射された被検者の被観察領域からの反射光がレンズ56により集光され、カラーフィルタにより分光され、撮像素子58Aによって単色光画像が撮像される。
In the auto-fluorescence observation mode, monochromatic light having a center wavelength of 630 nm emitted from the laser light source LD3 is guided by the
以下の説明では、自家蛍光画像のR色、G色の画像信号を、それぞれ、R1,G1通常光画像のR色、G色、B色の画像信号を、それぞれ、R2,G2,B2、単色光画像のR色の画像信号を、R3とする。 In the following description, the R and G image signals of the autofluorescent image are R1, G1, and the R, G, and B color image signals of the normal light image are R2, G2, and B2, respectively. The R color image signal of the optical image is R3.
なお、中心波長630nmの単色光を光ファイバ46A,46Bにより導光することもできる。本実施形態では、後述するように、自家蛍光画像から、血液による光の吸収の影響を排除するために、通常光画像のG色の画像信号G2と、単色光画像のR色の画像信号R3との画像信号比R3/G2を使用する。そのため、画像信号G2と画像信号R3とが同じ撮像条件となるように、中心波長630nmの単色光を通常光画像と同じ光ファイバ48A,48Bにより導光することが望ましい。
Note that monochromatic light having a center wavelength of 630 nm can be guided by the
撮像素子58A,58Bから出力される画像(通常光画像、自家蛍光画像)の撮像信号(アナログ信号)は、それぞれ、スコープケーブル62A,62Bを通じてA/D変換器64A,64Bに入力される。A/D変換器64A,64Bは、それぞれ、撮像素子58A,58Bからの撮像信号(アナログ信号)を画像信号(デジタル信号)に変換する。変換後の画像信号は、コネクタ部32Bを介してプロセッサ装置16の画像処理部70に入力される。
Imaging signals (analog signals) of images (normal light images and autofluorescence images) output from the
以下、自家蛍光画像から、血液による光の吸収の影響を排除する補正方法について説明する。 Hereinafter, a correction method for eliminating the influence of light absorption by blood from an autofluorescence image will be described.
図9(A)は、通常光画像のG色およびB色の画像信号比G2/B2と血液量との関係を表す第3変換テーブルのグラフである。このグラフの縦軸は励起光に対応する血液量C1、横軸は画像信号比G2/B2である。また、同図(B)は、血液量C1と励起光減衰割合A1との関係を表す第4変換テーブルのグラフである。このグラフの縦軸は励起光減衰割合A1、横軸は血液量C1である。 FIG. 9A is a graph of a third conversion table showing the relationship between the G and B image signal ratios G2 / B2 of the normal light image and the blood volume. The vertical axis of this graph is the blood volume C1 corresponding to the excitation light, and the horizontal axis is the image signal ratio G2 / B2. FIG. 5B is a graph of a fourth conversion table showing the relationship between the blood volume C1 and the excitation light attenuation ratio A1. The vertical axis of this graph is the excitation light attenuation ratio A1, and the horizontal axis is the blood volume C1.
図9は図6と同様のグラフであり、励起光の中心波長405nmに近い波長帯域の画像信号比G2/B2を使用することにより、血液による励起光の吸収の影響(血液量C1)を求め、血液による励起光の減衰割合A1を求めることができる。また、図9(A)および(B)を合成して1つのグラフにしてもよい。 FIG. 9 is a graph similar to FIG. 6, and the influence (blood volume C1) of absorption of excitation light by blood is obtained by using the image signal ratio G2 / B2 in a wavelength band close to the central wavelength of excitation light of 405 nm. The attenuation rate A1 of excitation light by blood can be obtained. 9A and 9B may be combined into a single graph.
図10(A)は、単色光画像のR色および通常光画像のG色との画像信号比R3/G2と血液量との関係を表す第5変換テーブルのグラフである。このグラフの縦軸は自家蛍光に対応する血液量C2、横軸は画像信号比R3/G2である。また、同図(B)は、血液量C2と蛍光減衰割合A2との関係を表す第6変換テーブルのグラフである。このグラフの縦軸は蛍光減衰割合A2、横軸は血液量C2である。 FIG. 10A is a graph of a fifth conversion table showing the relationship between the image signal ratio R3 / G2 between the R color of the monochromatic light image and the G color of the normal light image and the blood volume. The vertical axis of this graph is the blood volume C2 corresponding to autofluorescence, and the horizontal axis is the image signal ratio R3 / G2. FIG. 5B is a graph of a sixth conversion table showing the relationship between the blood volume C2 and the fluorescence decay rate A2. The vertical axis of this graph is the fluorescence decay rate A2, and the horizontal axis is the blood volume C2.
