JP3771790B2 - Electronic endoscope device - Google Patents

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Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、生体から発せられる自家蛍光による蛍光観察が可能な電子内視鏡装置に、関する。
【０００２】
【従来の技術】
従来、被検体（生体の体腔壁等）のカラー画像を取得する電子内視鏡装置が、利用されている。なお、被検体のカラー画像を取得する方式の一つとして、いわゆる面順次方式が知られている。この面順次方式は、被検体が青色（Ｂ）光，緑色（Ｇ）光，及び赤色（Ｒ）光により照射されている際のモノクロ画像信号を個別に取得して、これら各モノクロ画像信号を合成することによりカラー画像信号を取得する方式である。
【０００３】
また、生体に紫外光等の励起光を照射した場合に、この生体から発せられる蛍光（自家蛍光）により、生体を観察する電子内視鏡装置が利用されている。なお、病変の生じた生体組織から発せられる自家蛍光の強度は、健康な生体組織から発せられる自家蛍光の強度よりも小さいことが知られている。従って、術者は、この自家蛍光による被検体の蛍光画像を観察（蛍光観察）することにより、その蛍光強度の小さい領域に、病変が生じている可能性が高いと、認識することができる。
【０００４】
さらに、最近では、この蛍光観察の機能が組み込まれた上記面順次方式の電子内視鏡装置が、提案されている。この電子内視鏡装置は、被検体のカラー画像と被検体の自家蛍光による画像とを切り換えて、モニタに動画表示することができる。即ち、術者は、この電子内視鏡装置を、被検体のカラー画像を取得する通常観察状態と、被検体の自家蛍光による画像を取得する蛍光観察状態とに、切り換えることができる。
【０００５】
この電子内視鏡装置は、被検体への照明光を射出する光源ユニット，及び，照明光により照明された被検体を撮像するＣＣＤを、備えている。そして、電子内視鏡装置が通常観察状態にある場合には、その光源ユニットからは、Ｂ光，Ｇ光，及びＲ光が、順次繰り返し射出される。一方、電子内視鏡装置が蛍光観察状態にある場合には、その光源ユニットからは、励起光，及び白色光が、交互に繰り返し射出される。
【０００６】
図１４は、光源ユニットから射出される照明光及びＣＣＤによる画像取得のタイミングチャートである。まず、図１４の（Ａ）及び（Ｂ）を参照して、電子内視鏡装置が通常観察状態にある場合の処理について説明する。この図１４の（Ａ）は、電子内視鏡装置が通常観察状態にある場合のＣＣＤの動作を示している。また、この図１４の（Ｂ）は、電子内視鏡装置が通常観察状態にある場合に、光源ユニットから射出される照明光の照射期間を示している。
【０００７】
この光源ユニットからＢ光が射出される「Ｂ照射」期間が、ＣＣＤの「Ｂ蓄積」期間に相当する。即ち、被検体にＢ光が照射された状態において、ＣＣＤの各画素には、Ｂ光による被検体像に対応した電荷が蓄積される。このように蓄積された電荷は、直後の「Ｂ転送」期間中に、Ｂ画像信号として出力される。
【０００８】
この「Ｂ転送」期間の直後の「Ｇ蓄積」期間は、光源ユニットからＧ光が射出される「Ｇ照射」期間に対応している。この「Ｇ蓄積」期間において、ＣＣＤの各画素には、Ｇ光による被検体像に対応した電荷が蓄積される。このように蓄積された電荷は、直後の「Ｇ転送」期間中に、Ｇ画像信号として出力される。
【０００９】
この「Ｇ転送」期間の直後の「Ｒ蓄積」期間は、光源ユニットからＲ光が射出される「Ｒ照射」期間に対応している。この「Ｒ蓄積」期間において、ＣＣＤの各画素には、Ｒ光による被検体像に対応した電荷が蓄積される。このように蓄積された電荷は、直後の「Ｒ転送」期間中に、Ｒ画像信号として出力される。
【００１０】
そして、このＣＣＤから順次出力されるＢ画像信号，Ｇ画像信号，及びＲ画像信号に基づき、被検体のカラー画像を示すカラー画像信号が生成される。
【００１１】
次に、図１４の（Ｃ）及び（Ｄ）を参照して、電子内視鏡装置が蛍光観察状態にある場合の処理について説明する。この図１４の（Ｃ）は、電子内視鏡装置が蛍光観察状態にある場合のＣＣＤの動作を示している。また、この図１４の（Ｄ）は、電子内視鏡装置が蛍光観察状態にある場合に、光源ユニットから射出される照明光の照射期間を示している。
【００１２】
被検体は励起光（ＵＶ光）により照射されると、自家蛍光（Ｆ光）を発する。すると、ＣＣＤは、このＦ光による被検体像を撮像する。このため、光源ユニットから励起光（ＵＶ光）が射出される「ＵＶ照射」期間が、ＣＣＤの「Ｆ蓄積」期間に相当する。即ち、被検体にＵＶ光が照射された状態において、ＣＣＤの各画素には、Ｆ光による被検体像に対応した電荷が蓄積される。このように蓄積された電荷は、直後の「Ｆ転送」期間中に、Ｆ画像信号（蛍光画像信号）として出力される。
【００１３】
一方、光源ユニットから白色光（Ｗ光）が射出される「Ｗ照射」期間が、ＣＣＤの「Ｗ蓄積」期間に相当する。即ち、被検体にＷ光が照射された状態において、ＣＣＤの各画素には、Ｗ光による被検体像に対応した電荷が蓄積される。このように蓄積された電荷は、直後の「Ｗ転送」期間中に、Ｗ画像信号（参照画像信号）として出力される。
【００１４】
そして、このＣＣＤから出力されるＦ画像信号，及びＷ画像信号に基づき、被検体の診断用画像信号が生成される。即ち、Ｗ画像信号からＦ画像信号が減算されることにより、診断用画像信号が生成される。
【００１５】
【発明が解決しようとする課題】
上記の電子内視鏡装置では、図１４の（Ｄ）に示されるように、「Ｗ照射」期間と「ＵＶ照射」期間とは、同じ長さになっている。従って、図１４の（Ｃ）に示されるように、「Ｗ蓄積」期間と「Ｆ蓄積」期間とは、同じ長さになっている。
【００１６】
なお、被検体から発せられる自家蛍光は、極めて微弱である。このため、診断用画像生成のためには、予め、これらＷ画像信号及びＦ画像信号は、それらの強度が同等となるように調整（レベル調整）されなければならない。即ち、微弱な自家蛍光に基づくＦ画像信号は、その強度がＷ画像信号の強度と同等になるように、大幅に増幅されなければならない。
【００１７】
しかし、観察対象となる被検体に対応させて、Ｆ画像信号の増幅率，及びＷ画像信号の増幅率を夫々設定するレベル調整は、手間のかかる作業である。また、生体の部位毎に、正常な組織が発する自家蛍光の強度は異なる。従って、術者は、観察対象となる被検体の種類が変わる度に、煩雑なレベル調整を行う必要がある。
【００１８】
なお、画像信号の増幅は、通常、電子回路によりなされている。このため、Ｆ画像信号は、電子回路により大幅に増幅されることにより、そのＳ／Ｎ比が低下してしまう。従って、得られる診断用画像信号には、ノイズが多く混入してしまう。
【００１９】
そこで、被検体に応じて相互に適正にレベル調整された良好な参照画像信号及び蛍光画像信号を取得可能な電子内視鏡装置を提供することを、本発明の課題とする。
【００２０】
【課題を解決するための手段】
本発明による電子内視鏡装置は、上記課題を解決するために、以下のような構成を採用した。
【００２１】
即ち、この電子内視鏡装置は、被検体を照明する照明光学系と、可視光，及び，生体組織自体からの蛍光を励起する励起光を発し、これら可視光と励起光とを交互に切り換えて繰り返し前記照明光学系へ導くとともに、励起光を射出する期間と可視光を射出する期間とを夫々変化させる光源ユニットと、前記被検体表面からの光のうちの励起光以外の成分を収束させて、この被検体表面の像を形成する対物光学系と、前記対物光学系によって形成された被検体表面の像を撮像して画像信号に変換する撮像素子と、前記撮像素子により取得された画像信号のうち、前記照明光学系に可視光が導かれている期間に対応する部分に基づいて参照画像信号を生成し、前記照明光学系に励起光が導かれている期間に対応する部分に基づいて蛍光画像信号を生成し、更に、可視光が照射されると該可視光を所定の反射率で反射させるとともに励起光が照射されると励起して該励起光の強度に応じた強度の蛍光を発するチャートを前記照明光学系により導かれた可視光と励起光とが交互に照射している間に、生成した前記参照画像信号と前記蛍光画像信号とを比較し、これら参照画像信号と蛍光画像信号との強度の比が所定の値となるように、前記光源ユニットを制御して、励起光を射出する期間と可視光を射出する期間とを夫々変化させるプロセッサとを、備えたことを特徴とする。
【００２２】
このように構成されると、光源ユニットが、励起光を射出する期間と可視光を射出する期間とを夫々変化させることにより、参照画像信号の強度と蛍光画像信号の強度とを適切に調整（レベル調整）することができる。
【００２３】
このレベル調整は、照明光学系が所定のチャートを照明している状態で、なされる。このチャートは、可視光により照射されると該可視光を所定の反射率で反射させるとともに励起光により照射されると励起して該励起光の強度に応じた強度の蛍光を発する。なお、このチャートによる可視光の反射及び蛍光についての特性は、被検体と同等である。このレベル調整により、参照画像信号の強度と蛍光画像信号の強度との比は、１に設定されてもよく、その他の所定の値に設定されてもよい。
【００２４】
なお、参照画像信号及び蛍光画像信号の増幅は、主に、可視光及び励起光の照射期間を夫々変化させることにより、なされる。但し、該照射期間が最大限変化したとしても参照画像信号の強度と蛍光画像信号の強度との比が所望の値にならない場合には、電子回路による増幅が併用されてもよい。
【００２５】
【発明の実施の形態】
以下、図面に基づいて本発明の一実施形態による電子内視鏡装置について、説明する。図１は、この電子内視鏡装置の構成図である。この図１に示されるように、電子内視鏡装置は、電子内視鏡１，及び，外部装置（光源・プロセッサ装置）２を、備えている。
【００２６】
まず、電子内視鏡（以下、内視鏡と略記）１について説明する。この内視鏡１は、図１にはその形状が示されていないが、生体内に挿入される可撓管状の挿入部，この挿入部の基端側に対して一体に連結された操作部，及び，この操作部と外部装置２とを連結するライトガイド可撓管を、備えている。
【００２７】
内視鏡１の挿入部の先端は、硬質部材製の図示せぬ先端部により封止されている。また、この挿入部の先端近傍の所定領域には、図示せぬ湾曲機構が組み込まれており、当該領域を湾曲させることができる。操作部には、湾曲機構を湾曲操作するためのダイヤル，及び各種操作スイッチが、設けられている。
【００２８】
この内視鏡１の先端部には、少なくとも３つの開口が開けられており、これら３つの開口のうちの２つは、配光レンズ１１，及び，対物レンズ１２により、夫々封止されている。なお、他の開口は、鉗子孔として利用される。
【００２９】
さらに、内視鏡１は、ライトガイド１３を有している。このライトガイド１３は、光ファイバが多数束ねられてなるファイババンドルから構成されている。そして、このライトガイド１３は、その先端面（出射面）を配光レンズ１１に対向させるとともに、挿入部，操作部及びライトガイド可撓管内を引き通され、その基端側が外部装置２内に引き込まれている。なお、これらライトガイド１３及び配光レンズ１１は、照明光学系に相当する。
【００３０】
また、内視鏡１は、撮像素子としてのＣＣＤ（charge-coupled device）エリアセンサ１４を備えている。このＣＣＤエリアセンサ（以下ＣＣＤと略記）１４の撮像面は、内視鏡１の先端部が被検体に対向配置された状態において、対物レンズ１２が当該被検体の像を結ぶ位置に、配置されている。なお、これら対物レンズ１２及びＣＣＤ１４間の光路中には、図示せぬ励起光カットフィルタが、挿入配置されている。この励起光カットフィルタは、生体の自家蛍光を励起する励起光を遮断するとともに、可視光を透過させる。これら対物レンズ１２及び励起光カットフィルタは、対物光学系に相当する。
【００３１】
なお、図１における符号１５及び１６は、内視鏡１の操作部に設けられた複数の操作スイッチのうちの２つを、模式的に示している。第１の操作スイッチ１５は、後述する通常観察状態と蛍光観察状態とを切り換えるために、用いられる。一方、第２の操作スイッチ１６は、後述するレベル調整を実行するために、用いられる。
【００３２】
次に、外部装置２について説明する。この外部装置２は、図２に示されるように、光源ユニット２０，並びに，タイミングコントローラＴ１，画像信号処理回路Ｔ２及びシステムコントローラＴ３を有するプロセッサＴを、備えている。
【００３３】
この外部装置２における光源ユニット２０は、白色光源２１及び励起光源２２を、備えている。一方の白色光源２１は、図示せぬキセノンランプ及びリフレクタを、有している。そして、この白色光源２１は、そのキセノンランプが発した白色光を、リフレクタで反射させることにより、平行光として射出する。なお、この白色光源２１は、可視光源に相当する。他方の励起光源２２は、図示せぬＵＶランプ及びリフレクタを、有している。なお、この励起光源２２のＵＶランプは、生体の自家蛍光を励起する紫外帯域の励起光を、発する。そして、この励起光源２２は、そのＵＶランプが発した励起光を、リフレクタで反射させることにより、平行光として射出する。
