JP5967103B2

JP5967103B2 - Probe system

Info

Publication number: JP5967103B2
Application number: JP2013547106A
Authority: JP
Inventors: 祥一田尾
Original assignee: Konica Minolta Inc
Current assignee: Konica Minolta Inc
Priority date: 2011-11-28
Filing date: 2012-11-21
Publication date: 2016-08-10
Anticipated expiration: 2032-11-21
Also published as: WO2013080846A1; JPWO2013080846A1

Description

本発明は、生体組織の測定対象部位に照射光を照射して測定対象部位から放射される測定光を受光するための光学系を備えて当該測定光を測定するためのプローブに関する。 The present invention relates to a probe that includes an optical system for receiving measurement light emitted from a measurement target site by irradiating the measurement target site of a living tissue with the irradiation light and measuring the measurement light.

電子内視鏡による体内管腔の観察・診断は、現在広く普及している診断方法である。この診断方法は、体内組織を直接観察するため、病変部を診断のために切除する必要がなく、被験者の負担が小さいとう利点を有する。一方で、このように体内管腔を直接観察する方法は、生検後の病理検査に比べて確度や精度が低いと考えられており、撮像画質の向上の努力が継続的に行われている。
また、最近ではいわゆるビデオスコープ以外に、様々な光学原理を活用した診断装置や、超音波診断装置といったものが提案され、一部は実用化されている。これらの分野でも、その診断確度の改善のために、新しい測定原理を導入したり、複数の測定原理を組み合わせたりすることが行われている。
特に、組織から放射される蛍光や組織に塗布された蛍光物質からの蛍光を観察、測定することで、単に組織の画像を見るだけでは得られない情報を得られることが知られている。蛍光画像を取得し、通常の可視画像にオーバーラップさせて表示するといった蛍光画像内視鏡システムも提案されている。このようなシステムは、悪性腫瘍の早期発見につながるため、非常に期待されている。
また、蛍光画像を構成せずとも、蛍光の強度情報を取得することで組織の状態を判断する方法も知られている。このような方法においては、電子内視鏡に搭載されている撮像素子を使用せずに蛍光を取得するものもある。Observation and diagnosis of a body lumen using an electronic endoscope is a diagnostic method that is currently widely used. This diagnostic method has an advantage that the burden on the subject is small because it is not necessary to excise the lesion for diagnosis because the body tissue is directly observed. On the other hand, such a method for directly observing a body lumen is considered to be less accurate and accurate than pathological examination after biopsy, and efforts to improve imaging image quality are continuously made. .
Recently, in addition to the so-called videoscope, diagnostic devices utilizing various optical principles and ultrasonic diagnostic devices have been proposed, and some of them have been put into practical use. Also in these fields, in order to improve the diagnostic accuracy, a new measurement principle is introduced or a plurality of measurement principles are combined.
In particular, it is known that information that cannot be obtained simply by looking at an image of a tissue can be obtained by observing and measuring fluorescence emitted from the tissue or fluorescence from a fluorescent material applied to the tissue. A fluorescence image endoscope system has also been proposed in which a fluorescence image is acquired and displayed so as to overlap a normal visible image. Such a system is highly promising because it leads to early detection of malignant tumors.
There is also known a method for determining the state of a tissue by acquiring fluorescence intensity information without forming a fluorescence image. Some of these methods acquire fluorescence without using an image sensor mounted on an electronic endoscope.

このような蛍光診断をするための診断子、すなわちプローブは、内視鏡の鉗子チャネル経由で体内に至るもの、あるいは内視鏡と一体になっているものなどがある（なお、鉗子チャネルとは、鉗子や捕捉ネットなどの処置具を通す、トンネル状の経路のこと。作業チャネル、挿通チャネルなどともいう。さらにチャネルをチャンネルと表記することもある）。特許文献１に記載の蛍光観察用のプローブにあっては、内視鏡の鉗子チャネルに挿入されることで体内に挿入される。 There are diagnostic probes for performing such fluorescent diagnosis, that is, probes that reach the body via the forceps channel of the endoscope, or those that are integrated with the endoscope. A tunnel-like path through which treatment tools such as forceps and a capture net are passed.Also referred to as a working channel, an insertion channel, etc. Further, a channel may be referred to as a channel). The fluorescence observation probe described in Patent Document 1 is inserted into a body by being inserted into a forceps channel of an endoscope.

特開２００５−３０５１８２号公報JP-A-2005-305182 国際公開第２００３／０８７７９３号International Publication No. 2003/087793

特許文献１に記載のプローブは、励起光と蛍光の導光を同一の光ファイバーで行っており、ダイクロイックミラーで励起光と蛍光を波長分離する。特許文献２に記載のプローブは、先端部に配置されたフィルターにより励起光と測定光とを波長分離する。 In the probe described in Patent Document 1, excitation light and fluorescence are guided by the same optical fiber, and the wavelength of excitation light and fluorescence is separated by a dichroic mirror. The probe described in Patent Document 2 separates wavelength of excitation light and measurement light by a filter disposed at the tip.

光学測定には、照射光と測定光の波長が同じ場合（弾性過程）と、照射光と測定光のエネルギーが異なる場合（非弾性過程）とがある。弾性過程と非弾性過程とに拘わらず、一般にこのようなプローブで測定を行うと、生体からの光以外の光が受光プローブに入射することが問題となる。生体からの光以外の光は、例えばレンズ等の光学系やその周囲の保持部材からの蛍光や反射光である。本願では、生体からの光を信号光、生体からの光以外の光をノイズ光と呼ぶ。
ノイズ光を除去する方法としては、事前に生体組織がない場所で測定を行い、ノイズ光のみを検出し、その後生体組織の測定を行い、得られたデータから既知のノイズ光データを差し引く方法が用いられる。この方法は、原理的にはどのような光学系を有するプローブでもノイズ光の除去が可能であり、また測定方法を工夫することで厳密にノイズ光のみを事前に検出することが可能であるため、汎用的で精度の高い手法である。
しかし、この手法によると、次のような問題がある。
まず、生体組織の測定とは別にノイズ光の測定が加わるため測定手順が煩雑となるという問題がある。
また、光源装置の経時劣化等を要因として、ノイズ光の強度やスペクトル形状が、事前に測定した時と生体組織を対象として測定した時とで変化することがあり、正確にノイズ除去ができないという問題がある。これに対処するために、頻繁に事前測定を行わなければならず、使用に際してさらに煩雑さを増す。しかしながら、このような対処を行っても、まさに生体組織を対象として測定する時と同時にノイズ光を測定することはできないという問題がある。Optical measurement includes a case where the wavelengths of the irradiation light and the measurement light are the same (elastic process) and a case where the energy of the irradiation light and the measurement light are different (an inelastic process). Regardless of the elastic process and the inelastic process, when measurement is generally performed with such a probe, a problem arises in that light other than light from a living body enters the light receiving probe. The light other than the light from the living body is, for example, fluorescence or reflected light from an optical system such as a lens or a surrounding holding member. In the present application, light from a living body is referred to as signal light, and light other than light from the living body is referred to as noise light.
As a method for removing noise light, there is a method in which measurement is performed in a place where there is no living tissue in advance, only noise light is detected, then measurement of living tissue is performed, and known noise light data is subtracted from the obtained data. Used. In principle, this method can remove noise light with a probe having any optical system, and it is possible to strictly detect only noise light in advance by devising a measurement method. It is a general-purpose and highly accurate method.
However, this method has the following problems.
First, there is a problem that the measurement procedure becomes complicated because the measurement of noise light is added separately from the measurement of living tissue.
In addition, noise light intensity and spectrum shape may change between when measured in advance and when measured for living tissue due to factors such as deterioration over time of the light source device, and noise removal cannot be accurately performed. There's a problem. In order to cope with this, frequent pre-measurements must be performed, which further increases the complexity of use. However, even if such measures are taken, there is a problem that noise light cannot be measured at the same time as measurement of a living tissue.

本発明は以上の従来技術における問題に鑑みてなされたものであって、プローブにより生体組織に光を照射して、生体組織からの光である信号光と生体組織からの光以外の光であるノイズ光とを同時に受光し、当該受光した光の情報の演算により、ノイズ光の影響分を除去して信号光を精度良く測定できるプローブシステムを提供することを課題とする。 The present invention has been made in view of the above problems in the prior art, and is a light other than the signal light which is light from the living tissue and the light from the living tissue by irradiating the living tissue with light by the probe. It is an object of the present invention to provide a probe system capable of simultaneously receiving noise light and removing the influence of the noise light by calculating information of the received light to accurately measure the signal light.

