JP3713347B2

JP3713347B2 - Fluorescence endoscope device

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Publication number: JP3713347B2
Application number: JP31387696A
Authority: JP
Inventors: 克一今泉; 一成中村
Original assignee: Olympus Corp
Current assignee: Olympus Corp
Priority date: 1996-11-25
Filing date: 1996-11-25
Publication date: 2005-11-09
Anticipated expiration: 2016-11-25
Also published as: JPH10151104A

Description

【０００１】
【産業上の利用分野】
本発明は、患部等の部位からの蛍光を観察することができる蛍光内視鏡装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
近年、体腔内に挿入部を挿入することにより、食道、胃、小腸、大腸等の消化管や肺等の気管を観察したり、必要に応じて処置具チャンネル内に挿通した処置具を用いて各種の治療処理のできる内視鏡が利用されている。特に、電荷結合素子（ＣＣＤ）等の電子撮像デバイスを用いた電子内視鏡は、モニタ上に画像を表示でき内視鏡を操作する術者の疲労が少ないために、広く使用されている。
【０００３】
ところで、最近、蛍光物質を予め検査対象者の体内に投与し、蛍光物質を励起する励起光を照射することにより蛍光画像を得る診断法が注目されている。特に、被写体に白色光を照射して得られる通常光画像と励起光を照射して得られる蛍光画像の双方を観察できる装置は診断能の向上が期待できる。
【０００４】
そのような装置として、例えば特開平７−５９７８３号公報においては、蛍光物質励起用の波長帯域と通常観察用の可視域の波長帯域の光を、回転フィルタによって切り替えながら照射する装置が開示されている。
【０００５】
【発明が解決しようとする課題】
しかしながら、一般に励起光照射時に観察される蛍光は微弱で、通常観察光照射時に観察される反射光と比べると極めて暗いために、蛍光画像と通常画像の双方を適当な明るさで得ることはできなかった。
【０００６】
また、蛍光物質が発する蛍光は微弱であるために、得られる蛍光画像は画質の悪いものとなっていた。
【０００７】
また、蛍光物質が生体に対して透過性の良い赤外の蛍光を発する場合には、蛍光と同じ波長帯域に体外からの光が混入し、ノイズとなることがあった。
【０００８】
（発明の目的）
本発明は上述した点に鑑みてなされたもので、蛍光観察時には明るく、通常光観察時には深い被写体深度で観察することができる蛍光内視鏡装置を提供することを目的とする。
【０００９】
【課題を解決するための手段】
本発明の第１の蛍光内視鏡装置は、蛍光物質から放射される蛍光を観察する蛍光内視鏡装置において、被検査対象物に対して前記蛍光物質の励起波長を含む第１の波長帯域の光と可視光を含む第２の波長帯域の光を照射する光源手段と、前記被検査対象物の可視光像と前記蛍光物質の蛍光像を撮像する撮像手段と、前記被検査対象物と前記撮像手段との撮像光路上に挿入され、可視光を透過する可視光透過部と可視光を透過せず前記蛍光物質の蛍光の波長帯域の光を透過し、前記可視光透過部より透過領域が大きい可視光非透過部を有する絞り手段と、を具備したことを特徴とする。
本発明の第２の蛍光内視鏡装置は、前記第１の蛍光内視鏡装置において、前記可視光非透過部は、前記蛍光に比べ前記可視光に対して開口量の小さい絞りとして作用することを特徴とする。
本発明の第３の蛍光内視鏡装置は、前記第１の蛍光内視鏡装置において、前記光源手段は、前記被検査対象物に対して、前記第１の波長帯域の光と前記第２の波長帯域の光を選択的に照射可能であり、更に、前記第１の波長帯域の光と前記第２の波長帯域の光とを切り替える切り替え手段と、前記切り替え手段による切り替えに応じて前記絞り手段を制御する制御手段を制御する制御手段と、を具備したことを特徴とする。
【００１０】
【発明の実施の形態】
以下、図面を参照して本発明の実施の形態を具体的に説明する。
（第１の実施の形態）
図１ないし図１１は、本発明の第１の実施の形態に係り、図１は、第１の実施の形態の蛍光内視鏡装置の全体の構成を示すブロック図、図２は帯域制限回転フィルタの構成を示す説明図、図３は帯域制限回転フィルタの分光透過特性を示す説明図、図４はＲＧＢ回転フィルタの構成を示す説明図。図５はＲＧＢ回転フィルタの分光透過特性を示す説明図、図６は励起光カットフィルタの分光透過特性を示す説明図、図７はフィルタ絞りの構成を示す説明図、図８はフィルタ絞りの分光透過特性を示す説明図、図９は通常光観察時の動作を示す説明図、図１０は蛍光観察時の動作を示す説明図、図１１は通常光・蛍光同時観察時の動作を示す説明図である。本実施の形態の目的は蛍光による画像はより明るく、通常光による画像はより深い被写体深度で観察することができる蛍光内視鏡装置を提供することにある。
【００１１】
図１に示す本発明の第１の実施の形態の蛍光内視鏡装置１Ａは、体腔内に挿入して観察するための電子内視鏡２Ａと、通常観察用の光及び励起用光を発する光源装置３Ａと、信号処理を行うプロセッサ４Ａと、通常光による画像と蛍光による画像を表示するモニタ５と、レーザ光による処置を行うレーザ光源６とにより構成される。
【００１２】
電子内視鏡２Ａは体腔内に挿入される細長の挿入部７を有し、この挿入部７の先端部１７には撮像手段を内蔵している。この挿入部７内には通常観察のための照明光及び励起光を伝送するライトガイドファイバ８が挿通され、このライトガイドファイバ８の手元側の入射端は光源装置３Ａに着脱自在に接続することができる。
【００１３】
光源装置３Ａは、赤外波長帯域から可視光帯域を含む光を放射するランプ１０と、このランプ１０による照明光路上に設けられた帯域制限する回転フィルタ１１と、ランプ１０からの光量を制限する照明光絞り１２と、ＲＧＢ回転フィルタ１３と、集光するコンデンサレンズ１４とを備えている。
帯域制限フィルタ１１及びＲＧＢ回転フィルタ１３はそれぞれモータ１５、１６により回転駆動される。
【００１４】
帯域制限フィルタ１１は図２に示すように可視光透過フィルタ１１ａと、赤外光透過フィルタ１１ｂとが設けられている。また、図３は可視光透過フィルタ１１ａの透過特性と赤外光透過フィルタ１１ｂの透過特性を示している。
【００１５】
そして、ランプ１０の光は可視光透過フィルタ１１ａ或いは赤外光透過フィルタ１１ｂにより可視光帯域或いは赤外帯域の光成分のみが抽出され、照明光絞り１２により光量が制御されてＲＧＢ回転フィルタ１３に入射される。
【００１６】
このＲＧＢ回転フィルタ１３は図４に示すように、周方向にＲ、Ｇ、Ｂ透過フィルタ１３ａ、１３ｂ、１３ｃが３等分するように設けてあり、モータ１６で回転駆動されることによりそれぞれが光路中に順次介挿される。
【００１７】
また、Ｒ、Ｇ、Ｂ透過フィルタ１３ａ、１３ｂ、１３ｃの透過特性を図５に示す。Ｒフィルタ１３ａ、Ｇフィルタ１３ｂ、Ｂフィルタ１３ｃの分光透過特性は、赤、緑、青の波長領域の光の他に、インドシアニングリーン（ＩＣＧ）誘導体標識抗体を励起する波長の光も透過するようになっている。
【００１８】
ＲＧＢ回転フィルタ１３を通った光はコンデンサレンズ１４により集光されてライトガイドファイバ８の入射端に照射される。そして、このライトガイドファイバ８によって光が伝送され、挿入部７の先端部１７に固定された先端面からさらに照明窓に取り付けた照明レンズ１８を経て体腔内の（被検査対象物或いは）被検査体１９側に出射する。
【００１９】
被検査体１９の体内に、癌などの病巣部に対して親和性をもつ蛍光物質としてＩＣＧ誘導体標識抗体が予め投与されていると、７７０〜７８０ｎｍ付近の赤外光の照射により励起し、８１０〜８２０ｎｍ付近の赤外域の蛍光が発生する。
【００２０】
先端部１７にはこの照明窓に隣接して観察窓が設けてあり、この観察窓には対物レンズ２０が取り付けてあり、照明された被検査体１９からの反射光及び蛍光を集光して結像位置にその像を結ぶ。この結像位置には固体撮像素子としてＣＣＤ２１が配置されており、光電変換する。この対物レンズ２０とＣＣＤ２１とは撮像手段を構成する。
【００２１】
本実施の形態では対物レンズ２０とＣＣＤ２１との間の撮像光路上に入射光量を制限する絞り手段として波長依存性を持つ透過特性のフィルタ絞り２２を配置すると共に、励起光をカットする励起光カットフィルタ２３も配置している。
【００２２】
フィルタ絞り２２は、例えば図６に示すように同心円状に３つの部分に分かれている。
つまり、最も内側に形成された円形状の可視光透過部２２ａ、その外側に形成されたリング形状の可視光非透過部２２ｂ、その外側に形成されたリング形状の遮光部２２ｃとが設けられている。
【００２３】
これらの可視光透過部２２ａ、可視光非透過部２２ｂ及び遮光部２２ｃの透過特性を図７に示す。
【００２４】
最も内側の小さな円形領域の可視光透過部２２ａは可視光帯域から赤外帯域までほぼフラットな透過特性を有し、可視光非透過部２２ｂは、可視光域は透過せず、赤外域の蛍光の波長帯域の光は透過するフィルタ特性を持つ。従って、フィルタ絞り２２は、可視光に対しては小さな透過断面積或いは小さな透過領域の可視光透過部２２ａのみが光を透過するので、開口量の小さい絞りの役目をし、赤外帯域の蛍光に対しては可視光透過部２２ａと可視光非透過部２２ｂの双方が光を透過するので開口量の大きい絞りの役目をすることになる。なお、最も外側の遮光部２２ｃは可視光及び赤外光の全波長帯域の光を遮光する。
【００２５】
ＣＣＤ２１で光電変換された画像信号はプロセッサ４Ａ内の信号を増幅するプリアンプ２４、ゲインの自動調整を行うオートゲインコントロール（ＡＧＣ）回路２５、Ａ／Ｄ変換回路２６、切換を行うマルチプレクサ回路２７、画像を一時記憶する第１のフレームメモリ２８、第２のフレームメモリ２９、画像強調などの処理をする画像処理回路３０、画像表示の制御を行う画像表示制御回路３１、Ｄ／Ａ変換回路３２を経てモニタ５に出力される。
【００２６】
また、このプロセッサ４Ａはプリアンプ２４を通した信号に基づいて照明光絞り１２の開口量を制御する自動調光回路３３、蛍光内視鏡装置１Ａ全体の同期をとるタイミング制御回路３４を備えている。
【００２７】
また、レーザ治療用のレーザ光を発生するレーザ光源６にはレーザ光を導くレーザガイド３７が接続され、このレーザガイド３７は、電子内視鏡２Ａに設けた鉗子チャネル３６に挿入できる構造になっている。
【００２８】
また、プロセッサ４Ａのフロントパネル等には観察モード選択スイッチが設けてあり、この観察モード選択スイッチにより、可視光による通常の内視鏡画像で観察する通常観察モード、蛍光による蛍光画像で観察する蛍光観察モード、蛍光及び通常の内視鏡画像で観察する蛍光・通常観察モードを選択することができるようにしている。
【００２９】
つまり、観察モード選択スイッチにより選択を行うと、その指示はタイミング制御回路３４に入力され、このタイミング制御回路３４はモータ１５、１６及びマルチプレクサ２７の切換制御を行い、図９ないし図１１で示す各モードに対応した制御を行う。
【００３０】
例えば、通常観察モードを選択した場合には、タイミング制御回路３４は帯域制限回転フィルタ１１の可視光透過フィルタ１１ａが光路上に固定されるようにモータ１５の回転量を制御し、かつＲＧＢ回転フィルタ１３が毎秒３０回転するようにモータ１６の回転制御を行う。
【００３１】
また、この状態での照明、つまりＲ、Ｇ、Ｂの順次照明のもとでＣＣＤ２１での撮像により得られる画像信号をマルチプレクサ２７の切換を制御して第１のフレームメモリ２８又は第２のフレームメモリ２９に記憶されるようにする。
【００３２】
また、蛍光観察モードを選択した場合には、タイミング制御回路３４は帯域制限回転フィルタ１１の赤外光透過フィルタ１１ｂが光路上に固定されるようにモータ１５の回転量を制御し、かつＲＧＢ回転フィルタ１３が毎秒３０回転するようにモータ１６の回転制御を行う。
【００３３】
また、この状態での照明、つまり赤外光の照射のもとでＣＣＤ２１での撮像により得られる蛍光の画像信号をマルチプレクサ２７の切換を制御して第１のフレームメモリ２８又は第２のフレームメモリ２９に記憶されるようにする。
【００３４】
さらに蛍光・通常観察モードを選択した場合には、タイミング制御回路３４は帯域制限回転フィルタ１１を毎秒９０回転するようにモータ１５の回転を制御し、かつＲＧＢ回転フィルタ１３が毎秒３０回転するようにモータ１６の回転制御を行う。
【００３５】
また、この状態での照明、つまりＲ、赤外光、Ｇ、赤外光、Ｂ、赤外光の順次照射のもとでＣＣＤ２１での撮像により得られる赤、蛍光、緑、蛍光、青、蛍光の画像信号をマルチプレクサ２７の切換を制御して可視光の画像信号を第１のフレームメモリ２８に、蛍光の画像信号を第２のフレームメモリ２９に記憶されるように制御する。
【００３６】
本実施の形態では撮像手段の光路上に入射光量を制限するフィルタ絞り２２で形成した絞り手段を設け、このフィルタ絞り２２は可視光に対しては中央の小さな円形部分のみが可視光が透過できる開口となり、一方蛍光に対しては中央の小さな円形部分と、その外側のリング形状の開口部分とが蛍光が透過できる開口となるように可視光透過部２２ａと、可視光非透過部２２ｂとを形成して、可視光に対しては入射光量を大幅に絞り、深い被写界深度の画像が得られるようにすると共に、蛍光に対しては入射光量をあまり絞らないで、明るい画像が得られるようにしていることが特徴となっている。
【００３７】
次に、このように構成された蛍光内視鏡装置１Ａの動作について説明する。被検査体１９の体内には、癌などの病巣部に対して親和性をもち、赤外域の光で励起し、かつ赤外域で蛍光を発する蛍光物質として例えばＩＣＧ誘導体標識抗体が投与される。
【００３８】
このＩＣＧ誘導体標識抗体の場合は、７７０〜７８０ｎｍ付近の赤外光の照射で励起し、８１０〜８２０ｎｍ付近の赤外蛍光を発生する。従って、体内に励起光を照射すると病変部からは蛍光が多く発せられ、この蛍光を検出することにより病変の有無を確認できる。
【００３９】
光源装置３Ａのランプ１０は、キセノンランプであり、可視光領域及びＩＣＧ誘導体標識抗体の励起波長を含む波長帯域の光が放射される。ランプ１０から放射された光は帯域制限回転フィルタ１１に入射される。
【００４０】
この帯域制限回転フィルタ１１は、図２に示すように、円形のフィルタ板を２分して半分の領域が可視光透過フィルタ１１ａ、残りの半分の領域が赤外光透過フィルタ１１ｂの領域となっている。
【００４１】
この可視光透過フィルタ１１ａは、図３の実線の分光透過特性に示すように赤、緑、青を含む可視光領域を透過する帯域フィルタである。また、赤外光透過フィルタ１１ｂは、点線で示すようにＩＣＧ標識抗体を励起する波長帯域のみを透過し、蛍光の波長帯域等の光を遮断する帯域フィルタである。
【００４２】
この帯域制限回転フィルタ１１を通過した光は、照明光絞り１２により光量を調整され、ＲＧＢ回転フィルタ１３に入射される。
【００４３】
ＲＧＢ回転フィルタ１３は、図４に示すように、フィルタ板を３等分するようにＲフィルタ１３ａ、Ｇフィルタ１３ｂ、Ｂフィルタ１３ｃが配置されている。それぞれのフィルタの分光透過特性は、図５に示すように、赤、緑、青の波長領域の光の他に、ＩＣＧ誘導体標識抗体を励起する波長の光も透過する。
【００４４】
通常光観察時には、帯域制限回転フィルタ１１の可視光透過フィルタ１１ａが光路上に固定され、ＲＧＢ回転フィルタ１３は毎秒３０回転することにより、赤、緑、青の光が順次照射される（図９参照）。
【００４５】