【００３４】
白色光源２１から発せられた白色光の光路上には、集光レンズ２３が、配置されている。この集光レンズ２３は、入射した平行光を、ライトガイド１３の基端面（入射面）に収束させる。
【００３５】
この集光レンズ２３から射出された収束光の光路上におけるライトガイド１３以前の所定位置には、ＲＧＢホイール２４が挿入される。このＲＧＢホイール２４は、図３の（Ａ）に示されるように、円板状に形成され、その外周に沿ったリング状の部分に、互いに同形状の３つの開口が等間隔で開けられている。これら各開口には、青色光（Ｂ光）のみを透過させるＢフィルタ２４１，緑色光（Ｇ光）のみを透過させるＧフィルタ２４２，及び，赤色光（Ｒ光）のみを透過させるＲフィルタ２４３が、夫々填め込まれている。
【００３６】
なお、図３の（Ａ）に示された例では、これら各フィルタ２４１〜２４３は、同形状であるが、当該ホイール２４の周方向に沿った長さが互いに異なっていてもよい。即ち、ホイール２４の周方向に沿った長さが長いものから順に、Ｂフィルタ２４１，Ｇフィルタ２４２，Ｒフィルタ２４３となっていてもよい。
【００３７】
このＲＧＢホイール２４は、モータ２４Ｍに連結されている。そして、ＲＧＢホイール２４は、モータ２４Ｍに駆動されて回転し、そのＢフィルタ２４１，Ｇフィルタ２４２，及びＲフィルタ２４３を、順次繰り返して光路中に挿入する。なお、このモータ２４Ｍは、ステージ２４Ｇに対して固定されている。このステージ２４Ｇは、移動機構２４Ｓに取り付けられている。そして、この移動機構２４Ｓは、モータ２４Ｍ及びＲＧＢホイール２４を、図２の上下方向へ移動させる。即ち、この移動機構２４Ｓは、ＲＧＢホイール２４を、その各フィルタ２４１〜２４３を光路中に挿入可能となる挿入位置，又は，光路から退避した退避位置へ、移動させる。
【００３８】
なお、図２のＲＧＢホイール２４は、退避位置にある。そして、このＲＧＢホイール２４は、図２の状態から図２の上下方向における上向きへ移動することにより、挿入位置をとる。このＲＧＢホイール２４に連結されたモータ２４Ｍ，及び移動機構２４Ｓは、ホイール駆動機構に相当する。
【００３９】
また、白色光源２１から発せられた白色光の光路上における当該白色光源２１の直後には、一対のロータリーシャッタ２５，２６が、挿入される。図３の（Ｂ）には、第１のロータリーシャッタ２５が示されている。なお、第２のロータリーシャッタ２６は、この第１のロータリーシャッタ２５と同様に構成されている。この図３の（Ｂ）に示されるように、ロータリーシャッタ２５は、円板状に形成され、その外周に沿ったリング状の部分における半周程度の領域に、１つの開口が開けられている。この開口には、透明な平行平板状の光学部材が填め込まれている。この光学部材が、白色光を透過させる透過部（可視光透過部）２５１になっている。
【００４０】
これら両ロータリーシャッタ２５，２６は、互いに同軸に対向させて、用いられる。図４の（Ｉ）に示されるように、第１のロータリーシャッタ２５の透過部２５１と、第２のロータリーシャッタ２６の透過部２６１とは、完全に重なるように対向しているのではなく、所定の領域においてのみ重なるように対向している。このため、これら各透過部２５１，２６１よりも周方向に短い透過領域αのみが、透明になっている。
【００４１】
図２に示されるように、これら各ロータリーシャッタ２５，２６は、夫々、モータ２５Ｍ，２６Ｍに連結されている。そして、第１のロータリーシャッタ２５は、モータ２５Ｍに駆動されて回転し、第２のロータリーシャッタ２６は、モータ２６Ｍに駆動されて回転する。
【００４２】
これら両ロータリーシャッタ２５，２６は、その中心軸を、白色光源２１から射出される白色光の光路に対して平行に向けている。なお、第１のロータリーシャッタ２５は、第２のロータリーシャッタ２６よりも光路上における前側に、配置されている。そして、これら両ロータリーシャッタ２５，２６が互いに等しい速度で回転すると、透過領域αは、間欠的に白色光の光路中に挿入される。
【００４３】
また、各モータ２５Ｍ，２６Ｍは、夫々、ステージＧ１に対して固定されている。このステージＧ１は、移動機構Ｓ１に取り付けられている。そして、この移動機構Ｓ１は、ステージＧ１を、図２の上下方向へ移動させる。即ち、この移動機構Ｓ１は、ステージＧ１を、両ロータリーシャッタ２５，２６の透過領域αが光路中に挿入可能となる挿入位置，又は，光路から退避した退避位置へ、移動させる。なお、図２のステージＧ１は、挿入位置にある。そして、このステージＧ１は、図２の状態から図２の上下方向における上向きへ移動することにより、退避位置をとる。
【００４４】
なお、ロータリーシャッタ２６と集光レンズ２３との間の所定位置において、白色光の光路と励起光の光路とは、直交している。即ち、励起光源２２は、発した励起光が、白色光源２１から発せられた白色光の光路上における上記所定位置で、当該白色光の光路と直交するように、配置されている。これら白色光及び励起光の光路同士が直交する位置には、ハーフミラー２７が、挿入される。このハーフミラー２７は、該ハーフミラー２７を透過した白色光の光路と同じ光路上を励起光が進むように、この励起光を反射させる。
【００４５】
また、励起光源２２から発せられた励起光の光路上におけるハーフミラー２７以前の位置には、一対のロータリーシャッタ２８，２９が、挿入される。図３の（Ｃ）には、第３のロータリーシャッタ２８が示されている。なお、第４のロータリーシャッタ２９は、この第３のロータリーシャッタ２８と同様に構成されている。この図３の（Ｃ）に示されるように、ロータリーシャッタ２８は、円板状に形成され、その外周に沿ったリング状の部分における半周程度の領域に、１つの開口が開けられている。この開口には、透明な平行平板状の光学部材が填め込まれている。この光学部材が、励起光を透過させる透過部（励起光透過部）２８１になっている。
【００４６】
これら両ロータリーシャッタ２８，２９は、互いに同軸に対向させて、用いられる。図４の（ＩＩ）に示されるように、第３のロータリーシャッタ２８の透過部２８１と、第４のロータリーシャッタ２９の透過部２９１とは、完全に重なるように対向しているのではなく、所定の領域においてのみ重なるように対向している。このため、これら各透過部２８１，２９１よりも周方向に短い透過領域βのみが、透明になっている。
【００４７】
図２に示されるように、これら各ロータリーシャッタ２８，２９は、夫々、モータ２８Ｍ，２９Ｍに連結されている。そして、第３のロータリーシャッタ２８は、モータ２８Ｍに駆動されて回転し、第４のロータリーシャッタ２９は、モータ２９Ｍに駆動されて回転する。
【００４８】
これら両ロータリーシャッタ２８，２９は、その中心軸を、励起光源２２から射出される励起光の光路に対して平行に向けている。なお、第３のロータリーシャッタ２８は、第４のロータリーシャッタ２９よりも光路上における前側に、配置される。そして、これら両ロータリーシャッタ２８，２９が互いに等しい速度で回転すると、透過領域βは、間欠的に励起光の光路中に挿入される。
【００４９】
なお、上記のハーフミラー２７，及び各モータ２８Ｍ，２９Ｍは、夫々、ステージＧ２に対して固定されている。このステージＧ２は、移動機構Ｓ２に連結されている。そして、この移動機構Ｓ２は、ステージＧ２を、図２の上下方向へ移動させる。
【００５０】
この移動機構Ｓ２は、ステージＧ２を移動させることにより、ハーフミラー２７，並びに，両モータ２８Ｍ，２９Ｍ，及び両ロータリーシャッタ２８，２９を、図２の上下方向へ移動させる。即ち、移動機構Ｓ２は、ステージＧ２を、ハーフミラー２７が白色光の光路中に挿入された挿入位置，又は，ハーフミラー２７が白色光の光路から退避した退避位置へ、移動させる。なお、図２のステージＧ２は、挿入位置にある。そして、このステージＧ２は、図２に示された状態から図２の上下方向における下向きへ移動することにより、退避位置をとる。
【００５１】
また、プロセッサＴにおけるタイミングコントローラＴ１，画像信号処理回路Ｔ２，及びシステムコントローラＴ３は、相互に接続されている。このプロセッサＴのタイミングコントローラＴ１は、ドライバを介して、各モータ２４Ｍ，２５Ｍ，２６Ｍ，２８Ｍ，２９Ｍに、夫々接続されている。そして、このタイミングコントローラＴ１は、これら各モータ２４Ｍ，２５Ｍ，２６Ｍ，２８Ｍ，２９Ｍを夫々同期させて、等速回転させる。なお、ドライバ及び各モータ２４Ｍ，２５Ｍ，２６Ｍ，２８Ｍ，２９Ｍの制御については、後述する。
【００５２】
このプロセッサＴのシステムコントローラＴ３は、各移動機構２４Ｓ，Ｓ１，Ｓ２と、夫々接続されている。そして、このシステムコントローラＴ３は、移動機構２４Ｓを制御することにより、ＲＧＢホイール２４を挿入位置へ移動させるとともに、各移動機構Ｓ１，Ｓ２を夫々制御することにより、各ステージＧ１，Ｇ２を退避位置へ移動させることができる。この状態において、光源ユニット２０が、通常観察状態にあると称される。
【００５３】
一方、図２に示されるように、システムコントローラＴ３が、移動機構２４Ｓを制御することにより、ＲＧＢホイール２４を退避位置へ移動させるとともに、両移動機構Ｓ１，Ｓ２を夫々制御することにより、両ステージＧ１，Ｇ２を挿入位置へ移動させることができる。この状態において、光源ユニット２０が、蛍光観察状態にあると称される。
【００５４】
なお、システムコントローラＴ３は、操作スイッチ１５の状態に応じて、光源ユニット２０を通常観察状態又は蛍光観察状態に切り換える。即ち、術者は、操作スイッチ１５を切り換えることにより、光源ユニット２０を通常観察状態又は蛍光観察状態に切り換える。
【００５５】
この光源ユニット２０が通常観察状態にある場合に、白色光源２１から発せられた白色光は、集光レンズ２３へ入射する。一方、ステージＧ２は、退避位置にあるので、励起光源２２から発せられた励起光は、集光レンズ２３へは入射しない。また、ステージＧ１も、退避位置にある。従って、光源ユニット２０が通常観察状態にある場合には、集光レンズ２３には、常時、白色光のみが入射する。
【００５６】
この集光レンズ２３を透過した白色光は、ＲＧＢホイール２４の各フィルタ２４１〜２４３により、Ｂ光，Ｇ光，及びＲ光に順次変換される。これらＢ光，Ｇ光，及びＲ光は、ライトガイド１３の基端面（入射面）に収束する。そして、これらＢ光，Ｇ光，及びＲ光は、このライトガイド１３により導かれて、配光レンズ１１へ向かう。すると、配光レンズ１１からは、これらＢ光，Ｇ光，及びＲ光が、順次、繰り返し射出される。
【００５７】
この配光レンズ１１から射出されたＢ光，Ｇ光，及びＲ光が、順次、被検体を照射している際に、内視鏡１の対物レンズ１２は、ＣＣＤ１４の撮像面近傍に被検体像を形成する。この被検体像は、ＣＣＤ１４により画像信号に変換される。なお、図１に示されるように、ＣＣＤ１４は、プロセッサＴのタイミングコントローラＴ１に接続されており、このタイミングコントローラＴ１から送信された駆動信号に従って、画像信号を出力する。また、プロセッサＴの画像信号処理回路Ｔ２は、ＣＣＤ１４に接続されており、このＣＣＤ１４から出力された画像信号を取得する。
【００５８】
図５は、光源ユニット２０が通常観察状態にある場合の照明及び画像取得のタイミングチャートである。なお、この図５の（Ａ）は、タイミングコントローラＴ１から出力されたＣＣＤ１４への駆動信号を示している。また、この図５の（Ｂ）は、配光レンズ１１から被検体へ向けて射出されたＢ光，Ｇ光，及びＲ光の照射期間を示している。
【００５９】
この図５の（Ａ）及び（Ｂ）に示されるように、配光レンズ１１からＢ光が射出される「Ｂ照射」期間が、ＣＣＤ１４の「Ｂ蓄積」期間に相当する。即ち、被検体にＢ光が照射された状態において、ＣＣＤ１４の各画素には、Ｂ光による被検体像に対応した電荷が蓄積される。このように蓄積された電荷は、直後の「Ｂ転送」期間中に、Ｂ画像信号として画像信号処理回路Ｔ２へ送信される。
【００６０】
この「Ｂ転送」期間の直後の「Ｇ蓄積」期間は、配光レンズ１１からＧ光が射出される「Ｇ照射」期間に対応している。この「Ｇ蓄積」期間において、ＣＣＤ１４の各画素には、Ｇ光による被検体像に対応した電荷が蓄積される。このように蓄積された電荷は、直後の「Ｇ転送」期間中に、Ｇ画像信号として画像信号処理回路Ｔ２へ送信される。
【００６１】
この「Ｇ転送」期間の直後の「Ｒ蓄積」期間は、配光レンズ１１からＲ光が射出される「Ｒ照射」期間に対応している。この「Ｒ蓄積」期間において、ＣＣＤ１４の各画素には、Ｒ光による被検体像に対応した電荷が蓄積される。このように蓄積された電荷は、直後の「Ｒ転送」期間中に、Ｒ画像信号として画像信号処理回路Ｔ２へ送信される。
【００６２】
そして、画像信号処理回路Ｔ２は、後述の如く、これらＢ画像信号，Ｇ画像信号，及びＲ画像信号に基づき、被検体のカラー画像を示すカラー画像信号を生成する。なお、図１に示されるように、画像信号処理回路Ｔ２は、モニタ３に接続されている。そして、この画像信号処理回路Ｔ２は、生成したカラー画像信号に基づいて、被検体のカラー画像をモニタ３に表示させる。