以上の課題を解決するための請求項１記載の発明は、プローブと、前記プローブにより受光した光のスペクトルを検出する分光装置と、前記分光装置が検出したスペクトルの情報を演算処理する演算装置とを備えるプローブシステムであって、
前記分光装置は、並列した異なる入力に対して独立にスペクトルの検出を行い、
前記プローブは、
生体組織の測定対象部位に照射光を照射して測定対象部位から放射される測定光を受光するための光学系を備えて当該測定光を測定するためのプローブであって、前記照射光を導光するための照射用光ファイバー系と、当該プローブの先端部に設けられ、前記照射用光ファイバー系から出射された前記照射光を測定対象部位に照射し、かつ、前記測定光を集光する正のパワーを有する集光レンズ系と、前記集光レンズ系が集光した前記測定光を受光して導光するための受光用光ファイバー系と、を有し、前記照射用光ファイバー系の出射端中心が前記集光レンズ系の光軸上に配置され、かつ、前記受光用光ファイバー系の受光端のうち前記分光装置の異なる入力に対応した各受光端部分は、前記集光レンズ系の光軸から異なる距離に分配されており、
前記演算装置は、前記分光装置により検出された３以上のスペクトルの情報に基づき、統計解析を行って生体組織からの光以外の光であるノイズ光のものと区別した生体組織からの光である信号光のスペクトルを推定することを特徴とする。
なお、この出願においてパワーとは、近軸焦点距離の逆数を意味する。The invention according to claim 1 for solving the above-described problems includes a probe, a spectroscopic device that detects a spectrum of light received by the probe, and an arithmetic device that performs arithmetic processing on information on the spectrum detected by the spectroscopic device. A probe system comprising:
The spectroscopic device performs spectrum detection independently for different inputs in parallel,
The probe is
A probe for measuring measurement light, which is provided with an optical system for receiving measurement light emitted from the measurement target site by irradiating the measurement target site of the biological tissue with the irradiation light. An optical fiber system for irradiating light, and a positive electrode that is provided at the tip of the probe, irradiates the measurement target site with the irradiation light emitted from the optical fiber system for irradiation, and collects the measurement light A condensing lens system having power, and a light receiving optical fiber system for receiving and guiding the measurement light condensed by the condensing lens system, and an emission end center of the irradiation optical fiber system is Each light receiving end portion arranged on the optical axis of the condensing lens system and corresponding to a different input of the spectroscopic device among the light receiving ends of the light receiving optical fiber system is different from the optical axis of the condensing lens system. Distributed to the distance Cage,
The arithmetic device is light from a living tissue that is statistically analyzed based on information of three or more spectra detected by the spectroscopic device and distinguished from noise light that is light other than light from the living tissue. The spectrum of the signal light is estimated.
In this application, power means the reciprocal of the paraxial focal length.

請求項２記載の発明は、プローブと、前記プローブにより受光した光のスペクトルを検出する分光装置と、前記分光装置が検出したスペクトルの情報を演算処理する演算装置とを備えるプローブシステムであって、
前記分光装置は、並列した異なる入力に対して独立にスペクトルの検出を行い、
前記プローブは、
生体組織の測定対象部位に照射光を照射して測定対象部位から放射される測定光を受光するための光学系を備えて当該測定光を測定するためのプローブであって、前記照射光を導光するための照射用光ファイバー系と、当該プローブの先端部に設けられ、前記照射用光ファイバー系から出射された前記照射光を測定対象部位に照射し、かつ、前記測定光を集光する正のパワーを有する集光レンズ系と、前記集光レンズ系が集光した前記測定光を受光して導光するための受光用光ファイバー系と、を有し、前記照射用光ファイバー系の出射端中心が前記集光レンズ系の光軸上から離れて配置され、かつ、前記受光用光ファイバー系の受光端のうち前記分光装置の異なる入力に対応した各受光端部分は、前記集光レンズ系の光軸から等距離に分配されており、
前記演算装置は、前記分光装置により検出された３以上のスペクトルの情報に基づき、統計解析を行って生体組織からの光以外の光であるノイズ光のものと区別した生体組織からの光である信号光のスペクトルを推定することを特徴とする。The invention according to claim 2 is a probe system comprising a probe, a spectroscopic device that detects a spectrum of light received by the probe, and an arithmetic device that performs arithmetic processing on information of the spectrum detected by the spectroscopic device,
The spectroscopic device performs spectrum detection independently for different inputs in parallel,
The probe is
A probe for measuring measurement light, which is provided with an optical system for receiving measurement light emitted from the measurement target site by irradiating the measurement target site of the biological tissue with the irradiation light. An optical fiber system for irradiating light, and a positive electrode that is provided at the tip of the probe, irradiates the measurement target site with the irradiation light emitted from the optical fiber system for irradiation, and collects the measurement light A condensing lens system having power, and a light receiving optical fiber system for receiving and guiding the measurement light condensed by the condensing lens system, and an emission end center of the irradiation optical fiber system is Each light receiving end portion corresponding to a different input of the spectroscopic device among the light receiving ends of the light receiving optical fiber system arranged away from the optical axis of the light collecting lens system is an optical axis of the light collecting lens system. Distribute equidistant from It has been,
The arithmetic device is light from a living tissue that is statistically analyzed based on information of three or more spectra detected by the spectroscopic device and distinguished from noise light that is light other than light from the living tissue. The spectrum of the signal light is estimated.

請求項３記載の発明は、プローブと、前記プローブにより受光した光のスペクトルを検出する分光装置と、前記分光装置が検出したスペクトルの情報を演算処理する演算装置とを備えるプローブシステムであって、
前記分光装置は、並列した異なる入力に対して独立にスペクトルの検出を行い、
前記プローブは、
生体組織の測定対象部位に照射光を照射して測定対象部位から放射される測定光を受光するための光学系を備えて当該測定光を測定するためのプローブであって、前記照射光を導光するための照射用光ファイバー系と、当該プローブの先端部に設けられ、前記照射用光ファイバー系から出射された前記照射光を測定対象部位に照射し、かつ、前記測定光を集光する正のパワーを有する集光レンズ系と、前記集光レンズ系が集光した前記測定光を受光して導光するための受光用光ファイバー系と、を有し、前記照射用光ファイバー系の出射端中心が前記集光レンズ系の光軸上から離れて配置され、かつ、前記受光用光ファイバー系の受光端のうち前記分光装置の異なる入力に対応した各受光端部分は、前記集光レンズ系の光軸から異なる距離に分配されており、
前記演算装置は、前記分光装置により検出された３以上のスペクトルの情報に基づき、統計解析を行って生体組織からの光以外の光であるノイズ光のものと区別した生体組織からの光である信号光のスペクトルを推定することを特徴とする。The invention according to claim 3 is a probe system comprising a probe, a spectroscopic device that detects a spectrum of light received by the probe, and an arithmetic device that performs arithmetic processing on information of the spectrum detected by the spectroscopic device,
The spectroscopic device performs spectrum detection independently for different inputs in parallel,
The probe is
A probe for measuring measurement light, which is provided with an optical system for receiving measurement light emitted from the measurement target site by irradiating the measurement target site of the biological tissue with the irradiation light. An optical fiber system for irradiating light, and a positive electrode that is provided at the tip of the probe, irradiates the measurement target site with the irradiation light emitted from the optical fiber system for irradiation, and collects the measurement light A condensing lens system having power, and a light receiving optical fiber system for receiving and guiding the measurement light condensed by the condensing lens system, and an emission end center of the irradiation optical fiber system is Each light receiving end portion corresponding to a different input of the spectroscopic device among the light receiving ends of the light receiving optical fiber system arranged away from the optical axis of the light collecting lens system is an optical axis of the light collecting lens system. From different distances Arranged are and,
The arithmetic device is light from a living tissue that is statistically analyzed based on information of three or more spectra detected by the spectroscopic device and distinguished from noise light that is light other than light from the living tissue. The spectrum of the signal light is estimated.

請求項４記載の発明は、前記統計解析として主成分分析を含むことを特徴とする請求項１から請求項３のうちいずれか一に記載のプローブシステムである。 A fourth aspect of the present invention is the probe system according to any one of the first to third aspects, wherein the statistical analysis includes a principal component analysis.