蛍光観察時には帯域制限回転フィルタ１１の赤外光透過フィルタ１１ｂが光路上に固定され、ＲＧＢ回転フィルタ１３は毎秒３０回転することにより、励起光の波長帯域の赤外光が照射される（図１０参照）。
【００４６】
また、蛍光像と通常光像を同時観察する場合には、ＲＧＢ回転フィルタ１３は毎秒３０回転し、帯域制限回転フィルタ１１は毎秒９０回転することにより、赤、励起光、緑、励起光、青、励起光と順次照射される（図１１参照）。
【００４７】
このときタイミング制御回路３４は、ＲＧＢ回転フィルタ１３と帯域制限回転フィルタ１１が同期して回転するように制御する。
【００４８】
このＲＧＢ回転フィルタ１３を透過した光は、電子内視鏡２Ａのライトガイドファイバ８の入射端に入射され、このライトガイドファイバ８により伝送される。そして、ライトガイドファイバ８の先端面から被検査体１９に照射される。電子内視鏡２Ａや光源装置３Ａの光学系は、全て赤外域にも対応した設計になっている。被検査体１９では、照射光が生体組織により吸収、反射されると共に、病巣部からは投与した蛍光物質に起因する蛍光が発せられる。
【００４９】
被検査体１９からの反射光と蛍光は、光路上に配置されたフィルタ絞り２２、励起光カットフィルタ２３を経てＣＣＤ２１で撮像される。フィルタ絞り２２は、図６に示すように同心円状に中心から可視光透過部２２ａ、可視光非透過部２２ｂ、遮光部２２ｃから成っており、それぞれの分光透過特性は図７に示すようになっている。
【００５０】
可視光非透過部２２ｂは、可視光は透過せず、赤外の蛍光の波長帯域の光は透過する。従って、フィルタ絞り２２は、可視光に対しては可視光透過部２２ａのみが光を透過するので小さい開口量の絞りの役目をし、赤外蛍光に対しては可視光透過部２２ａと可視光非透過部２２ｂの双方が光を透過するので大きい開口量の絞りの役目をすることになる。
【００５１】
そのため、通常光（可視光）観察時には被写体深度が深くシャープな可視光の像がＣＣＤ２１上に形成され、蛍光観察時には、明るい蛍光の像がＣＣＤ２１上に形成される。可視光を用いた通常光観察時には、生体組織の色や形状から病変部を判別するのでシャープな画像を得る必要があるが、蛍光観察は存在診断であり、病変の有無が画像の明るさとして得られるだけなので、空間分解能の高いシャープな画像を得るよりも、より明るい画像を得ることが必要となり、本実施の形態はこれを満足している。
【００５２】
励起光カットフィルタ２３はＩＣＧ誘導体標識抗体の励起光成分を遮断し、蛍光成分と可視光成分を透過するように構成されており、その分光透過特性は図８に示すようになっている。
【００５３】
従って、ＣＣＤ２１では、ＲＧＢ回転フィルタ１３と帯域制限回転フィルタ１１の位置に応じて、赤、緑、青の可視光、あるいは赤外の蛍光を受光する。ＣＣＤ２１は、図示しないＣＣＤ駆動回路によってＲＧＢ回転フィルタ１３、帯域制限フィルタ１１の回転に同期して駆動され、帯域制限回転フィルタ１１の回転の有無に応じて毎秒１８０フレームあるいは毎秒９０フレームの画像を形成する（図９〜図１１参照）。
【００５４】
ＣＣＤ２１からの電気信号は、プロセッサ４Ａのプリアンプ２４に入力され、増幅された後、ＡＧＣ回路２５によりゲインの調整が行われる。その後、信号はＡ／Ｄ変換回路２６に入力され、アナログ信号からデジタル信号に変換される。このデジタル信号は、マルチプレクサ２７を介して第１のフレームメモリ２８又は第２のフレームメモリ２９に記憶される。
【００５５】
マルチプレクサ２７は、タイミング制御回路３４からの制御信号に基づき、帯域制限回転フィルタ１１の可視光透過フィルタ１１ａが挿入されているときに撮像された信号は第１のフレームメモリ２８に、赤外光透過フィルタ１１ｂが挿入されているときに撮像された信号は第２のフレームメモリ２９に信号を切り換えて入力されるようにする。
【００５６】
第１、第２のフレームメモリ２８、２９は、それぞれ図示しない３つのフレームメモリにより構成されており、ＲＧＢ回転フィルタ１３のＲフィルタ１３ａ挿入時、Ｇフィルタ１３ｂ挿入時、Ｂフィルタ１３ｃ挿入時のそれぞれの画像が記録される。
【００５７】
３つのフレームメモリは同時に読み出されることにより、時系列で送られてくる面順次画像の同時化が行われる。第１、第２のフレームメモリ２８、２９から出力された信号は画像処理回路３０に入力され、画像強調、ノイズ除去等の画像処理が行われ、さらに画像表示制御回路３１に入力され、蛍光画像、通常画像、文字情報の同時表示のための表示制御等が行われる。
【００５８】
画像表示制御回路３１から出力されたデジタル信号は、Ｄ／Ａ変換回路３２に入力され、アナログ信号に変換され、モニタ５に出力される。自動調光回路３３では、適度な明るさの照明光が得られるように、照明光絞り１２を制御する信号を送る。タイミング制御回路３４は、ＲＧＢ回転フィルタ１３、帯域制限フィルタ１１の回転、ＣＣＤ駆動、各種映像信号処理の同期をとる。
モニタ５上では、帯域制限回転フィルタ１１の位置に応じて通常光像、蛍光像、あるいはその双方を同時に観察することができる。
【００５９】
この場合、モニタ５の表示面に表示される通常光像は深い被写界深度を有するシャープな画像となり、一方蛍光像は明るい画像となるので、的確な診断する場合に役に立つ。
【００６０】
また、本実施の形態では通常光像及び蛍光像を同時に撮像できるので、蛍光像により得られる病変の可能性がある部分を通常光像でさらに確認する場合の位置決め等を簡単に行うことができる等のメリットがある。
【００６１】
レーザ治療を行うときには、レーザ光源６からレーザ光が発せられる。発せられたレーザ光は、レーザガイド３７を通じて患部に照射される。レーザ光源６は半導体レーザを用いたもので、波長はＩＣＧ誘導体標識抗体の励起波長に合わせてある。
【００６２】
従って、レーザ光の照射により蛍光像や通常光像が大きく乱れることはない。また、レーザ光がＩＣＧ誘導体標識抗体に吸収されるため効率よく患部を治療できる。
【００６３】
本実施の形態では、観察用光源手段として単一のランプを用いたが、例えば通常光観察用のハロゲンランプと蛍光物質励起用のレーザあるいは発光ダイオードのように２つ以上の光源を組み合わせてもよい。
【００６４】
また、蛍光物質励起用の照明光は、体外から照射するようにしてもよい。
また、励起光カットの機能はＣＣＤ２１の前面に設けるものに限らず、対物レンズ２０面やフィルタ絞り２２面に設けるようにしてもよい。
【００６５】
また、ＣＣＤ２１の位置は電子内視鏡２Ａの挿入部７の先端部１７に配置するものに限らず、プロセッサ４Ａ内部に設けてイメージガイドファイバで光を導くようにしてもよいし、光学式内視鏡に着脱可能なカメラヘッド内に配置してもよい。
【００６６】
また、ＣＣＤ２１の前面にイメージインテンシファイアを配して、感度を向上させてもよい。
また、フレームごとの処理の代わりに、フィールドごとに処理を行ってもよい。
【００６７】
本実施の形態は以下の効果を有する。
絞り部分において蛍光の透過する領域を可視光（通常光）が透過する領域に比べて大きくなる構成にしたので、蛍光が絞り部分を沢山通過でき、蛍光による画像はより明るく、通常光による画像はより深い被写体深度で観察することができるようになる。
【００６８】
（第２の実施の形態）
次に本発明の第２の実施の形態を説明する。
【００６９】
図１２ないし図１７は、本発明の第２の実施の形態に係り、図１２は、内視鏡装置の全体の構成を示すブロック図、図１３は並列回転フィルタの構成を示す説明図、図１４は並列回転フィルタの分光透過特性を示す説明図、図１５は液晶絞りの構成を示す説明図、図１６は積算処理回路の構成を示す説明図、図１７は第２の実施の形態の動作を示す説明図である。
【００７０】
本実施の形態の目的は蛍光ではより明るくノイズの少ない画像で観察でき、通常光ではより被写体深度が深くぶれが少ない画像で観察することができる蛍光内視鏡装置を提供することにある。
第２の実施の形態は、第１の実施の形態と類似の構成であるので、異なる点を中心に説明し、類似機能を持つ構成には同じ符号を付けその説明を省略する。
【００７１】
図１２に示す第２の実施の形態の蛍光内視鏡装置１Ｂは、図１の蛍光内視鏡装置１Ａにおいて、電子内視鏡２Ａにおけるフィルタ絞り２２の代わりに液晶を用いた液晶絞り３８を採用した電子内視鏡２Ｂと、また光源装置３Ａから帯域制限フィルタ１１を除去し、ＲＧＢ回転フィルタ１３の代わりに透過波長を制限する並列回転フィルタ３９を用いた光源装置３Ｂと、プロセッサ４Ａにおける第１のフレームメモリ２８及び第２のフレームメモリ２９の代わりにＲ用メモリ４１ａ，Ｇ用メモリ４１ｂ，Ｂ用メモリ４１ｃと、３つの積算処理回路４２とを設けたプロセッサ４Ｂとを用いている。
【００７２】
光源装置３Ｂにおける並列回転フィルタ３９はモータ４０により回転駆動され、このモータ４０はタイミング制御回路３４により回転速度が一定となるように制御される。この並列回転フィルタ３９は図１３に示すように外周側にはＲ、Ｇ、Ｂフィルタ３９ａ、３９ｂ、３９ｃ、内周側には３つのＩＲフィルタ３９ｄが分けて設けている。この並列回転フィルタ３９は回転軸と直交する方向に移動可能（図１２では上下方向）であり、通常観察時には光路中に外側のＲ、Ｇ、Ｂフィルタ３９ａ、３９ｂ、３９ｃが介装され、蛍光観察時には内側のＩＲフィルタ３９ｄが介装される。
【００７３】
これらＲ、Ｇ、Ｂフィルタ３９ａ、３９ｂ、３９ｃ及びＩＲフィルタ３９ｄの透過特性を図１４に示す。Ｒ、Ｇ、Ｂフィルタ３９ａ、３９ｂ、３９ｃはそれぞれ赤、緑、青の波長成分を透過し、ＩＲフィルタ３９ｄは、ＩＣＧ誘導体標識抗体の励起光成分を透過する特性を有する。
【００７４】
電子内視鏡２Ｂにおける対物レンズ２０とＣＣＤ２１との間の光路中に配置され、通過光量を制限する液晶絞り３８は、図１５に示すように同心円状に３つの部分に分かれて形成されている。
【００７５】
つまり、図１５に示すように同心円状に中心から開口部３８ａ、液晶板３８ｂ、遮光部３８ｃで構成されており、液晶板３８ｂへの印加電圧はタイミング制御回路３４によって制御される。
【００７６】
液晶板３８ｂは、電圧を印加した状態では光を通さず、電圧を印加しない状態では光を透過するという性質を有する。従って、電圧印加時には絞りは小さくなり、被写体深度が深く、シャープな像がＣＣＤ２１上に形成される。また、電圧を印加しない状態では絞りは大きくなり、明るい像がＣＣＤ２１上に形成される。
【００７７】
プロセッサ４Ｂは、図１と同様にプリアンプ２４、ＡＧＣ回路２５、Ａ／Ｄ変換回路２６、マルチプレクサ回路２７を有し、このマルチプレクサ回路２７で選択された信号はＲ用メモリＲ４１ａ、Ｇ用メモリＧ４１ｂ、Ｂ用メモリＢ４１ｃに入力される。
【００７８】
また、Ｒ用メモリＲ４１ａ、Ｇ用メモリＧ４１ｂ、Ｂ用メモリＢ４１ｃの出力信号はそれぞれ積算処理回路４２を経て画像処理回路３０に入力され、この画像処理回路３０の出力は図１と同様に画像表示制御回路３１、Ｄ／Ａ変換回路３２を経てモニタ５に出力されっる。
【００７９】
また、このプロセッサ４Ｂは自動調光回路３３、蛍光内視鏡装置１Ｂ全体の同期をとり、並列回転フィルタ３９の回転や液晶絞り３８や積算処理回路４２を制御するタイミング制御回路３４を備えている。
【００８０】
この積算処理回路４２は、図１６に示すように、係数の書き換えが可能な２つの乗算器４３、４６と、加算器４４とフレームメモリ４５により構成される。また、レーザ治療用のレーザ光を発生するレーザ光源６とレーザ光を導くレーザガイド３７が設けられている。
【００８１】
次に、このように構成されている蛍光内視鏡装置１Ｂの動作について説明する。
被検査体１９の体内には、予めインドシアニングリーン（ＩＣＧ）誘導体標識抗体のように、癌などの病巣部に対して親和性をもつ蛍光物質が投与されている。
【００８２】
光源装置３Ｂのランプ１０からは、可視光領域、及びＩＣＧ誘導体標識抗体の励起波長を含む波長帯域の光が放射される。ランプ１０から放射された光は、照明光絞り１２により光量が調整され、並列回転フィルタ３９を透過する。
【００８３】
この並列回転フィルタ３９を透過した光は、電子内視鏡２Ｂのライトガイドファイバ８の入射端に入射される。並列回転フィルタ３９は、図１３に示すように外周には可視光領域の赤、緑、青の光を透過するＲフィルタ３９ａ、Ｇフィルタ３９ｂ、Ｂフィルタ３９ｃが配置されており、内周には赤外領域の光を透過するＩＲフィルタ３９ｄが配置されている。
【００８４】
それぞれのフィルタの透過特性は、図１４に示すようになっており、ＩＲフィルタ３９ｄは、ＩＣＧ誘導体標識抗体の励起光成分を透過する。この並列回転フィルタ３９は、動作時には毎秒３０回転で回転する。また、並列回転フィルタ３９は回転軸と垂直方向に移動可能に設置されており、通常光観察時には外周のＲ、Ｇ、Ｂフィルタ３９ａ、３９ｂ、３９ｃが照明光路上に挿入されることにより、赤、緑、青の光が順次被写体に照射され、蛍光観察時には内周のＩＲフィルタ３９ｄが照明光路上に挿入されることにより、励起光の波長帯域の赤外光が照射される。
【００８５】
被検査体１９からの反射光と蛍光は、液晶絞り３８、励起光カットフィルタ２３を経てＣＣＤ２１で撮像される。液晶絞り３８は、図１５に示すように同心円状に中心から開口部３８ａ、液晶板３８ｂ、遮光部３８ｃで構成されており、液晶板３８ｂへの印加電圧はタイミング制御回路３４によって制御される。液晶板３８ｂは、電圧を印加した状態では光を通さず、電圧を印加しない状態では光を透過するという性質を有する。
【００８６】
そして、図１７に示すように、通常観察時には電圧が印加されて絞りは小さくなり、被写体深度が深くシャープな像がＣＣＤ２１上に形成される。また、蛍光観察時には電圧が印加されない状態で絞りは大きくなり、明るい像がＣＣＤ２１上に形成される。
【００８７】
励起光カットフィルタ２３はＩＣＧ誘導体標識抗体の励起光成分を遮断し、蛍光成分と可視光成分を透過するように構成されており、その分光透過特性は図８に示すようになっている。
【００８８】
従って、ＣＣＤ２１では、並列回転フィルタ３９の位置に応じて、赤、緑、青の可視光、あるいは赤外の蛍光が受光される。ＣＣＤ２１は、図示しないＣＣＤ駆動回路によって並列回転フィルタ３９の回転に同期して駆動され、通常光観察時には毎秒９０フレーム、蛍光観察時には毎秒３０フレームの画像を形成する（図１７参照）。
また、蛍光観察時には通常光観察時に比べてＣＣＤ２１の露光時間を長く（図１７では３倍）して、より明るい画像が得られるようにしている。
【００８９】
ＣＣＤ２１からの電気信号は、プロセッサ４Ｂのプリアンプ２４に入力され、増幅された後、ＡＧＣ回路２５によりゲインの調整が行われる。その後、信号はＡ／Ｄ変換回路２６に入力され、アナログ信号からデジタル信号に変換される。デジタル信号は、マルチプレクサ２７を介して３つのフレームメモリ、Ｒ用メモリＲ４１ａ、Ｇ用メモリＧ４１ｂ、Ｂ用メモリＢ４１ｃに記憶される。
【００９０】
マルチプレクサ２７は、タイミング制御回路３４からの制御信号に基づき、並列回転フィルタ３９のＲフィルタ３９ａ挿入時にはＲ用メモリＲ４１ａに、Ｇフィルタ３９ｂ又はＩＲフィルタ３９ｄ挿入時にはＧ用メモリＧ４１ｂに、Ｂフィルタ３９ｃ挿入時にはＢ用メモリＢ４１ｃに信号を切り替えて入力する。
【００９１】
３つのフレームメモリ４１ａ、４１ｂ、４１ｃの画像信号データは同時に読み出されることにより、時系列で送られてくる面順次画像の同時化が行われる。各フレームメモリ４１ａ、４１ｂ、４１ｃから出力されるデジタル信号は、積算処理回路４２によりノイズの除去と増幅が行われる。
【００９２】
積算処理回路４２は、図１６に示す巡回型フィルタの構成をしており、入力された画像信号は、乗算器４３によりｍ（１−ａ）倍にされた後、加算器４４に入力され、ａ倍にする乗算器４６の出力と加算される。この加算器４４の出力は、フレームメモリ４５に入力されると共に、画像処理回路３０に入力される。
【００９３】
フレームメモリ４５では、１フレーム分画像を遅延させて出力する。２つの乗算器４３、４６の係数はタイミング制御回路３４から出力される係数書き換え信号により書き換えることができる。