【００６３】
次に、光源ユニット２０が蛍光観察状態（図２の状態）にある場合について、説明する。この場合に、白色光源２１から発せられた白色光は、第１及び第２のロータリーシャッタ２５，２６の透過領域αが光路中に挿入されている期間中にのみ、ハーフミラー２７へ向けて射出される。一方、励起光源２２から射出された励起光は、第３及び第４のロータリーシャッタ２８，２９の透過領域βが光路中に挿入されている期間中にのみ、ハーフミラー２７へ向けて射出される。
【００６４】
なお、タイミングコントローラＴ１は、透過領域αが光路中に挿入されていない期間中に、透過領域βが光路中に挿入されるように、かつ、透過領域βが光路中に挿入されていない期間中に、透過領域αが光路中に挿入されるように、各モータ２５Ｍ，２６Ｍ，２８Ｍ，２９Ｍを夫々同期させて等速回転させている。
【００６５】
このため、ハーフミラー２７へは、白色光と励起光とが、交互に繰り返し入射する。このハーフミラー２７を透過した白色光は、集光レンズ２３によりライトガイド１３の入射面に収束される。一方、このハーフミラー２７により反射された励起光は、集光レンズ２３によりライトガイド１３の入射面に収束される。そして、これら白色光及び励起光は、交互に、ライトガイド１３により導かれて、配光レンズ１１へ向かう。すると、配光レンズ１１からは、これら白色光及び励起光が、交互に繰り返し射出される。
【００６６】
そして、被検体に対して白色光が照射されている期間中には、この被検体表面において反射された光は、対物レンズ１２により収束されて、ＣＣＤ１４の撮像面近傍に被検体像を形成する。この被検体像は、ＣＣＤ１４により画像信号に変換される。
【００６７】
一方、この被検体に対して励起光が照射されている期間中には、この被検体は、自家蛍光を発する。このため、対物レンズ１２へは、この被検体から発せられた自家蛍光，及び，この被検体表面において反射された励起光が、入射する。但し、励起光は、図示せぬ励起光カットフィルタにより遮断されるので、ＣＣＤ１４の撮像面近傍には、被検体の自家蛍光のみによる像が形成される。
【００６８】
なお、ＣＣＤ１４は、タイミングコントローラＴ１から送信された駆動信号に従って、画像信号を出力する。また、プロセッサＴの画像信号処理回路Ｔ２は、ＣＣＤ１４から出力された画像信号を取得する。
【００６９】
図６は、光源ユニット２０が蛍光観察状態にある場合の照明及び画像取得のタイミングチャートである。この図６の（Ａ）は、タイミングコントローラＴ１から出力されたＣＣＤ１４の駆動信号を示している。また、この図６の（Ｂ）は、配光レンズ１１から被検体へ向けて射出された励起光（ＵＶ光），及び白色光（Ｗ光）の照射期間を示している。
【００７０】
この図６の（Ａ）及び（Ｂ）に示されるように、配光レンズ１１からＷ光が射出される「Ｗ照射」期間が、ＣＣＤ１４の「Ｗ蓄積」期間に相当する。即ち、被検体にＷ光が照射された状態において、ＣＣＤ１４の各画素には、Ｗ光による被検体像に対応した電荷が蓄積される。このように蓄積された電荷は、直後の「Ｗ転送」期間中に、Ｗ画像信号（参照画像信号）として画像信号処理回路Ｔ２へ送信される。
【００７１】
一方、配光レンズ１１からＵＶ光が射出される「ＵＶ照射」期間が、ＣＣＤ１４の「Ｆ蓄積」期間に相当する。即ち、被検体にＵＶ光が照射された状態において、ＣＣＤ１４の各画素には、自家蛍光（Ｆ光）による被検体像に対応した電荷が蓄積される。このように蓄積された電荷は、直後の「Ｆ転送」期間中に、Ｆ画像信号（蛍光画像信号）として画像信号処理回路Ｔ２へ送信される。
【００７２】
そして、画像信号処理回路Ｔ２は、後述の如く、これらＷ画像信号，及びＦ画像信号に基づき、被検体の診断用画像信号を生成する。この画像信号処理回路Ｔ２は、生成した診断用画像信号に基づいて、モニタ３に診断用画像を表示させる。
【００７３】
以下、図７を参照して、この画像信号処理回路Ｔ２における処理について説明する。この画像信号処理回路Ｔ２は、タイミングコントローラＴ１に夫々接続された前段信号処理回路Ｔ２１，Ａ／ＤコンバータＴ２２，３つのメモリＴ２３〜Ｔ２５，及び，３つのＤ／ＡコンバータＴ２６〜Ｔ２８を、備えている。
【００７４】
前段信号処理回路Ｔ２１は、ＣＣＤ１４に接続されている。そして、この前段信号処理回路Ｔ２１は、ＣＣＤ１４から出力された画像信号を取得して、増幅及びγ補正等の処理を施した後に、出力する。Ａ／ＤコンバータＴ２２は、前段信号処理回路Ｔ２１から出力された画像信号をＡ／Ｄ変換して、デジタルの画像データとして出力する。
【００７５】
３つのメモリＴ２３〜Ｔ２５は、いずれも、ＣＣＤ１４の画素毎に所定の複数ビットのデータを記憶可能な記憶領域を、有する。これら各メモリＴ２３〜Ｔ２５は、Ａ／ＤコンバータＴ２２に夫々接続されている。そして、これら各メモリＴ２３〜Ｔ２５には、タイミングコントローラＴ１により夫々指定された期間中に、Ａ／ＤコンバータＴ２２から出力された画像データが格納される。
【００７６】
３つのＤ／ＡコンバータＴ２６〜Ｔ２８は、夫々、各メモリＴ２３〜Ｔ２５に接続されている。そして、第１のＤ／ＡコンバータＴ２６は、第１のメモリＴ２３から出力された画像データをアナログの画像信号に変換して出力する。第２のＤ／ＡコンバータＴ２７は、第２のメモリＴ２４から出力された画像データをアナログの画像信号に変換して出力する。第３のＤ／ＡコンバータＴ２８は、第３のメモリＴ２５から出力された画像データをアナログの画像信号に変換して出力する。
【００７７】
さらに、この画像信号処理回路Ｔ２は、システムコントローラＴ３に夫々接続された一対のスイッチＳＷ１，ＳＷ２を、備えている。そして、システムコントローラＴ３は、以下に説明するように、これら各スイッチＳＷ１，ＳＷ２を夫々切り換えて、各Ｄ／ＡコンバータＴ２６〜Ｔ２８から出力された画像信号を３つの出力端子Ｐ１〜Ｐ３へ出力させる。
【００７８】
なお、これら各出力端子Ｐ１〜Ｐ３は、夫々、モニタ３に接続されている。このモニタ３は、カラー画像のＢ成分用の入力端子，Ｇ成分用の入力端子，及びＲ成分用の入力端子を、有する。そして、画像信号処理回路Ｔ２の第１の出力端子Ｐ１は、モニタ３のＢ成分用の入力端子に接続されている。また、画像信号処理回路Ｔ２の第２の出力端子Ｐ２は、モニタ３のＧ成分用の入力端子に接続されている。また、画像信号処理回路Ｔ３の第３の出力端子Ｐ３は、モニタ３のＲ成分用の入力端子に接続されている。
【００７９】
さらに、画像信号処理回路Ｔ２は、動画表示用の所定の仕様に従って出力する同期信号用の図示せぬ出力端子を、有する。一方、モニタ３は、この同期信号用の図示せぬ入力端子を有する。これら画像信号処理回路Ｔ２の同期信号用の出力端子，及び，モニタ３の同期信号用の入力端子は、互いに接続されている。そして、このモニタ３は、そのＢ成分用，Ｇ成分用，Ｒ成分用，及び同期信号用の各入力端子に入力した信号に基づき、カラー画像をその画面に動画表示する。
【００８０】
第１のスイッチＳＷ１は、第１の出力端子Ｐ１への出力を選択するためのものである。即ち、第１のスイッチＳＷ１は、第１の出力端子Ｐ１へ、第１のＤ／ＡコンバータＴ２６から出力された画像信号を出力する通常観察状態，又は，第２のＤ／ＡコンバータＴ２７から出力された画像信号と第１のＤ／ＡコンバータＴ２６から出力された画像信号との差を出力する蛍光観察状態に、切り換えられる。但し、図７における第１のスイッチＳＷ１は、通常観察状態になっている。
【００８１】
第２のスイッチＳＷ２は、第３の出力端子Ｐ３への出力を選択するためのものである。即ち、第２のスイッチＳＷ２は、第３の出力端子Ｐ３へ、第３のＤ／ＡコンバータＴ２８から出力された画像信号を出力する通常観察状態，又は，第２のＤ／ＡコンバータＴ２７から出力された画像信号を出力する蛍光観察状態に、切り換えられる。但し、図７における第２のスイッチＳＷ２は、通常観察状態になっている。
【００８２】
なお、第１の出力端子Ｐ１，及び第３の出力端子Ｐ３へ夫々出力される画像信号は、各スイッチＳＷ１，ＳＷ２によって切り換えられるのに対し、第２の出力端子Ｐ２へは、常に、第２のＤ／ＡコンバータＴ２７からの画像信号が、出力される。
【００８３】
以下に説明するように、システムコントローラＴ３は、光源ユニット２０を通常観察状態に設定するとともに、各スイッチＳＷ１，ＳＷ２を夫々通常観察状態に切り換えることにより、被検体のカラー画像を示す通常画像信号を、モニタ３へ送信させることができる。図８は、通常観察状態における処理の説明図である。
【００８４】
一方、システムコントローラＴ３は、光源ユニット２０を蛍光観察状態に設定するとともに、各スイッチＳＷ１，ＳＷ２を夫々蛍光観察状態に切り換えることにより、被検体のＷ画像信号及びＦ画像信号から生成された画像信号（診断用画像信号）を、モニタ３へ送信させることができる。図９は、蛍光観察状態における処理の説明図である。
【００８５】
なお、システムコントローラＴ３は、操作スイッチ１５の状態に応じて、光源ユニット２０とともに各スイッチＳＷ１，ＳＷ２を通常観察状態又は蛍光観察状態に切り換える。即ち、術者は、操作スイッチ１５を切り換えることにより、光源ユニット２０及び各スイッチＳＷ１，ＳＷ２を、通常観察状態又は蛍光観察状態に切り換える。
【００８６】
まず、図７及び図８を参照して、光源ユニット２０及び各スイッチＳＷ１，ＳＷ２が、通常観察状態に設定された場合の処理について説明する。この場合には、ＣＣＤ１４からＢ画像信号，Ｇ画像信号，及びＲ画像信号が、順次繰り返して出力される。これらＢ画像信号，Ｇ画像信号，及びＲ画像信号は、夫々、前段信号処理回路Ｔ２１及びＡ／ＤコンバータＴ２２により処理されることにより、Ｂ画像データ，Ｇ画像データ，及びＲ画像データに変換される。即ち、Ａ／ＤコンバータＴ２２からは、これらＢ画像データ，Ｇ画像データ，及びＲ画像データが、順次出力される。
【００８７】
そして、Ａ／ＤコンバータＴ２２からＢ画像データが出力されている期間中に、第１のメモリＴ２３には、このＢ画像データが格納される。次に、Ａ／ＤコンバータＴ２２からＧ画像データが出力されている期間中に、第２のメモリＴ２４には、このＧ画像データが格納される。次に、Ａ／ＤコンバータＴ２２からＲ画像データが出力されている期間中に、第３のメモリＴ２５には、このＲ画像データが格納される。
【００８８】
これらＢ画像データ，Ｇ画像データ，及びＲ画像データは、夫々、各メモリＴ２３〜Ｔ２５から所定のタイミングで読み出されるとともに、各Ｄ／ＡコンバータＴ２６〜Ｔ２８によりＤ／Ａ変換される。そして、各スイッチＳＷ１，ＳＷ２が通常観察状態にあるので、各出力端子Ｐ１〜Ｐ３へは、夫々、Ｂ画像信号，Ｇ画像信号，及びＲ画像信号が、出力される。即ち、図８に示されるように、各Ｄ／ＡコンバータＴ２６〜Ｔ２８から夫々出力されたＢ画像信号，Ｇ画像信号，及びＲ画像信号は、各出力端子Ｐ１，Ｐ２，及びＰ３へ出力される。
【００８９】
これらＢ画像信号，Ｇ画像信号，及びＲ画像信号は、同期信号とともに、通常画像信号としてモニタ３へ送信される。すると、モニタ３には、被検体のカラー画像が動画表示される。
【００９０】
次に、図７及び図９を参照して、光源ユニット２０及び各スイッチＳＷ１，ＳＷ２が、蛍光観察状態に設定された場合の処理について説明する。この場合には、ＣＣＤ１４からＷ画像信号，及びＦ画像信号が、交互に繰り返して出力される。これらＷ画像信号，及びＦ画像信号は、夫々、前段信号処理回路Ｔ２１及びＡ／ＤコンバータＴ２２により処理されることにより、Ｗ画像データ，及びＦ画像データに変換される。即ち、Ａ／ＤコンバータＴ２２からは、これらＷ画像データ，及びＦ画像データが、交互に出力される。
【００９１】
そして、Ａ／ＤコンバータＴ２２からＷ画像データが出力されている期間中に、第２のメモリＴ２４には、このＷ画像データが格納される。次に、Ａ／ＤコンバータＴ２２からＦ画像データが出力されている期間中に、第１のメモリＴ２３には、このＦ画像データが格納される。なお、第３のメモリＴ２５は、使用されていない。
【００９２】
これらＷ画像データ，及びＦ画像データは、夫々、各メモリＴ２４，Ｔ２３から所定のタイミングで読み出されるとともに、各Ｄ／ＡコンバータＴ２７，Ｔ２６によりＤ／Ａ変換される。そして、各スイッチＳＷ１，ＳＷ２が蛍光観察状態にあるので、図９に示されるように、第２の出力端子Ｐ２，及び第３の出力端子Ｐ３へは、Ｗ画像信号が出力される。但し、第１の出力端子Ｐ１へは、このＷ画像信号からＦ画像信号が減算された画像信号が、出力される。
【００９３】
これら各出力端子Ｐ１〜Ｐ３から出力された画像信号は、同期信号とともに、診断用画像信号としてモニタ３へ送信される。すると、モニタ３には、被検体の診断用画像が動画表示される。
【００９４】