本発明によれば、受光用光ファイバー系及び分光装置により、３以上の並列で独立した受光・検出チャンネルが構成され、集光レンズ系の光軸に対して、照射用光ファイバー系の出射端と、受光用光ファイバー系の受光端のうち各受光・検出チャンネルの受光端部分とが、回転非対称に配置されることにより、これらの受光端部分が異なる比率で、ノイズ光と生体からの信号光とを受光する。
得られた３以上のスペクトルデータがそれぞれ信号光のスペクトルとノイズ光のスペクトルの足し合わせであると仮定した統計解析によって、受光した光のスペクトルデータのみから信号光のスペクトルとノイズ光のスペクトルとを推定可能である。すなわち、生体組織を対象としない予備的な測定をせずに、生体組織を対象とした測定のみでノイズ光の影響を除去できる。
よって本発明によれば、生体組織からの光である信号光と生体組織からの光以外の光であるノイズ光とを同時に受光し、演算装置により、受光した光から得られた３以上のスペクトルに統計解析を施すことで、その信号光のスペクトルとそのノイズ光のスペクトルとを互いに区別して推定し、予備的な測定なしにノイズ光の影響分を除去して信号光を精度良く測定することができる。According to the present invention, three or more parallel and independent light receiving / detecting channels are configured by the light receiving optical fiber system and the spectroscopic device, and the exit end of the irradiation optical fiber system with respect to the optical axis of the condenser lens system, The light receiving end portions of the light receiving / detecting channels among the light receiving ends of the light receiving optical fiber system are arranged rotationally asymmetrically, so that these light receiving end portions have different ratios of noise light and signal light from the living body. Receive light.
By statistical analysis assuming that the obtained spectrum data of 3 or more is the sum of the spectrum of the signal light and the spectrum of the noise light, the spectrum of the signal light and the spectrum of the noise light are obtained from only the spectrum data of the received light. It can be estimated. In other words, the influence of noise light can be removed only by measuring the living tissue without performing preliminary measurement not targeting the living tissue.
Therefore, according to the present invention, the signal light that is light from the living tissue and the noise light that is light other than the light from the living tissue are simultaneously received, and three or more spectra obtained from the received light by the arithmetic device. By performing statistical analysis, the spectrum of the signal light and the spectrum of the noise light are distinguished from each other, and the signal light is accurately measured by removing the influence of the noise light without preliminary measurement. Can do.

本発明の一実施形態に係るプローブシステムが適用された内視鏡システムの概要を示す模式図である。It is a mimetic diagram showing the outline of the endoscope system to which the probe system concerning one embodiment of the present invention was applied. 本発明の一実施形態に係るプローブの先端部の斜視図である。It is a perspective view of the tip part of the probe concerning one embodiment of the present invention. 本発明の一実施形態に係り、光軸に垂直な平面における出射端及び各受光端部分の一の配置形態を示す平面図である。It is a top view which shows one arrangement | positioning form of the output end and each light-receiving end part in the plane perpendicular | vertical to an optical axis concerning one Embodiment of this invention. 本発明の一実施形態に係り、光軸に垂直な平面における出射端及び各受光端部分の一の配置形態を示す平面図である。It is a top view which shows one arrangement | positioning form of the output end and each light-receiving end part in the plane perpendicular | vertical to an optical axis concerning one Embodiment of this invention. 本発明の一実施形態に係り、光軸に垂直な平面における出射端及び各受光端部分の一の配置形態を示す平面図である。It is a top view which shows one arrangement | positioning form of the output end and each light-receiving end part in the plane perpendicular | vertical to an optical axis concerning one Embodiment of this invention. 本発明の一実施形態に係り、光軸に垂直な平面における出射端及び各受光端部分の一の配置形態を示す平面図である。It is a top view which shows one arrangement | positioning form of the output end and each light-receiving end part in the plane perpendicular | vertical to an optical axis concerning one Embodiment of this invention. 本発明の一実施形態に係り、光軸に垂直な平面における出射端及び各受光端部分の一の配置形態を示す平面図である。It is a top view which shows one arrangement | positioning form of the output end and each light-receiving end part in the plane perpendicular | vertical to an optical axis concerning one Embodiment of this invention. 本発明の一実施形態に係り、光軸に垂直な平面における出射端及び各受光端部分の一の配置形態を示す平面図である。It is a top view which shows one arrangement | positioning form of the output end and each light-receiving end part in the plane perpendicular | vertical to an optical axis concerning one Embodiment of this invention. 本発明に係る演算処理例において設定した信号光とノイズ光のスペクトル曲線図である。It is the spectrum curve figure of the signal light and noise light which were set in the example of arithmetic processing which concerns on this invention. 本発明に係る演算処理例において決定された信号光とノイズ光の各受光・検出チャンネルへ入射する割合を示す乱数を記載した表である。It is the table | surface which described the random number which shows the ratio which enters into each light reception / detection channel of the signal light and noise light determined in the example of arithmetic processing which concerns on this invention. 図５の表に基づき、信号光の割合（rand1）とノイズ光の割合（rand2）を１個のスペクトルデータ分を１点として２次元座標上にグラフ化したものである。Based on the table of FIG. 5, the ratio of signal light (rand1) and the ratio of noise light (rand2) are graphed on two-dimensional coordinates with one spectral data as one point. 本発明に係る演算処理例において決定された１１個の受光スペクトルデータを示すスペクトル曲線図である。It is a spectrum curve figure which shows 11 light reception spectrum data determined in the example of arithmetic processing which concerns on this invention. 本発明に係る演算処理例において決定された１１個の受光スペクトルデータの平均値（ａｖ）に相当するスペクトル曲線図である。It is a spectrum curve figure equivalent to the average value (av) of 11 received light spectrum data determined in the example of arithmetic processing concerning the present invention. 本発明に係る演算処理例において主成分分析の結果により得られた第１、第２主成分の固有値（ｓ_ｊ）及び主成分得点（_ｉ，_ｊ）を記載した表である。It is the table | surface which described the eigenvalue ( _sj ) and principal component score ( _i , _j ) of the 1st, 2nd principal component obtained by the result of the principal component analysis in the example of arithmetic processing which concerns on this invention. 本発明に係る演算処理例において主成分分析の結果により得られた第１主成分及び第２主成分のスペクトル曲線図である。It is a spectrum curve figure of the 1st principal component and the 2nd principal component obtained by the result of principal component analysis in the example of arithmetic processing concerning the present invention. 本発明に係る演算処理例において主成分分析の結果により得られた第１主成分及び第２主成分の主成分得点を、第１主成分（ｚ_１）の主成分得点を横軸とし、第２主成分（ｚ_２）の主成分得点を縦軸として、それぞれ固有値（ｓ_ｊ）で規格化し、１個の受光スペクトルデータ分を１点としてグラフ化したものである。In the arithmetic processing example according to the present invention, the principal component scores of the first principal component and the second principal component obtained from the result of the principal component analysis are represented with the principal component score of the first principal component (z ₁ ) as the horizontal axis. The principal component score of the two principal components (z ₂ ) is normalized by the eigenvalue (s _j ) with the vertical axis as the vertical axis, and is graphed with one received spectrum data as one point. 本発明に係る演算処理例において平均値（ａｖ）を第１主成分と第２主成分の線形和で表わした場合の係数を記載した表である。It is the table | surface which described the coefficient at the time of expressing the average value (av) with the linear sum of a 1st main component and a 2nd main component in the example of arithmetic processing which concerns on this invention. 本発明に係る演算処理例において推定した信号光及びノイズ光のスペクトル曲線である。It is the spectrum curve of the signal light estimated in the example of arithmetic processing which concerns on this invention, and noise light. 本発明に係る演算処理例において推定した１１個のデータを、図６と同様にグラフ化したものである。但し、座標軸の尺度は図６と異なる。The 11 data estimated in the arithmetic processing example which concerns on this invention are graphed similarly to FIG. However, the scale of the coordinate axes is different from that of FIG. 本発明の一実施形態に係り、第１形態の測定手順等を示すフローチャートである。It is a flowchart which shows the measurement procedure of 1st form, etc. concerning one Embodiment of this invention. 本発明の一実施形態に係り、第２形態の測定手順等を示すフローチャートである。It is a flowchart which shows the measurement procedure of a 2nd form, etc. concerning one Embodiment of this invention. 本発明の一実施形態に係り、第３形態の測定手順等を示すフローチャートである。It is a flowchart which shows the measurement procedure etc. of 3rd Embodiment concerning one Embodiment of this invention. 本発明の一実施形態に係り、第４形態の測定手順等を示すフローチャートである。It is a flowchart which shows the measurement procedure of 4th form, etc. concerning one Embodiment of this invention.

以下に本発明の一実施形態につき図面を参照して説明する。以下は本発明の一実施形態であって本発明を限定するものではない。 An embodiment of the present invention will be described below with reference to the drawings. The following is one embodiment of the present invention and does not limit the present invention.