【００９４】
この巡回型フィルタにおいて、係数ｍは増幅率を表し係数ｍが大きいほど明るい画像が得られる。また、係数ａを大きくすると残像効果が大きくなり、画像のノイズは低減される。
【００９５】
本実施の形態では図１７に示すように通常観察時には係数ｍを１、蛍光観察時には２にして、蛍光の場合にはより明るい画像が得られるように設定している。また、係数ａは通常観察時には０．１、蛍光観察時には０．５にして、蛍光の場合にはよりノイズを軽減するようにしている。
なお、乗算器４３には、乗算結果のオーバーフロー防止のためのクリップ回路が組み込まれている。
【００９６】
積算処理回路４２から出力された信号は画像処理回路３０に入力され、画像強調等の画像処理が行われ、さらに画像表示制御回路３１に入力され、文字情報の表示のための表示制御等が行われる。画像表示制御回路３１から出力されたデジタル信号は、Ｄ／Ａ変換回路３２に入力され、アナログ信号に変換され、モニタ５に出力される。
【００９７】
自動調光回路３３では、適度な明るさの照明光が得られるように、照明光絞り１２を制御する信号を送る。タイミング制御回路３４は、並列回転フィルタ３９の回転、ＣＣＤ駆動、各種映像信号処理の同期をとると共に、並列回転フィルタ３９のフィルタの可視・赤外切り替えに応じて、液晶絞り３８の印加電圧と、乗算器４３、４６の係数を制御している。
【００９８】
可視光による通常光観察時には、液晶絞り３８に対しては電圧を印加して、絞りを小さくすることにより、被写体深度が深く、シャープな像を得る。また、乗算器４３、４６の係数としては、ｍ＝１、ａ＝０．１のように、速い動きにも対してもぶれが少ない係数が代入される。
【００９９】
赤外光による蛍光観察時には、液晶絞り３８に対しては電圧を印可せず、絞りを大きくすることにより、明るい像を得る。また、乗算器４３、４６の係数としては、ｍ＝２、ａ＝０．５のように、ノイズ低減効果が大きく増幅効果のある係数が代入される。
モニタ５上では、並列回転フィルタ３９の位置に応じて通常光像、又は蛍光像を観察することができる。
【０１００】
本実施の形態では、観察用光源手段として単一のランプを用いたが、例えば通常光観察用のハロゲンランプと蛍光物質励起用のレーザあるいは発光ダイオードのように２つ以上の光源を組み合わせてもよい。
また、蛍光物質励起用の照明光は、体外から照射するようにしてもよい。
また、ＣＣＤ２１の位置は挿入部７の先端部１７に配置するものに限らず、プロセッサ４Ｂ内部に設けてイメージガイドファイバで光を導くようにしてもよいし、光学式内視鏡に着脱可能なカメラヘッド内に配置してもよい。
また、ＣＣＤ２１の前面にイメージインテンシファイアを配して、感度を向上させてもよい。
【０１０１】
また、用いる絞りは液晶によるものに限らず、形状記憶合金を用いたものであってもよいし、機械的に遮光部材を出し入れするものであってもよい。
【０１０２】
本実施の形態は以下の効果を有する。
蛍光観察と通常光観察の切り替えに応じて絞りを制御する構成にしたので、蛍光観察時にはより明るい画像で、通常光観察時にはより深い被写体深度の画像で観察することができる。
【０１０３】
また、蛍光観察と通常光観察の切り替えに応じて巡回型フィルタの係数を変更する構成にしたので、蛍光は少ないノイズで、通常光は速い動きに対応して観察することができる。
【０１０４】
また、蛍光観察と通常光観察の切り替えに応じて、ＣＣＤ２１の露光時間を変更する構成にしたので、微弱な蛍光をより明るく観察することができる。
【０１０５】
（第３の実施の形態）
次に第３の実施の形態を説明する。図１８ないし図２１は、本発明の第３の実施の形態に係り、図１８は、第３の実施の形態の蛍光内視鏡装置の全体の構成を示すブロック図、図１９は通常光観察時の動作を示す説明図、図２０は蛍光観察時の動作を示す説明図、図２１は通常光・蛍光同時観察時の動作を示す説明図である。
【０１０６】
本実施の形態の目的は蛍光と通常光の双方を適当な明るさで観察することができる蛍光内視鏡装置を提供することにある。
本実施の形態は、第１の実施の形態と類似の構成であるので、異なる点を中心に説明し、類似機能を持つ構成には同じ符号を付け、その説明は省略する。
【０１０７】
第３の実施の蛍光内視鏡装置１Ｃは、図１の蛍光内視鏡装置１Ａにおいて、電子内視鏡１ＡおけるＣＣＤ２１の代わりに内部で増幅率が可変なＣＣＤ５１を採用し、かつフィルタ絞り２２の代わりに通過光量を制限する絞り５２を採用した電子内視鏡２Ｃと、光源装置３Ａにおいてランプ１０の発光を制御するランプ発光制御回路５３を設けた光源装置３Ｃと、プロセッサ４ＡにおいてＣＣＤ５１を制御するＣＣＤ駆動回路５４を設けたプロセッサ４Ｃを有する。
【０１０８】
光源装置３Ｃは図１と同様に光を放射するランプ１０と、照明光路上に設けられ透過波長を制限する帯域制限回転フィルタ１１と、光量を制限する照明光絞り１２と透過波長を制限するＲＧＢ回転フィルタ１３と、コンデンサレンズ１４とを有し、さらにランプ１０の発光を制御するランプ発光制御回路５３を備えている。
【０１０９】
帯域制限回転フィルタ１１は図２で示したように、可視光透過フィルタ１１ａと赤外光透過フィルタ１１ｂによって２分されている。ＲＧＢ回転フィルタ１３は、図４で示したようにＲ、Ｇ、Ｂフィルタ１３ａ、１３ｂ、１３ｃに３分されている。
【０１１０】
また、電子内視鏡２Ｃは、照明光を伝送するライトガイドファイバ８と、この先端面に対向して配置された照明レンズ１８と、通過光量を制限する絞り５２と、励起光を除去する励起光カットフィルタ２３と、内部で増幅率が可変なＣＣＤ５１とを有する。
【０１１１】
また、プロセッサ４Ｃは、プリアンプ２４、ＡＧＣ回路２５、Ａ／Ｄ変換回路２６、マルチプレクサ回路２７、第１のフレームメモリ２８、第２のフレームメモリ２９、画像強調などの処理をする画像処理回路３０、画像表示制御回路３１、Ｄ／Ａ変換回路３２、照明光絞り１２を制御する自動調光回路３３、蛍光内視鏡装置１Ｃ全体の同期をとるタイミング制御回路３４、ＣＣＤ５１を制御するＣＣＤ駆動回路５４を備えている。
【０１１２】
また、レーザ治療用のレーザ光を発生するレーザ光源６とレーザ光を導くレーザガイド３７が設けられている。
【０１１３】
次に、このように構成されている内視鏡装置１Ｃの動作について説明する。
被検査体１９の体内には、予めインドシアニングリーン（ＩＣＧ）誘導体標識抗体のように、癌などの病巣部に対して親和性をもつ蛍光物質が投与されている。
【０１１４】
光源装置３Ｃのランプ１０からは、可視光領域、及びＩＣＧ誘導体標識抗体の励起波長を含む波長帯域の光が放射される。ランプ１０から放射された光は帯域制限回転フィルタ１１、照明光絞り１２を通過し、ＲＧＢ回転フィルタ１３を透過する。ＲＧＢ回転フィルタ１３を透過した光は、電子内視鏡２Ｃのライトガイドファイバ８に入射される。
【０１１５】
帯域制限回転フィルタ１１は、図２に示す構成をしており、その分光透過特性は図３に示すようになっている。ＲＧＢ回転フィルタ１３は、図４に示す構成をしており、その分光透過特性は、図５に示すようになっている。
【０１１６】
通常光観察時には、図１９に示すようにランプ発光制御回路５３は例えば１８Ａのランプ電流をパルス状に供給し、ランプ１０はＲＧＢ回転フィルタ１３の回転に同期して発光する。
【０１１７】
また、帯域制限回転フィルタ１１の可視光透過フィルタ１１ａが光路上に固定され、ＲＧＢ回転フィルタ１３は毎秒３０回転することにより、赤、緑、青の光が順次照射される（図１９参照）。
【０１１８】
蛍光観察時には、ランプ発光制御回路５３は図２０に示すように２１Ａの電流をパルス状に供給し、ランプ１０はＲＧＢ回転フィルタ１３の回転に同期して発光する。
【０１１９】
また、帯域制限回転フィルタ１１の赤外光透過フィルタ１１ｂが光路上に固定され、ＲＧＢ回転フィルタ１３は毎秒３０回転することにより、励起光の波長帯域の赤外光が照射される（図２０参照）。
【０１２０】
蛍光像・通常光像同時観察時には、図２１に示すようにランプ発光制御回路５３は帯域制限回転フィルタ１１の位置に応じて２１Ａ又は１８Ａの電流をパルス状に供給し、ランプ１０はＲＧＢ回転フィルタ１３の回転に同期して発光する。
このＲＧＢ回転フィルタ１３は毎秒３０回転し、帯域制限回転フィルタ１１は毎秒９０回転することにより、赤、励起光、緑、励起光、青、励起光と順次照射される（図２１参照）。
【０１２１】
このときタイミング制御回路３４は、ＲＧＢ回転フィルタ１３と帯域制限回転フィルタ１１が同期して回転するように制御すると共に、ランプ発光制御回路５３が帯域制限回転フィルタ１１の切り替えに応じて所定の電流をランプに供給するように制御する。
【０１２２】
このように、蛍光観察時には通常光観察時に比べて高いランプ電流を供給することにより、蛍光の発光強度を増すことができ、明るい蛍光像を得ることができる。
【０１２３】
被検査体１９からの反射光と蛍光は、光量を制限する絞り５２、励起光カットフィルタ２３を経てＣＣＤ５１で撮像される。励起光カットフィルタ２３はＩＣＧ誘導体標識抗体の励起光成分を遮断し、蛍光成分と可視光成分を透過するように構成されており、その分光透過特性は図８に示すようになっている。従って、ＣＣＤ５１では、ＲＧＢ回転フィルタ１３と帯域制限回転フィルタ１１の位置に応じて、赤、緑、青の可視光、あるいは赤外の蛍光を受光する。
【０１２４】
本実施の形態で用いられるＣＣＤ５１は、アバランシェ効果を利用してＣＣＤ５１内部で高い増幅率を得ることができ、その増幅率は転送クロックの振幅により制御される。増幅がＣＣＤ５１内部で行われるので外部からのノイズの影響が少なく、転送クロックの振幅を大きくして増幅率を高くすることにより、微弱な光でも明るく観察することができる。
【０１２５】
ＣＣＤ５１は、ＣＣＤ駆動回路５４によって回転フィルタ１１、１３の回転に同期して駆動され、帯域制限回転フィルタ１１の回転の有無に応じて毎秒１８０フレームあるいは毎秒９０フレームの画像を形成する。帯域制限回転フィルタ１１の可視光透過フィルタ１１ａ挿入（通常光観察時）時には、ＣＣＤ駆動回路５４は転送クロックの振幅を小さくして、ＣＣＤ５１での増幅率を低くする（図１９、図２１参照）。
【０１２６】
通常光による観察では比較的明るい画像が得られるので、低い増幅率で差し支えない。赤外光透過フィルタ１１ｂ挿入（蛍光観察）時には、転送クロックの振幅を大きくしてＣＣＤ５１での増幅率を高くする（図２０、図２１参照）。
増幅率を高くすることにより、微弱な蛍光も十分な明るさで観察することができる。
【０１２７】
ＣＣＤ５１からの電気信号は、プロセッサ４Ｃのプリアンプ２４に入力されて増幅され、ＡＧＣ回路２５によりゲインの調整が行われる。その後、信号はＡ／Ｄ変換回路２６に入力され、アナログ信号からデジタル信号に変換される。
【０１２８】
デジタル信号は、マルチプレクサ２７を介して第１のフレームメモリ２８又は第２のフレームメモリ２９に記憶される。マルチプレクサ２７は、タイミング制御回路３４からの制御信号に基づき、帯域制限回転フィルタ１１の可視光透過フィルタ１１ａが挿入されているときには第１のフレームメモリ２８に、赤外光透過フィルタ１１ｂが挿入されているときには第２のフレームメモリ２９に信号を切り替えて入力する。
【０１２９】
第１、第２のフレームメモリ２８、２９から出力された信号は画像処理回路３０に入力され、画像強調、ノイズ除去等の画像処理が行われ、さらに画像表示制御回路３１に入力され、蛍光画像、通常画像、文字情報の同時表示のための表示制御等が行われる。
【０１３０】
画像表示制御回路３１から出力されたデジタル信号は、Ｄ／Ａ変換回路３２に入力され、アナログ信号に変換され、モニタ５に出力される。自動調光回路３３では、適度な明るさの照明光が得られるように、照明光絞り１２を制御する信号を送る。タイミング制御回路３４は、回転フィルタの回転、ＣＣＤ駆動、各種映像信号処理、ランプ発光の同期をとり制御する。
【０１３１】
モニタ５上では、帯域制限回転フィルタ１１の位置に応じて通常光像、蛍光像、あるいはその双方を同時に観察することができる。
本実施の形態では、観察用光源手段として単一のランプ１０を用いたが、例えば通常光観察用のハロゲンランプと蛍光物質励起用のレーザあるいは発光ダイオードのように２つ以上の光源を組み合わせてもよい。
【０１３２】
また、蛍光物質励起用の照明光は、体外から照射するようにしてもよい。
また、照明光の光量を制御する手段は、ランプ電流を変化させるものに限らず、照明光絞りの開きを制御してもよいし、照明光路上に光量制限用のフィルタを挿入するものでもよい。
【０１３３】
また、ＣＣＤ５１の位置は挿入部７の先端部１７に配置するものに限らず、プロセッサ４Ｃ内部に設けてイメージガイドファイバで光を導くようにしてもよいし、光学式内視鏡に着脱可能なカメラヘッド内に配置してもよい。
又、フレームごとの処理の代わりにフィールドごとに処理を行ってもよい。
【０１３４】
本実施の形態は以下の効果を有する。
蛍光観察と通常光観察の切り替えに応じてランプ光量とＣＣＤ５１の増幅率を制御する構成にしたので、蛍光像と通常観察像の明るさが著しく異なることが無く、蛍光と通常光の双方を適当な明るさで観察することができる。
【０１３５】
（第４の実施の形態）
次に本発明の第４の実施の形態を説明する。図２２ないし図２７は、本発明の第４の実施の形態に係り、図２２は第４の実施の形態の蛍光内視鏡装置の全体の構成を示すブロック図、図２３はＲＧＢ回転フィルタの構成を示す説明図、図２４はＲＧＢ回転フィルタの分光透過特性を示す説明図、図２５は通常光観察時の動作を示す説明図、図２６は蛍光観察時の動作を示す説明図、図２７は通常光・蛍光同時観察時の動作を示す説明図である。
【０１３６】
本実施の形態の目的は赤外蛍光観察時に外部から漏れてくる光を除去し、ノイズの少ない蛍光画像を得ることができる蛍光内視鏡装置を提供することにある。
本実施の形態は、第１の実施の形態と類似の構成であるので、異なる点を中心に説明し、類似機能を持つ構成には同じ符号を付け、その説明は省略する。
【０１３７】
図２２に示す第４の実施の形態の蛍光内視鏡装置１Ｄは、図１の蛍光内視鏡装置１Ａにおいて、電子内視鏡２Ａにおいてフィルタ絞り２２の代わりに絞り５２が採用された電子内視鏡２Ｄと、プロセッサ４Ａにおいてマルチプレクサ２７の出力端には第１のフレームメモリ２８及び第２のフレームメモリ２９の代わりにＲ用メモリ４１ａ，Ｇ用メモリ４１ｂ，Ｂ用メモリ４１ｃと、さらにＲ′用メモリ６１ａ，Ｇ′用メモリ６１ｂ，Ｂ′用メモリ６１ｃと、２つの減算器６２、６３、加算器６４及び積算処理回路４２とが設けられたプロセッサ４Ｄと、光源装置３ＡにおいてＲＧＢ回転フィルタ１３とは特性の異なるＲＧＢ回転フィルタ６５を用いた光源装置３Ｄとを有する。
【０１３８】
図１と同様に光源装置３Ｄは、光を放射するランプ１０と、照明光路上に設けられ透過波長を制限する帯域制限回転フィルタ１１と、光量を制限する照明光絞り１２と共に、図１のＲＧＢ回転フィルタ１３とは特性が異なる透過波長を制限するＲＧＢ回転フィルタ６５とを備えている。
【０１３９】
帯域制限回転フィルタ１１は図２で示したように、可視光透過フィルタ１１ａと赤外光透過フィルタ１１ｂによって２分されている。ＲＧＢ回転フィルタ６５は、図２３に示すようにＲ、Ｇ、Ｂフィルタ６５ａ、６５ｂ、６５ｃに３分されている。電子内視鏡２Ｄは、照明光を伝送するライトガイドファイバ８と、撮像手段に入射される光量を制限する絞り５２と、励起光を除去する励起光カットフィルタ２３と、ＣＣＤ２１とを有する。
【０１４０】
プロセッサ４Ｄは、プリアンプ２４、ＡＧＣ回路２５、Ａ／Ｄ変換回路２６、マルチプレクサ回路２７、Ｒ用メモリ４１ａ、Ｇ用メモリＧ４１ｂ、Ｂ用メモリＢ４１ｃ、Ｒ′用メモリ６１ａ、Ｇ′用メモリ６１ｂ、Ｂ′用メモリ６１ｃ、２つの減算器６２、６３、加算器６４、積算処理回路４２、画像処理回路３０、画像表示制御回路３１、Ｄ／Ａ変換回路３２、照明光絞り１２を制御する自動調光回路３３、蛍光内視鏡装置１Ｄ全体の同期をとるタイミング制御回路３４を備えている。