仮に、各出力端子Ｐ１〜Ｐ３へＷ画像データのみが出力されるならば、モニタ３には、白色光が照射された状態における被検体のモノクロ画像が、表示されることになる。しかし、実際には、上記のように第１の出力端子Ｐ１へは、Ｗ画像信号からＦ画像信号が減算された画像信号が出力される。このため、モニタ３に表示された診断用画像において、被検体の自家蛍光が発せられていない部分に対応する領域は、当該部分のモノクロ画像と同等になっている。一方、モニタ３に表示された画像において、被検体の自家蛍光が発せられている部分に対応する領域は、その自家蛍光の強度に応じて着色された状態になっている。
【００９５】
従って、術者は、このモニタ３に表示された診断用画像を観察することにより、被検体の形状を正確に知ることができるとともに、その自家蛍光の強度分布を知ることができる。即ち、術者は、被検体における自家蛍光の強い正常な部分と、自家蛍光の弱くなった病変部分とを、見分けることができる。
【００９６】
上述のように、診断用画像信号は、Ｗ画像信号及びＦ画像信号に基づいて生成される。なお、生体の自家蛍光は、極めて微弱である。このため、良好な診断用画像信号が生成されるためには、自家蛍光に基づくＦ画像信号の強度が、Ｗ画像信号の強度と同等のレベルになるように、予め調整（レベル調整）されている必要がある。
【００９７】
以下に説明するように、タイミングコントローラＴ１は、両ロータリーシャッタ２５，２６による透過領域αの周方向の長さ，及び，両ロータリーシャッタ２８，２９による透過領域βの周方向の長さを、夫々変化させることにより、図６に示された「Ｗ照射」期間，及び「ＵＶ照射」期間を、変化させることができる。そして、このタイミングコントローラＴ１は、「Ｗ蓄積」期間，及び「Ｆ蓄積」期間を夫々変化させることにより、Ｗ画像信号及びＦ画像信号の強度のレベルを同等に調整（レベル調整）することができる。
【００９８】
このレベル調整は、被検体の観察の前に、図１０に示される如く内視鏡１の先端部をチャートＨに対向させた状態でなされる。このチャートＨは、平板状の部材であり、その表面に蛍光塗料が塗布されている。なお、このチャートＨに所定の強度の白色光が照射された場合にこのチャートＨにより反射される光の強度と、このチャートＨに所定の強度の励起光が照射された場合にこのチャートＨ表面から発せられる蛍光の強度とは、夫々、被検体と同等になるように設定されている。
【００９９】
この内視鏡１の先端部がチャートＨに対向配置された状態で、術者は、第１の操作スイッチ１５を操作することにより、光源ユニット２０及び両スイッチＳＷ１，ＳＷ２を蛍光観察状態に設定する。その後、術者は、操作スイッチ１６を操作することにより、レベル調整を指示する。
【０１００】
すると、システムコントローラＴ３は、この操作スイッチ１６による指示に基づいて、タイミングコントローラＴ１にレベル調整を実行させる。このタイミングコントローラＴ１は、図７に示された比較回路Ｃを用いてレベル調整を実行する。この比較回路Ｃの構成は、図１１に示されている。この比較回路Ｃは、積分回路Ｃ１，一対のサンプルホールド回路Ｃ２，Ｃ３，減算回路，及びＡ／ＤコンバータＣ４を、備えている。
【０１０１】
積分回路Ｃ１は、前段信号処理回路Ｔ２１に接続されている。そして、この積分回路Ｃ１は、前段信号処理回路Ｔ２１から出力された信号を、ＣＣＤ１４の全画素に相当する分について積分し、積分されて得られた信号を出力する。
【０１０２】
各サンプルホールド回路Ｃ２，Ｃ３は、夫々、積分回路Ｃ１に接続されているとともに、タイミングコントローラＴ１に接続されている。そして、各サンプルホールド回路Ｃ２，Ｃ３は、タイミングコントローラＴ１により夫々指定された期間中に、積分回路Ｃ１から出力された信号を保持する。
【０１０３】
なお、前段信号処理回路Ｔ２１からＷ画像信号が出力されている期間中、このＷ画像信号は、積分回路Ｃ１により蓄積される。このＷ画像信号が蓄積されて得られた信号（Ｗ蓄積信号）は、第１のサンプルホールド回路Ｃ２によって保持される。一方、前段信号処理回路Ｔ２１からＦ画像信号が出力されている期間中、このＦ画像信号は、積分回路Ｃ１により蓄積される。このＦ画像信号が蓄積されて得られた信号（Ｆ蓄積信号）は、第２のサンプルホールド回路Ｃ３によって保持される。
【０１０４】
そして、第１のサンプルホールド回路Ｃ２から出力されたＷ蓄積信号と、第２のサンプルホールド回路Ｃ３から出力されたＦ蓄積信号との差が、Ａ／ＤコンバータＣ４に入力する。このＡ／ＤコンバータＣ４は、タイミングコントローラＴ１に接続されている。そして、このＡ／ＤコンバータＣ４は、Ｗ蓄積信号からＦ蓄積信号が差し引かれた信号を、Ａ／Ｄ変換し、判別データとしてタイミングコントローラＴ１へ出力する。このタイミングコントローラＴ１は、判別データが０の場合には、Ｗ蓄積信号の強度とＦ蓄積信号の強度とが同等（Ｗ蓄積信号とＦ蓄積信号とが同レベル）であると判別する。一方、このタイミングコントローラＴ１は、判別データが０でない場合には、後述の如く、各モータ２５Ｍ，２６Ｍ，２８Ｍ，２９Ｍを制御することにより、各透過領域α，βの周方向の長さを夫々変化させる。
【０１０５】
図１１に示されるように、タイミングコントローラＴ１には、４つのドライバ２５Ｄ，２６Ｄ，２８Ｄ，２９Ｄが、夫々接続されている。第１のドライバ２５Ｄは、モータ２５Ｍに接続されている。第２のドライバ２６Ｄは、モータ２６Ｍに接続されている。第３のドライバ２８Ｄは、モータ２８Ｍに接続されている。第４のドライバ２９Ｄは、モータ２９Ｍに接続されている。なお、これら各モータ２５Ｍ，２６Ｍ，２８Ｍ，２９Ｍ，及び，各ドライバ２５Ｄ，２６Ｄ，２８Ｄ，２９Ｄは、切換駆動機構に相当する。
【０１０６】
このタイミングコントローラＴ１は、各ドライバ２５Ｄ，２６Ｄを夫々制御することにより、各モータ２５Ｍ，２６Ｍの位相を互いに変化させることができる。これら各モータ２５Ｍ，２６Ｍの位相が互いに変化すると、各ロータリーシャッタ２５，２６の位相が変化するので、図４の（Ｉ）に示された透過領域αの周方向における長さが変化する。すると、図６の「Ｗ照射」期間が変化する。
【０１０７】
一方、タイミングコントローラＴ１は、各ドライバ２８Ｄ，２９Ｄを夫々制御することにより、各モータ２８Ｍ，２９Ｍの位相を互いに変化させることができる。これら各モータ２８Ｍ，２９Ｍの位相が互いに変化すると、各ロータリーシャッタ２８，２９の位相が変化するので、図４の（ＩＩ）に示された透過領域βの周方向における長さが変化する。すると、図６の「ＵＶ照射」期間が変化する。
【０１０８】
そして、以下に示すように、タイミングコントローラＴ１は、両モータ２５Ｍ，２６Ｍの位相，及び，両モータ２８Ｍ，２９Ｍの位相を制御するとともに、ＣＣＤ１４への駆動信号を変化させることにより、レベル調整を実行する。
【０１０９】
このタイミングコントローラＴ１は、比較回路Ｃから出力された判別データを監視し、判別データが正の場合には、Ｗ蓄積信号がＦ蓄積信号よりも大きいと判別する。この場合には、タイミングコントローラＴ１は、「Ｆ転送」期間の開始のタイミングを、図６に示された状態よりも遅らせる。即ち、「Ｆ転送」期間は、図６における右方へ移動してゆく。なお、タイミングコントローラＴ１は、「Ｆ転送」期間開始直前に「ＵＶ照射」期間が終了するとともに、「Ｆ転送」期間終了直後に「Ｗ照射」期間が開始するように、各ドライバ２５Ｄ，２６Ｄ，２８Ｄ，２９Ｄを夫々制御することにより、各モータ２５Ｍ，２６Ｍ，２８Ｍ，２９Ｍの位相を調整する。
【０１１０】
すると、図１２に示されるように、「ＵＶ照射」期間が長くなるとともに「Ｗ照射」期間が短くなってゆく。このため、「Ｆ蓄積」期間が長くなるとともに「Ｗ蓄積」期間が短くなってゆく。従って、判別データは、次第に小さくなってゆく。そして、タイミングコントローラＴ１は、判別データが０になったところで、「Ｆ転送」期間の開始のタイミング，及び，各モータ２５Ｍ，２６Ｍ，２８Ｍ，２９Ｍの位相を、夫々固定する。
【０１１１】
一方、タイミングコントローラＴ１は、判別データが負の場合には、Ｆ蓄積信号がＷ蓄積信号よりも大きいと判別する。この場合には、タイミングコントローラＴ１は、「Ｆ転送」期間の開始のタイミングを、図６に示された状態よりも早める。即ち、「Ｆ転送」期間は、図６における左方へ移動してゆく。なお、タイミングコントローラＴ１は、「Ｆ転送」期間開始直前に「ＵＶ照射」期間が終了するとともに、「Ｆ転送」期間終了直後に「Ｗ照射」期間が開始するように、各ドライバ２５Ｄ，２６Ｄ，２８Ｄ，２９Ｄを夫々制御することにより、各モータ２５Ｍ，２６Ｍ，２８Ｍ，２９Ｍの位相を調整する。
【０１１２】
すると、図１３に示されるように、「ＵＶ照射」期間が短くなるとともに「Ｗ照射」期間が長くなる。このため、「Ｆ蓄積」期間が短くなるとともに「Ｗ蓄積」期間が長くなる。従って、判別データは、次第に大きくなってゆく。そして、タイミングコントローラＴ１は、判別データが０になったところで、「Ｆ転送」期間の開始のタイミング，及び，各モータ２５Ｍ，２６Ｍ，２８Ｍ，２９Ｍの位相を、夫々固定する。
【０１１３】
上記のように、術者は、内視鏡１の先端部をチャートＨに対向させた状態で、操作スイッチ１６を操作することにより、正確なレベル調整を簡単に実行させることができる。このレベル調整後、タイミングコントローラＴ１は、「Ｆ転送」期間の開始のタイミング，及び，各モータ２５Ｍ，２６Ｍ，２８Ｍ，２９Ｍの位相を、固定的に保持している。
【０１１４】
従って、このレベル調整後に被検体の観察がなされれば、当該被検体の観察のために最適な診断用画像信号が得られる。なお、この診断用画像が生成される過程において、生体の自家蛍光に基づくＦ画像信号は、主に、ＵＶ照射期間の調整によりその感度が調整されている。また、Ｗ画像信号は、主に、Ｗ照射期間の調整によりその感度が調整されている。このため、常に、Ｓ／Ｎ比の高い良好なＦ画像信号，Ｗ画像信号，及び，診断用画像信号が得られる。この診断用画像信号は、モニタ３において、ノイズの少ない鮮明な診断用画像として表示される。そして、術者は、この鮮明な診断用画像を観察することにより、正確な診断を行うことができる。
【０１１５】
なお、生体の部位毎に、正常な組織が発する自家蛍光の強度は異なる。このため、観察対象となる被検体の種類毎にチャートＨが用意されているとよい。このようなチャートＨを用いて、術者は、被検体の種類を変える度に、上記の簡単な手順によりレベル調整を実行することができる。
【０１１６】
上記説明では、タイミングコントローラＴ１は、「Ｆ転送」期間の開始タイミングを変化させて、「ＵＶ照射」期間，及び「Ｗ照射」期間を夫々変化させている。これに限らず、タイミングコントローラＴ１は、「Ｗ転送」期間の開始タイミングを変化させて、「ＵＶ照射」期間，及び「Ｗ照射」期間を夫々変化させてもよい。
【０１１７】
【発明の効果】
以上のように構成された本発明の電子内視鏡装置では、その光源ユニットが、励起光及び可視光の射出期間を夫々変化させることができる。このため、参照画像信号と蛍光画像信号との強度の比は、所望の値に設定される。さらに、励起光及び可視光の射出期間が夫々調整されることにより、参照画像信号の強度及び蛍光画像信号の強度が調整されるので、これら参照画像信号及び蛍光画像信号のＳ／Ｎ比が向上する。従って、これら参照画像信号及び蛍光画像信号から生成された診断用画像信号が、画像として表示された場合には、この画像に基づいてなされる診断の精度が向上する。
【図面の簡単な説明】
【図１】 本発明の一実施形態の電子内視鏡装置を示す構成図
【図２】 外部装置（光源・プロセッサ装置）の説明図
【図３】 ホイール及びロータリーシャッタを示す図
【図４】 ロータリーシャッタにおける透過領域を示す説明図
【図５】 通常観察状態における照明及び画像取得のタイミングチャート
【図６】 蛍光観察状態における照明及び画像取得のタイミングチャート
【図７】 画像信号処理回路を示すブロック図
【図８】 通常観察状態における処理の説明図
【図９】 蛍光観察状態における処理の説明図
【図１０】 チャートを示す説明図
【図１１】 比較回路の構成を示すブロック図
【図１２】 レベル調整がなされた場合のタイミングチャート
【図１３】 レベル調整がなされた場合のタイミングチャート
【図１４】 従来技術による照明及び画像取得のタイミングチャート
【符号の説明】
１ 電子内視鏡
１１ 配光レンズ
１２ 対物レンズ
１３ ライトガイド
１４ ＣＣＤエリアセンサ
２ 外部装置（光源・プロセッサ装置）
２０ 光源ユニット
２１ 白色光源
２２ 励起光源
２４ ホイール
２５，２６，２８，２９ ロータリーシャッタ
α，β 透過領域
２４Ｓ，Ｓ１，Ｓ２ 移動機構
２４Ｍ，２５Ｍ，２６Ｍ，２８Ｍ，２９Ｍ モータ
２７ ハーフミラー
２４Ｇ，Ｇ１，Ｇ２ ステージ
２９ ステージ移動機構
Ｔ プロセッサ
Ｔ１ タイミングコントローラ
Ｔ２ 画像信号処理回路
Ｔ３ システムコントローラ
Ｈ チャート[0001]
BACKGROUND OF THE INVENTION
The present invention relates to an electronic endoscope apparatus capable of observing fluorescence by autofluorescence emitted from a living body.