図１に示すように本実施形態のプローブ１は、その基端がベースユニット２に接続される。プローブ１とベースユニット２とにより本実施形態のプローブシステムが構成される。ベースユニット２には、生体組織の測定対象部位に照射される励起光等の光を発生するための光源、及び、励起光等の照射により測定対象部位から放射される光のスペクトルを検出するための分光装置、分光装置が検出したスペクトルの情報を演算処理する演算装置等が備えられている。
一方、内視鏡本体３が、内視鏡本体３に内蔵されるカメラ部や照明などの各部の制御やこれら各部とのデータのやり取りを行うための内視鏡プロセッサ４に接続されている。内視鏡本体３は、体内への挿入部３ａと、挿入部３ａの曲げ操作等を行うための操作部３ｂとを有する。内視鏡本体３には、操作部３ｂに設けられた挿入口から挿入部３ａの先端面の開口まで連通するチャネル３ｃが形成されている。プローブ１はチャネル３ｃに挿通され、プローブ１の先端が内視鏡先端に対して進退可能に配置されている。
但し、以上説明した内視鏡の形態、プローブ１が内視鏡のチャネル３ｃに挿通される形態は説明上の具体的例示に過ぎない。特に、プローブ１の体内に導かれる形態は、内視鏡のチャネル３ｃを経由する形態のほか、単独で体内に挿入される形態であってもよい。また、プローブ１の構成が内視鏡本体３に一体化された形態であっても、本発明を実施することが可能である。As shown in FIG. 1, the base end of the probe 1 of this embodiment is connected to the base unit 2. The probe system of this embodiment is configured by the probe 1 and the base unit 2. In the base unit 2, a light source for generating light such as excitation light irradiated to the measurement target site of the biological tissue, and a spectrum of light emitted from the measurement target site by irradiation of the excitation light or the like are detected. A spectroscopic device, an arithmetic device for performing arithmetic processing on the spectrum information detected by the spectroscopic device, and the like.
On the other hand, the endoscope main body 3 is connected to an endoscope processor 4 for controlling each part such as a camera unit and illumination built in the endoscope main body 3 and exchanging data with these respective parts. The endoscope main body 3 includes an insertion portion 3a into the body and an operation portion 3b for performing a bending operation or the like of the insertion portion 3a. The endoscope body 3 is formed with a channel 3c that communicates from an insertion port provided in the operation unit 3b to an opening on the distal end surface of the insertion unit 3a. The probe 1 is inserted into the channel 3c, and the tip of the probe 1 is disposed so as to be able to advance and retreat with respect to the endoscope tip.
However, the form of the endoscope described above and the form in which the probe 1 is inserted through the channel 3c of the endoscope are only specific examples for explanation. In particular, the form guided into the body of the probe 1 may be a form inserted through the channel 3c of the endoscope or a form inserted alone into the body. Even if the configuration of the probe 1 is integrated with the endoscope main body 3, the present invention can be implemented.

図２に示すようにプローブ１は、プローブチューブ９の内部に、照射用光ファイバー系１０と、集光レンズ系（集光レンズ１１）と、受光用光ファイバー系１２と、フェルール１３とを備える。
照射用光ファイバー系１０は、基端がベースユニット２の光源の励起光出力面に接続又は近接するように設けられ、先端が図２に示すようにプローブ先端部に及んでおり、励起光を導光する励起導光路を構成する。
集光レンズ系は、照射用光ファイバー系１０から出射した励起光が照射され、かつ、測定対象部位から放射される測定光を集光する正のパワーを有するレンズ又はレンズ群である。
受光用光ファイバー系１２は、基端がベースユニット２の分光装置への入力端に接続され、先端が図２に示すようにプローブ先端に及んでおり、集光レンズ系が集光した測定光を受光して導光する受光導光路を構成する。
光ファイバー系１０，１２は、一塊に束ねられた光ファイバー束（ファイバーバンドル）の一束又は複数束により構成されたり、互いに束ねられていない個別の光ファイバーの一本又は複数本により構成されたり、その組合せも含めて様々な形態が適用し得る。
光ファイバー系１０，１２は、フェルール１３によって所定の相対的位置に保持される。As shown in FIG. 2, the probe 1 includes an irradiation optical fiber system 10, a condensing lens system (condensing lens 11), a light receiving optical fiber system 12, and a ferrule 13 inside the probe tube 9.
The irradiation optical fiber system 10 is provided so that the base end is connected to or close to the excitation light output surface of the light source of the base unit 2, and the distal end extends to the probe distal end as shown in FIG. A light excitation light guide is formed.
The condensing lens system is a lens or a lens group having a positive power for condensing the measurement light emitted from the measurement target region and irradiated with the excitation light emitted from the irradiation optical fiber system 10.
The light receiving optical fiber system 12 is connected to the input end to the spectroscopic device of the base unit 2 at the base end, and the tip extends to the tip of the probe as shown in FIG. A light receiving light guide for receiving and guiding light is formed.
The optical fiber systems 10 and 12 are constituted by one or a plurality of bundles of optical fiber bundles (fiber bundles) bundled in a lump, or constituted by one or more individual optical fibers that are not bundled together, or a combination thereof. Various forms can be applied.
The optical fiber systems 10 and 12 are held at predetermined relative positions by the ferrule 13.

集光レンズ系は、１個又は複数個のレンズから構成されるが、１個の場合はそれが集光レンズ１１であり、複数個のレンズから構成されるときには、光ファイバー系１０、１２に最も近い位置に配置されるレンズを集光レンズ１１とする。図２においては、１つの集光レンズ１１のみを図示するが、集光レンズ１１の光ファイバー系１０、１２に対する反対側に集光レンズ系を構成する他のレンズを配置してもよい。集光レンズ１１に対向する光ファイバー系１０の先端が出射端、集光レンズ１１に対向する光ファイバー系１２の先端が受光端である。 The condensing lens system is composed of one or a plurality of lenses. In the case of one, it is the condensing lens 11, and when it is composed of a plurality of lenses, the optical fiber systems 10, 12 are the most. A lens arranged at a close position is referred to as a condenser lens 11. Although only one condenser lens 11 is illustrated in FIG. 2, another lens constituting the condenser lens system may be disposed on the opposite side of the condenser lens 11 with respect to the optical fiber systems 10 and 12. The tip of the optical fiber system 10 facing the condenser lens 11 is an emission end, and the tip of the optical fiber system 12 facing the condenser lens 11 is a light receiving end.

ベースユニット２の光源からの励起光は光ファイバー系１０によってプローブ１の先端部に導光される。光ファイバー系１０の出射端から出射した励起光は、集光レンズ系で集光されてプローブ１から出射し、生体組織表面の測定対象部位へ照射される。測定対象部位に照射された励起光により、病変状態に従って蛍光が発生する。発生した蛍光と生体組織表面での反射光が含まれる測定対象部位からの測定光がプローブ１に入射して集光レンズ系で集光され、光ファイバー系１２の受光端に入射する。さらに測定光が光ファイバー系１２によって導光される。 Excitation light from the light source of the base unit 2 is guided to the tip of the probe 1 by the optical fiber system 10. Excitation light emitted from the emission end of the optical fiber system 10 is collected by a condenser lens system, emitted from the probe 1, and irradiated onto a measurement target site on the surface of a living tissue. Fluorescence is generated according to the lesion state by the excitation light irradiated to the measurement target site. The measurement light from the measurement target site including the generated fluorescence and the reflected light on the surface of the living tissue enters the probe 1, is collected by the condenser lens system, and enters the light receiving end of the optical fiber system 12. Further, the measurement light is guided by the optical fiber system 12.

光ファイバー系１２で導光された測定光は、ベースユニット２の分光装置に入力される。蛍光は、広義には、Ｘ線や紫外線、可視光線が照射された被照射物が、そのエネルギーを吸収することで電子が励起し、それが基底状態に戻る際に余分なエネルギーを電磁波として放出するものである。ここでは、励起光によって、その波長とは異なった波長の蛍光が戻り光として生じるので、これを測定光として受光し、第２の光ファイバー系１２を介してベースユニット２の分光装置に導光し、スペクトル分布を分析することで、測定対象の病変状態を検知する。
なお、蛍光の測定に代えて、励起光に起因して生じるラマン散乱光や、組織からの反射光を受光し測定することとしてもよい。The measurement light guided by the optical fiber system 12 is input to the spectroscopic device of the base unit 2. Fluorescence is broadly defined as an object irradiated with X-rays, ultraviolet rays, or visible light absorbs its energy, excites electrons, and releases excess energy as electromagnetic waves when it returns to the ground state. To do. Here, since fluorescence having a wavelength different from the wavelength is generated as the return light by the excitation light, it is received as measurement light and guided to the spectroscopic device of the base unit 2 via the second optical fiber system 12. By analyzing the spectral distribution, the lesion state to be measured is detected.
Note that, instead of measuring fluorescence, Raman scattered light caused by excitation light or reflected light from tissue may be received and measured.