また、レーザ治療用のレーザ光を発生するレーザ光源６とレーザ光を導くレーザガイド３７が設けられている。
【０１４１】
次に、このように構成されている蛍光内視鏡装置１Ｄの動作について説明する。
被検査体１９の体内には、予めインドシアニングリーン（ＩＣＧ）誘導体標識抗体のように、癌などの病巣部に対して親和性をもつ蛍光物質が投与されている。
【０１４２】
光源装置３Ｄのランプ１０からは、可視光領域、及びＩＣＧ誘導体標識抗体の励起波長を含む波長帯域の光が放射される。ランプ１０から放射された光は帯域制限回転フィルタ１１、照明光絞り１２を通過し、ＲＧＢ回転フィルタ６５を透過する。
【０１４３】
ＲＧＢ回転フィルタ６５を透過した光は、電子内視鏡２Ｄのライトガイドファイバ８に入射される。帯域制限回転フィルタ１１は、図２に示した構成をしており、その分光透過特性は図３に示すようになっている。ＲＧＢ回転フィルタ６５は、図２３に示す構成をしており、その分光透過特性は、図２４に示すようになっている。
【０１４４】
つまり、Ｒフィルタ６５ａとＧフィルタ６５ｂは赤外のＩＣＧ誘導体標識抗体の励起光成分を透過するが、Ｂフィルタ６５ｃは励起光成分は透過しない。従って、帯域制限回転フィルタ１１の赤外光透過フィルタ１１ｂが照明光路に挿入されているときに、Ｒフィルタ６５ａかＧフィルタ６５ｂが挿入されていれば励起光成分が照射されるが、Ｂフィルタ６５ｃが挿入されていれば光は照射されない。
【０１４５】
通常光観察時には、帯域制限回転フィルタ１１の可視光透過フィルタ１１ａが光路上に固定され、ＲＧＢ回転フィルタ６５は毎秒３０回転することにより、赤、緑、青の光が順次照射される（図２５参照）。
【０１４６】
蛍光観察時には、帯域制限回転フィルタ１１の赤外光透過フィルタ１１ｂが光路上に固定され、ＲＧＢ回転フィルタ６５は毎秒３０回転することにより、励起光の波長帯域の赤外光が間欠的に照射される（図２６参照）。
【０１４７】
蛍光像・通常光像同時観察時には、ＲＧＢ回転フィルタ６５は毎秒３０回転し、帯域制限回転フィルタ１１は毎秒９０回転することにより、赤、励起光、緑、励起光、青、遮光の順で照射される（図２７参照）。
このときタイミング制御回路３４は、ＲＧＢ回転フィルタ６５と帯域制限回転フィルタ１１が同期して回転するように制御する。
【０１４８】
被検査体１９からの反射光と蛍光は、光量を制限する絞り５２、励起光カットフィルタ２３を経てＣＣＤ２１で撮像される。励起光カットフィルタ２３はＩＣＧ誘導体標識抗体の励起光成分を遮断し、蛍光成分と可視光成分を透過するように構成されており、その分光透過特性は図８に示すようになっている。
【０１４９】
従って、ＣＣＤ２１では、ＲＧＢ回転フィルタ６５と帯域制限回転フィルタ１１の位置に応じて、赤、緑、青の可視光、赤外の蛍光、あるいは体外から漏れてくるノイズ（雑音）成分の光を受光する（図２５〜図２７参照）。
【０１５０】
ＣＣＤ２１は、図示しないＣＣＤ駆動回路によって回転フィルタ１１、６５の回転に同期して駆動され、帯域制限回転フィルタ１１の回転の有無に応じて毎秒１８０フレームあるいは毎秒９０フレームの画像を形成する。
【０１５１】
ＣＣＤ２１からの電気信号は、プロセッサ４Ｄのプリアンプ２４に入力されて増幅され、ＡＧＣ回路２５によりゲインの調整が行われる。その後、信号はＡ／Ｄ変換回路２６に入力され、アナログ信号からデジタル信号に変換される。
【０１５２】
デジタル信号は、マルチプレクサ２７を介して６つのフレームメモリ４１ａ〜４１ｃ、６１ａ〜６１ｃのいずれかに記憶される。マルチプレクサ２７は、タイミング制御回路３４からの制御信号に基づき、画像を記憶するメモリを選択する。
【０１５３】
帯域制限回転フィルタ１１の可視光透過フィルタ１１ａが照明光路上に挿入されているときには、ＲＧＢ回転フィルタ６５の位置に応じて、Ｒ用メモリ４１ａ、Ｇ用メモリ４１ｂ、Ｂ用メモリ４１ｃに画像信号を記憶する。すなわち、Ｒ用メモリ４１ａには赤で照射時の画像が、Ｇ用メモリ４１ｂには緑で照射時の画像が、Ｂ用メモリ４１ｃには青で照射時の画像が記憶される。
【０１５４】
赤外光透過フィルタ１１ｂが照明光路上に挿入されているときにはＲＧＢ回転フィルタ６５の位置に応じて、Ｒ′用メモリ６１ａ、Ｇ′用メモリ６１ｂ、Ｂ′用メモリ６１ｃに画像信号を記憶する。すなわち、Ｒ′用メモリ６１ａ、Ｇ′用メモリ６１ｂには蛍光画像が、Ｂ′用メモリ６１ｃには照明光がない状態での画像（背景画像）が記憶される。
【０１５５】
この背景画像は、体外から漏れて入ってくる光によるノイズ、及び機器に固有の定常ノイズを表す。これらの背景ノイズ成分は、通常観察時にはあまり問題にならないが、微弱な蛍光を観察する時には大きな問題となる。
【０１５６】
特に近赤外域の光はヘモグロビンや水の吸収が少ないために生体組織への透過性が良く、ＩＣＧ誘導体標識抗体のような近赤外域の蛍光観察の場合は被検者外部からの漏れ光の混入が問題となる。
【０１５７】
２つの減算器６２、６３では、蛍光画像から背景画像を減算するので、これらの背景ノイズ成分は除去される。背景ノイズ成分の除去された２つの蛍光画像は、加算器６４で加算され、加算された信号は、図１６に示す構成の積算処理回路４２に入力され、時間的に非定常なノイズ成分の除去が行われる。
【０１５８】
Ｒ用メモリ４１ａ、Ｇ用メモリ４１ｂ、Ｂ用メモリ４１ｃ及び積算処理回路４２から出力された信号は画像処理回路３０に入力され、画像強調、ノイズ除去等の画像処理が行われ、さらに画像表示制御回路３１に入力され、蛍光画像、通常画像、文字情報の同時表示のための表示制御等が行われる。
【０１５９】
画像表示制御回路３１から出力されたデジタル信号は、Ｄ／Ａ変換回路３２に入力され、アナログ信号に変換され、モニタ５に出力される。自動調光回路３３では、適度な明るさの照明光が得られるように、照明光絞り１２を制御する信号を送る。タイミング制御回路３４は、回転フィルタの回転、ＣＣＤ駆動、各種映像信号処理の同期をとり制御する。
【０１６０】
モニタ５上では、帯域制限回転フィルタ１１の位置に応じて通常光像、蛍光像、あるいはその双方を同時に観察することができる。
本実施の形態では、観察用光源手段として単一のランプ１０を用いたが、例えば通常光観察用のハロゲンランプと蛍光物質励起用のレーザあるいは発光ダイオードのように２つ以上の光源を組み合わせてもよい。
【０１６１】
また、蛍光物質励起用の照明光は、体外から照射するようにしてもよい。
また、ＣＣＤ２１の位置は挿入部７の先端部１７に配置するものに限らず、プロセッサ４Ｄ内部に設けてイメージガイドファイバで光を導くようにしてもよいし、光学式内視鏡に着脱可能なカメラヘッド内に配置してもよい。
また、フレームごとの処理の代わりにフィールドごとに処理を行ってもよい。
本実施の形態は以下の効果を有する。
励起光照射時の蛍光像と光を照射しないときの背景像との差をとる構成にしたので、外部からの漏れ光によるノイズの少ない蛍光画像を得ることができる。
なお、上述の複数の実施の形態を部分的に組み合わせる等して構成される実施の形態なども本発明に属する。
【０１６２】
［付記］
１．蛍光物質を被検査対象物に投与して診断を行う装置において、
前記蛍光物質の励起波長を含む第１の波長帯域の光と可視光を含む第２の波長帯域の光を前記被検査対象物に照射する光源手段と、
前記被検査対象物の可視光像と前記蛍光物質の蛍光像を撮像する撮像手段と、
前記被検査対象物と前記撮像手段との光路上に挿入された絞り手段とを有し、
前記絞り手段は可視光を透過する可視光透過部と可視光を透過せず前記蛍光物質の蛍光の波長帯域の光を透過し、前記可視光透過部より透過領域が大きい可視光非透過部を有することを特徴とした蛍光内視鏡装置。
【０１６３】
（付記１、付記２の目的）蛍光観察時にはより明るく、通常光観察時にはより深い被写体深度で観察することができる蛍光内視鏡装置を提供すること。
（付記１の作用）絞り部分において蛍光の透過する領域を可視光（通常光）が透過する領域に比べて大きくなる構成にしたので、蛍光が絞り部分を沢山通過でき、蛍光はより明るく、通常光はより深い被写体深度で観察することができる。
【０１６４】
２．蛍光物質から放射される蛍光を観察して診断を行う蛍光内視鏡装置において、
前記蛍光物質の励起波長を含む第１の波長帯域の光と可視光を含む第２の波長帯域の光を前記被検査対象物に選択的に照射する光源手段と、
前記第１の波長帯域の光と前記第２の波長帯域の光を切り替える切り替え手段と、
前記被検査対象物の可視光像と前記蛍光物質の蛍光像を撮像する撮像手段と、
前記被検査対象物と前記撮像手段との光路上に挿入された可変絞り手段と、
前記切り替え手段の切り替えに応じて前記可変絞り手段を制御することを特徴とした蛍光内視鏡装置。
【０１６５】
（付記２の作用）蛍光観察と通常光観察の切り替えに応じて絞りを制御する構成にしたので、蛍光観察時には絞りを大きくし通常光観察時には絞りを小さくすることにより、蛍光はより明るく、通常光はより深い被写体深度で観察することができる。
【０１６６】
３．蛍光物質から放射される蛍光を観察して診断を行う蛍光内視鏡装置において、
前記蛍光物質の励起波長を含む第１の波長帯域の光と可視光を含む第２の波長帯域の光を前記被検査対象物に選択的に照射する光源手段と、
前記第１の波長帯域の光と前記第２の波長帯域の光を切り替える切り替え手段と、
前記被検査対象物の可視光像と前記蛍光物質の蛍光像を撮像する撮像手段と、
前記撮像手段により得られる撮像信号を積分する積分手段と、
前記切り替え手段の切り替えに応じて前記積分手段を制御することを特徴とした蛍光内視鏡装置。
【０１６７】
（付記３の目的）蛍光観察時にはより少ないノイズで、通常光観察時には速い動きに対応して観察することができる蛍光内視鏡装置を提供すること。
（付記３の作用）蛍光観察と通常光観察の切り替えに応じて積分手段を制御する構成にしたので、蛍光は少ないノイズで、通常光は速い動きに対応して観察することができる。
【０１６８】
４．蛍光物質から放射される蛍光を観察して診断を行う蛍光内視鏡装置において、
前記蛍光物質の励起波長を含む第１の波長帯域の光と可視光を含む第２の波長帯域の光を前記被検査対象物に選択的に照射する光源手段と、
前記光源手段の光量を制御する光量制御手段と、
前記第１の波長帯域の光と前記第２の波長帯域の光を切り替える切り替え手段と、
前記被検査対象物の可視光像と前記蛍光物質の蛍光像を撮像する撮像手段と、
前記切り替え手段の切り替えに応じて前記光量制御手段を制御することを特徴とした蛍光内視鏡装置。
【０１６９】
（付記４、付記５の目的）通常光と蛍光の双方を適当な明るさで観察することできる蛍光内視鏡装置を提供すること。
（付記４の作用）蛍光観察と通常光観察の切り替えに応じて光量を制御する構成にしたので、蛍光と通常光の双方を適当な明るさで観察することができる。
【０１７０】
５．蛍光物質から放射される蛍光を観察して診断を行う蛍光内視鏡装置において、
前記蛍光物質の励起波長を含む第１の波長帯域の光と可視光を含む第２の波長帯域の光を前記被検査対象物に選択的に照射する光源手段と、
前記第１の波長帯域の光と前記第２の波長帯域の光を切り替える切り替え手段と、
前記被検査対象物の可視光像と前記蛍光物質の蛍光像を撮像する撮像手段と、
前記撮像手段により得られる撮像信号を増幅する増幅手段と、
前記切り替え手段の切り替えに応じて前記増幅手段を制御することを特徴とした蛍光内視鏡装置。
（付記５の作用）蛍光観察と通常光観察の切り替えに応じて増幅器を制御する構成にしたので、蛍光と通常光の双方を適当な明るさで観察することができる。
【０１７１】
６．蛍光物質を被検査対象物に投与して診断を行う蛍光内視鏡装置において、
前記被検査対象物に間欠的に光を照射する光源手段と、
前記光源手段から光が照射されているときの前記被検査対象物からの蛍光像と前記光源手段から光が照射されていないときの前記被検査対象物からの背景像を撮像する撮像手段と、
前記蛍光像と前記背景像との差を算出する減算手段とを有することを特徴とした赤外蛍光内視鏡装置。
【０１７２】
（付記６の目的）赤外蛍光観察時に外部から漏れてくる光を除去し、ノイズの少ない蛍光画像を得ることができる蛍光内視鏡装置を提供すること。
（付記６の作用）蛍光像と光を照射しないときの背景像の差をとる構成にしたので、ノイズの少ない蛍光画像を得ることができる。
【０１７３】
【発明の効果】
以上説明したように本発明によれば、蛍光物質を被検査対象物に投与して診断を行う蛍光内視鏡装置において、
前記蛍光物質の励起波長を含む第１の波長帯域の光と可視光を含む第２の波長帯域の光を前記被検査対象物に照射する光源手段と、
前記被検査対象物の可視光像と前記蛍光物質の蛍光像を撮像する撮像手段と、
前記被検査対象物と前記撮像手段との光路上に挿入された絞り手段と、
を有し、前記絞り手段は可視光を透過する可視光透過部と可視光を透過せず前記蛍光物質の蛍光の波長帯域の光を透過し、前記可視光透過部より透過領域が大きい可視光非透過部を有する構成にしているので、可視光は絞り手段によって多く絞られて、可視光により撮像される画像は深い被写体深度の画像となり、蛍光は絞り手段により可視光の場合よりも絞られないで透過し、従って蛍光による画像はより明るい診断に適した画像が得られる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の第１の実施の形態の蛍光内視鏡装置の全体構成図。
【図２】帯域制限回転フィルタの構成図。
【図３】帯域制限回転フィルタの分光透過特性を示す特性図。
【図４】ＲＧＢ回転フィルタの構成図。
【図５】ＲＧＢ回転フィルタの分光透過特性を示す特性図。
【図６】フィルタ絞りの構成図。
【図７】フィルタ絞りの分光透過特性を示す特性図。
【図８】励起光カットフィルタの分光透過特性を示す特性図。
【図９】通常光観察時の動作説明図。
【図１０】蛍光観察時の動作説明図。
【図１１】通常光・蛍光同時観察時の動作説明図。
【図１２】本発明の第２の実施の形態の蛍光内視鏡装置の全体構成図。
【図１３】並列回転フィルタの構成図。
【図１４】並列回転フィルタの分光透過特性を示す特性図。
【図１５】液晶絞りの構成図。
【図１６】積算処理回路の構成図。
【図１７】第２の実施の形態の動作説明図。
【図１８】本発明の第３の実施の形態の蛍光内視鏡装置の全体構成図。
【図１９】通常光観察時の動作説明図。
【図２０】蛍光観察時の動作説明図。
【図２１】通常光・蛍光同時観察時の動作説明図。
【図２２】本発明の第４の実施の形態の蛍光内視鏡装置の全体構成図。
【図２３】ＲＧＢ回転フィルタの構成図。
【図２４】ＲＧＢ回転フィルタの分光透過特性を示す特性図。
【図２５】通常光観察時の動作説明図。
【図２６】蛍光観察時の動作説明図。
【図２７】通常光・蛍光同時観察時の動作説明図。
【符号の説明】
１Ａ…蛍光内視鏡装置
２Ａ…電子内視鏡
３Ａ…光源装置
４Ａ…プロセッサ
５…モニタ
６…レーザ光源
７…挿入部
８…ライトガイドファイバ
１０…ランプ
１１…帯域制限回転フィルタ
１１ａ…可視光透過フィルタ
１１ｂ…赤外光透過フィルタ
１２…照明光絞り
１３…ＲＧＢ回転フィルタ
１５，１６…モータ
２１…ＣＣＤ
２２…フィルタ絞り
２２ａ…可視光透過部
２２ｂ…可視光非透過部
２２ｃ…遮光部
２３…励起光カットフィルタ
２４…プリアンプ
２５…ＡＧＣ回路
２６…Ａ／Ｄ変換回路
２７…マルチプレクサ
２８，２９…フレームメモリ
３０…画像処理回路
３１…画像表示制御回路
３２…Ｄ／Ａ変換回路
３３…自動調光回路
３４…タイミング制御回路
代理人弁理士伊藤進[0001]
[Industrial application fields]
The present invention relates to a fluorescence endoscope apparatus capable of observing fluorescence from a site such as an affected area.