[0002]
[Prior art]
Conventionally, an electronic endoscope apparatus that acquires a color image of a subject (such as a body cavity wall of a living body) has been used. Note that a so-called frame sequential method is known as one of methods for acquiring a color image of a subject. In this frame sequential method, monochrome image signals when the subject is irradiated with blue (B) light, green (G) light, and red (R) light are individually acquired, and these monochrome image signals are obtained. This is a method of acquiring a color image signal by combining.
[0003]
Further, an electronic endoscope apparatus that observes a living body by fluorescence (autofluorescence) emitted from the living body when the living body is irradiated with excitation light such as ultraviolet light is used. It is known that the intensity of autofluorescence emitted from a biological tissue in which a lesion has occurred is smaller than the intensity of autofluorescence emitted from a healthy biological tissue. Therefore, the surgeon can recognize that it is highly possible that a lesion has occurred in a region where the fluorescence intensity is small by observing the fluorescence image of the subject by the autofluorescence (fluorescence observation).
[0004]
Furthermore, recently, the above-described frame sequential type electronic endoscope apparatus in which the fluorescence observation function is incorporated has been proposed. This electronic endoscope apparatus can display a moving image on a monitor by switching between a color image of a subject and an image of autofluorescence of the subject. That is, the surgeon can switch the electronic endoscope apparatus between a normal observation state in which a color image of the subject is acquired and a fluorescence observation state in which an image based on autofluorescence of the subject is acquired.
[0005]
This electronic endoscope apparatus includes a light source unit that emits illumination light to a subject, and a CCD that images the subject illuminated by the illumination light. When the electronic endoscope apparatus is in a normal observation state, B light, G light, and R light are sequentially and repeatedly emitted from the light source unit. On the other hand, when the electronic endoscope apparatus is in the fluorescence observation state, excitation light and white light are alternately and repeatedly emitted from the light source unit.
[0006]
FIG. 14 is a timing chart of the image acquisition by the illumination light emitted from the light source unit and the CCD. First, with reference to FIGS. 14A and 14B, processing when the electronic endoscope apparatus is in a normal observation state will be described. FIG. 14A shows the operation of the CCD when the electronic endoscope apparatus is in a normal observation state. 14B shows an irradiation period of illumination light emitted from the light source unit when the electronic endoscope apparatus is in a normal observation state.
[0007]
The “B irradiation” period in which B light is emitted from the light source unit corresponds to the “B accumulation” period of the CCD. That is, in a state where the subject is irradiated with B light, charges corresponding to the subject image by the B light are accumulated in each pixel of the CCD. The charges accumulated in this way are output as a B image signal during the immediately subsequent “B transfer” period.
[0008]
The “G accumulation” period immediately after the “B transfer” period corresponds to the “G irradiation” period in which G light is emitted from the light source unit. In this “G accumulation” period, charges corresponding to the subject image by the G light are accumulated in each pixel of the CCD. The charges accumulated in this way are output as a G image signal during the immediately subsequent “G transfer” period.
[0009]
The “R accumulation” period immediately after the “G transfer” period corresponds to the “R irradiation” period in which R light is emitted from the light source unit. In this “R accumulation” period, charges corresponding to the subject image by R light are accumulated in each pixel of the CCD. The charges accumulated in this way are output as an R image signal during the immediately following “R transfer” period.
[0010]
Based on the B image signal, G image signal, and R image signal sequentially output from the CCD, a color image signal indicating a color image of the subject is generated.
[0011]
Next, processing when the electronic endoscope apparatus is in the fluorescence observation state will be described with reference to FIGS. FIG. 14C shows the operation of the CCD when the electronic endoscope apparatus is in the fluorescence observation state. FIG. 14D shows an irradiation period of illumination light emitted from the light source unit when the electronic endoscope apparatus is in the fluorescence observation state.
[0012]
When the subject is irradiated with excitation light (UV light), it emits autofluorescence (F light). Then, the CCD captures the subject image by the F light. For this reason, the “UV irradiation” period in which excitation light (UV light) is emitted from the light source unit corresponds to the “F accumulation” period of the CCD. That is, in a state in which the subject is irradiated with UV light, charges corresponding to the subject image by the F light are accumulated in each pixel of the CCD. The charges accumulated in this way are output as an F image signal (fluorescence image signal) during the immediately subsequent “F transfer” period.
[0013]
On the other hand, the “W irradiation” period in which white light (W light) is emitted from the light source unit corresponds to the “W accumulation” period of the CCD. That is, in a state where the subject is irradiated with W light, charges corresponding to the subject image by the W light are accumulated in each pixel of the CCD. The charges accumulated in this way are output as a W image signal (reference image signal) during the immediately subsequent “W transfer” period.
[0014]
Based on the F image signal and the W image signal output from the CCD, a diagnostic image signal for the subject is generated. That is, the diagnostic image signal is generated by subtracting the F image signal from the W image signal.
[0015]
[Problems to be solved by the invention]
In the above electronic endoscope apparatus, as shown in FIG. 14D, the “W irradiation” period and the “UV irradiation” period have the same length. Accordingly, as shown in FIG. 14C, the “W accumulation” period and the “F accumulation” period have the same length.
[0016]
Note that autofluorescence emitted from the subject is extremely weak. For this reason, in order to generate a diagnostic image, the W image signal and the F image signal must be adjusted (level adjustment) in advance so that their intensities are equal. That is, the F image signal based on weak autofluorescence must be greatly amplified so that its intensity is equivalent to the intensity of the W image signal.
[0017]
However, level adjustment for setting the amplification factor of the F image signal and the amplification factor of the W image signal corresponding to the subject to be observed is a laborious operation. In addition, the intensity of autofluorescence emitted from normal tissue differs for each part of the living body. Therefore, the surgeon needs to perform complicated level adjustments whenever the type of subject to be observed changes.
[0018]
The image signal is usually amplified by an electronic circuit. For this reason, the S / N ratio of the F image signal is lowered by being greatly amplified by the electronic circuit. Therefore, a lot of noise is mixed in the obtained diagnostic image signal.
[0019]
Accordingly, an object of the present invention is to provide an electronic endoscope apparatus that can acquire a good reference image signal and a fluorescence image signal that are appropriately level-adjusted according to the subject.
[0020]
[Means for Solving the Problems]
The electronic endoscope apparatus according to the present invention employs the following configuration in order to solve the above problems.
[0021]
That is, the electronic endoscope apparatus emits excitation light that excites the illumination optical system that illuminates the subject, visible light, and fluorescence from the living tissue itself, and alternately switches between the visible light and the excitation light. The light source unit that repeatedly leads to the illumination optical system and changes the period for emitting the excitation light and the period for emitting the visible light, and converges components other than the excitation light in the light from the subject surface. An objective optical system that forms an image of the subject surface, an image sensor that captures an image of the subject surface formed by the objective optical system and converts the image into an image signal, and an image acquired by the image sensor Of the signals, a reference image signal is generated based on a portion corresponding to a period in which visible light is guided to the illumination optical system, and based on a portion corresponding to a period in which excitation light is guided to the illumination optical system. Fluorescent image signal Form Further, when the visible light is irradiated, the illumination is reflected on the chart that reflects the visible light with a predetermined reflectance and is excited when the excitation light is irradiated to emit fluorescence having an intensity corresponding to the intensity of the excitation light. While the visible light and the excitation light guided by the optical system are alternately irradiated, the generated reference image signal and the fluorescent image signal are compared, and the intensity of the reference image signal and the fluorescent image signal is compared. The light source unit is controlled to change the period for emitting the excitation light and the period for emitting the visible light so that the ratio becomes a predetermined value. And a processor.
[0022]
With this configuration, the light source unit appropriately adjusts the intensity of the reference image signal and the intensity of the fluorescence image signal by changing the period for emitting the excitation light and the period for emitting the visible light, respectively ( Level adjustment).
[0023]
This level adjustment is performed with the illumination optical system illuminating a predetermined chart. When irradiated with visible light, this chart reflects the visible light with a predetermined reflectance, and when irradiated with excitation light, it excites and emits fluorescence having an intensity corresponding to the intensity of the excitation light. It should be noted that the characteristics of visible light reflection and fluorescence according to this chart are equivalent to those of the subject. By this level adjustment, the ratio between the intensity of the reference image signal and the intensity of the fluorescent image signal may be set to 1 or may be set to another predetermined value.
[0024]
The reference image signal and the fluorescence image signal are amplified mainly by changing the irradiation period of visible light and excitation light, respectively. However, if the ratio between the intensity of the reference image signal and the intensity of the fluorescent image signal does not reach a desired value even when the irradiation period changes to the maximum, amplification by an electronic circuit may be used in combination.
[0025]
DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION
Hereinafter, an electronic endoscope apparatus according to an embodiment of the present invention will be described with reference to the drawings. FIG. 1 is a configuration diagram of the electronic endoscope apparatus. As shown in FIG. 1, the electronic endoscope apparatus includes an electronic endoscope 1 and an external device (light source / processor device) 2.
[0026]
First, an electronic endoscope (hereinafter abbreviated as an endoscope) 1 will be described. Although the shape of the endoscope 1 is not shown in FIG. 1, a flexible tubular insertion portion to be inserted into a living body, and an operation portion integrally connected to the proximal end side of the insertion portion , And a light guide flexible tube for connecting the operation unit and the external device 2.
[0027]
The distal end of the insertion portion of the endoscope 1 is sealed by a distal end portion (not shown) made of a hard member. Further, a bending mechanism (not shown) is incorporated in a predetermined region near the distal end of the insertion portion, and the region can be bent. The operation unit is provided with a dial for bending the bending mechanism and various operation switches.
[0028]
At least three openings are opened at the distal end portion of the endoscope 1, and two of the three openings are sealed by the light distribution lens 11 and the objective lens 12, respectively. . The other openings are used as forceps holes.
[0029]
Furthermore, the endoscope 1 has a light guide 13. The light guide 13 is composed of a fiber bundle in which a large number of optical fibers are bundled. The light guide 13 has its distal end surface (outgoing surface) opposed to the light distribution lens 11 and is passed through the insertion portion, the operation portion, and the light guide flexible tube. Has been drawn. The light guide 13 and the light distribution lens 11 correspond to an illumination optical system.
[0030]
The endoscope 1 includes a CCD (charge-coupled device) area sensor 14 as an image sensor. The imaging surface of the CCD area sensor (hereinafter abbreviated as CCD) 14 is disposed at a position where the objective lens 12 connects the image of the subject in a state where the distal end portion of the endoscope 1 is disposed opposite to the subject. ing. An excitation light cut filter (not shown) is inserted in the optical path between the objective lens 12 and the CCD 14. The excitation light cut filter blocks excitation light that excites the autofluorescence of the living body and transmits visible light. The objective lens 12 and the excitation light cut filter correspond to an objective optical system.
[0031]
In addition, the codes | symbols 15 and 16 in FIG. 1 have shown typically two of the some operation switches provided in the operation part of the endoscope 1. FIG. The first operation switch 15 is used to switch between a normal observation state and a fluorescence observation state, which will be described later. On the other hand, the second operation switch 16 is used to perform level adjustment described later.
[0032]
Next, the external device 2 will be described. As shown in FIG. 2, the external device 2 includes a light source unit 20 and a processor T having a timing controller T1, an image signal processing circuit T2, and a system controller T3.
[0033]
The light source unit 20 in the external device 2 includes a white light source 21 and an excitation light source 22. One white light source 21 has a xenon lamp and a reflector (not shown). The white light source 21 emits parallel light by reflecting the white light emitted by the xenon lamp with a reflector. The white light source 21 corresponds to a visible light source. The other excitation light source 22 has a UV lamp and a reflector (not shown). The UV lamp of the excitation light source 22 emits excitation light in the ultraviolet band that excites the autofluorescence of the living body. And this excitation light source 22 is inject | emitted as parallel light by reflecting the excitation light which the UV lamp emitted with the reflector.
[0034]
A condenser lens 23 is disposed on the optical path of white light emitted from the white light source 21. The condensing lens 23 converges the incident parallel light on the base end surface (incident surface) of the light guide 13.
[0035]
An RGB wheel 24 is inserted at a predetermined position before the light guide 13 on the optical path of the convergent light emitted from the condenser lens 23. As shown in FIG. 3A, the RGB wheel 24 is formed in a disk shape, and three openings having the same shape are opened at equal intervals in a ring-shaped portion along the outer periphery thereof. Yes. In each of these openings, there are a B filter 241 that transmits only blue light (B light), a G filter 242 that transmits only green light (G light), and an R filter 243 that transmits only red light (R light). , Respectively.
[0036]
In the example shown in FIG. 3A, these filters 241 to 243 have the same shape, but the lengths of the wheel 24 along the circumferential direction may be different from each other. That is, the B filter 241, the G filter 242, and the R filter 243 may be formed in order from the longest length along the circumferential direction of the wheel 24.
[0037]
The RGB wheel 24 is connected to a motor 24M. The RGB wheel 24 is rotated by being driven by the motor 24M, and the B filter 241, the G filter 242, and the R filter 243 are sequentially inserted into the optical path. The motor 24M is fixed to the stage 24G. The stage 24G is attached to the moving mechanism 24S. The moving mechanism 24S moves the motor 24M and the RGB wheel 24 in the vertical direction in FIG. That is, the moving mechanism 24S moves the RGB wheel 24 to an insertion position where the filters 241 to 243 can be inserted into the optical path or a retracted position retracted from the optical path.
[0038]
Note that the RGB wheel 24 of FIG. 2 is in the retracted position. And this RGB wheel 24 takes an insertion position by moving upwards in the up-down direction of FIG. 2 from the state of FIG. The motor 24M and the moving mechanism 24S connected to the RGB wheel 24 correspond to a wheel driving mechanism.
[0039]
A pair of rotary shutters 25 and 26 are inserted immediately after the white light source 21 on the optical path of white light emitted from the white light source 21. FIG. 3B shows the first rotary shutter 25. The second rotary shutter 26 is configured in the same manner as the first rotary shutter 25. As shown in FIG. 3B, the rotary shutter 25 is formed in a disk shape, and one opening is opened in a region around a half circumference in a ring-shaped portion along the outer circumference. This opening is filled with a transparent parallel plate-shaped optical member. This optical member is a transmission part (visible light transmission part) 251 that transmits white light.