次に、ノイズ光を演算により除去するための構成につき説明する。
ベースユニット２に備えられる分光装置は、並列した異なる入力に対して独立にスペクトルの検出を行うものとし、その異なる入力に受光用光ファイバー系１２の異なる光ファイバーを対応させる。すなわち、受光からスペクトル検出までをマルチチャンネルとする。
そのために、例えば分光装置を複数の分光器で構成する。また、分光装置に１つの２次元ＣＣＤを適用する場合に、２次元ＣＣＤ上の異なる入力領域で並列して独立にスペクトルを検出する構成とすることもできる。
受光用光ファイバー系１２のうち、１本又は複数本の光ファイバーを１つのチャンネルに対応させ、他の１本又は複数本の光ファイバーを他の１つのチャンネルに対応させ、さらに他の１本又は複数本の光ファイバーを他の１つのチャンネルに対応させる、といった態様でチャンネルごとに重複無く異なる光ファイバーを対応させ、１チャンネルに１本又は複数本の光ファイバーを対応させる。
図３Ａ１〜Ｃ２に示す受光端部分１２ａ〜１２ｆは、受光用光ファイバー系１２のうち１チャンネルに相当する部分の受光端であり、簡便のため１チャンネルを１本状のものとして図示する。受光端部分１２ａ〜１２ｆを、それぞれ１本の光ファイバーにより構成して実施してもよいし、それぞれ複数本の光ファイバーにより構成して実施してもよいし、それぞれ１塊の光ファイバーバンドルにより構成して実施してもよいし、１塊の光ファイバーバンドルに含まれる各一部の光ファイバーにより構成して実施してもよい（さらに同バンドルに照射用光ファイバー系１０が含まれていてもよい。）。それらの組合せも含め形態は様々である。
このような受光からスペクトル検出までのチャンネルは、ノイズ光を除去する演算を可能とするために３チャンネル以上とする。図３Ａ１、図３Ａ２及び図３Ｂ１においては５チャンネル、図３Ｂ２、図３Ｃ１及び図３Ｃ２においては６チャンネルであるが、これは一例であり必要により増減させてもよい。Next, a configuration for removing noise light by calculation will be described.
The spectroscopic device provided in the base unit 2 performs spectrum detection independently for different inputs in parallel, and makes different optical fibers of the light receiving optical fiber system 12 correspond to the different inputs. That is, the multi-channel from the light reception to the spectrum detection is made.
For this purpose, for example, the spectroscopic device is composed of a plurality of spectroscopes. In addition, when one two-dimensional CCD is applied to the spectroscopic device, it is possible to adopt a configuration in which spectra are independently detected in parallel in different input regions on the two-dimensional CCD.
In the optical fiber system 12 for receiving light, one or more optical fibers are made to correspond to one channel, the other one or more optical fibers are made to correspond to another one channel, and another one or more The optical fiber is made to correspond to another channel, and different optical fibers are made to correspond to each channel without duplication, and one or more optical fibers are made to correspond to one channel.
The light receiving end portions 12a to 12f shown in FIGS. 3A1 to 3C are light receiving ends corresponding to one channel in the light receiving optical fiber system 12, and one channel is illustrated as one for convenience. Each of the light receiving end portions 12a to 12f may be configured by a single optical fiber, or may be configured by a plurality of optical fibers, or may be configured by a single optical fiber bundle. You may implement and may comprise and implement by each one part optical fiber contained in one lump of optical fiber bundles (Furthermore, the optical fiber system 10 for irradiation may be contained in the same bundle). There are various forms including combinations thereof.
Such a channel from light reception to spectrum detection is set to three or more channels in order to enable calculation to remove noise light. 3A1, 3A2 and 3B1 are 5 channels, and FIG. 3B2, 3C1 and 3C2 are 6 channels. However, this is an example, and may be increased or decreased as necessary.

集光レンズ系の光軸０に対する、照射用光ファイバー系１０の出射端中心、各受光端部分１２ａ〜１２ｆの配置は、次の（１）、（２）又は（３）の条件に従う。
（１）例えば図３Ａ１及び図３Ａ２に示すように、照射用光ファイバー系１０の出射端中心が集光レンズ系の光軸Ｏ上に配置され、かつ、各受光端部分１２ａ〜１２ｅは、集光レンズ系の光軸０から異なる距離にある。
（２）例えば図３Ｂ１及び図３Ｂ２に示すように、照射用光ファイバー系１０の出射端中心が集光レンズ系の光軸Ｏ上から離れて配置され、かつ、各受光端部分１２ａ〜１２ｅ又は１２ａ〜１２ｆは、集光レンズ系の光軸Ｏから等距離にある。
（３）例えば図３Ｃ１及び図３Ｃ２に示すように、照射用光ファイバー系１０の出射端中心が集光レンズ系の光軸Ｏ上から離れて配置され、かつ、各受光端部分１２ａ〜１２ｆは、集光レンズ系の光軸Ｏから異なる距離にある。The arrangement of the emission end center of the irradiation optical fiber system 10 and the light receiving end portions 12a to 12f with respect to the optical axis 0 of the condenser lens system is in accordance with the following condition (1), (2) or (3).
(1) For example, as shown in FIGS. 3A1 and 3A2, the center of the emission end of the irradiating optical fiber system 10 is disposed on the optical axis O of the condensing lens system, and each of the light receiving end portions 12a to 12e is condensing. At different distances from the optical axis 0 of the lens system.
(2) For example, as shown in FIGS. 3B1 and 3B2, the center of the emission end of the irradiating optical fiber system 10 is arranged away from the optical axis O of the condensing lens system, and each of the light receiving end portions 12a to 12e or 12a. -12f are equidistant from the optical axis O of the condenser lens system.
(3) For example, as shown in FIG. 3C1 and FIG. 3C2, the center of the emission end of the irradiation optical fiber system 10 is arranged away from the optical axis O of the condensing lens system, and the light receiving end portions 12a to 12f are At different distances from the optical axis O of the condenser lens system.

以上の（１）、（２）又は（３）の条件に従うことによって、受光・検出チャンネル毎に信号光とノイズ光の強度比が異なって入射する。
（１）の条件では、照射用光ファイバー系１０の出射端中心が集光レンズ系の光軸Ｏ上に配置されるが、光軸Ｏからの距離により信号光とノイズ光の強度比が異なるため、各受光端部分１２ａ〜１２ｅが集光レンズ系の光軸０から異なる距離にあることにおり、受光・検出チャンネル毎に信号光とノイズ光の強度比が異なって入射する。
（２）の条件では、各受光端部分１２ａ〜１２ｅ又は１２ａ〜１２ｆは、集光レンズ系の光軸Ｏから等距離にあるが、照射用光ファイバー系１０の出射端中心が集光レンズ系の光軸Ｏ上から離れて配置されることにより、図３Ａ１〜Ｃ２に示す光軸Ｏに垂直で受光端が配置された座標上における信号光及びノイズ光がそれぞれ光軸Ｏから偏心した異なる分布となり、そのため、受光・検出チャンネル毎に信号光とノイズ光の強度比が異なって入射する。
（３）の条件では、各受光端部分１２ａ〜１２ｆは、照射用光ファイバー系１０を中心に同心円状に配置されるが、受光端部分１２ａ〜１２ｆも、信号光も、ノイズ光もそれぞれ光軸Ｏから偏心した異なる分布となり、そのため、受光・検出チャンネル毎に信号光とノイズ光の強度比が異なって入射する。
受光・検出チャンネル毎に信号光とノイズ光の強度比のコントラストが高いほど統計解析の精度が上がるため、照射用光ファイバー系１０と受光用光ファイバー系１２の配置自体も非対称性が大きいほどよい。それとともに、細径のプローブ内部の空間を有効に使うという観点からも、図３Ｃ１又は図３Ｃ２の配置が好ましい。By following the above conditions (1), (2), or (3), the light beam / detection channel is incident with different intensity ratios of the signal light and the noise light.
Under the condition (1), the center of the exit end of the irradiation optical fiber system 10 is arranged on the optical axis O of the condenser lens system, but the intensity ratio of the signal light and the noise light differs depending on the distance from the optical axis O. The light receiving end portions 12a to 12e are at different distances from the optical axis 0 of the condensing lens system, and the light beam / detection channel is incident with different intensity ratios of signal light and noise light.
Under the condition (2), the light receiving end portions 12a to 12e or 12a to 12f are equidistant from the optical axis O of the condensing lens system, but the center of the emitting end of the irradiation optical fiber system 10 is the condensing lens system. By being arranged away from the optical axis O, the signal light and the noise light on the coordinates where the light receiving end is arranged perpendicular to the optical axis O shown in FIGS. Therefore, the light beam / detection channel is incident with different intensity ratios of signal light and noise light.
Under the condition (3), the light receiving end portions 12a to 12f are arranged concentrically with the irradiation optical fiber system 10 as the center, but the light receiving end portions 12a to 12f are optical axes of signal light and noise light, respectively. Therefore, the light beams are incident on the light receiving / detecting channels with different intensity ratios of the signal light and the noise light.
The higher the contrast of the intensity ratio between the signal light and the noise light for each light receiving / detecting channel, the higher the accuracy of statistical analysis. Therefore, the arrangement itself of the irradiation optical fiber system 10 and the light receiving optical fiber system 12 is preferably asymmetry. In addition, the arrangement shown in FIG. 3C1 or FIG. 3C2 is preferable from the viewpoint of effectively using the space inside the small-diameter probe.