[0002]
[Prior art]
In recent years, by inserting an insertion part into a body cavity, the gastrointestinal tract of the esophagus, stomach, small intestine, large intestine, etc. and the trachea of the lung, etc. can be observed, or a treatment instrument inserted into the treatment instrument channel as necessary Endoscopes that can perform various treatments are used. In particular, an electronic endoscope using an electronic imaging device such as a charge coupled device (CCD) is widely used because an image can be displayed on a monitor and an operator who operates the endoscope has less fatigue.
[0003]
By the way, recently, a diagnostic method that obtains a fluorescent image by administering a fluorescent substance into the body of an examination subject in advance and irradiating excitation light that excites the fluorescent substance has attracted attention. In particular, an apparatus capable of observing both a normal light image obtained by irradiating a subject with white light and a fluorescent image obtained by irradiating excitation light can be expected to improve diagnostic ability.
[0004]
As such an apparatus, for example, Japanese Patent Laid-Open No. 7-59783 discloses an apparatus that irradiates light in a wavelength band for fluorescent substance excitation and a visible wavelength band for normal observation while being switched by a rotary filter. Yes.
[0005]
[Problems to be solved by the invention]
However, in general, the fluorescence observed when irradiated with excitation light is weak and extremely dark compared to the reflected light observed when irradiated with normal observation light. Therefore, it is not possible to obtain both a fluorescent image and a normal image with appropriate brightness. There wasn't.
[0006]
Further, since the fluorescence emitted from the fluorescent material is weak, the obtained fluorescent image has poor image quality.
[0007]
In addition, when the fluorescent material emits infrared fluorescence having good permeability to the living body, light from outside the body may be mixed in the same wavelength band as the fluorescence, resulting in noise.
[0008]
(Object of invention)
The present invention has been made in view of the above points, and an object of the present invention is to provide a fluorescence endoscope apparatus that is bright during fluorescence observation and can be observed at a deep subject depth during normal light observation.
[0009]
[Means for Solving the Problems]
The first fluorescence endoscope apparatus of the present invention includes:In a fluorescence endoscope apparatus for observing fluorescence emitted from a fluorescent material, light in a first wavelength band including an excitation wavelength of the fluorescent material and a second wavelength band including visible light with respect to an object to be inspected A light source means for irradiating light, an imaging means for capturing a visible light image of the object to be inspected and a fluorescent image of the fluorescent material, and being inserted on an imaging optical path between the object to be inspected and the imaging means,A visible light transmitting portion that transmits visible light; and a visible light non-transmitting portion that does not transmit visible light but transmits light in the fluorescence wavelength band of the fluorescent material and has a transmission region larger than the visible light transmitting portion.Squeezing means;It is characterized by comprising.
In the second fluorescence endoscope apparatus according to the present invention, in the first fluorescence endoscope apparatus, the visible light non-transmissive portion acts as a diaphragm having a small opening amount with respect to the visible light as compared with the fluorescence. It is characterized by that.
According to a third fluorescence endoscope apparatus of the present invention, in the first fluorescence endoscope apparatus, the light source means applies the light in the first wavelength band and the second light to the object to be inspected. And a switching means for switching between the light in the first wavelength band and the light in the second wavelength band, and the aperture according to the switching by the switching means Control means for controlling the control means for controlling the means.
[0010]
DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION
Embodiments of the present invention will be specifically described below with reference to the drawings.
(First embodiment)
FIGS. 1 to 11 relate to a first embodiment of the present invention, FIG. 1 is a block diagram showing the overall configuration of the fluorescence endoscope apparatus of the first embodiment, and FIG. 2 is a band-limited rotation. FIG. 3 is an explanatory diagram showing the configuration of the filter, FIG. 3 is an explanatory diagram showing the spectral transmission characteristics of the band-limited rotary filter, and FIG. 4 is an explanatory diagram showing the configuration of the RGB rotary filter. 5 is an explanatory diagram showing the spectral transmission characteristics of the RGB rotation filter, FIG. 6 is an explanatory diagram showing the spectral transmission characteristics of the excitation light cut filter, FIG. 7 is an explanatory diagram showing the configuration of the filter diaphragm, and FIG. 8 is a spectral diagram of the filter diaphragm. FIG. 9 is an explanatory diagram showing an operation during normal light observation, FIG. 10 is an explanatory diagram showing an operation during fluorescence observation, and FIG. 11 is an explanatory diagram showing an operation during normal light / fluorescence simultaneous observation. It is. An object of the present embodiment is to provide a fluorescence endoscope apparatus in which an image by fluorescence is brighter and an image by normal light can be observed at a deeper subject depth.
[0011]
A fluorescence endoscope apparatus 1A according to the first embodiment of the present invention shown in FIG. 1 emits an electronic endoscope 2A for observation by being inserted into a body cavity, light for normal observation, and excitation light. The light source device 3A includes a processor 4A that performs signal processing, a monitor 5 that displays an image by normal light and an image by fluorescence, and a laser light source 6 that performs a treatment by laser light.
[0012]
The electronic endoscope 2A has an elongated insertion portion 7 to be inserted into a body cavity, and an imaging means is built in the distal end portion 17 of the insertion portion 7. A light guide fiber 8 that transmits illumination light and excitation light for normal observation is inserted into the insertion portion 7, and an incident end on the near side of the light guide fiber 8 is detachably connected to the light source device 3A. Can do.
[0013]
The light source device 3A limits the light quantity from the lamp 10 that emits light including the visible light band from the infrared wavelength band, the rotary filter 11 that limits the band provided on the illumination optical path by the lamp 10, and the lamp 10. An illumination light stop 12, an RGB rotary filter 13, and a condenser lens 14 that collects light are provided.
The band limiting filter 11 and the RGB rotation filter 13 are rotationally driven by motors 15 and 16, respectively.
[0014]
As shown in FIG. 2, the band limiting filter 11 is provided with a visible light transmission filter 11a and an infrared light transmission filter 11b. FIG. 3 shows the transmission characteristics of the visible light transmission filter 11a and the transmission characteristics of the infrared light transmission filter 11b.
[0015]
Then, only the light component in the visible light band or the infrared band is extracted from the light of the lamp 10 by the visible light transmission filter 11 a or the infrared light transmission filter 11 b, and the light amount is controlled by the illumination light aperture 12 to be applied to the RGB rotation filter 13. Incident.
[0016]
As shown in FIG. 4, the RGB rotation filter 13 is provided so that the R, G, and B transmission filters 13a, 13b, and 13c are equally divided into three in the circumferential direction. Sequentially inserted in the optical path.
[0017]
FIG. 5 shows the transmission characteristics of the R, G, B transmission filters 13a, 13b, and 13c. The spectral transmission characteristics of the R filter 13a, the G filter 13b, and the B filter 13c are such that light having a wavelength that excites the indocyanine green (ICG) derivative-labeled antibody is transmitted in addition to light in the red, green, and blue wavelength regions. It has become.
[0018]
The light that has passed through the RGB rotation filter 13 is collected by the condenser lens 14 and irradiated to the incident end of the light guide fiber 8. Then, light is transmitted by the light guide fiber 8, and from the distal end surface fixed to the distal end portion 17 of the insertion portion 7 through the illumination lens 18 attached to the illumination window, the subject (inspected object or) in the body cavity is inspected. The light is emitted to the body 19 side.
[0019]
When an ICG derivative-labeled antibody is preliminarily administered as a fluorescent substance having an affinity for a lesion such as cancer in the body 19 to be inspected, it is excited by irradiation with infrared light in the vicinity of 770 to 780 nm. Fluorescence in the infrared region around 820 nm is generated.
[0020]
The distal end portion 17 is provided with an observation window adjacent to the illumination window, and an objective lens 20 is attached to the observation window, and the reflected light and fluorescence from the illuminated object 19 are collected. The image is connected to the imaging position. At this imaging position, a CCD 21 is disposed as a solid-state imaging device and performs photoelectric conversion. The objective lens 20 and the CCD 21 constitute an imaging unit.
[0021]
In the present embodiment, a filter stop 22 having a wavelength-dependent transmission characteristic is disposed as a stop means for limiting the amount of incident light on the imaging optical path between the objective lens 20 and the CCD 21, and an excitation light cut for cutting the excitation light. A filter 23 is also arranged.
[0022]
For example, as shown in FIG. 6, the filter diaphragm 22 is concentrically divided into three parts.
That is, a circular visible light transmitting portion 22a formed at the innermost side, a ring-shaped visible light non-transmitting portion 22b formed at the outer side, and a ring-shaped light shielding portion 22c formed at the outer side are provided. Yes.
[0023]
The transmission characteristics of the visible light transmitting portion 22a, the visible light non-transmitting portion 22b, and the light shielding portion 22c are shown in FIG.
[0024]
The visible light transmitting part 22a in the innermost small circular region has a substantially flat transmission characteristic from the visible light band to the infrared band, and the visible light non-transmitting part 22b does not transmit the visible light region and does not transmit the fluorescence in the infrared region. The light in the wavelength band has a filter characteristic to transmit. Accordingly, since the filter diaphragm 22 transmits light only through the visible light transmitting portion 22a having a small transmission cross-sectional area or a small transmission area with respect to visible light, the filter diaphragm 22 serves as a diaphragm having a small aperture, and the fluorescence in the infrared band. On the other hand, since both the visible light transmitting portion 22a and the visible light non-transmitting portion 22b transmit light, it serves as a diaphragm having a large aperture. The outermost light shielding part 22c shields light in all wavelength bands of visible light and infrared light.
[0025]
The image signal photoelectrically converted by the CCD 21 is a preamplifier 24 for amplifying the signal in the processor 4A, an auto gain control (AGC) circuit 25 for automatically adjusting the gain, an A / D conversion circuit 26, a multiplexer circuit 27 for switching, and an image. Through a first frame memory 28, a second frame memory 29, an image processing circuit 30 for processing such as image enhancement, an image display control circuit 31 for controlling image display, and a D / A conversion circuit 32 It is output to the monitor 5.
[0026]
The processor 4A also includes an automatic light control circuit 33 that controls the opening amount of the illumination light stop 12 based on a signal that has passed through the preamplifier 24, and a timing control circuit 34 that synchronizes the entire fluorescence endoscope apparatus 1A. .
[0027]
Further, a laser guide 37 for guiding laser light is connected to the laser light source 6 that generates laser light for laser treatment, and this laser guide 37 has a structure that can be inserted into a forceps channel 36 provided in the electronic endoscope 2A. ing.
[0028]
Further, an observation mode selection switch is provided on the front panel or the like of the processor 4A. With this observation mode selection switch, a normal observation mode for observing with a normal endoscopic image using visible light, and a fluorescence for observing with a fluorescent image using fluorescence. The observation mode, the fluorescence, and the fluorescence / normal observation mode for observation with a normal endoscopic image can be selected.
[0029]
That is, when selection is made with the observation mode selection switch, the instruction is input to the timing control circuit 34, which performs switching control of the motors 15 and 16 and the multiplexer 27, and is shown in FIG. 9 to FIG. Control according to the mode.
[0030]
For example, when the normal observation mode is selected, the timing control circuit 34 controls the rotation amount of the motor 15 so that the visible light transmission filter 11a of the band limited rotation filter 11 is fixed on the optical path, and the RGB rotation filter. The rotation of the motor 16 is controlled so that 13 rotates 30 times per second.
[0031]
Further, the first frame memory 28 or the second frame is controlled by controlling the switching of the multiplexer 27 for the image signal obtained by imaging with the CCD 21 under the illumination in this state, that is, the sequential illumination of R, G, B. It is stored in the memory 29.
[0032]
When the fluorescence observation mode is selected, the timing control circuit 34 controls the rotation amount of the motor 15 so that the infrared light transmission filter 11b of the band limited rotation filter 11 is fixed on the optical path, and performs RGB rotation. The rotation control of the motor 16 is performed so that the filter 13 rotates 30 times per second.
[0033]
Further, the first frame memory 28 or the second frame memory is controlled by controlling the switching of the multiplexer 27 for the fluorescence image signal obtained by imaging with the CCD 21 under illumination in this state, that is, irradiation with infrared light. 29 is stored.
[0034]
Further, when the fluorescence / normal observation mode is selected, the timing control circuit 34 controls the rotation of the motor 15 so that the band-limited rotation filter 11 rotates 90 times per second, and the RGB rotation filter 13 rotates 30 times per second. The rotation control of the motor 16 is performed.
[0035]
Further, illumination in this state, that is, red, fluorescence, green, fluorescence, blue, obtained by imaging with the CCD 21 under sequential irradiation of R, infrared light, G, infrared light, B, and infrared light, The switching of the multiplexer 27 is controlled for the fluorescence image signal so that the visible image signal is stored in the first frame memory 28 and the fluorescence image signal is stored in the second frame memory 29.
[0036]
In the present embodiment, a diaphragm means formed by a filter diaphragm 22 for limiting the amount of incident light is provided on the optical path of the imaging means, and the filter diaphragm 22 can transmit only visible light through a small circular portion at the center. On the other hand, the visible light transmitting portion 22a and the visible light non-transmitting portion 22b are arranged so that the small circular portion in the center and the outer ring-shaped opening portion can transmit the fluorescence. It is formed so that the amount of incident light is greatly reduced for visible light so that an image with a deep depth of field can be obtained, and a bright image can be obtained without reducing the amount of incident light for fluorescence. It is characterized by doing so.
[0037]
Next, the operation of the fluorescence endoscope apparatus 1A configured as described above will be described. For example, an ICG derivative-labeled antibody is administered into the body of the subject 19 as a fluorescent substance that has affinity for a lesion such as cancer, is excited with light in the infrared region, and emits fluorescence in the infrared region.
[0038]
In the case of this ICG derivative-labeled antibody, it is excited by irradiation with infrared light in the vicinity of 770 to 780 nm, and generates infrared fluorescence in the vicinity of 810 to 820 nm. Therefore, when the body is irradiated with excitation light, a lot of fluorescence is emitted from the lesion, and the presence or absence of the lesion can be confirmed by detecting this fluorescence.
[0039]
The lamp 10 of the light source device 3A is a xenon lamp, and emits light in a wavelength band including the visible light region and the excitation wavelength of the ICG derivative-labeled antibody. The light emitted from the lamp 10 is incident on the band-limited rotary filter 11.
[0040]
As shown in FIG. 2, in the band-limited rotary filter 11, a circular filter plate is divided into two, and a half region is a visible light transmission filter 11a and a remaining half region is an infrared light transmission filter 11b region. ing.
[0041]
The visible light transmission filter 11a is a band-pass filter that transmits a visible light region including red, green, and blue, as indicated by the solid spectral transmission characteristics in FIG. The infrared light transmission filter 11b is a band filter that transmits only the wavelength band for exciting the ICG-labeled antibody and blocks light such as the fluorescence wavelength band, as indicated by a dotted line.
[0042]
The amount of light that has passed through the band-limited rotation filter 11 is adjusted by the illumination light diaphragm 12 and is incident on the RGB rotation filter 13.