[0040]
These rotary shutters 25 and 26 are used so as to face each other coaxially. As shown in FIG. 4I, the transmission part 251 of the first rotary shutter 25 and the transmission part 261 of the second rotary shutter 26 do not face each other so as to completely overlap. It is opposed to overlap only in a predetermined area. For this reason, only the transmission region α that is shorter in the circumferential direction than these transmission portions 251 and 261 is transparent.
[0041]
As shown in FIG. 2, these rotary shutters 25 and 26 are connected to motors 25M and 26M, respectively. The first rotary shutter 25 is driven to rotate by the motor 25M, and the second rotary shutter 26 is driven to rotate by the motor 26M.
[0042]
These rotary shutters 25 and 26 have their central axes parallel to the optical path of white light emitted from the white light source 21. The first rotary shutter 25 is disposed on the front side on the optical path from the second rotary shutter 26. When the rotary shutters 25 and 26 rotate at the same speed, the transmission region α is intermittently inserted into the white light path.
[0043]
The motors 25M and 26M are fixed to the stage G1, respectively. This stage G1 is attached to the moving mechanism S1. And this moving mechanism S1 moves the stage G1 to the up-down direction of FIG. That is, the moving mechanism S1 moves the stage G1 to an insertion position where the transmission region α of both the rotary shutters 25 and 26 can be inserted into the optical path or a retracted position where the stage G1 is retracted from the optical path. Note that the stage G1 in FIG. 2 is in the insertion position. The stage G1 takes the retracted position by moving upward from the state of FIG. 2 in the vertical direction of FIG.
[0044]
Note that, at a predetermined position between the rotary shutter 26 and the condenser lens 23, the optical path of the white light and the optical path of the excitation light are orthogonal to each other. That is, the excitation light source 22 is disposed so that the excitation light emitted is orthogonal to the optical path of the white light at the predetermined position on the optical path of the white light emitted from the white light source 21. A half mirror 27 is inserted at a position where the optical paths of the white light and the excitation light are orthogonal to each other. The half mirror 27 reflects the excitation light so that the excitation light travels on the same optical path as the white light that has passed through the half mirror 27.
[0045]
A pair of rotary shutters 28 and 29 are inserted at positions before the half mirror 27 on the optical path of the excitation light emitted from the excitation light source 22. In FIG. 3C, a third rotary shutter 28 is shown. The fourth rotary shutter 29 is configured in the same manner as the third rotary shutter 28. As shown in FIG. 3C, the rotary shutter 28 is formed in a disc shape, and one opening is opened in a region around a half circumference in a ring-shaped portion along the outer circumference thereof. This opening is filled with a transparent parallel plate-shaped optical member. This optical member is a transmission part (excitation light transmission part) 281 that transmits excitation light.
[0046]
These rotary shutters 28 and 29 are used so as to face each other coaxially. As shown in FIG. 4 (II), the transmission part 281 of the third rotary shutter 28 and the transmission part 291 of the fourth rotary shutter 29 are not opposed so as to completely overlap, It is opposed to overlap only in a predetermined area. For this reason, only the transmissive region β shorter in the circumferential direction than these transmissive portions 281 and 291 is transparent.
[0047]
As shown in FIG. 2, these rotary shutters 28 and 29 are connected to motors 28M and 29M, respectively. The third rotary shutter 28 is driven to rotate by the motor 28M, and the fourth rotary shutter 29 is driven to rotate by the motor 29M.
[0048]
These rotary shutters 28 and 29 have their center axes parallel to the optical path of the excitation light emitted from the excitation light source 22. The third rotary shutter 28 is disposed on the front side of the optical path with respect to the fourth rotary shutter 29. When the rotary shutters 28 and 29 rotate at the same speed, the transmission region β is intermittently inserted into the optical path of the excitation light.
[0049]
The half mirror 27 and the motors 28M and 29M are fixed to the stage G2. This stage G2 is connected to the moving mechanism S2. And this moving mechanism S2 moves the stage G2 to the up-down direction of FIG.
[0050]
The moving mechanism S2 moves the stage G2 to move the half mirror 27, both motors 28M and 29M, and both rotary shutters 28 and 29 in the vertical direction of FIG. That is, the moving mechanism S2 moves the stage G2 to the insertion position where the half mirror 27 is inserted into the white light optical path or the retreat position where the half mirror 27 is retracted from the white light optical path. 2 is in the insertion position. Then, the stage G2 takes the retracted position by moving downward from the state shown in FIG. 2 in the vertical direction of FIG.
[0051]
In addition, the timing controller T1, the image signal processing circuit T2, and the system controller T3 in the processor T are connected to each other. The timing controller T1 of the processor T is connected to the motors 24M, 25M, 26M, 28M, and 29M via drivers. The timing controller T1 rotates these motors 24M, 25M, 26M, 28M, and 29M at a constant speed in synchronization with each other. The control of the driver and each motor 24M, 25M, 26M, 28M, 29M will be described later.
[0052]
The system controller T3 of the processor T is connected to each of the moving mechanisms 24S, S1, and S2. The system controller T3 controls the moving mechanism 24S to move the RGB wheel 24 to the insertion position, and controls the moving mechanisms S1 and S2 to move the stages G1 and G2 to the retracted position. Can be moved. In this state, the light source unit 20 is referred to as being in a normal observation state.
[0053]
On the other hand, as shown in FIG. 2, the system controller T3 moves the RGB wheel 24 to the retracted position by controlling the moving mechanism 24S, and controls both the moving mechanisms S1 and S2, respectively. G1 and G2 can be moved to the insertion position. In this state, the light source unit 20 is referred to as being in the fluorescence observation state.
[0054]
The system controller T3 switches the light source unit 20 to the normal observation state or the fluorescence observation state according to the state of the operation switch 15. That is, the surgeon switches the light source unit 20 to the normal observation state or the fluorescence observation state by switching the operation switch 15.
[0055]
When the light source unit 20 is in a normal observation state, white light emitted from the white light source 21 enters the condenser lens 23. On the other hand, since the stage G2 is in the retracted position, the excitation light emitted from the excitation light source 22 does not enter the condenser lens 23. The stage G1 is also in the retracted position. Accordingly, when the light source unit 20 is in the normal observation state, only white light is always incident on the condenser lens 23.
[0056]
The white light transmitted through the condenser lens 23 is sequentially converted into B light, G light, and R light by the filters 241 to 243 of the RGB wheel 24. These B light, G light, and R light converge on the base end face (incident surface) of the light guide 13. The B light, G light, and R light are guided by the light guide 13 and travel toward the light distribution lens 11. Then, the B light, the G light, and the R light are sequentially and repeatedly emitted from the light distribution lens 11.
[0057]
When the B light, G light, and R light emitted from the light distribution lens 11 sequentially irradiate the subject, the objective lens 12 of the endoscope 1 is located near the imaging surface of the CCD 14. Form an image. This subject image is converted into an image signal by the CCD 14. As shown in FIG. 1, the CCD 14 is connected to the timing controller T1 of the processor T, and outputs an image signal in accordance with the drive signal transmitted from the timing controller T1. The image signal processing circuit T2 of the processor T is connected to the CCD 14 and acquires an image signal output from the CCD 14.
[0058]
FIG. 5 is a timing chart of illumination and image acquisition when the light source unit 20 is in a normal observation state. FIG. 5A shows a drive signal to the CCD 14 output from the timing controller T1. FIG. 5B shows the irradiation period of B light, G light, and R light emitted from the light distribution lens 11 toward the subject.
[0059]
As shown in FIGS. 5A and 5B, the “B irradiation” period in which the B light is emitted from the light distribution lens 11 corresponds to the “B accumulation” period of the CCD 14. That is, in a state where the subject is irradiated with the B light, charges corresponding to the subject image by the B light are accumulated in each pixel of the CCD 14. The charges accumulated in this way are transmitted to the image signal processing circuit T2 as a B image signal during the “B transfer” period immediately after.
[0060]
The “G accumulation” period immediately after the “B transfer” period corresponds to the “G irradiation” period in which the G light is emitted from the light distribution lens 11. During this “G accumulation” period, charges corresponding to the subject image by the G light are accumulated in each pixel of the CCD 14. The charges accumulated in this way are transmitted to the image signal processing circuit T2 as a G image signal during the “G transfer” period immediately after.
[0061]
The “R accumulation” period immediately after the “G transfer” period corresponds to the “R irradiation” period in which the R light is emitted from the light distribution lens 11. In this “R accumulation” period, charges corresponding to the subject image by R light are accumulated in each pixel of the CCD 14. The charges accumulated in this way are transmitted to the image signal processing circuit T2 as an R image signal during the immediately following “R transfer” period.
[0062]
The image signal processing circuit T2 generates a color image signal indicating a color image of the subject based on the B image signal, the G image signal, and the R image signal, as will be described later. As shown in FIG. 1, the image signal processing circuit T2 is connected to the monitor 3. Then, the image signal processing circuit T2 displays a color image of the subject on the monitor 3 based on the generated color image signal.
[0063]
Next, the case where the light source unit 20 is in the fluorescence observation state (state of FIG. 2) will be described. In this case, white light emitted from the white light source 21 is emitted toward the half mirror 27 only during a period in which the transmission regions α of the first and second rotary shutters 25 and 26 are inserted in the optical path. Is done. On the other hand, the excitation light emitted from the excitation light source 22 is emitted toward the half mirror 27 only during the period in which the transmission regions β of the third and fourth rotary shutters 28 and 29 are inserted in the optical path. .
[0064]
The timing controller T1 is configured so that the transmission region β is inserted in the optical path while the transmission region α is not inserted in the optical path, and the transmission region β is not inserted in the optical path. In addition, the motors 25M, 26M, 28M, and 29M are rotated at a constant speed in synchronization with each other so that the transmission region α is inserted into the optical path.
[0065]
For this reason, the white light and the excitation light are alternately and repeatedly incident on the half mirror 27. The white light transmitted through the half mirror 27 is converged on the incident surface of the light guide 13 by the condenser lens 23. On the other hand, the excitation light reflected by the half mirror 27 is converged on the incident surface of the light guide 13 by the condenser lens 23. The white light and the excitation light are alternately guided by the light guide 13 toward the light distribution lens 11. Then, the white light and the excitation light are repeatedly emitted from the light distribution lens 11 alternately.
[0066]
During the period in which the subject is irradiated with white light, the light reflected on the subject surface is converged by the objective lens 12 to form a subject image near the imaging surface of the CCD 14. . This subject image is converted into an image signal by the CCD 14.
[0067]
On the other hand, during the period in which the subject is irradiated with excitation light, the subject emits autofluorescence. For this reason, autofluorescence emitted from the subject and excitation light reflected on the subject surface are incident on the objective lens 12. However, since the excitation light is blocked by an excitation light cut filter (not shown), an image of only the subject's autofluorescence is formed near the imaging surface of the CCD 14.
[0068]
The CCD 14 outputs an image signal in accordance with the drive signal transmitted from the timing controller T1. The image signal processing circuit T2 of the processor T acquires the image signal output from the CCD 14.
[0069]
FIG. 6 is a timing chart of illumination and image acquisition when the light source unit 20 is in the fluorescence observation state. FIG. 6A shows the drive signal of the CCD 14 output from the timing controller T1. FIG. 6B shows the irradiation period of excitation light (UV light) and white light (W light) emitted from the light distribution lens 11 toward the subject.
[0070]
As shown in FIGS. 6A and 6B, the “W irradiation” period in which W light is emitted from the light distribution lens 11 corresponds to the “W accumulation” period of the CCD 14. That is, in a state where the subject is irradiated with W light, charges corresponding to the subject image by the W light are accumulated in each pixel of the CCD 14. The charges accumulated in this way are transmitted to the image signal processing circuit T2 as a W image signal (reference image signal) during the immediately subsequent “W transfer” period.
[0071]
On the other hand, the “UV irradiation” period in which the UV light is emitted from the light distribution lens 11 corresponds to the “F accumulation” period of the CCD 14. That is, in a state where the subject is irradiated with UV light, charges corresponding to the subject image due to autofluorescence (F light) are accumulated in each pixel of the CCD 14. The charges accumulated in this way are transmitted to the image signal processing circuit T2 as an F image signal (fluorescence image signal) during the immediately subsequent “F transfer” period.
[0072]
The image signal processing circuit T2 generates a diagnostic image signal for the subject based on the W image signal and the F image signal, as will be described later. The image signal processing circuit T2 displays a diagnostic image on the monitor 3 based on the generated diagnostic image signal.
[0073]
Hereinafter, the processing in the image signal processing circuit T2 will be described with reference to FIG. The image signal processing circuit T2 includes a previous-stage signal processing circuit T21, an A / D converter T22, three memories T23 to T25, and three D / A converters T26 to T28 connected to the timing controller T1. Yes.
[0074]
The pre-stage signal processing circuit T21 is connected to the CCD 14. Then, the pre-stage signal processing circuit T21 acquires the image signal output from the CCD 14, outputs it after performing processing such as amplification and γ correction. The A / D converter T22 performs A / D conversion on the image signal output from the previous-stage signal processing circuit T21 and outputs it as digital image data.
[0075]
Each of the three memories T23 to T25 has a storage area capable of storing a predetermined plurality of bits of data for each pixel of the CCD 14. Each of these memories T23 to T25 is connected to an A / D converter T22. Each of the memories T23 to T25 stores image data output from the A / D converter T22 during a period specified by the timing controller T1.
[0076]
The three D / A converters T26 to T28 are connected to the memories T23 to T25, respectively. The first D / A converter T26 converts the image data output from the first memory T23 into an analog image signal and outputs the analog image signal. The second D / A converter T27 converts the image data output from the second memory T24 into an analog image signal and outputs the analog image signal. The third D / A converter T28 converts the image data output from the third memory T25 into an analog image signal and outputs the analog image signal.
[0077]
The image signal processing circuit T2 further includes a pair of switches SW1 and SW2 connected to the system controller T3. Then, as will be described below, the system controller T3 switches each of the switches SW1 and SW2 to output the image signals output from the D / A converters T26 to T28 to the three output terminals P1 to P3. .
[0078]
These output terminals P1 to P3 are connected to the monitor 3, respectively. This monitor 3 has an input terminal for a B component of a color image, an input terminal for a G component, and an input terminal for an R component. The first output terminal P1 of the image signal processing circuit T2 is connected to the B component input terminal of the monitor 3. Further, the second output terminal P2 of the image signal processing circuit T2 is connected to the input terminal for the G component of the monitor 3. The third output terminal P3 of the image signal processing circuit T3 is connected to the R component input terminal of the monitor 3.
[0079]
Furthermore, the image signal processing circuit T2 has an output terminal (not shown) for a synchronization signal that is output in accordance with a predetermined specification for moving image display. On the other hand, the monitor 3 has an input terminal (not shown) for this synchronization signal. The output terminal for synchronization signal of the image signal processing circuit T2 and the input terminal for synchronization signal of the monitor 3 are connected to each other. The monitor 3 displays a color image on the screen as a moving image based on signals input to the input terminals for the B component, the G component, the R component, and the synchronization signal.
[0080]
The first switch SW1 is for selecting an output to the first output terminal P1. That is, the first switch SW1 is in the normal observation state in which the image signal output from the first D / A converter T26 is output to the first output terminal P1, or is output from the second D / A converter T27. It is switched to the fluorescence observation state that outputs the difference between the image signal thus output and the image signal output from the first D / A converter T26. However, the first switch SW1 in FIG. 7 is in a normal observation state.
[0081]
The second switch SW2 is for selecting an output to the third output terminal P3. That is, the second switch SW2 is in a normal observation state in which the image signal output from the third D / A converter T28 is output to the third output terminal P3, or is output from the second D / A converter T27. To the fluorescence observation state in which the image signal thus output is output. However, the second switch SW2 in FIG. 7 is in a normal observation state.
[0082]
Note that the image signals output to the first output terminal P1 and the third output terminal P3 are switched by the switches SW1 and SW2, respectively, whereas the second output terminal P2 always has the second signal. The image signal from the D / A converter T27 is output.
[0083]
As will be described below, the system controller T3 sets the light source unit 20 to the normal observation state and switches the switches SW1 and SW2 to the normal observation state, thereby generating a normal image signal indicating a color image of the subject. Can be transmitted to the monitor 3. FIG. 8 is an explanatory diagram of processing in the normal observation state.
[0084]
On the other hand, the system controller T3 sets the light source unit 20 to the fluorescence observation state and switches the switches SW1 and SW2 to the fluorescence observation state, thereby generating an image signal generated from the W image signal and the F image signal of the subject. (Diagnosis image signal) can be transmitted to the monitor 3. FIG. 9 is an explanatory diagram of processing in the fluorescence observation state.
[0085]
The system controller T3 switches the switches SW1 and SW2 together with the light source unit 20 to the normal observation state or the fluorescence observation state according to the state of the operation switch 15. That is, the surgeon switches the light source unit 20 and the switches SW1 and SW2 to the normal observation state or the fluorescence observation state by switching the operation switch 15.
[0086]
First, the processing when the light source unit 20 and the switches SW1 and SW2 are set to the normal observation state will be described with reference to FIGS. In this case, the B image signal, the G image signal, and the R image signal are sequentially and repeatedly output from the CCD 14. These B image signal, G image signal, and R image signal are converted into B image data, G image data, and R image data by being processed by the preceding signal processing circuit T21 and the A / D converter T22, respectively. The That is, the A / D converter T22 sequentially outputs the B image data, G image data, and R image data.
[0087]
Then, during the period in which the B image data is output from the A / D converter T22, the B image data is stored in the first memory T23. Next, during the period when the G image data is output from the A / D converter T22, the G image data is stored in the second memory T24. Next, during the period in which the R image data is output from the A / D converter T22, the R image data is stored in the third memory T25.
[0088]
These B image data, G image data, and R image data are read out from the memories T23 to T25 at a predetermined timing and D / A converted by the D / A converters T26 to T28, respectively. Since the switches SW1 and SW2 are in the normal observation state, the B image signal, the G image signal, and the R image signal are output to the output terminals P1 to P3, respectively. That is, as shown in FIG. 8, the B image signal, the G image signal, and the R image signal respectively output from the D / A converters T26 to T28 are output to the output terminals P1, P2, and P3. .
[0089]
These B image signal, G image signal, and R image signal are transmitted to the monitor 3 as a normal image signal together with a synchronization signal. Then, a moving image of the color image of the subject is displayed on the monitor 3.
[0090]
Next, processing when the light source unit 20 and the switches SW1 and SW2 are set to the fluorescence observation state will be described with reference to FIGS. In this case, the W image signal and the F image signal are alternately and repeatedly output from the CCD 14. These W image signal and F image signal are converted into W image data and F image data by being processed by the pre-stage signal processing circuit T21 and the A / D converter T22, respectively. That is, the W image data and the F image data are alternately output from the A / D converter T22.
[0091]
Then, during the period in which the W image data is output from the A / D converter T22, the W image data is stored in the second memory T24. Next, during the period in which the F image data is output from the A / D converter T22, the F image data is stored in the first memory T23. Note that the third memory T25 is not used.
[0092]
These W image data and F image data are read out from the memories T24 and T23 at a predetermined timing and D / A converted by the D / A converters T27 and T26, respectively. Since the switches SW1 and SW2 are in the fluorescence observation state, as shown in FIG. 9, the W image signal is output to the second output terminal P2 and the third output terminal P3. However, an image signal obtained by subtracting the F image signal from the W image signal is output to the first output terminal P1.
[0093]
The image signals output from these output terminals P1 to P3 are transmitted to the monitor 3 as diagnostic image signals together with the synchronization signal. Then, a diagnostic image of the subject is displayed on the monitor 3 as a moving image.
[0094]
If only the W image data is output to the output terminals P1 to P3, the monitor 3 displays a monochrome image of the subject in a state where white light is irradiated. However, in practice, the image signal obtained by subtracting the F image signal from the W image signal is output to the first output terminal P1 as described above. For this reason, in the diagnostic image displayed on the monitor 3, the region corresponding to the portion where the subject's autofluorescence is not emitted is equivalent to the monochrome image of the portion. On the other hand, in the image displayed on the monitor 3, the region corresponding to the portion of the subject where the autofluorescence is emitted is colored according to the intensity of the autofluorescence.
[0095]
Therefore, the surgeon can know the shape of the subject accurately and observe the intensity distribution of the autofluorescence by observing the diagnostic image displayed on the monitor 3. That is, the surgeon can distinguish between a normal part with strong autofluorescence and a lesion part with weak autofluorescence in the subject.
[0096]
As described above, the diagnostic image signal is generated based on the W image signal and the F image signal. In addition, the autofluorescence of the living body is extremely weak. For this reason, in order to generate a good diagnostic image signal, the intensity of the F image signal based on autofluorescence is adjusted (level adjusted) in advance so that the intensity is equal to the intensity of the W image signal. Need to be.
[0097]
As will be described below, the timing controller T1 determines the circumferential length of the transmission region α by both rotary shutters 25 and 26 and the circumferential length of the transmission region β by both rotary shutters 28 and 29, respectively. By changing, the “W irradiation” period and the “UV irradiation” period shown in FIG. 6 can be changed. The timing controller T1 can adjust the level of the W image signal and the intensity of the F image signal equally (level adjustment) by changing the “W accumulation” period and the “F accumulation” period, respectively. .
[0098]
This level adjustment is performed with the distal end portion of the endoscope 1 facing the chart H as shown in FIG. This chart H is a flat member, and a fluorescent paint is applied to the surface thereof. When the chart H is irradiated with white light having a predetermined intensity, the intensity of the light reflected by the chart H and the surface of the chart H when the chart H is irradiated with excitation light having a predetermined intensity. The intensity of the fluorescence emitted from each is set to be equal to that of the subject.
[0099]
In a state where the distal end portion of the endoscope 1 is disposed opposite to the chart H, the operator operates the first operation switch 15 to set the light source unit 20 and both the switches SW1 and SW2 to the fluorescence observation state. To do. Thereafter, the surgeon operates the operation switch 16 to instruct level adjustment.
[0100]
Then, the system controller T3 causes the timing controller T1 to perform level adjustment based on the instruction from the operation switch 16. The timing controller T1 performs level adjustment using the comparison circuit C shown in FIG. The configuration of the comparison circuit C is shown in FIG. The comparison circuit C includes an integration circuit C1, a pair of sample and hold circuits C2, C3, a subtraction circuit, and an A / D converter C4.
[0101]
The integrating circuit C1 is connected to the previous stage signal processing circuit T21. The integration circuit C1 integrates the signal output from the previous stage signal processing circuit T21 for the amount corresponding to all the pixels of the CCD 14, and outputs a signal obtained by integration.
[0102]
Each of the sample hold circuits C2 and C3 is connected to the integration circuit C1 and to the timing controller T1. Each of the sample hold circuits C2 and C3 holds the signal output from the integration circuit C1 during the period designated by the timing controller T1.
[0103]
Note that during the period in which the W image signal is output from the previous-stage signal processing circuit T21, the W image signal is accumulated by the integrating circuit C1. A signal (W accumulation signal) obtained by accumulating the W image signal is held by the first sample hold circuit C2. On the other hand, during the period in which the F image signal is output from the pre-stage signal processing circuit T21, the F image signal is accumulated by the integrating circuit C1. A signal (F accumulated signal) obtained by accumulating the F image signal is held by the second sample hold circuit C3.
[0104]
The difference between the W accumulation signal output from the first sample hold circuit C2 and the F accumulation signal output from the second sample hold circuit C3 is input to the A / D converter C4. The A / D converter C4 is connected to the timing controller T1. The A / D converter C4 performs A / D conversion on the signal obtained by subtracting the F accumulation signal from the W accumulation signal, and outputs the signal as discrimination data to the timing controller T1. When the determination data is 0, the timing controller T1 determines that the intensity of the W accumulation signal and the intensity of the F accumulation signal are equal (the W accumulation signal and the F accumulation signal are at the same level). On the other hand, when the discrimination data is not 0, the timing controller T1 controls the motors 25M, 26M, 28M, and 29M, as will be described later, thereby setting the circumferential lengths of the transmission regions α and β, respectively. Change.
[0105]
As shown in FIG. 11, four drivers 25D, 26D, 28D, and 29D are connected to the timing controller T1. The first driver 25D is connected to the motor 25M. The second driver 26D is connected to the motor 26M. The third driver 28D is connected to the motor 28M. The fourth driver 29D is connected to the motor 29M. The motors 25M, 26M, 28M, and 29M and the drivers 25D, 26D, 28D, and 29D correspond to a switching drive mechanism.
[0106]
The timing controller T1 can change the phases of the motors 25M and 26M by controlling the drivers 25D and 26D, respectively. When the phases of the motors 25M and 26M change with each other, the phases of the rotary shutters 25 and 26 change, so that the length in the circumferential direction of the transmission region α shown in FIG. 4I changes. Then, the “W irradiation” period in FIG. 6 changes.
[0107]
On the other hand, the timing controller T1 can change the phases of the motors 28M and 29M by controlling the drivers 28D and 29D, respectively. When the phases of the motors 28M and 29M change from each other, the phases of the rotary shutters 28 and 29 change, so that the length in the circumferential direction of the transmission region β shown in (II) of FIG. 4 changes. Then, the “UV irradiation” period in FIG. 6 changes.
[0108]
Then, as shown below, the timing controller T1 controls the phase of both motors 25M and 26M and the phase of both motors 28M and 29M, and performs level adjustment by changing the drive signal to the CCD 14. To do.
[0109]
The timing controller T1 monitors the discrimination data output from the comparison circuit C, and determines that the W accumulation signal is larger than the F accumulation signal when the discrimination data is positive. In this case, the timing controller T1 delays the start timing of the “F transfer” period from the state shown in FIG. In other words, the “F transfer” period moves to the right in FIG. Note that the timing controller T1 sets the drivers 25D, 26D, and 25D so that the “UV irradiation” period ends immediately before the “F transfer” period starts and the “W irradiation” period starts immediately after the “F transfer” period ends. The phases of the motors 25M, 26M, 28M, and 29M are adjusted by controlling 28D and 29D, respectively.
[0110]
Then, as shown in FIG. 12, the “UV irradiation” period becomes longer and the “W irradiation” period becomes shorter. For this reason, the “F accumulation” period becomes longer and the “W accumulation” period becomes shorter. Accordingly, the discrimination data becomes gradually smaller. The timing controller T1 fixes the start timing of the “F transfer” period and the phases of the motors 25M, 26M, 28M, and 29M when the determination data becomes 0, respectively.
[0111]
On the other hand, when the determination data is negative, the timing controller T1 determines that the F accumulation signal is larger than the W accumulation signal. In this case, the timing controller T1 advances the start timing of the “F transfer” period earlier than the state shown in FIG. That is, the “F transfer” period moves to the left in FIG. Note that the timing controller T1 sets the drivers 25D, 26D, and 25D so that the “UV irradiation” period ends immediately before the “F transfer” period starts and the “W irradiation” period starts immediately after the “F transfer” period ends. The phases of the motors 25M, 26M, 28M, and 29M are adjusted by controlling 28D and 29D, respectively.
[0112]
Then, as shown in FIG. 13, the “UV irradiation” period becomes shorter and the “W irradiation” period becomes longer. For this reason, the “F accumulation” period becomes shorter and the “W accumulation” period becomes longer. Accordingly, the discrimination data gradually increases. The timing controller T1 fixes the start timing of the “F transfer” period and the phases of the motors 25M, 26M, 28M, and 29M when the determination data becomes 0, respectively.
[0113]
As described above, the operator can easily execute accurate level adjustment by operating the operation switch 16 in a state where the distal end portion of the endoscope 1 is opposed to the chart H. After this level adjustment, the timing controller T1 holds the start timing of the “F transfer” period and the phases of the motors 25M, 26M, 28M, and 29M in a fixed manner.
[0114]
Therefore, if the subject is observed after this level adjustment, an optimal diagnostic image signal for observing the subject can be obtained. In the process of generating the diagnostic image, the sensitivity of the F image signal based on the autofluorescence of the living body is mainly adjusted by adjusting the UV irradiation period. The sensitivity of the W image signal is adjusted mainly by adjusting the W irradiation period. Therefore, a good F image signal, W image signal, and diagnostic image signal having a high S / N ratio are always obtained. This diagnostic image signal is displayed on the monitor 3 as a clear diagnostic image with little noise. The surgeon can make an accurate diagnosis by observing the clear diagnostic image.
[0115]
In addition, the intensity | strength of the autofluorescence which a normal structure | tissue emits differs for every site | part of a biological body. For this reason, the chart H is preferably prepared for each type of subject to be observed. Using such a chart H, the operator can perform level adjustment according to the above simple procedure every time the type of the subject is changed.
[0116]
In the above description, the timing controller T1 changes the “UV irradiation” period and the “W irradiation” period by changing the start timing of the “F transfer” period. However, the timing controller T1 may change the “UV irradiation” period and the “W irradiation” period by changing the start timing of the “W transfer” period.
[0117]
【The invention's effect】
In the electronic endoscope apparatus of the present invention configured as described above, the light source unit can change the emission periods of excitation light and visible light, respectively. For this reason, the intensity ratio between the reference image signal and the fluorescence image signal is set to a desired value. Furthermore, the intensity of the reference image signal and the intensity of the fluorescent image signal are adjusted by adjusting the emission periods of the excitation light and the visible light, respectively, so that the S / N ratio of the reference image signal and the fluorescent image signal is improved. To do. Therefore, when the diagnostic image signal generated from the reference image signal and the fluorescence image signal is displayed as an image, the accuracy of diagnosis performed based on the image is improved.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a configuration diagram showing an electronic endoscope apparatus according to an embodiment of the present invention.
FIG. 2 is an explanatory diagram of an external device (light source / processor device).
FIG. 3 is a view showing a wheel and a rotary shutter.
FIG. 4 is an explanatory diagram showing a transmission region in a rotary shutter.
FIG. 5 is a timing chart of illumination and image acquisition in a normal observation state
FIG. 6 is a timing chart of illumination and image acquisition in a fluorescence observation state.
FIG. 7 is a block diagram showing an image signal processing circuit.
FIG. 8 is an explanatory diagram of processing in a normal observation state
FIG. 9 is an explanatory diagram of processing in a fluorescence observation state.
FIG. 10 is an explanatory diagram showing a chart
FIG. 11 is a block diagram illustrating a configuration of a comparison circuit.
FIG. 12 is a timing chart when level adjustment is performed.
FIG. 13 is a timing chart when level adjustment is performed.
FIG. 14 is a timing chart of illumination and image acquisition according to the prior art.
[Explanation of symbols]
1 Electronic endoscope
11 Light distribution lens
12 Objective lens
13 Light guide
14 CCD area sensor
2 External device (light source / processor device)
20 Light source unit
21 White light source
22 Excitation light source
24 wheel
25, 26, 28, 29 Rotary shutter
α, β transmission region
24S, S1, S2 moving mechanism
24M, 25M, 26M, 28M, 29M Motor
27 half mirror
24G, G1, G2 stage
29 Stage moving mechanism
T processor
T1 timing controller
T2 Image signal processing circuit
T3 system controller
H chart

Claims (7)

被検体を照明する照明光学系と、
可視光，及び，生体組織自体からの蛍光を励起する励起光を発し、これら可視光と励起光とを交互に切り換えて繰り返し前記照明光学系へ導くとともに、励起光を射出する期間と可視光を射出する期間とを夫々変化させる光源ユニットと、
前記被検体表面からの光のうちの励起光以外の成分を収束させて、この被検体表面の像を形成する対物光学系と、
前記対物光学系によって形成された被検体表面の像を撮像して画像信号に変換する撮像素子と、
前記撮像素子により取得された画像信号のうち、前記照明光学系に可視光が導かれている期間に対応する部分に基づいて参照画像信号を生成し、前記照明光学系に励起光が導かれている期間に対応する部分に基づいて蛍光画像信号を生成し、更に、可視光が照射されると該可視光を所定の反射率で反射させるとともに励起光が照射されると励起して該励起光の強度に応じた強度の蛍光を発するチャートを前記照明光学系により導かれた可視光と励起光とが交互に照射している間に、生成した前記参照画像信号と前記蛍光画像信号とを比較し、これら参照画像信号と蛍光画像信号との強度の比が所定の値となるように、前記光源ユニットを制御して、励起光を射出する期間と可視光を射出する期間とを夫々変化させるプロセッサと
を備えたことを特徴とする電子内視鏡装置。An illumination optical system for illuminating the subject;
Visible light and excitation light that excites fluorescence from the living tissue itself are emitted, and these visible light and excitation light are alternately switched and repeatedly guided to the illumination optical system. A light source unit for changing the emission period, and
An objective optical system that converges components other than excitation light in the light from the subject surface to form an image of the subject surface;
An image sensor that captures an image of the surface of the subject formed by the objective optical system and converts the image into an image signal;
A reference image signal is generated based on a portion corresponding to a period in which visible light is guided to the illumination optical system among image signals acquired by the imaging device, and excitation light is guided to the illumination optical system. A fluorescent image signal is generated based on a portion corresponding to a certain period, and when visible light is irradiated, the visible light is reflected at a predetermined reflectance and excited when excited light is irradiated. The generated reference image signal and the fluorescence image signal are compared while the visible light and the excitation light, which are guided by the illumination optical system, are alternately irradiated on the chart that emits fluorescence having an intensity corresponding to the intensity of the light. Then, the light source unit is controlled to change the period for emitting the excitation light and the period for emitting the visible light so that the intensity ratio between the reference image signal and the fluorescence image signal becomes a predetermined value. With processor Electronic endoscope apparatus according to claim. 前記光源ユニットは、
可視光を発する可視光源と、
励起光を発する励起光源と、
前記可視光源から発せられた可視光と前記励起光源から発せられた励起光とを交互に切り換えて繰り返し前記照明光学系へ導くとともに、励起光を射出する期間と可視光を射出する期間とを夫々変化させる光源切換部とを、有する
ことを特徴とする請求項１記載の電子内視鏡装置。The light source unit is
A visible light source that emits visible light;
An excitation light source that emits excitation light;
The visible light emitted from the visible light source and the excitation light emitted from the excitation light source are alternately switched and repeatedly guided to the illumination optical system, and a period for emitting the excitation light and a period for emitting the visible light are respectively provided. a light source switching section for changing, the electronic endoscope apparatus according to claim 1, characterized in that it has. 前記光源切換部は、
前記可視光源から発せられた可視光の光路中に挿入されることにより該可視光を遮光可能な第１の遮光部材と、
前記励起光源から発せられた励起光の光路中に挿入されることにより該励起光を遮光可能な第２の遮光部材と、
前記第１の遮光部材が可視光を遮光していないときには、前記第２の遮光部材により励起光を遮光させ、前記第２の遮光部材が励起光を遮光していないときには、前記第１の遮光部材により可視光を遮光させるとともに、励起光を射出する期間と可視光を射出する期間とを夫々変化させる切換駆動機構とを、有する
ことを特徴とする請求項２記載の電子内視鏡装置。The light source switching unit is
A first light shielding member capable of shielding visible light by being inserted into an optical path of visible light emitted from the visible light source;
A second light shielding member capable of shielding the excitation light by being inserted into an optical path of the excitation light emitted from the excitation light source;
When the first light shielding member does not shield visible light, the second light shielding member blocks the excitation light, and when the second light shielding member does not shield the excitation light, the first light shielding member. 3. The electronic endoscope apparatus according to claim 2 , further comprising: a switching drive mechanism that blocks visible light by the member and changes a period for emitting the excitation light and a period for emitting the visible light. 前記第１の遮光部材は、可視光を遮光する円板状の部材の周方向に沿った領域における所定の部分に、可視光を透過させる可視光透過部が形成された第１のロータリーシャッタ，及び，この第１のロータリーシャッタと同様に構成されるとともに該第１のロータリーシャッタに対して同軸に対向させた第２のロータリーシャッタを有し、
前記第２の遮光部材は、励起光を遮光する円板状の部材の周方向に沿った領域における所定の部分に、励起光を透過させる励起光透過部が形成された第３のロータリーシャッタ，及び，この第３のロータリーシャッタと同様に構成されるとともに該第３のロータリーシャッタに対して同軸に対向させた第４のロータリーシャッタを有し、
前記切換駆動機構は、前記第１のロータリーシャッタと第２のロータリーシャッタとの回転の位相を変化させることにより、それらの可視光透過部が重なった領域である可視光透過領域の周方向の長さを調整し、前記第３のロータリーシャッタと第４のロータリーシャッタとの回転の位相を変化させることにより、それらの励起光透過部が重なった領域である励起光透過領域の周方向の長さを調整し、前記第１のロータリーシャッタと第２のロータリーシャッタとが可視光を遮光しているときに、前記第３のロータリーシャッタ及び第４のロータリーシャッタの励起光透過領域が励起光の光路中に挿入され、前記第３のロータリーシャッタと第４のロータリーシャッタが励起光を遮光しているときに、前記第１のロータリーシャッタ及び第２のロータリーシャッタの可視光透過領域が可視光の光路中に挿入されるように、これら各ロータリーシャッタを夫々回転させる
ことを特徴とする請求項３記載の電子内視鏡装置。The first light blocking member is a first rotary shutter in which a visible light transmitting portion that transmits visible light is formed in a predetermined portion in a region along the circumferential direction of a disk-shaped member that blocks visible light. And a second rotary shutter configured in the same manner as the first rotary shutter and concentrically opposed to the first rotary shutter,
The second light shielding member is a third rotary shutter in which an excitation light transmitting portion that transmits the excitation light is formed in a predetermined portion in a region along the circumferential direction of the disk-shaped member that shields the excitation light. And a fourth rotary shutter configured in the same manner as the third rotary shutter and concentrically opposed to the third rotary shutter,
The switching drive mechanism is configured to change a rotational phase of the first rotary shutter and the second rotary shutter to change a circumferential length of a visible light transmission region that is an area where the visible light transmission portions overlap with each other. The circumferential length of the excitation light transmission region, which is a region where the excitation light transmission portions overlap, is adjusted by changing the rotation phase of the third rotary shutter and the fourth rotary shutter. When the first rotary shutter and the second rotary shutter are blocking visible light, the excitation light transmission regions of the third rotary shutter and the fourth rotary shutter are optical paths of excitation light. The first rotary shutter and the second rotary shutter are inserted when the third rotary shutter and the fourth rotary shutter block the excitation light. As visible light transmission region of the rotary shutter is inserted in the optical path of the visible light, an electronic endoscope apparatus according to claim 3, wherein each of these rotary shutter be respectively rotated. 前記プロセッサは、参照画像信号から蛍光画像信号を減算することにより、診断用画像信号を生成する
ことを特徴とする請求項１〜４のいずれかに記載の電子内視鏡装置。Wherein the processor, by a reference image signal for subtracting the fluorescence image signal, the electronic endoscope apparatus according to any one of claims 1 to 4, characterized in that to produce a diagnostic image signals. 前記光源ユニットは、
円板状に形成されるとともに、青色光のみを透過させるＢフィルタ，緑色光のみを透過させるＧフィルタ，及び赤色光のみを透過させるＲフィルタが、周方向に沿って夫々配列されたホイールと、
このホイールを回転させるとともにその各フィルタを、順次繰り返して可視光の光路中に挿入させるか，又は，このホイールを可視光の光路から退避させるホイール駆動機構とを、有し、
前記プロセッサは、前記光源ユニットを、可視光と励起光とを交互に切り換えて繰り返し前記照明光学系へ導く蛍光観察状態，又は，可視光のみを前記照明光学系へ導く通常観察状態に設定可能であり、前記光源ユニットを蛍光観察状態に設定した場合には、前記ホイール駆動機構を制御して前記ホイールを可視光の光路から退避させるとともに、参照画像信号から蛍光画像信号を減算することにより、診断用画像信号を生成し、前記光源ユニットを通常観察状態に設定した場合には、前記ホイール駆動機構を制御して前記ホイールの各フィルタを可視光の光路中に順次挿入させるとともに、前記撮像素子により取得された画像信号のうち、前記Ｂフィルタが可視光の光路中に挿入されている期間に対応する部分に基づいてＢ画像信号を生成し、前記Ｇフィルタが可視光の光路中に挿入されている期間に対応する部分に基づいてＧ画像信号を生成し、前記Ｒフィルタが可視光の光路中に挿入されている期間に対応する部分に基づいてＲ画像信号を生成し、これらＢ画像信号，Ｇ画像信号，及びＲ画像信号に基づいて、被検体のカラー画像に対応した通常画像信号を生成する
ことを特徴とする請求項１〜５のいずれかに記載の電子内視鏡装置。The light source unit is
A wheel in which a B filter that transmits only blue light, a G filter that transmits only green light, and an R filter that transmits only red light are arranged in the circumferential direction while being formed in a disc shape,
A wheel drive mechanism that rotates the wheel and repeatedly inserts each filter into the optical path of visible light, or retracts the wheel from the optical path of visible light,
The processor can set the light source unit to a fluorescent observation state in which visible light and excitation light are alternately switched and repeatedly led to the illumination optical system, or a normal observation state in which only visible light is led to the illumination optical system. Yes, when the light source unit is set to the fluorescence observation state, the wheel drive mechanism is controlled to retract the wheel from the optical path of visible light, and by subtracting the fluorescence image signal from the reference image signal, When the image light signal is generated and the light source unit is set to the normal observation state, the wheel drive mechanism is controlled to sequentially insert the filters of the wheel into the optical path of visible light, and the image sensor. Generates a B image signal based on a portion of the acquired image signal corresponding to a period in which the B filter is inserted in the optical path of visible light , Generating a G image signal based on a portion corresponding to a period in which the G filter is inserted in the optical path of visible light, and a portion corresponding to a period in which the R filter is inserted in the optical path of visible light. generates an R image signal based, these B image signals, based on the G image signal, and the R image signals, 1 to claim and generates a normal image signal corresponding to the color image of the object 5 The electronic endoscope apparatus according to any one of the above. 前記プロセッサから出力された画像信号を表示するモニタを、さらに備えた
ことを特徴とする請求項１〜６のいずれかに記載の電子内視鏡装置。The electronic endoscope apparatus according to any one of claims 1 to 6, characterized in that the monitor that displays an image signal output from the processor, further comprising.
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