以上の構成より、各受光・検出チャンネルごとに受光した光のスペクトルが検出され、そのスペクトルデータが分光装置から演算装置に出力される。
演算装置は、分光装置から入力されたスペクトルデータに基づき、統計解析を行って生体組織からの光以外の光であるノイズ光のものと区別した生体組織からの光である信号光のスペクトルを推定する演算を行う。以下、この演算内容につき、具体的数値例を挙げた演算処理例によって詳細に説明する。With the above configuration, the spectrum of the received light is detected for each light receiving / detecting channel, and the spectrum data is output from the spectroscopic device to the arithmetic device.
The arithmetic unit performs statistical analysis based on the spectrum data input from the spectroscopic device and estimates the spectrum of the signal light that is light from the biological tissue that is distinguished from that of noise light that is light other than the light from the biological tissue. Perform the operation. Hereinafter, the contents of this calculation will be described in detail with reference to an example of calculation processing with specific numerical examples.

〔演算処理例〕
本演算処理例では、仮想的に設定した信号光及びノイズ光のスペクトルデータに基づき、この信号光及びノイズ光がランダムな割合で入射された１１チャンネル分のスペクトルデータを作成し、これら１１個の受光スペクトルデータに基づき、信号光とノイズ光の分離し、その結果、前出の仮想的に設定した信号光及びノイズ光のスペクトルデータをそれぞれ特定できたかにより分離性を検証する。[Operation example]
In this calculation processing example, based on spectrum data of signal light and noise light set virtually, spectrum data for 11 channels in which the signal light and noise light are incident at random ratios are created. Based on the received light spectrum data, the signal light and the noise light are separated, and as a result, the separability is verified depending on whether the above-mentioned spectrum data of the virtually set signal light and noise light can be specified.

まず、仮想的な信号光とノイズ光のスペクトルとして図４に示す形状のスペクトルを設定した。
図４に示す形状のスペクトルを基準に、各受光・検出チャンネルには信号光とノイズ光がランダムな強度（０〜１の割合）で入射するとし、各受光・検出チャンネルの入射光スペクトルを、図５の表に示す乱数rand1とrand2を用いて、rand1 ＊（信号光）＋rand2＊（ノイズ光）によって設定した。図６は、図５の表に基づき、信号光の割合（rand1）とノイズ光の割合（rand2）を１個の受光スペクトルデータ分を１点として２次元座標上にグラフ化したものである。また、得られた１１個の受光スペクトルデータ（データ１からデータ１１）のスペクトル曲線を図７に示す。図８には、全データ１〜１１の平均値ａｖのスペクトルを示した。これらの１１個の受光スペクトルデータ（データ１からデータ１１）の一つ一つにあっては、各波長における信号光とノイズ光の強度比は特定できない。
本統計解析の目的は、図７に示す１１個の受光スペクトルデータから、図４に示す信号光及びノイズ光のスペクトルを推定することである。図４のスペクトルを推定することで、測定データからノイズ光の寄与を差し引き、信号光の大きさ・形状を正確に評価することが可能である。First, the spectrum of the shape shown in FIG. 4 was set as the spectrum of virtual signal light and noise light.
With reference to the spectrum of the shape shown in FIG. 4, it is assumed that signal light and noise light are incident on each light receiving / detecting channel at random intensities (ratio of 0 to 1). Using the random numbers rand1 and rand2 shown in the table of FIG. 5, rand1 * (signal light) + rand2 * (noise light) was set. FIG. 6 is a graph of the ratio of signal light (rand1) and the ratio of noise light (rand2) on two-dimensional coordinates with one received spectrum data as one point based on the table of FIG. Further, FIG. 7 shows spectrum curves of the 11 received light spectrum data (data 1 to data 11). In FIG. 8, the spectrum of the average value av of all the data 1-11 was shown. In each of the 11 received light spectrum data (data 1 to data 11), the intensity ratio between the signal light and the noise light at each wavelength cannot be specified.
The purpose of this statistical analysis is to estimate the spectrum of the signal light and noise light shown in FIG. 4 from the 11 received light spectrum data shown in FIG. By estimating the spectrum of FIG. 4, it is possible to subtract the contribution of noise light from the measurement data and accurately evaluate the size and shape of the signal light.

本統計解析では、１１個のスペクトルを対象に主成分分析を行う。本解析で扱う主成分分析には一般的に利用されている統計解析ソフトＲを用いた。
１１個のスペクトルの各スペクトルを、波長値と光強度値との一つの組合せを１点とした２５０点のデータとし、これら１１個の受光スペクトルデータをdata.txtに保存し、以下の命令によって本ソフトにより、主成分分析を行った。
X <- read.table("data.txt")
X.pc <- prcomp(X, scale=FALSE)In this statistical analysis, principal component analysis is performed on 11 spectra. The statistical analysis software R generally used was used for the principal component analysis handled in this analysis.
Each spectrum of the eleven spectra is 250 points of data with one combination of wavelength value and light intensity value as one point, and these 11 received light spectrum data are stored in data.txt, and by the following command Principal component analysis was performed with this software.
X <-read.table ("data.txt")
X.pc <-prcomp (X, scale = FALSE)

これにより、得られた結果のうち、第１および第２主成分をｚ_１、ｚ_２、またデータ１〜１１の第１および第２主成分の主成分得点（ａ_ｉ，_ｊ）をデータ１から順に、ａ_１，_１、ａ_１，_２、ａ_２，_１、ａ_２，_２、ａ_３，_１、ａ_３，_２、・・・とする。第１および第２固有値（ｓ_ｊ）をλ_１=ｓ_１ ^２、λ_２=ｓ_２ ^２とする。ただし、s_１、s_２ともに正である。
s_１、s_２及び主成分得点は、図９の表に示すとおりとなり、第１主成分及び第２主成分のスペクトルは図１０に示すとおりとなった。図１１は、第１主成分ｚ_１の主成分得点ａ _ｉ，_１を横軸とし、第２主成分ｚ_２の主成分得点a_ｉ，_２を縦軸として、それぞれ固有値（ｓ_ｊ）で規格化し、１個の受光スペクトルデータ分を１点としてグラフ化したものである。 Thus, among the obtained results, the first and second principal components are represented by z.₁, Z₂In addition, the principal component scores of the first and second principal components of data 1 to 11 (a_i,_j) In order from data 1₁,₁, A₁,₂, A₂,₁, A₂,₂, A₃,₁, A₃,₂... First and second eigenvalues (s_j) To λ₁= s₁ ², Λ₂= s₂ ²And Where s₁, S₂Both are positive.
s₁, S₂The principal component scores were as shown in the table of FIG. 9, and the spectra of the first principal component and the second principal component were as shown in FIG. FIG. 11 shows the first principal component z₁The main component score of a _i,₁Is the second principal component z₂The main component score of a_i,₂Are the eigenvalues (s_j) And graphed with one received spectrum data as one point.

図８に示した全データの平均値ａｖを用いて、例えばデータ１は、

と表わされる。
ここで、ａ_１，_１は平均的な強度に相当する。またａ_１，_２は信号光とノイズ光の強度の違いに相当し、ａ_１，_２が小さいほど信号光が占める割合が大きくなる。データ２〜１１についても同様である。ただし、主成分分析の結果によっては、ｚ_２の符号が反転した結果が得られ、ａ_１，_２が大きいほど信号光が占める割合が大きくなる場合もある。
ここで｜ｚ_１｜＝｜ｚ_２｜＝１、ｚ_１・ｚ_２＝０である。 Using, for example, the average value av of all data shown in FIG.

It is expressed as
Here, a ₁ and ₁ correspond to average intensity. Further, a ₁ and ₂ correspond to the difference in intensity between the signal light and the noise light, and the proportion of the signal light increases as a ₁ and ₂ are smaller. The same applies to data 2-11. However, depending on the result of the principal component analysis, a result obtained by inverting the sign of z ₂ may be obtained, and the ratio of the signal light may increase as a ₁ , ₂ increases.
Here, | z ₁ | = | z ₂ | = 1 and z ₁ · z ₂ = 0.

次に、全データの平均値ａｖ(図８)を次の通りに第１主成分ｚ_１と第２主成分ｚ_２の線形和で表わした場合の係数α、βを求める。ａｖ＝αｚ_１＋βｚ_２・・・（式２）
本解析例では最小二乗法によって、α、βを求め、図１２の表に示すとおりとなった。Next, coefficient when all data of the average value av (Figure 8) expressed in linear sum first principal component z ₁ and the second principal component z ₂ as follows alpha, seeking beta. av = αz ₁ + βz ₂ (Expression 2)
In this analysis example, α and β were obtained by the method of least squares and as shown in the table of FIG.

従って、例えばデータ1は上記式１、式２より、
データ１＝ (a₁, ₁ +α)・z₁ + (a₁, ₂ +β)・z₂・・・（式３）
と表わされる。データ２〜１１についても同様に表すことができる。Therefore, for example, data 1 is obtained from the above formulas 1 and 2.
Data 1 = (a ₁ , ₁ + α) · z ₁ + (a ₁ , ₂ + β) · z ₂ (Formula 3)
It is expressed as Data 2 to 11 can be similarly expressed.

以上の演算過程をベースユニット２の演算装置が分光装置から得た受光スペクトルデータに対し実行する。以上の演算過程は、複数の受光・検出チャンネルにより互いに独立した複数の受光スペクトルデータを得ることで、一意に行える。 The above calculation process is executed on the received spectrum data obtained from the spectroscope by the arithmetic unit of the base unit 2. The above calculation process can be uniquely performed by obtaining a plurality of light reception spectrum data independent from each other by a plurality of light reception / detection channels.

本発明の課題は、図７のデータだけを材料として推定し、図４のデータを再構築することである。
図１１において、第１主成分得点が小さく、かつ第２主成分得点が小さいほど、全体の強度は小さいが、信号光の寄与が大きいため、より信号光の割合が高まると推定できる。逆に、第１主成分得点が小さく、かつ第２主成分得点が大きいほど、全体の強度は小さいが、ノイズ光の寄与が大きいため、よりノイズ光の割合が高まると推定できる。
この推定論に基づき、信号光スペクトルを
ａｖ−ｑｓ_１ｚ_１−ｑｓ_２ｚ_２＝（α−ｑｓ_１) ｚ_１＋（β−ｑｓ_２) ｚ_２・・・（式４）
ノイズ光を
ａｖ−ｑｓ_１ｚ_１＋ｑｓ_２ｚ_２＝（α−ｑｓ_１) ｚ_１＋（β＋ｑｓ_２) ｚ_２・・・（式５）
と推定できる。ここでｑはおおむね１程度の値をとる調整値で、0.8＜ｑ＜1.3の範囲とする。
推定したスペクトル形状を図１３に示す。これによると、初めに設定した図４のスペクトルをよく再現し、信号光とノイズ光をよく分離している。
ベースユニット２の演算装置は、以上のようにして少なくとも式４により推定信号光のスペクトルデータを算出する段階まで実行する。The subject of this invention is estimating only the data of FIG. 7 as a material, and rebuilding the data of FIG.
In FIG. 11, it can be estimated that the smaller the first principal component score and the smaller the second principal component score are, the smaller the overall intensity is, but the greater the contribution of signal light, the greater the proportion of signal light. Conversely, it can be estimated that the smaller the first principal component score and the larger the second principal component score, the lower the overall intensity, but the greater the contribution of noise light, the higher the proportion of noise light.
Based on this estimation theory, the signal light spectrum is expressed as av−qs ₁ z ₁ −qs ₂ z ₂ = (α−qs ₁ ) z ₁ + (β−qs ₂ ) z ₂ (Formula 4)
The noise light is expressed as av−qs ₁ z ₁ + qs ₂ z ₂ = (α−qs ₁ ) z ₁ + (β + qs ₂ ) z ₂ (Expression 5)
Can be estimated. Here, q is an adjustment value having a value of about 1 and is in the range of 0.8 <q <1.3.
The estimated spectral shape is shown in FIG. According to this, the spectrum of FIG. 4 set initially is reproduced well, and signal light and noise light are well separated.
The arithmetic unit of the base unit 2 executes the process up to the step of calculating the spectrum data of the estimated signal light by at least Equation 4 as described above.

分離性の検証をさらに各受光・検出チャンネルのデータについても行うため、図１３に示した推定結果に基づき、各受光・検出チャンネルの推定信号光と推定ノイズ光の大きさを、以下の式で求めた。
データｉ＝｛（α＋ａ_ｉ，_１）（β＋ｑｓ_２）ｚ_１−（β＋ａ_ｉ，_２）（α−ｑｓ_１)ｚ _２｝／｛（β＋ｑｓ_２） ^２＋（α−ｑｓ_１）^２｝^０．５・・・（式６）
上の式６により求めた推定信号光と推定ノイズ光の相対性を、図６と同様の形式でグラフ化し図１４に示した。但し、座標軸の尺度は異なる。この図１４に示すグラフと、図６に示したグラフとを比較すると、その分布がよく一致していることがわかる。したがって、本統計解析による推定に一定の信頼性があることが確認できた。 In order to further verify the separability with respect to the data of each light receiving / detecting channel, the size of the estimated signal light and the estimated noise light of each light receiving / detecting channel is expressed by the following formula based on the estimation result shown in FIG. Asked.
Data i = {(α + a_i,₁) (Β + qs₂Z₁− (Β + a_i,₂) (Α-qs₁) z ₂} / {(Β + qs₂₎ ²+ (Α-qs₁)²}^0.5... (Formula 6)
FIG. 14 is a graph showing the relativity between the estimated signal light and the estimated noise light obtained by the above equation 6 in the same format as in FIG. However, the scale of the coordinate axes is different. Comparing the graph shown in FIG. 14 with the graph shown in FIG. 6, it can be seen that the distributions are in good agreement. Therefore, it was confirmed that the estimation by this statistical analysis has a certain reliability.

以上説明した演算内容を演算装置に実行させることにより、１回の測定の都度、その測定時に得られたデータに基づきノイズ光のものと区別した信号光のスペクトルを推定することができ、事前にノイズ光の情報を得る必要がない。 By causing the calculation device to execute the calculation contents described above, it is possible to estimate the spectrum of the signal light distinguished from that of noise light based on the data obtained at the time of each measurement. There is no need to obtain noise light information.

〔測定手順の形態〕
演算処理装置が実行する統計解析処理については以上説明したとおりである。この統計解析処理が含まれる本プローブシステムを用いた測定手順の形態として、以下に４つの形態を開示する。[Form of measurement procedure]
The statistical analysis process executed by the arithmetic processing unit is as described above. The following four forms are disclosed as forms of measurement procedures using this probe system including this statistical analysis process.

（第１形態）
第１形態は、図１５のフローチャートに示すステップＳ１〜Ｓ５の通りである。最後のステップＳ０は、診断段階を示す（第１−第４形態で共通）。
まず、照射用光ファイバー系１０から励起光を生体組織に照射し（ステップＳ１）、返ってきた信号光及びノイズ光を各受光端部分（１２ａ〜１２ｆ）で受光し（ステップＳ２）、各受光端部分（１２ａ〜１２ｆ）から受光した光のスペクトルを分光装置の各チャンネルで個別に検出し受光スペクトルデータを得る（ステップＳ３）。
次に、各受光スペクトルデータを用いて演算装置が上述の統計解析処理を行い（ステップＳ４）、解析結果より受光した光に含まれる信号光成分を抽出、すなわち、ノイズ光のものと区別した信号光のスペクトルを推算する（ステップＳ５）。
最後に、抽出した信号光のスペクトルを用いて、測定対象部位の病変の進行度等を判別する（ステップＳ０）。(First form)
A 1st form is as step S1-S5 shown to the flowchart of FIG. The last step S0 indicates a diagnosis stage (common to the first to fourth modes).
First, the living tissue is irradiated with excitation light from the irradiation optical fiber system 10 (step S1), and the returned signal light and noise light are received by the light receiving end portions (12a to 12f) (step S2). The spectrum of the light received from the portions (12a to 12f) is individually detected by each channel of the spectroscopic device to obtain received spectrum data (step S3).
Next, the arithmetic unit performs the above statistical analysis process using each received light spectrum data (step S4), and extracts the signal light component contained in the received light from the analysis result, that is, the signal distinguished from that of the noise light The light spectrum is estimated (step S5).
Finally, using the extracted spectrum of the signal light, the degree of progression of the lesion at the measurement target site is determined (step S0).

（第２形態）
図１６に示すように、第２形態にあっては、上記第１形態に対し、検出を複数回に亘って行う点で異なる。
上記第１形態のステップＳ１−Ｓ３を同じく実行するが、照射、受光がなされる状況下で、検出を連続して複数回実行する。この複数回の検出の実行は例えば１秒間に５回など、短時間に連続して実行する。したがって、測定対象部位はほぼ同じ部位となる。このように検出を複数回に亘って実行し、終了後、各受光スペクトルデータを用いて演算装置が上述の統計解析処理を行い（ステップＴ４）、さらにステップＳ５を実行する。このとき、各受光スペクトルデータには、複数回分の受光スペクトルデータが含まれる。例えば、全１１チャンネルで検出を５回に亘り行った場合であれば５５個の受光スペクトルデータが含まれる。これを演算装置で平均化するなどの統計処理を行って、バラツキを抑え測定精度、信頼性を向上する。(Second form)
As shown in FIG. 16, the second embodiment is different from the first embodiment in that detection is performed a plurality of times.
Steps S1-S3 of the first embodiment are also performed, but detection is continuously performed a plurality of times in a situation where irradiation and light reception are performed. The plurality of detections are executed continuously in a short time, for example, five times per second. Therefore, the measurement target parts are almost the same part. In this way, the detection is executed a plurality of times, and after the completion, the arithmetic unit performs the above-described statistical analysis process using each received light spectrum data (step T4), and further executes step S5. At this time, each received light spectrum data includes received light spectrum data for a plurality of times. For example, if detection is performed five times for all 11 channels, 55 received light spectrum data are included. Statistical processing, such as averaging this with an arithmetic device, is performed to suppress variations and improve measurement accuracy and reliability.