[0043]
As shown in FIG. 4, the RGB rotation filter 13 is provided with an R filter 13a, a G filter 13b, and a B filter 13c so as to divide the filter plate into three equal parts. As shown in FIG. 5, the spectral transmission characteristics of each filter transmit light having a wavelength that excites the ICG derivative-labeled antibody in addition to light in the red, green, and blue wavelength regions.
[0044]
At the time of normal light observation, the visible light transmission filter 11a of the band limited rotation filter 11 is fixed on the optical path, and the RGB rotation filter 13 is rotated 30 times per second, so that red, green, and blue light are sequentially irradiated (FIG. 9). reference).
[0045]
At the time of fluorescence observation, the infrared light transmission filter 11b of the band limited rotation filter 11 is fixed on the optical path, and the RGB rotation filter 13 is rotated 30 times per second, so that infrared light in the wavelength band of the excitation light is irradiated (FIG. 10). reference).
[0046]
In the case of simultaneously observing the fluorescent image and the normal light image, the RGB rotation filter 13 is rotated 30 times per second and the band-limited rotation filter 11 is rotated 90 times per second, so that red, excitation light, green, excitation light, blue Then, the light is sequentially irradiated with excitation light (see FIG. 11).
[0047]
At this time, the timing control circuit 34 controls the RGB rotation filter 13 and the band limited rotation filter 11 to rotate in synchronization.
[0048]
The light transmitted through the RGB rotation filter 13 is incident on the incident end of the light guide fiber 8 of the electronic endoscope 2 </ b> A, and is transmitted through the light guide fiber 8. Then, the object 19 is irradiated from the front end surface of the light guide fiber 8. The optical systems of the electronic endoscope 2A and the light source device 3A are all designed for the infrared region. In the subject 19, the irradiated light is absorbed and reflected by the living tissue, and fluorescence caused by the administered fluorescent substance is emitted from the lesion.
[0049]
Reflected light and fluorescence from the object to be inspected 19 are imaged by the CCD 21 through the filter diaphragm 22 and the excitation light cut filter 23 arranged on the optical path. As shown in FIG. 6, the filter diaphragm 22 is formed of a visible light transmitting part 22a, a visible light non-transmitting part 22b, and a light shielding part 22c concentrically from the center, and the respective spectral transmission characteristics are as shown in FIG. ing.
[0050]
The visible light non-transmitting portion 22b does not transmit visible light, but transmits light in the infrared fluorescent wavelength band. Accordingly, the filter diaphragm 22 functions as a diaphragm with a small aperture because only the visible light transmitting portion 22a transmits light for visible light, and the visible light transmitting portion 22a and visible light for infrared fluorescence. Since both of the non-transmissive portions 22b transmit light, they serve as a large aperture stop.
[0051]
Therefore, a sharp visible light image with a deep subject depth is formed on the CCD 21 during normal light (visible light) observation, and a bright fluorescent image is formed on the CCD 21 during fluorescence observation. During normal light observation using visible light, it is necessary to obtain a sharp image because the lesion part is distinguished from the color and shape of the living tissue, but fluorescence observation is a presence diagnosis, and the presence or absence of a lesion is regarded as the brightness of the image. Since it can only be obtained, it is necessary to obtain a brighter image than to obtain a sharp image with high spatial resolution, and the present embodiment satisfies this.
[0052]
The excitation light cut filter 23 is configured to block the excitation light component of the ICG derivative-labeled antibody and transmit the fluorescence component and the visible light component, and its spectral transmission characteristic is as shown in FIG.
[0053]
Accordingly, the CCD 21 receives red, green, and blue visible light or infrared fluorescence in accordance with the positions of the RGB rotation filter 13 and the band limited rotation filter 11. The CCD 21 is driven in synchronism with the rotation of the RGB rotation filter 13 and the band limiting filter 11 by a CCD driving circuit (not shown), and forms an image of 180 frames per second or 90 frames per second depending on whether the band limiting rotating filter 11 is rotated. (See FIGS. 9 to 11).
[0054]
The electrical signal from the CCD 21 is input to the preamplifier 24 of the processor 4A and amplified, and then the gain is adjusted by the AGC circuit 25. Thereafter, the signal is input to the A / D conversion circuit 26 and converted from an analog signal to a digital signal. This digital signal is stored in the first frame memory 28 or the second frame memory 29 via the multiplexer 27.
[0055]
Based on the control signal from the timing control circuit 34, the multiplexer 27 transmits the signal picked up when the visible light transmission filter 11 a of the band limited rotation filter 11 is inserted to the first frame memory 28. A signal picked up when the filter 11b is inserted is input to the second frame memory 29 by switching the signal.
[0056]
The first and second frame memories 28 and 29 are each composed of three frame memories (not shown), and each of the RGB rotation filter 13 when the R filter 13a is inserted, when the G filter 13b is inserted, and when the B filter 13c is inserted. Images are recorded.
[0057]
By reading out the three frame memories at the same time, the frame sequential images sent in time series are synchronized. The signals output from the first and second frame memories 28 and 29 are input to the image processing circuit 30, subjected to image processing such as image enhancement and noise removal, and further input to the image display control circuit 31, and the fluorescence image In addition, display control for simultaneous display of normal images and character information is performed.
[0058]
The digital signal output from the image display control circuit 31 is input to the D / A conversion circuit 32, converted into an analog signal, and output to the monitor 5. The automatic light control circuit 33 sends a signal for controlling the illumination light stop 12 so that illumination light with an appropriate brightness can be obtained. The timing control circuit 34 synchronizes the rotation of the RGB rotation filter 13 and the band limiting filter 11, the CCD drive, and various video signal processes.
On the monitor 5, the normal light image, the fluorescence image, or both can be observed simultaneously according to the position of the band limited rotation filter 11.
[0059]
In this case, the normal light image displayed on the display surface of the monitor 5 is a sharp image having a deep depth of field, while the fluorescent image is a bright image, which is useful for accurate diagnosis.
[0060]
Further, in the present embodiment, the normal light image and the fluorescence image can be captured simultaneously, so that the positioning or the like can be easily performed when a portion having a possibility of a lesion obtained from the fluorescence image is further confirmed with the normal light image. There are merits such as.
[0061]
When performing laser treatment, laser light is emitted from the laser light source 6. The emitted laser light is irradiated to the affected part through the laser guide 37. The laser light source 6 uses a semiconductor laser, and the wavelength is adjusted to the excitation wavelength of the ICG derivative-labeled antibody.
[0062]
Therefore, the fluorescence image and the normal light image are not greatly disturbed by the laser light irradiation. Further, since the laser light is absorbed by the ICG derivative-labeled antibody, the affected area can be efficiently treated.
[0063]
In the present embodiment, a single lamp is used as the observation light source means. However, a combination of two or more light sources such as a normal light observation halogen lamp and a fluorescent substance excitation laser or light emitting diode may be used. Good.
[0064]
Further, the illumination light for exciting the fluorescent material may be irradiated from outside the body.
The function of cutting the excitation light is not limited to that provided on the front surface of the CCD 21 but may be provided on the surface of the objective lens 20 or the surface of the filter diaphragm 22.
[0065]
In addition, the position of the CCD 21 is not limited to that disposed at the distal end portion 17 of the insertion portion 7 of the electronic endoscope 2A, but may be provided inside the processor 4A so as to guide light with an image guide fiber. You may arrange | position in the camera head which can be attached or detached to an endoscope.
[0066]
Further, an image intensifier may be arranged on the front surface of the CCD 21 to improve sensitivity.
Further, instead of processing for each frame, processing may be performed for each field.
[0067]
The present embodiment has the following effects.
Since the area where the fluorescent light is transmitted in the aperture part is larger than the area where visible light (normal light) is transmitted, the fluorescent light can pass through the aperture part, the fluorescent image is brighter, and the normal light image is It becomes possible to observe at a deeper subject depth.
[0068]
(Second Embodiment)
Next, a second embodiment of the present invention will be described.
[0069]
FIGS. 12 to 17 relate to the second embodiment of the present invention, FIG. 12 is a block diagram showing the overall configuration of the endoscope apparatus, and FIG. 13 is an explanatory diagram showing the configuration of the parallel rotating filter. 14 is an explanatory diagram showing the spectral transmission characteristics of the parallel rotation filter, FIG. 15 is an explanatory diagram showing the configuration of the liquid crystal diaphragm, FIG. 16 is an explanatory diagram showing the configuration of the integration processing circuit, and FIG. 17 is the operation of the second embodiment. It is explanatory drawing which shows.
[0070]
An object of the present embodiment is to provide a fluorescence endoscope apparatus that can be observed with an image that is brighter and has less noise with fluorescence, and that can be observed with an image that has a deeper subject depth and less blur with normal light.
Since the second embodiment has a configuration similar to that of the first embodiment, different points will be mainly described, and components having similar functions will be denoted by the same reference numerals and description thereof will be omitted.
[0071]
A fluorescent endoscope apparatus 1B according to the second embodiment shown in FIG. 12 includes a liquid crystal diaphragm 38 that uses liquid crystal instead of the filter diaphragm 22 in the electronic endoscope 2A in the fluorescent endoscope apparatus 1A of FIG. The adopted electronic endoscope 2B, the light source device 3B using the parallel rotation filter 39 which removes the band limiting filter 11 from the light source device 3A and limits the transmission wavelength instead of the RGB rotation filter 13, and the processor 4A Instead of the first frame memory 28 and the second frame memory 29, an R memory 41a, a G memory 41b, a B memory 41c, and a processor 4B provided with three integration processing circuits 42 are used.
[0072]
The parallel rotation filter 39 in the light source device 3B is driven to rotate by a motor 40, and the motor 40 is controlled by a timing control circuit 34 so that the rotation speed is constant. As shown in FIG. 13, the parallel rotary filter 39 is provided with R, G, B filters 39a, 39b, 39c on the outer peripheral side and three IR filters 39d on the inner peripheral side. The parallel rotary filter 39 is movable in the direction perpendicular to the rotation axis (vertical direction in FIG. 12). During normal observation, outer R, G, B filters 39a, 39b, 39c are interposed in the optical path, and fluorescence At the time of observation, an inner IR filter 39d is interposed.
[0073]
The transmission characteristics of these R, G, B filters 39a, 39b, 39c and IR filter 39d are shown in FIG. The R, G, and B filters 39a, 39b, and 39c transmit red, green, and blue wavelength components, respectively, and the IR filter 39d has a characteristic that transmits the excitation light component of the ICG derivative-labeled antibody.
[0074]
A liquid crystal diaphragm 38, which is disposed in the optical path between the objective lens 20 and the CCD 21 in the electronic endoscope 2B and limits the amount of light passing therethrough, is concentrically divided into three parts as shown in FIG. .
[0075]
That is, as shown in FIG. 15, it is configured by an opening 38 a, a liquid crystal plate 38 b, and a light shielding portion 38 c concentrically from the center, and the voltage applied to the liquid crystal plate 38 b is controlled by the timing control circuit 34.
[0076]
The liquid crystal plate 38b has a property of not transmitting light when a voltage is applied and transmitting light when a voltage is not applied. Therefore, the aperture is reduced when a voltage is applied, and a sharp subject image is formed on the CCD 21 with a deep subject depth. In addition, when no voltage is applied, the diaphragm becomes large and a bright image is formed on the CCD 21.
[0077]
The processor 4B includes a preamplifier 24, an AGC circuit 25, an A / D conversion circuit 26, and a multiplexer circuit 27, as in FIG. 1, and signals selected by the multiplexer circuit 27 are R memory R41a, G memory G41b, The data is input to the B memory B41c.
[0078]
The output signals of the R memory R41a, the G memory G41b, and the B memory B41c are respectively input to the image processing circuit 30 through the integration processing circuit 42. The output of the image processing circuit 30 is displayed as in FIG. The signal is output to the monitor 5 through the control circuit 31 and the D / A conversion circuit 32.
[0079]
The processor 4B includes a timing control circuit 34 that controls the rotation of the parallel rotation filter 39, the liquid crystal diaphragm 38, and the integration processing circuit 42 in synchronization with the automatic light control circuit 33 and the fluorescence endoscope apparatus 1B. .
[0080]
As shown in FIG. 16, the integration processing circuit 42 includes two multipliers 43 and 46 that can rewrite coefficients, an adder 44, and a frame memory 45. Further, a laser light source 6 that generates laser light for laser treatment and a laser guide 37 that guides the laser light are provided.
[0081]
Next, the operation of the fluorescence endoscope apparatus 1B configured as described above will be described.
A fluorescent substance having affinity for a lesion such as cancer is administered into the body of the subject 19 in advance, such as an indocyanine green (ICG) derivative-labeled antibody.
[0082]
From the lamp 10 of the light source device 3B, light in a wavelength band including the visible light region and the excitation wavelength of the ICG derivative-labeled antibody is emitted. The amount of light emitted from the lamp 10 is adjusted by the illumination light diaphragm 12 and passes through the parallel rotation filter 39.
[0083]
The light transmitted through the parallel rotating filter 39 is incident on the incident end of the light guide fiber 8 of the electronic endoscope 2B. As shown in FIG. 13, the parallel rotary filter 39 has an R filter 39a, a G filter 39b, and a B filter 39c that transmit red, green, and blue light in the visible light region arranged on the outer periphery, An IR filter 39d that transmits light in the infrared region is disposed.
[0084]
The transmission characteristics of each filter are as shown in FIG. 14, and the IR filter 39d transmits the excitation light component of the ICG derivative-labeled antibody. The parallel rotation filter 39 rotates at 30 rotations per second during operation. Further, the parallel rotation filter 39 is installed so as to be movable in the direction perpendicular to the rotation axis. When normal light is observed, the outer R, G, B filters 39a, 39b, 39c are inserted into the illumination light path to Green and blue light are sequentially irradiated onto the subject, and the IR filter 39d on the inner periphery is inserted into the illumination light path during fluorescence observation, so that infrared light in the wavelength band of the excitation light is irradiated.
[0085]
Reflected light and fluorescence from the object 19 are imaged by the CCD 21 through the liquid crystal diaphragm 38 and the excitation light cut filter 23. As shown in FIG. 15, the liquid crystal diaphragm 38 is concentrically formed of an opening 38 a, a liquid crystal plate 38 b, and a light shielding portion 38 c from the center, and the voltage applied to the liquid crystal plate 38 b is controlled by the timing control circuit 34. The liquid crystal plate 38b has a property of not transmitting light when a voltage is applied and transmitting light when a voltage is not applied.
[0086]
Then, as shown in FIG. 17, during normal observation, a voltage is applied to reduce the aperture, and a sharp image with a deep subject depth is formed on the CCD 21. In addition, during the fluorescence observation, the diaphragm is enlarged in a state where no voltage is applied, and a bright image is formed on the CCD 21.
[0087]
The excitation light cut filter 23 is configured to block the excitation light component of the ICG derivative-labeled antibody and transmit the fluorescence component and the visible light component, and its spectral transmission characteristic is as shown in FIG.
[0088]
Therefore, the CCD 21 receives red, green, and blue visible light or infrared fluorescence according to the position of the parallel rotation filter 39. The CCD 21 is driven by a CCD drive circuit (not shown) in synchronization with the rotation of the parallel rotary filter 39, and forms an image of 90 frames per second during normal light observation and 30 frames per second during fluorescence observation (see FIG. 17).
In addition, during the fluorescence observation, the exposure time of the CCD 21 is made longer (three times in FIG. 17) than in the normal light observation so that a brighter image can be obtained.
[0089]
The electrical signal from the CCD 21 is input to the preamplifier 24 of the processor 4B and amplified, and then the gain is adjusted by the AGC circuit 25. Thereafter, the signal is input to the A / D conversion circuit 26 and converted from an analog signal to a digital signal. The digital signal is stored in the three frame memories, the R memory R41a, the G memory G41b, and the B memory B41c via the multiplexer 27.
[0090]
Based on the control signal from the timing control circuit 34, the multiplexer 27 inserts the B filter 39c into the R memory R41a when the R filter 39a of the parallel rotation filter 39 is inserted, and into the G memory G41b when the G filter 39b or the IR filter 39d is inserted. Sometimes the signal is switched and input to the B memory B41c.
[0091]
By simultaneously reading the image signal data of the three frame memories 41a, 41b, and 41c, frame sequential images sent in time series are synchronized. The digital signal output from each frame memory 41a, 41b, 41c is subjected to noise removal and amplification by the integration processing circuit.
[0092]
The integration processing circuit 42 has the configuration of a recursive filter shown in FIG. 16, and the input image signal is multiplied by m (1-a) by the multiplier 43 and then input to the adder 44. It is added to the output of the multiplier 46 for multiplying by a. The output of the adder 44 is input to the frame memory 45 and also to the image processing circuit 30.
[0093]
In the frame memory 45, the image for one frame is delayed and output. The coefficients of the two multipliers 43 and 46 can be rewritten by a coefficient rewriting signal output from the timing control circuit 34.
[0094]
In this cyclic filter, the coefficient m represents an amplification factor, and a brighter image is obtained as the coefficient m is larger. Further, when the coefficient a is increased, the afterimage effect is increased and the noise of the image is reduced.