図10も図6と同様のグラフであり、自家蛍光のピークの発光波長630nmに近い波長帯域の画像信号比R3/G2を使用することにより、血液による自家蛍光の吸収の影響(血液量C2)を求め、血液による自家蛍光の減衰割合A2を求めることができる。また、図10(A)および(B)を合成して1つのグラフにしてもよい。
FIG. 10 is also a graph similar to FIG. 6, and the influence of autofluorescence absorption by blood (blood volume C2) by using the image signal ratio R3 / G2 in a wavelength band close to the
図9のグラフから、画像信号比G2/B2に対応する血液量C1を求め、求めた血液量C1に対応する励起光減衰割合A1を求める。また、図10のグラフから、画像信号比R3/G2に対応する血液量C2を求め、求めた血液量C2に対応する蛍光減衰割合A2を求める。そして、求めた励起光減衰割合A1と蛍光減衰割合A2とを掛け合わせて全減衰割合A3を求め、求めた全減衰割合A3用いて、下記式(2)により、自家蛍光画像のR色の画像信号R1を補正し、補正後の自家蛍光画像のR色の画像信号R1’を求める。
R1’=R1/(1−A3) … (2)
From the graph of FIG. 9, the blood volume C1 corresponding to the image signal ratio G2 / B2 is obtained, and the excitation light attenuation ratio A1 corresponding to the obtained blood volume C1 is obtained. Further, from the graph of FIG. 10, the blood volume C2 corresponding to the image signal ratio R3 / G2 is obtained, and the fluorescence decay rate A2 corresponding to the obtained blood volume C2 is obtained. Then, the excitation light attenuation ratio A1 and the fluorescence attenuation ratio A2 are multiplied to determine the total attenuation ratio A3, and the calculated total attenuation ratio A3 is used to obtain an R color image of the autofluorescence image using the following equation (2). The signal R1 is corrected to obtain an R color image signal R1 ′ of the corrected autofluorescence image.
R1 ′ = R1 / (1-A3) (2)
これにより、血液による励起光の吸収の影響と自家蛍光の吸収の影響とを、各々独立して正確に求めることができるため、自家蛍光画像のR色の画像信号R1の補正精度をさらに向上させることができる。 As a result, the influence of absorption of excitation light by blood and the influence of absorption of autofluorescence can be determined independently and accurately, so that the correction accuracy of the R color image signal R1 of the autofluorescence image is further improved. be able to.
次に、内視鏡診断装置10Bの作用を説明する。 Next, the operation of the endoscope diagnosis apparatus 10B will be described.
通常光観察モードの場合、光源制御部22の制御により、レーザ光源LD1,LD3が消灯され、レーザ光源LD2が点灯される。レーザ光源LD2から発せられた中心波長445nmのレーザ光は蛍光体54A,54Bに照射され、蛍光体54A,54Bから白色光が発せられる。蛍光体54A,54Bから発せられた白色光は被検者に照射され、その反射光が撮像素子58Aで受光されて、通常光画像が撮像される。通常光画像は、そのB,G,R色の画像信号に基づいてカラー表示される(通常光画像処理)。
In the normal light observation mode, the laser light sources LD1 and LD3 are turned off and the laser light source LD2 is turned on under the control of the light
自家蛍光観察モードの場合、図11に示すように、例えば、3フレームを単位として、撮像が繰り返し行われる。3フレームのうち、1フレーム目では自家蛍光画像、2フレーム目では通常光画像、3フレーム目では単色光画像がそれぞれ撮像される。 In the case of the auto fluorescence observation mode, as shown in FIG. 11, for example, imaging is repeatedly performed in units of 3 frames. Among the three frames, an autofluorescence image is captured in the first frame, a normal light image is captured in the second frame, and a monochromatic light image is captured in the third frame.
まず、1フレーム目では、光源制御部22の制御により、レーザ光源LD1が点灯され、レーザ光源LD2,LD3が消灯される。レーザ光源LD1から発せられた中心波長405nmのレーザ光が被検者に照射されることによって、被検者から発せられた自家蛍光が、励起光をカットしつつ撮像素子58Bに受光され、自家蛍光画像が撮像される。自家蛍光画像は、制御部68の制御により記憶部72に記憶される。
First, in the first frame, under the control of the
続く、2フレーム目では、光源制御部22の制御により、レーザ光源LD2が点灯、レーザ光源LD1,LD3が消灯され、通常光観察モードの場合と同じように、通常光画像が撮像される。通常光画像は、制御部68の制御により記憶部72に記憶される。
In the second frame, the laser light source LD2 is turned on and the laser light sources LD1 and LD3 are turned off under the control of the light
3フレーム目では、光源制御部22の制御により、レーザ光源LD3が点灯され、レーザ光源LD1,LD2が消灯される。レーザ光源LD3から発せられた中心波長630nmのレーザ光が蛍光体54A,54Bを通過して被検者に照射され、その反射光が撮像素子58Aで受光されて、単色光画像が撮像される。単色光画像は、制御部68の制御により記憶部72に記憶される。
In the third frame, under the control of the
続いて、自家蛍光画像処理部70Bにおいて、記憶部72に記憶された、自家蛍光画像信号、通常光画像、単色光画像の画像信号を用いて、図9に示すグラフから、画像信号比G2/B2に対応する血液量C1が求められ、求めた血液量C1に対応する励起光減衰割合A1が求められる。また、図10に示すグラフから、画像信号比R3/G2に対応する血液量C2が求められ、求めた血液量C2に対応する蛍光減衰割合A2が求められる。そして、求めた励起光減衰割合A1と蛍光減衰割合A2とが掛け合わされて全減衰割合A3が求められ、前述の式(2)により自家蛍光画像のR色の画像信号R1が補正される。これにより、自家蛍光画像のR色の画像信号R1から、血液による光の吸収の影響が排除される。これ以後の動作は、第1実施形態の場合と同じである。
Subsequently, in the autofluorescence
このように、励起光と自家蛍光とで別々に血液量を算出して、自家蛍光画像のR色の画像信号R1を補正することにより、第1実施形態の場合と比べて、さらに、補正精度を向上させることができ、自家蛍光観察モードにおける診断能力を向上させることができる。 In this way, by calculating the blood volume separately for the excitation light and the autofluorescence and correcting the R color image signal R1 of the autofluorescence image, the correction accuracy is further improved compared to the case of the first embodiment. Can be improved, and the diagnostic ability in the autofluorescence observation mode can be improved.
なお、第1実施形態の内視鏡診断装置10Aにおいて、自家蛍光観察モードの2フレーム目で撮像された通常光画像の画像信号から、分光推定技術を利用して、例えば、波長445nmに相当する第1分光画像の画像信号、および、波長630nmに相当する第2分光画像の画像信号を求め、これら第1および第2分光画像の画像信号を用いて、第2実施形態の内視鏡診断装置10Bの作用のように、自家蛍光画像のR色の画像信号R1を補正することもできる。
Note that, in the
ここで、第1分光画像は、通常光画像のB色のピークの波長445nmを中心波長とする分光画像(通常光画像のB色の画像信号B2に相当)であり、第2分光画像は、自家蛍光のR色のピークの発光波長630nmを中心波長とする分光画像(単色光画像のR色の画像信号R3に相当)である。 Here, the first spectral image is a spectral image (corresponding to the B-color image signal B2 of the normal light image) having a center wavelength of the wavelength 445 nm of the B color peak of the normal light image, and the second spectral image is It is a spectroscopic image (equivalent to the R color image signal R3 of a monochromatic light image) having an emission wavelength of 630 nm of the peak of R color of autofluorescence as the center wavelength.
第1実施形態の内視鏡診断装置10Aで用いられる分光推定方法は、何ら制限されず、従来公知の方法を含む、各種の分光推定方法を用いることができる。例えば、分光推定方法として、特開2003−93336号公報に開示された方法、すなわち、照明用光源の分光特性および被検者内の反射特性に基づいて求められた所定の係数(マトリックス)を用いて、通常光画像のR色、G色、B色のカラー画像信号から所定の波長に相当する分光画像信号を生成する方法を用いることができる。
The spectral estimation method used in the endoscope
本発明は、基本的に以上のようなものである。
以上、本発明について詳細に説明したが、本発明は上記実施形態に限定されず、本発明の主旨を逸脱しない範囲において、種々の改良や変更をしてもよいのはもちろんである。
The present invention is basically as described above.
Although the present invention has been described in detail above, the present invention is not limited to the above-described embodiment, and it is needless to say that various improvements and modifications may be made without departing from the gist of the present invention.
10A、10B 内視鏡診断装置
12A、12B 光源装置
14A、14B 内視鏡装置
16 プロセッサ装置
18 表示装置
20 入力装置
22 光源制御部
24 コンバイナ
26 カプラ
28 内視鏡挿入部
30 操作部
32A,32B コネクタ部
34 軟性部
36 湾曲部
38 先端部
40 アングルノブ
42A,42B 照明窓
44 観察窓
45 鉗子口
46A,46B,48A,48B 光ファイバ
50A,50B,52A,52B,56 レンズ
54A,54B 蛍光体
57 ハーフミラー
58、58A、58B 撮像素子
62、62A、62B スコープケーブル
64、64A、64B A/D変換器
66 切り替えスイッチ
68 制御部
70 画像処理部
70A 通常光画像処理部
70B 自家蛍光画像処理部
72 記憶部
LD1,LD2,LD3 レーザ光源
10A, 10B
Claims (16)
前記照明光が前記光源部から前記被検者の被観察領域に照射された場合に、該被検者の被観察領域からの照明光の反射光を受光して反射光画像を撮像し、かつ、前記励起光が前記光源部から前記被検者の被観察領域に照射された場合に、該被検者の被観察領域に含まれる自家蛍光物質から発せられる自家蛍光を受光して自家蛍光画像を撮像する撮像部と、
前記励起光、および、前記被検者の被観察領域に含まれる自家蛍光物質から発せられる自家蛍光が血液により吸収され、該血液の量に応じて低下する減衰割合の情報を有し、該血液の量に対応する減衰割合の情報の中から、前記反射光画像の画像信号に対応する減衰割合を求め、該求めた減衰割合を用いて前記自家蛍光画像の画像信号を補正する画像補正部とを備えることを特徴とする内視鏡診断装置。 Different center wavelengths for emitting one or more autofluorescences from green and red light, or illumination light including at least blue and green light, and autofluorescent substances contained in the subject's observation region A light source unit that emits one or more excitation lights;
When the illumination light is irradiated from the light source part onto the observation area of the subject, the reflected light of the illumination light from the observation area of the subject is received and a reflected light image is captured; and When the excitation light is irradiated from the light source unit onto the subject observation area, the autofluorescence image is received by receiving the autofluorescence emitted from the autofluorescent material contained in the subject observation area. An imaging unit for imaging
The excitation light and autofluorescence emitted from an autofluorescent substance contained in the subject's observation area are absorbed by blood and have information on the decay rate that decreases according to the amount of the blood. An image correction unit that obtains an attenuation rate corresponding to the image signal of the reflected light image from the information of the attenuation rate corresponding to the amount of light, and corrects the image signal of the autofluorescence image using the obtained attenuation rate; An endoscopic diagnostic apparatus comprising:
前記撮像部は、さらに、前記単色光が前記光源部から前記被検者の被観察領域に照射された場合に、該被検者の被観察領域からの単色光の反射光を受光して単色光画像を撮像するものであり、
前記撮像部は、前記反射光画像と前記自家蛍光画像と前記単色光画像とを1フレームごとに順番に撮像するものである請求項1に記載の内視鏡診断装置。 The light source unit further emits one or more monochromatic lights having a light emission wavelength of the peak of the autofluorescence as a central wavelength,
The imaging unit further receives monochromatic light reflected from the observation region of the subject when the monochromatic light is irradiated from the light source unit to the observation region of the subject. To capture optical images,
The endoscope diagnosis apparatus according to claim 1, wherein the imaging unit captures the reflected light image, the autofluorescence image, and the monochromatic light image sequentially for each frame.
前記撮像部は、前記反射光画像と前記自家蛍光画像とを1フレームごとに順番に撮像するものである請求項1に記載の内視鏡診断装置。 The image correction unit further performs spectral estimation from the image signal of the reflected light image, the image signal of the first spectral image having the blue peak of the reflected light image as a center wavelength, and the peak of the autofluorescence An image signal of a second spectral image having a light emission wavelength of a center wavelength as a center wavelength, and determining an attenuation ratio corresponding to the image signal of the reflected light image and the image signals of the first and second spectral images,
The endoscope diagnosis apparatus according to claim 1, wherein the imaging unit captures the reflected light image and the autofluorescence image sequentially for each frame.
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