（第３形態）
図１７に示すように、第３形態にあっては、上記第１形態のステップＳ１−Ｓ５を複数サイクル行い、その後さらに以下の統計処理が実行される。
ステップＳ１−Ｓ５の動作を複数回実行し、必要な測定対象部位の測定を終了する（ステップＵ６）。
次に、演算装置は、各測定（ステップＳ１−Ｓ５）で抽出したノイズ光成分を平均化する（ステップＵ７）。
次に、演算装置は、平均化したノイズ光成分を用いて、再度、受光した光に含まれる信号光成分を抽出、すなわち、平均化したノイズ光のものと区別した信号光のスペクトルを推算する（ステップＵ８）。(Third form)
As shown in FIG. 17, in the third mode, steps S1-S5 of the first mode are performed for a plurality of cycles, and thereafter the following statistical processing is further performed.
The operations in steps S1 to S5 are executed a plurality of times, and the measurement of the necessary measurement target part is completed (step U6).
Next, the arithmetic device averages the noise light components extracted in each measurement (steps S1 to S5) (step U7).
Next, the arithmetic device again extracts the signal light component contained in the received light using the averaged noise light component, that is, estimates the spectrum of the signal light distinguished from that of the averaged noise light. (Step U8).

（第４形態）
上記第３形態では、ステップＳ１−Ｓ５のサイクルを複数回実行したが、第４形態にあっては、図１８に示すように、ステップＳ１−Ｓ３を１サイクルとしてこれを複数サイクル行い、その後さらに以下の統計処理が実行される。
ステップＳ１−Ｓ３の動作を複数回実行し、必要な測定対象部位の測定を終了する（ステップＵ６）。
次に、１回ごとの各受光スペクトルデータを用いて演算装置が上述の統計解析処理を行い（ステップＳ４）、解析結果より受光した光に含まれる信号光成分を抽出、すなわち、ノイズ光のものと区別した信号光のスペクトルを推算する（ステップＳ５）。
次に、演算装置は、各測定（ステップＳ１−Ｓ５）で抽出したノイズ光成分を平均化する（ステップＵ７）。
次に、演算装置は、平均化したノイズ光成分を用いて、再度、受光した光に含まれる信号光成分を抽出、すなわち、平均化したノイズ光のものと区別した信号光のスペクトルを推算する（ステップＵ８）。(4th form)
In the third embodiment, the cycle of steps S1-S5 is executed a plurality of times. However, in the fourth embodiment, as shown in FIG. The following statistical processing is performed.
The operations in steps S1 to S3 are executed a plurality of times, and the measurement of the necessary measurement target part is finished (step U6).
Next, the arithmetic unit performs the above statistical analysis process using each received light spectrum data (step S4), and extracts the signal light component contained in the received light from the analysis result, that is, the noise light The spectrum of the signal light distinguished from the above is estimated (step S5).
Next, the arithmetic device averages the noise light components extracted in each measurement (steps S1 to S5) (step U7).
Next, the arithmetic device again extracts the signal light component contained in the received light using the averaged noise light component, that is, estimates the spectrum of the signal light distinguished from that of the averaged noise light. (Step U8).

以上の演算処理、測定手順を実行することで、予備的な測定なしにノイズ光の影響分を除去して信号光を精度良く測定することができる。予備測定を行うことの煩雑さが解消されるとともに、生体組織に対する測定と同時に測定したノイズ光スペクトルを用いるので、光源等の経時的な変化の影響を受けず、より精度良く生体組織由来の信号光を測定することができる。 By executing the above arithmetic processing and measurement procedure, it is possible to accurately measure the signal light by removing the influence of the noise light without preliminary measurement. The complexity of performing preliminary measurements is eliminated, and the noise light spectrum measured at the same time as the measurement on the living tissue is used, so the signal derived from the living tissue is more accurate without being affected by changes over time such as the light source. Light can be measured.

本発明は、生体組織の光学的測定に利用することができる。 The present invention can be used for optical measurement of living tissue.

０光軸
１プローブ
２ベースユニット
３内視鏡本体
４内視鏡プロセッサ
１０照射用光ファイバー系
１１集光レンズ
１２受光用光ファイバー系
１２ａ-１２ｆ受光端部分0 Optical axis 1 Probe 2 Base unit 3 Endoscope body 4 Endoscope processor 10 Irradiation optical fiber system 11 Condensing lens 12 Receiving optical fiber system 12a-12f Light receiving end portion

Claims

A probe system comprising a probe, a spectroscopic device that detects a spectrum of light received by the probe, and an arithmetic device that performs arithmetic processing on information on the spectrum detected by the spectroscopic device,
The spectroscopic device performs spectrum detection independently for different inputs in parallel,
The probe is
A probe for measuring measurement light, which is provided with an optical system for receiving measurement light emitted from the measurement target site by irradiating the measurement target site of the biological tissue with the irradiation light. An optical fiber system for irradiating light, and a positive electrode that is provided at the tip of the probe, irradiates the measurement target site with the irradiation light emitted from the optical fiber system for irradiation, and collects the measurement light A condensing lens system having power, and a light receiving optical fiber system for receiving and guiding the measurement light condensed by the condensing lens system, and an emission end center of the irradiation optical fiber system is Each light receiving end portion arranged on the optical axis of the condensing lens system and corresponding to a different input of the spectroscopic device among the light receiving ends of the light receiving optical fiber system is different from the optical axis of the condensing lens system. Distributed to the distance Cage,
The arithmetic device is light from a living tissue that is statistically analyzed based on information of three or more spectra detected by the spectroscopic device and distinguished from noise light that is light other than light from the living tissue. A probe system for estimating a spectrum of signal light.

A probe system comprising a probe, a spectroscopic device that detects a spectrum of light received by the probe, and an arithmetic device that performs arithmetic processing on information on the spectrum detected by the spectroscopic device,
The spectroscopic device performs spectrum detection independently for different inputs in parallel,
The probe is
A probe for measuring measurement light, which is provided with an optical system for receiving measurement light emitted from the measurement target site by irradiating the measurement target site of the biological tissue with the irradiation light. An optical fiber system for irradiating light, and a positive electrode that is provided at the tip of the probe, irradiates the measurement target site with the irradiation light emitted from the optical fiber system for irradiation, and collects the measurement light A condensing lens system having power, and a light receiving optical fiber system for receiving and guiding the measurement light condensed by the condensing lens system, and an emission end center of the irradiation optical fiber system is Each light receiving end portion corresponding to a different input of the spectroscopic device among the light receiving ends of the light receiving optical fiber system arranged away from the optical axis of the light collecting lens system is an optical axis of the light collecting lens system. Distribute equidistant from It has been,
The arithmetic device is light from a living tissue that is statistically analyzed based on information of three or more spectra detected by the spectroscopic device and distinguished from noise light that is light other than light from the living tissue. A probe system for estimating a spectrum of signal light.

A probe system comprising a probe, a spectroscopic device that detects a spectrum of light received by the probe, and an arithmetic device that performs arithmetic processing on information on the spectrum detected by the spectroscopic device,
The spectroscopic device performs spectrum detection independently for different inputs in parallel,
The probe is
A probe for measuring measurement light, which is provided with an optical system for receiving measurement light emitted from the measurement target site by irradiating the measurement target site of the biological tissue with the irradiation light. An optical fiber system for irradiating light, and a positive electrode that is provided at the tip of the probe, irradiates the measurement target site with the irradiation light emitted from the optical fiber system for irradiation, and collects the measurement light A condensing lens system having power, and a light receiving optical fiber system for receiving and guiding the measurement light condensed by the condensing lens system, and an emission end center of the irradiation optical fiber system is Each light receiving end portion corresponding to a different input of the spectroscopic device among the light receiving ends of the light receiving optical fiber system arranged away from the optical axis of the light collecting lens system is an optical axis of the light collecting lens system. From different distances Arranged are and,
The arithmetic device is light from a living tissue that is statistically analyzed based on information of three or more spectra detected by the spectroscopic device and distinguished from noise light that is light other than light from the living tissue. A probe system for estimating a spectrum of signal light.

The probe system according to claim 1, wherein the statistical analysis includes principal component analysis.