[0095]
In the present embodiment, as shown in FIG. 17, the coefficient m is set to 1 during normal observation and is set to 2 during fluorescence observation so that a brighter image can be obtained in the case of fluorescence. The coefficient a is set to 0.1 during normal observation and 0.5 during fluorescence observation, and noise is further reduced in the case of fluorescence.
Note that the multiplier 43 incorporates a clipping circuit for preventing overflow of multiplication results.
[0096]
The signal output from the integration processing circuit 42 is input to the image processing circuit 30, and image processing such as image enhancement is performed. Further, the signal is input to the image display control circuit 31, and display control for displaying character information is performed. Is called. The digital signal output from the image display control circuit 31 is input to the D / A conversion circuit 32, converted into an analog signal, and output to the monitor 5.
[0097]
The automatic light control circuit 33 sends a signal for controlling the illumination light stop 12 so that illumination light with an appropriate brightness can be obtained. The timing control circuit 34 synchronizes the rotation of the parallel rotation filter 39, the CCD drive, and various video signal processings, and the applied voltage of the liquid crystal diaphragm 38 according to the visible / infrared switching of the filter of the parallel rotation filter 39, The coefficients of the multipliers 43 and 46 are controlled.
[0098]
During normal light observation using visible light, a voltage is applied to the liquid crystal diaphragm 38 to reduce the diaphragm, thereby obtaining a sharp subject image with a deep subject depth. Further, as the coefficients of the multipliers 43 and 46, coefficients that are less shaken even for a fast movement are substituted, such as m = 1 and a = 0.1.
[0099]
During fluorescence observation using infrared light, no voltage is applied to the liquid crystal diaphragm 38, and a bright image is obtained by enlarging the diaphragm. As coefficients of the multipliers 43 and 46, coefficients having a large noise reduction effect and an amplification effect are substituted, such as m = 2 and a = 0.5.
On the monitor 5, a normal light image or a fluorescence image can be observed according to the position of the parallel rotation filter 39.
[0100]
In the present embodiment, a single lamp is used as the observation light source means. However, a combination of two or more light sources such as a normal light observation halogen lamp and a fluorescent substance excitation laser or light emitting diode may be used. Good.
Further, the illumination light for exciting the fluorescent material may be irradiated from outside the body.
Further, the position of the CCD 21 is not limited to the one disposed at the distal end portion 17 of the insertion portion 7, but may be provided inside the processor 4B so that light is guided by an image guide fiber, or can be attached to and detached from the optical endoscope. You may arrange | position in a camera head.
Further, an image intensifier may be arranged on the front surface of the CCD 21 to improve sensitivity.
[0101]
Further, the diaphragm to be used is not limited to liquid crystal, but may be a shape memory alloy, or may be mechanically inserted and removed from the light shielding member.
[0102]
The present embodiment has the following effects.
Since the diaphragm is controlled according to switching between fluorescence observation and normal light observation, it is possible to observe a brighter image during fluorescence observation and an image with a deeper subject depth during normal light observation.
[0103]
In addition, since the coefficient of the recursive filter is changed according to switching between the fluorescence observation and the normal light observation, the fluorescence can be observed with little noise and the normal light can be observed in response to a fast movement.
[0104]
In addition, since the exposure time of the CCD 21 is changed in accordance with switching between fluorescence observation and normal light observation, weak fluorescence can be observed more brightly.
[0105]
(Third embodiment)
Next, a third embodiment will be described. FIGS. 18 to 21 relate to a third embodiment of the present invention, FIG. 18 is a block diagram showing the overall configuration of the fluorescence endoscope apparatus of the third embodiment, and FIG. 19 is a normal light observation. FIG. 20 is an explanatory diagram showing the operation during fluorescence observation, and FIG. 21 is an explanatory diagram showing the operation during simultaneous observation of normal light and fluorescence.
[0106]
An object of the present embodiment is to provide a fluorescence endoscope apparatus capable of observing both fluorescence and normal light with appropriate brightness.
Since the present embodiment has a configuration similar to that of the first embodiment, different points will be mainly described, the same reference numerals are given to configurations having similar functions, and description thereof will be omitted.
[0107]
A fluorescent endoscope apparatus 1C according to the third embodiment employs a CCD 51 having a variable amplification factor in place of the CCD 21 in the electronic endoscope 1A in the fluorescent endoscope apparatus 1A of FIG. Instead of the electronic endoscope 2C that employs a diaphragm 52 for limiting the amount of light passing through, the light source device 3C provided with a lamp light emission control circuit 53 for controlling the light emission of the lamp 10 in the light source device 3A, and the processor 4A for controlling the CCD 51. And a processor 4C provided with a CCD driving circuit 54.
[0108]
As in FIG. 1, the light source device 3C includes a lamp 10 that emits light, a band limiting rotary filter 11 that is provided on the illumination optical path to limit the transmission wavelength, an illumination light stop 12 that limits the amount of light, and an RGB that limits the transmission wavelength. The rotary filter 13 and the condenser lens 14 are provided, and a lamp emission control circuit 53 that controls the emission of the lamp 10 is provided.
[0109]
As shown in FIG. 2, the band-limited rotary filter 11 is divided into two by a visible light transmission filter 11a and an infrared light transmission filter 11b. As shown in FIG. 4, the RGB rotation filter 13 is divided into R, G, B filters 13a, 13b, and 13c.
[0110]
In addition, the electronic endoscope 2C includes a light guide fiber 8 that transmits illumination light, an illumination lens 18 that is disposed to face the distal end surface, a diaphragm 52 that limits the amount of light passing through, and an excitation that removes excitation light. It has a light cut filter 23 and a CCD 51 whose gain is variable inside.
[0111]
The processor 4C includes a preamplifier 24, an AGC circuit 25, an A / D conversion circuit 26, a multiplexer circuit 27, a first frame memory 28, a second frame memory 29, an image processing circuit 30 that performs processing such as image enhancement, An image display control circuit 31, a D / A conversion circuit 32, an automatic dimming circuit 33 for controlling the illumination light stop 12, a timing control circuit 34 for synchronizing the entire fluorescence endoscope apparatus 1C, and a CCD drive circuit 54 for controlling the CCD 51 It has.
[0112]
Further, a laser light source 6 that generates laser light for laser treatment and a laser guide 37 that guides the laser light are provided.
[0113]
Next, the operation of the endoscope apparatus 1C configured as described above will be described.
A fluorescent substance having affinity for a lesion such as cancer is administered into the body of the subject 19 in advance, such as an indocyanine green (ICG) derivative-labeled antibody.
[0114]
The lamp 10 of the light source device 3C emits light in a visible light region and a wavelength band including the excitation wavelength of the ICG derivative-labeled antibody. The light emitted from the lamp 10 passes through the band-limited rotary filter 11 and the illumination light diaphragm 12 and passes through the RGB rotary filter 13. The light transmitted through the RGB rotation filter 13 is incident on the light guide fiber 8 of the electronic endoscope 2C.
[0115]
The band-limited rotary filter 11 has the configuration shown in FIG. 2, and its spectral transmission characteristic is as shown in FIG. The RGB rotation filter 13 has the configuration shown in FIG. 4, and its spectral transmission characteristic is as shown in FIG.
[0116]
During normal light observation, as shown in FIG. 19, the lamp emission control circuit 53 supplies a lamp current of, for example, 18 A in a pulse shape, and the lamp 10 emits light in synchronization with the rotation of the RGB rotation filter 13.
[0117]
Further, the visible light transmission filter 11a of the band limited rotation filter 11 is fixed on the optical path, and the RGB rotation filter 13 is rotated 30 times per second, so that red, green, and blue light are sequentially emitted (see FIG. 19).
[0118]
During fluorescence observation, the lamp emission control circuit 53 supplies a current of 21 A in a pulse form as shown in FIG. 20, and the lamp 10 emits light in synchronization with the rotation of the RGB rotation filter 13.
[0119]
Further, the infrared light transmission filter 11b of the band limited rotation filter 11 is fixed on the optical path, and the RGB rotation filter 13 is rotated 30 times per second, so that infrared light in the wavelength band of the excitation light is irradiated (see FIG. 20). ).
[0120]
At the time of simultaneous observation of the fluorescent image and the normal light image, as shown in FIG. 21, the lamp emission control circuit 53 supplies a current of 21A or 18A in a pulse shape according to the position of the band-limited rotation filter 11, and the lamp 10 Light is emitted in synchronization with the rotation of 13.
The RGB rotation filter 13 rotates 30 times per second, and the band-limited rotation filter 11 rotates 90 times per second, so that red, excitation light, green, excitation light, blue, and excitation light are sequentially emitted (see FIG. 21).
[0121]
At this time, the timing control circuit 34 controls the RGB rotation filter 13 and the band limited rotation filter 11 to rotate in synchronization, and the lamp emission control circuit 53 generates a predetermined current according to the switching of the band limited rotation filter 11. Control to supply to the lamp.
[0122]
In this way, by supplying a higher lamp current during fluorescence observation than during normal light observation, the fluorescence emission intensity can be increased and a bright fluorescence image can be obtained.
[0123]
Reflected light and fluorescence from the object to be inspected 19 are imaged by the CCD 51 through the diaphragm 52 and the excitation light cut filter 23 that limit the amount of light. The excitation light cut filter 23 is configured to block the excitation light component of the ICG derivative-labeled antibody and transmit the fluorescence component and the visible light component, and its spectral transmission characteristic is as shown in FIG. Therefore, the CCD 51 receives red, green, and blue visible light or infrared fluorescence according to the positions of the RGB rotation filter 13 and the band limited rotation filter 11.
[0124]
The CCD 51 used in the present embodiment can obtain a high amplification factor inside the CCD 51 using the avalanche effect, and the amplification factor is controlled by the amplitude of the transfer clock. Since amplification is performed inside the CCD 51, the influence of external noise is small, and by increasing the amplitude of the transfer clock and increasing the amplification factor, even weak light can be observed brightly.
[0125]
The CCD 51 is driven in synchronism with the rotation of the rotary filters 11 and 13 by the CCD drive circuit 54, and forms an image of 180 frames per second or 90 frames per second depending on whether the band-limited rotary filter 11 is rotated. When the visible light transmission filter 11a of the band-limited rotation filter 11 is inserted (during normal light observation), the CCD drive circuit 54 reduces the amplitude of the transfer clock and decreases the amplification factor in the CCD 51 (see FIGS. 19 and 21). .
[0126]
Since a relatively bright image can be obtained by observation with ordinary light, a low amplification factor is acceptable. When the infrared light transmission filter 11b is inserted (fluorescence observation), the amplitude of the transfer clock is increased to increase the amplification factor in the CCD 51 (see FIGS. 20 and 21).
By increasing the amplification factor, weak fluorescence can be observed with sufficient brightness.
[0127]
The electric signal from the CCD 51 is input to the preamplifier 24 of the processor 4C and amplified, and the AGC circuit 25 adjusts the gain. Thereafter, the signal is input to the A / D conversion circuit 26 and converted from an analog signal to a digital signal.
[0128]
The digital signal is stored in the first frame memory 28 or the second frame memory 29 via the multiplexer 27. Based on the control signal from the timing control circuit 34, the multiplexer 27 has the infrared light transmission filter 11 b inserted in the first frame memory 28 when the visible light transmission filter 11 a of the band limited rotation filter 11 is inserted. When it is, the signal is switched and input to the second frame memory 29.
[0129]
The signals output from the first and second frame memories 28 and 29 are input to the image processing circuit 30, subjected to image processing such as image enhancement and noise removal, and further input to the image display control circuit 31, and the fluorescence image In addition, display control for simultaneous display of normal images and character information is performed.
[0130]
The digital signal output from the image display control circuit 31 is input to the D / A conversion circuit 32, converted into an analog signal, and output to the monitor 5. The automatic light control circuit 33 sends a signal for controlling the illumination light stop 12 so that illumination light with an appropriate brightness can be obtained. The timing control circuit 34 controls the rotation filter rotation, CCD drive, various video signal processing, and lamp emission synchronization.
[0131]
On the monitor 5, the normal light image, the fluorescence image, or both can be observed simultaneously according to the position of the band limited rotation filter 11.
In the present embodiment, the single lamp 10 is used as the observation light source means. However, for example, a combination of two or more light sources such as a normal light observation halogen lamp and a fluorescent substance excitation laser or light emitting diode is used. Also good.
[0132]
Further, the illumination light for exciting the fluorescent material may be irradiated from outside the body.
The means for controlling the amount of illumination light is not limited to the one that changes the lamp current, and the opening of the illumination light diaphragm may be controlled, or a filter for limiting the amount of light may be inserted in the illumination light path. .
[0133]
The position of the CCD 51 is not limited to the position at the distal end portion 17 of the insertion portion 7, but may be provided inside the processor 4C so as to guide light with an image guide fiber, or can be attached to and detached from the optical endoscope. You may arrange | position in a camera head.
Further, instead of processing for each frame, processing may be performed for each field.
[0134]
The present embodiment has the following effects.
Since the lamp light amount and the amplification factor of the CCD 51 are controlled according to switching between the fluorescence observation and the normal light observation, the brightness of the fluorescent image and the normal observation image is not significantly different, and both the fluorescence and the normal light are appropriately used. It can be observed with high brightness.
[0135]
(Fourth embodiment)
Next, a fourth embodiment of the present invention will be described. FIGS. 22 to 27 relate to the fourth embodiment of the present invention, FIG. 22 is a block diagram showing the overall configuration of the fluorescence endoscope apparatus of the fourth embodiment, and FIG. 23 is an RGB rotation filter. 24 is an explanatory diagram showing the spectral transmission characteristics of the RGB rotation filter, FIG. 25 is an explanatory diagram showing the operation during normal light observation, FIG. 26 is an explanatory diagram showing the operation during fluorescence observation, and FIG. These are explanatory drawings showing the operation at the time of normal light / fluorescence simultaneous observation.
[0136]
An object of the present embodiment is to provide a fluorescence endoscope apparatus that can remove light leaking from the outside during infrared fluorescence observation and obtain a fluorescence image with less noise.
Since the present embodiment has a configuration similar to that of the first embodiment, different points will be mainly described, the same reference numerals are given to configurations having similar functions, and description thereof will be omitted.
[0137]
The fluorescent endoscope apparatus 1D of the fourth embodiment shown in FIG. 22 is an electronic endoscope in which a diaphragm 52 is employed instead of the filter diaphragm 22 in the electronic endoscope 2A in the fluorescent endoscope apparatus 1A of FIG. At the output end of the multiplexer 27 in the endoscope 2D and the processor 4A, instead of the first frame memory 28 and the second frame memory 29, an R memory 41a, a G memory 41b, a B memory 41c, and an R ′ Memory 61a, G 'memory 61b, B' memory 61c, processor 4D provided with two subtractors 62, 63, adder 64 and integration processing circuit 42, and RGB rotation filter 13 in light source device 3A. And a light source device 3D using an RGB rotation filter 65 having different characteristics.
[0138]
Similar to FIG. 1, the light source device 3D includes a lamp 10 that emits light, a band limiting rotary filter 11 that is provided on the illumination optical path and limits the transmission wavelength, and an illumination light stop 12 that limits the amount of light, together with the RGB of FIG. The rotary filter 13 includes an RGB rotary filter 65 that limits transmission wavelengths that have different characteristics.
[0139]
As shown in FIG. 2, the band-limited rotary filter 11 is divided into two by a visible light transmission filter 11a and an infrared light transmission filter 11b. As shown in FIG. 23, the RGB rotation filter 65 is divided into R, G, B filters 65a, 65b, and 65c. The electronic endoscope 2D includes a light guide fiber 8 that transmits illumination light, a diaphragm 52 that limits the amount of light incident on the imaging unit, an excitation light cut filter 23 that removes excitation light, and a CCD 21.
[0140]
The processor 4D includes a preamplifier 24, an AGC circuit 25, an A / D conversion circuit 26, a multiplexer circuit 27, an R memory 41a, a G memory G41b, a B memory B41c, an R ′ memory 61a, and a G ′ memory 61b, B. ′ Memory 61c, two subtracters 62 and 63, adder 64, integration processing circuit 42, image processing circuit 30, image display control circuit 31, D / A conversion circuit 32, and automatic light control for controlling illumination light diaphragm 12 A circuit 33 and a timing control circuit 34 for synchronizing the entire fluorescence endoscope apparatus 1D are provided.
Further, a laser light source 6 that generates laser light for laser treatment and a laser guide 37 that guides the laser light are provided.
[0141]
Next, the operation of the fluorescence endoscope apparatus 1D configured as described above will be described.
A fluorescent substance having affinity for a lesion such as cancer is administered into the body of the subject 19 in advance, such as an indocyanine green (ICG) derivative-labeled antibody.
[0142]
The lamp 10 of the light source device 3D emits light in a visible light region and a wavelength band including the excitation wavelength of the ICG derivative-labeled antibody. The light emitted from the lamp 10 passes through the band-limited rotary filter 11 and the illumination light diaphragm 12 and passes through the RGB rotary filter 65.
[0143]
The light transmitted through the RGB rotation filter 65 is incident on the light guide fiber 8 of the electronic endoscope 2D. The band-limited rotation filter 11 has the configuration shown in FIG. 2, and its spectral transmission characteristic is as shown in FIG. The RGB rotation filter 65 has the configuration shown in FIG. 23, and its spectral transmission characteristics are as shown in FIG.
[0144]
That is, the R filter 65a and the G filter 65b transmit the excitation light component of the infrared ICG derivative-labeled antibody, but the B filter 65c does not transmit the excitation light component. Accordingly, when the infrared light transmission filter 11b of the band limited rotation filter 11 is inserted in the illumination optical path, the excitation light component is irradiated if the R filter 65a or the G filter 65b is inserted, but the B filter 65c. If is inserted, no light is irradiated.
[0145]
At the time of normal light observation, the visible light transmission filter 11a of the band limited rotation filter 11 is fixed on the optical path, and the RGB rotation filter 65 is rotated 30 times per second, so that red, green, and blue light are sequentially irradiated (FIG. 25). reference).
[0146]
During fluorescence observation, the infrared light transmission filter 11b of the band-limited rotation filter 11 is fixed on the optical path, and the RGB rotation filter 65 is rotated 30 times per second, so that infrared light in the wavelength band of excitation light is intermittently irradiated. (See FIG. 26).
[0147]
When simultaneously observing a fluorescent image and a normal light image, the RGB rotation filter 65 rotates 30 seconds per second, and the band-limited rotation filter 11 rotates 90 seconds per second, thereby irradiating in the order of red, excitation light, green, excitation light, blue, and shading. (See FIG. 27).
At this time, the timing control circuit 34 controls the RGB rotation filter 65 and the band limited rotation filter 11 to rotate in synchronization.
[0148]
Reflected light and fluorescence from the object to be inspected 19 are imaged by the CCD 21 through the diaphragm 52 and the excitation light cut filter 23 that limit the amount of light. The excitation light cut filter 23 is configured to block the excitation light component of the ICG derivative-labeled antibody and transmit the fluorescence component and the visible light component, and its spectral transmission characteristic is as shown in FIG.
[0149]
Therefore, the CCD 21 receives light of red, green, and blue visible light, infrared fluorescence, or noise components leaking from outside the body, depending on the positions of the RGB rotation filter 65 and the band-limited rotation filter 11. (See FIGS. 25 to 27).
[0150]
The CCD 21 is driven in synchronism with the rotation of the rotary filters 11 and 65 by a CCD drive circuit (not shown), and forms an image of 180 frames per second or 90 frames per second depending on whether the band-limited rotary filter 11 is rotated.
[0151]
The electric signal from the CCD 21 is input to the preamplifier 24 of the processor 4D and amplified, and the gain is adjusted by the AGC circuit 25. Thereafter, the signal is input to the A / D conversion circuit 26 and converted from an analog signal to a digital signal.
[0152]
The digital signal is stored in one of the six frame memories 41a to 41c and 61a to 61c via the multiplexer 27. The multiplexer 27 selects a memory for storing an image based on a control signal from the timing control circuit 34.
[0153]
When the visible light transmission filter 11a of the band limited rotation filter 11 is inserted in the illumination optical path, an image signal is sent to the R memory 41a, the G memory 41b, and the B memory 41c according to the position of the RGB rotation filter 65. Remember. That is, the red image is stored in the R memory 41a, the green image is displayed in the G memory 41b, and the blue image is displayed in the B memory 41c.
[0154]
When the infrared light transmission filter 11b is inserted in the illumination optical path, image signals are stored in the R ′ memory 61a, the G ′ memory 61b, and the B ′ memory 61c according to the position of the RGB rotation filter 65. That is, the fluorescent image is stored in the R ′ memory 61a and the G ′ memory 61b, and the image (background image) in the absence of illumination light is stored in the B ′ memory 61c.
[0155]
This background image represents noise due to light leaking from outside the body and stationary noise inherent to the device. These background noise components are not a significant problem during normal observation, but are a major problem when observing weak fluorescence.
[0156]
In particular, near-infrared light absorbs less light from hemoglobin and water, and therefore has good permeability to living tissue. In the case of near-infrared fluorescence observation, such as an ICG derivative-labeled antibody, leakage of light from outside the subject Mixing becomes a problem.
[0157]
Since the two subtracters 62 and 63 subtract the background image from the fluorescent image, these background noise components are removed. The two fluorescent images from which the background noise component has been removed are added by the adder 64, and the added signal is input to the integration processing circuit 42 having the configuration shown in FIG. 16 to remove temporally unsteady noise components. Is done.
[0158]
Signals output from the R memory 41a, the G memory 41b, the B memory 41c, and the integration processing circuit 42 are input to the image processing circuit 30, where image processing such as image enhancement and noise removal is performed, and image display control is performed. Input to the circuit 31 and display control for simultaneous display of a fluorescent image, a normal image, and character information are performed.
[0159]
The digital signal output from the image display control circuit 31 is input to the D / A conversion circuit 32, converted into an analog signal, and output to the monitor 5. The automatic light control circuit 33 sends a signal for controlling the illumination light stop 12 so that illumination light with an appropriate brightness can be obtained. The timing control circuit 34 controls the rotation filter rotation, CCD drive, and various video signal processing in synchronization.
[0160]
On the monitor 5, the normal light image, the fluorescence image, or both can be observed simultaneously according to the position of the band limited rotation filter 11.
In the present embodiment, the single lamp 10 is used as the observation light source means. However, for example, a combination of two or more light sources such as a normal light observation halogen lamp and a fluorescent substance excitation laser or light emitting diode is used. Also good.
[0161]
Further, the illumination light for exciting the fluorescent material may be irradiated from outside the body.
In addition, the position of the CCD 21 is not limited to that disposed at the distal end portion 17 of the insertion portion 7, but may be provided inside the processor 4 </ b> D so that light is guided by an image guide fiber, or can be attached to and detached from the optical endoscope You may arrange | position in a camera head.
Further, instead of processing for each frame, processing may be performed for each field.
The present embodiment has the following effects.
Since the difference between the fluorescence image at the time of excitation light irradiation and the background image at the time of not irradiating light is taken, a fluorescence image with little noise due to leakage light from the outside can be obtained.
Embodiments configured by partially combining the above-described plurality of embodiments also belong to the present invention.
[0162]
[Appendix]
1. In a device that diagnoses by administering a fluorescent substance to a test object,
Light source means for irradiating the object to be inspected with light in a first wavelength band including an excitation wavelength of the fluorescent material and light in a second wavelength band including visible light;
Imaging means for capturing a visible light image of the inspection object and a fluorescent image of the fluorescent material;
A diaphragm means inserted on the optical path between the object to be inspected and the imaging means,
The diaphragm means includes a visible light transmitting portion that transmits visible light and a visible light non-transmitting portion that does not transmit visible light but transmits light in the fluorescent wavelength band of the fluorescent material, and has a transmission region larger than the visible light transmitting portion. A fluorescence endoscope apparatus characterized by comprising:
[0163]
(Purpose of Supplementary Notes 1 and 2) To provide a fluorescence endoscope apparatus that is brighter during fluorescence observation and can be observed at a deeper subject depth during normal light observation.
(Function of Supplementary Note 1) Since the region where the fluorescence is transmitted in the aperture portion is made larger than the region where visible light (normal light) is transmitted, the fluorescence can pass through the aperture portion much, and the fluorescence is brighter. The light can be observed at a deeper subject depth.
[0164]
2. In a fluorescence endoscope apparatus that performs diagnosis by observing fluorescence emitted from a fluorescent substance,
Light source means for selectively irradiating the object to be inspected with light in a first wavelength band including an excitation wavelength of the fluorescent material and light in a second wavelength band including visible light;
Switching means for switching between the light of the first wavelength band and the light of the second wavelength band;
Imaging means for capturing a visible light image of the inspection object and a fluorescent image of the fluorescent material;
Variable aperture means inserted on the optical path between the object to be inspected and the imaging means;
A fluorescence endoscope apparatus characterized in that the variable aperture means is controlled in accordance with switching of the switching means.
[0165]
(Operation of Supplementary Note 2) Since the diaphragm is controlled according to switching between the fluorescence observation and the normal light observation, the fluorescence is brighter and brighter by increasing the diaphragm during the fluorescence observation and reducing the diaphragm during the normal light observation. The light can be observed at a deeper subject depth.
[0166]
3. In a fluorescence endoscope apparatus that performs diagnosis by observing fluorescence emitted from a fluorescent substance,
Light source means for selectively irradiating the object to be inspected with light in a first wavelength band including an excitation wavelength of the fluorescent material and light in a second wavelength band including visible light;
Switching means for switching between the light of the first wavelength band and the light of the second wavelength band;
Imaging means for capturing a visible light image of the inspection object and a fluorescent image of the fluorescent material;
Integrating means for integrating an imaging signal obtained by the imaging means;
A fluorescence endoscope apparatus, wherein the integrating means is controlled in accordance with switching of the switching means.
[0167]
(Purpose of Supplementary Note 3) To provide a fluorescence endoscope apparatus that can be observed with less noise at the time of fluorescence observation and corresponding to fast movement at the time of normal light observation.
(Operation of Supplementary Note 3) Since the integration means is controlled according to switching between the fluorescence observation and the normal light observation, the fluorescence is less noise and the normal light can be observed in response to the fast movement.
[0168]
4). In a fluorescence endoscope apparatus that performs diagnosis by observing fluorescence emitted from a fluorescent substance,
Light source means for selectively irradiating the object to be inspected with light in a first wavelength band including an excitation wavelength of the fluorescent material and light in a second wavelength band including visible light;
A light quantity control means for controlling the light quantity of the light source means;
Switching means for switching between the light of the first wavelength band and the light of the second wavelength band;
Imaging means for capturing a visible light image of the inspection object and a fluorescent image of the fluorescent material;
A fluorescence endoscope apparatus that controls the light amount control means in accordance with switching of the switching means.
[0169]
(Object of Supplementary Note 4 and Supplementary Note 5) To provide a fluorescence endoscope apparatus capable of observing both normal light and fluorescence with appropriate brightness.
(Operation of Supplementary Note 4) Since the light amount is controlled according to switching between the fluorescence observation and the normal light observation, both the fluorescence and the normal light can be observed with appropriate brightness.
[0170]
5. In a fluorescence endoscope apparatus that performs diagnosis by observing fluorescence emitted from a fluorescent substance,
Light source means for selectively irradiating the object to be inspected with light in a first wavelength band including an excitation wavelength of the fluorescent material and light in a second wavelength band including visible light;
Switching means for switching between the light of the first wavelength band and the light of the second wavelength band;
Imaging means for capturing a visible light image of the inspection object and a fluorescent image of the fluorescent material;
Amplifying means for amplifying an imaging signal obtained by the imaging means;
A fluorescence endoscope apparatus that controls the amplification means in accordance with switching of the switching means.
(Operation of Supplementary Note 5) Since the amplifier is controlled according to switching between fluorescence observation and normal light observation, both fluorescence and normal light can be observed with appropriate brightness.
[0171]
6). In a fluorescence endoscope apparatus that diagnoses by administering a fluorescent substance to a test object,
Light source means for intermittently irradiating light on the object to be inspected;
An imaging means for capturing a fluorescent image from the object to be inspected when light is emitted from the light source means and a background image from the object to be inspected when light is not irradiated from the light source means;
An infrared fluorescent endoscope apparatus comprising: a subtracting unit that calculates a difference between the fluorescent image and the background image.
[0172]
(Purpose of Supplementary Note 6) To provide a fluorescence endoscope apparatus capable of removing light leaking from the outside during infrared fluorescence observation and obtaining a fluorescence image with less noise.
(Operation of Supplementary Note 6) Since the difference between the fluorescent image and the background image when no light is irradiated is taken, a fluorescent image with less noise can be obtained.
[0173]
【The invention's effect】
As described above, according to the present invention, in a fluorescence endoscope apparatus that performs diagnosis by administering a fluorescent substance to a test object,
Light source means for irradiating the object to be inspected with light in a first wavelength band including an excitation wavelength of the fluorescent material and light in a second wavelength band including visible light;
Imaging means for capturing a visible light image of the inspection object and a fluorescent image of the fluorescent material;
A diaphragm unit inserted on an optical path between the object to be inspected and the imaging unit;
The aperture means transmits a visible light transmitting portion that transmits visible light, and transmits light in a fluorescent wavelength band of the fluorescent material without transmitting visible light, and visible light having a larger transmission region than the visible light transmitting portion. Since the structure has a non-transmission part, the visible light is focused more by the diaphragm means, the image captured by the visible light becomes an image with a deep subject depth, and the fluorescence is narrowed by the diaphragm means than in the case of visible light. Therefore, a fluorescent image can be obtained which is suitable for a brighter diagnosis.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is an overall configuration diagram of a fluorescence endoscope apparatus according to a first embodiment of the present invention.
FIG. 2 is a configuration diagram of a band-limited rotation filter.
FIG. 3 is a characteristic diagram showing spectral transmission characteristics of a band-limited rotation filter.
FIG. 4 is a configuration diagram of an RGB rotation filter.
FIG. 5 is a characteristic diagram showing spectral transmission characteristics of an RGB rotation filter.
FIG. 6 is a configuration diagram of a filter diaphragm.
FIG. 7 is a characteristic diagram showing spectral transmission characteristics of a filter diaphragm.
FIG. 8 is a characteristic diagram showing spectral transmission characteristics of an excitation light cut filter.
FIG. 9 is an explanatory diagram of operations during normal light observation.
FIG. 10 is an explanatory diagram of operations during fluorescence observation.
FIG. 11 is an explanatory diagram of operations during simultaneous observation of normal light and fluorescence.
FIG. 12 is an overall configuration diagram of a fluorescence endoscope apparatus according to a second embodiment of the present invention.
FIG. 13 is a configuration diagram of a parallel rotation filter.
FIG. 14 is a characteristic diagram showing spectral transmission characteristics of a parallel rotating filter.
FIG. 15 is a configuration diagram of a liquid crystal diaphragm.
FIG. 16 is a configuration diagram of an integration processing circuit.
FIG. 17 is an operation explanatory diagram of the second embodiment.
FIG. 18 is an overall configuration diagram of a fluorescence endoscope apparatus according to a third embodiment of the present invention.
FIG. 19 is an explanatory diagram of an operation during normal light observation.
FIG. 20 is an operation explanatory diagram during fluorescence observation.
FIG. 21 is an explanatory diagram of operations during simultaneous observation of normal light and fluorescence.
FIG. 22 is an overall configuration diagram of a fluorescence endoscope apparatus according to a fourth embodiment of the present invention.
FIG. 23 is a configuration diagram of an RGB rotation filter.
FIG. 24 is a characteristic diagram showing spectral transmission characteristics of an RGB rotation filter.
FIG. 25 is a diagram illustrating the operation during normal light observation.
FIG. 26 is an explanatory diagram of operations during fluorescence observation.
FIG. 27 is a diagram for explaining the operation during simultaneous observation of normal light and fluorescence.
[Explanation of symbols]
1A: Fluorescence endoscope device
2A ... Electronic endoscope
3A ... Light source device
4A ... Processor
5 ... Monitor
6 ... Laser light source
7 ... Insertion section
8. Light guide fiber
10 ... Lamp
11 ... Band-limited rotation filter
11a: Visible light transmission filter
11b: Infrared light transmission filter
12 ... Lighting diaphragm
13 ... RGB rotation filter
15, 16 ... Motor
21 ... CCD
22 ... Filter aperture
22a ... Visible light transmission part
22b: Visible light non-transmissive portion
22c ... Light-shielding part
23. Excitation light cut filter
24 ... Preamplifier
25 ... AGC circuit
26 ... A / D conversion circuit
27. Multiplexer
28, 29 ... frame memory
30. Image processing circuit
31. Image display control circuit
32. D / A conversion circuit
33 ... Automatic light control circuit
34 ... Timing control circuit
Attorney Susumu Ito

Claims

In a fluorescence endoscope apparatus for observing fluorescence emitted from a fluorescent material,
A light source means for irradiating the object to be inspected with light in a first wavelength band including an excitation wavelength of the fluorescent material and light in a second wavelength band including visible light;
An imaging means for capturing a visible light image of the inspection object and a fluorescent image of the fluorescent material;
Inserted into the imaging optical path of the object to be inspected and the imaging means,
A diaphragm means having a visible light transmitting portion that transmits visible light and a visible light non-transmitting portion that does not transmit visible light but transmits light in a fluorescent wavelength band of the fluorescent material, and has a transmission region larger than the visible light transmitting portion ; ,
A fluorescence endoscope apparatus comprising:

The fluorescence endoscope apparatus according to claim 1, wherein the visible light non-transmissive portion functions as a diaphragm having a small opening amount with respect to the visible light as compared with the fluorescence.

  The light source means is capable of selectively irradiating the object to be inspected with light in the first wavelength band and light in the second wavelength band,
  Furthermore,
  Switching means for switching between the light of the first wavelength band and the light of the second wavelength band;
  Control means for controlling a control means for controlling the aperture means in response to switching by the switching means;
  The fluorescence endoscope apparatus according to claim 1, comprising: