JPH01101963A - Endoscopic spectral diagnostic apparatus - Google Patents
Endoscopic spectral diagnostic apparatusInfo
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Abstract
Description
【発明の詳細な説明】
[産業上の利用分野]
本発明は、内視鏡を利用した分光診断装置に係り、特に
、分光測定部位の静止画の記録が可能な経内視鏡分光診
断装置に関づる。[Detailed Description of the Invention] [Industrial Application Field] The present invention relates to a spectroscopic diagnostic device using an endoscope, and particularly to a transendoscopic spectroscopic diagnostic device capable of recording still images of a spectroscopic measurement site. Related to.
[従来の技術と発明が解決しようとする問題点]近年、
体腔内にIll長の挿入部を挿入することにより、体腔
以内fi器等を観察したり、必要に応じて処置具チャン
ネル内に挿通した処置具を用いて各種治療処置のできる
内視鏡が広く用いられるようになった。[Problems to be solved by conventional techniques and inventions] In recent years,
By inserting the Ill-length insertion section into the body cavity, the endoscope can be used to observe the intra-body cavity fissures, etc., and perform various therapeutic procedures as necessary using the treatment instrument inserted into the treatment instrument channel. came to be used.
ところで、内視鏡を使用して計測したデータを診断の補
助手段に利用する試みには多くの提案があり、分光デー
タの利用もその一つである。例えば、特開昭61−10
7482号公報においては白色光を所望の位置に導き、
照明した被検体からの反射光を透過させる半透明鏡と前
記反射光のうち所望の波長帯域のみを通過させるユニバ
ーサルフィルタと前記ユニバーサルフィルタから出力さ
れた複数の種類の波長光による複数の種類の画像の各部
の強度をそれぞれ画像として測定する手段と、前記複数
の種類の画像の各対応する部分の強度差を得る手段によ
り構成された光学的撮影装置が提案されている。そこで
はユニバーサルフィルタから得られる複数の画像を重ね
合せることにより正常部と異常部との強度差を拡大して
識別し易くしようとするものである。一方、特開昭60
−79251号公報では、内視鏡先端部に光分岐ミラー
を設け、直視できない部分の分光測定を行い、そのスペ
クトルを演算処理し、物体の分光分析を行う画像観察診
断装置が提案されている。Incidentally, there have been many proposals for using data measured using an endoscope as an auxiliary means for diagnosis, and the use of spectral data is one of them. For example, JP-A-61-10
In Japanese Patent No. 7482, white light is guided to a desired position,
A semi-transparent mirror that transmits reflected light from an illuminated object; a universal filter that transmits only a desired wavelength band of the reflected light; and multiple types of images using multiple types of wavelength light output from the universal filter. An optical imaging device has been proposed that includes means for measuring the intensity of each part of the image as an image, and means for obtaining the intensity difference between corresponding parts of the plurality of types of images. In this method, a plurality of images obtained from a universal filter are superimposed to enlarge the difference in intensity between a normal region and an abnormal region, thereby making it easier to identify the region. On the other hand, JP-A-60
Japanese Patent Publication No. 79251 proposes an image observation and diagnosis apparatus that includes a light branching mirror at the tip of an endoscope, performs spectroscopic measurements of areas that cannot be viewed directly, processes the spectra, and performs spectroscopic analysis of objects.
ところで、上記特開昭61−107482号公報は、正
常部と異常部との分光的違いをユニバーサルフィルタで
選択的に取り出し、その複数画像を重ね合わせて強度差
を拡大するとしているが、ユニバーサルフィルタの具体
的波長特性の提示もなく、選択的波長画像をコンピュー
タ処理により重ね合わせて表示するとしているが、この
内容を具体的に述べられたらのではない。また、この公
報のものでは、選択的波長による画像をフィルムに比彰
する例が開示されているが、医療診断の現場において、
強度差拡大画像を得るには使用するユニバーサルフィル
タに対し、所望のyシ常部であったらその画像を記録す
るのに際し、フィルムとしてポジーポジの組合せがよい
か、ネガ−ポジの組合せがよいのかを決めることは、診
断を第1の目的とする医師にとって非常に煩わしいこと
である。更に、通常の内視鏡検査においてさえ充分とは
言えない光けの下で、所望の波長域しか通過させないユ
ニバーサルフィルタを用い、あまつさえ、偏光フィルタ
も使うということになればその光量は極度に少なく、患
者の負担をできるだけ少なくするために、短い臨床時間
で行う内視鏡検査において写真撮影の機会は極端に少な
い。また、特開昭60−79251号公報のものではス
ペクトルを演算処理して被検体の分光分析を行うとして
いるが精度の高いデータをリアルタイムで提供する具体
的開示がない。By the way, the above-mentioned Japanese Patent Application Laid-Open No. 61-107482 states that a universal filter is used to selectively extract the spectral difference between a normal area and an abnormal area, and multiple images are superimposed to enlarge the intensity difference. There is no presentation of specific wavelength characteristics, and it is stated that selective wavelength images are superimposed and displayed by computer processing, but it is not possible to specifically state this content. In addition, this publication discloses an example in which images using selective wavelengths are compared to film, but in the field of medical diagnosis,
To obtain a magnified intensity difference image, it is necessary to determine whether it is better to use a combination of positive and negative film or a combination of negative and positive when recording the image in the desired y-scene area for the universal filter to be used. Deciding on this is extremely troublesome for doctors whose primary purpose is diagnosis. Furthermore, under light conditions that cannot be said to be sufficient even for normal endoscopy, if a universal filter that only passes the desired wavelength range is used, and even a polarizing filter is used, the amount of light is extremely small. In order to minimize the burden on patients, there are extremely few opportunities to take photographs during endoscopy, which is performed in a short clinical time. Further, although the method disclosed in Japanese Patent Application Laid-Open No. 60-79251 states that spectroscopic analysis of a subject is performed by calculating spectra, there is no specific disclosure of providing highly accurate data in real time.
これに対処するに、本出願人は、先に提出した特願昭6
2−113512号において、予め求めた光源を含む内
視鏡の分光特性と被検体の分光特性で決まる集束色度点
(C)と、分光測定手段により得られた被検体の正常部
の分光特性より算出された色度点(N)と、前記分光測
定手段により得られる異常部の分光特性より算出された
色度点(A)によりZACNを求め、これを予め記憶さ
せておいた病変切角度データと比較して、病変部の診断
を行うことができるようにした経内視鏡分光診断装置を
提案している。To deal with this, the applicant filed the patent application filed earlier in 1983.
No. 2-113512, the focused chromaticity point (C) determined by the spectral characteristics of an endoscope including a light source determined in advance and the spectral characteristics of the subject, and the spectral characteristics of the normal part of the subject obtained by a spectroscopic measurement means. The ZACN is determined from the chromaticity point (N) calculated from the chromaticity point (N) and the chromaticity point (A) calculated from the spectral characteristics of the abnormal area obtained by the spectroscopic measurement means, and this is stored in advance at the lesion cutting angle. We are proposing a transendoscopic spectroscopic diagnostic device that can diagnose a lesion by comparing the data.
ところで、前記経内視鏡分光診断装置を用いて、被検体
の分光特性を測定すると共に、この被検体の静止画の記
録、例えば写真撮影を行う場合、測定と撮影とを別々に
行うと、測定データと撮影部位とが対応しない虞がある
。また、ストロボ発光等により光源の発光強度を増大し
て写真撮影する場合には、ノイズ低減のために発光の増
大時に対応して測定することが望ましい。しかし、スト
ロボ発光を指示する信号を光源に送るのと同時に測定を
開始すると、ストロボ発光を指示する信号からストロボ
光が発光するまでのタイムラグがあるため、正確にスト
ロボ発光時の測定を行うことができない。By the way, when measuring the spectral characteristics of a subject and recording a still image of the subject, for example taking a photograph, using the transendoscopic spectroscopic diagnostic device, if the measurement and photography are performed separately, There is a possibility that the measurement data and the photographed region do not correspond. Further, when taking a photograph by increasing the emission intensity of a light source by emitting a strobe light or the like, it is desirable to perform measurements corresponding to the increase in emission in order to reduce noise. However, if you start measurement at the same time as sending a signal instructing strobe emission to the light source, there is a time lag between the signal instructing strobe emission and the strobe light being emitted, making it difficult to accurately measure when the strobe is emitted. Can not.
[発明の目的]
本発明は、上記事情に鑑みてなされたものであり、病変
部診断の右力な補助手段になるような精度の高いデータ
をリアルタイムで提供できると共に、光源の発光強度の
増大と、分光測定と、この測定部位の静止画の記録とを
同期させることのできる経内視鏡分光診断装置を提供す
ることを目的としている。[Objective of the Invention] The present invention has been made in view of the above circumstances, and is capable of providing highly accurate data in real time that can serve as a useful aid in diagnosis of lesions, as well as increasing the light emission intensity of a light source. It is an object of the present invention to provide a transendoscopic spectroscopic diagnostic device that can synchronize spectroscopic measurement and recording of a still image of the measurement site.
[問題点を解決するための手段]
本発明の経内視鏡分光診断装置は、内視鏡と、被検体か
らの戻り光を分光測定する分光測定手段と、光源を含む
内視鏡の分光特性と被検体の分光特性とにより決まり、
被検体の色度点が集束する集束色度点(C)、被検体の
正常部の色度点(N)、及び被検体中の測定目的部位の
色度点(A)より、ZACNを算出する演算手段とを備
えたちのであって、被検体の静止画を記録する静止画記
録手段と、静止画の記録及び測定の開始を指示する指示
手段と、前記指示手段による指示に同期して光源の発光
強度を増大させると共に、前記指示から前記光源の発光
強度が実際に増大するまでの時間遅れに対応して、前記
指示から所定の時間だけ遅延させて前記分光測定手段に
よる測定を開始させる制御手段とを設けものである。[Means for Solving the Problems] The transendoscopic spectroscopic diagnostic apparatus of the present invention includes an endoscope, a spectroscopic measuring means for spectroscopically measuring return light from a subject, and a spectroscopic system of the endoscope including a light source. Determined by the characteristics and the spectral characteristics of the specimen,
ZACN is calculated from the focused chromaticity point (C) where the chromaticity points of the subject are focused, the chromaticity point of the normal part of the subject (N), and the chromaticity point of the measurement target part in the subject (A). a still image recording means for recording a still image of the subject; an instruction means for instructing the recording of the still image and the start of measurement; and a light source in synchronization with the instruction by the instruction means. control to increase the light emission intensity of the light source, and to start measurement by the spectroscopic measurement means with a predetermined time delay from the instruction in response to a time delay from the instruction until the light emission intensity of the light source actually increases. means.
[作用1
本発明では、指示手段による静止画の記録開始の指示に
よって、光源の発光強度が増大され、静止画の記録が行
われると共に、この指示から光源の発光強度が実際に増
大するまでの時間遅れに対応して、前記指示から所定の
時間だけ遅延して分光測定が開始される。[Operation 1] In the present invention, the light emission intensity of the light source is increased by the instruction to start recording a still image by the instruction means, and the still image is recorded, and the time from this instruction until the light emission intensity of the light source actually increases is increased. Corresponding to the time delay, spectroscopic measurement is started after a predetermined time delay from the instruction.
[実施例] 以下、図面を参照して本発明の詳細な説明する。[Example] Hereinafter, the present invention will be described in detail with reference to the drawings.
第1図ないし第6図は本発明の第1実施例に係り、第1
図は経内視鏡分光診断装置の概略の構成を示1説明図、
第2図はカメラの周辺を示す説明図、第3図はトリガー
ユニットの構成を示すブロック図、第4図は本実施例の
動作を説明するための波形図、第5図は色特性の説明図
、第6図は演鋒比較器の構成図である。Figures 1 to 6 relate to the first embodiment of the present invention.
The figure shows the general configuration of a transendoscopic spectroscopic diagnostic device.
Figure 2 is an explanatory diagram showing the surroundings of the camera, Figure 3 is a block diagram showing the configuration of the trigger unit, Figure 4 is a waveform diagram to explain the operation of this embodiment, and Figure 5 is an explanation of color characteristics. FIG. 6 is a block diagram of a derivation comparator.
第1図に示すように、経内視鏡分光診断装置1は、内視
鏡(ファイバスコープ)2を備えている。As shown in FIG. 1, a transendoscope spectroscopic diagnostic apparatus 1 includes an endoscope (fiberscope) 2. As shown in FIG.
この内視鏡2は、可撓性で細長の挿入部3ど、この挿入
部3の後方に連設された大径の操作部4と、この操作部
4の側部より延設されたライトガイドケーブル5とを備
えている。前記ライトガイドケーブル5の端部には、光
源装置3oに着脱自在に接続される光源コネクタ6が設
けられている。また、前記操作部4の後部には、接眼部
7が設けられている。This endoscope 2 includes a flexible and elongated insertion section 3, a large diameter operation section 4 connected to the rear of the insertion section 3, and a light extending from the side of the operation section 4. A guide cable 5 is provided. A light source connector 6 is provided at the end of the light guide cable 5 and is detachably connected to the light source device 3o. Furthermore, an eyepiece section 7 is provided at the rear of the operation section 4 .
前記挿入部3の先端部8には、対物レンズ9が設けられ
ており、また、前記接眼部7には、接眼レンズ10が設
けられている。挿入部3及び操作部4の内部には、上記
対物レンズ9と接眼レンズ10とを連結するイメージガ
イド11が内挿されている。また、挿入部3内には、先
端部8より観察部位を照明する照明光を伝送する第1の
ライトガイド12が内挿されており、この第1のライト
ガイド12は操作部4とライトガイドケーブル5内に挿
通されて前記光源コネクタ6に接続され、この光源コネ
クタ6により光IQ装置30に接続され、光源装置30
内に設けられた光源ランプ31より出射された照明光を
伝送できるようになっている。尚、前記光源袋@30は
、前記光源ランプ31の発光量を制御する光源制御回路
32を備え、ストロボ発光が可能になっている。An objective lens 9 is provided at the distal end 8 of the insertion section 3, and an eyepiece 10 is provided at the eyepiece section 7. An image guide 11 that connects the objective lens 9 and the eyepiece 10 is inserted inside the insertion section 3 and the operation section 4. Furthermore, a first light guide 12 is inserted into the insertion section 3 and transmits illumination light for illuminating the observation site from the distal end section 8, and this first light guide 12 is connected to the operating section 4 and the light guide It is inserted into the cable 5 and connected to the light source connector 6, and is connected to the optical IQ device 30 by the light source connector 6, and the light source device 30 is connected to the light source connector 6.
Illumination light emitted from a light source lamp 31 provided inside can be transmitted. The light source bag @30 includes a light source control circuit 32 that controls the amount of light emitted from the light source lamp 31, and is capable of strobe light emission.
一方、前記内視鏡の接眼部7には、導光スコープ20の
先端部に設けられた観察アダプタ21が着脱自在に装着
されている。この観察アダプタ21には、接眼部7を通
して得られる光学像を観察するための観察用レンズ22
が設けられている。On the other hand, an observation adapter 21 provided at the tip of a light guide scope 20 is detachably attached to the eyepiece 7 of the endoscope. This observation adapter 21 includes an observation lens 22 for observing an optical image obtained through the eyepiece 7.
is provided.
更に、観察用レンズ22の接眼レンズ10側の光軸上に
は、分割プリズム23が設けられており、この分割プリ
ズム23により光学像を分割するようになっている゛。Furthermore, a splitting prism 23 is provided on the optical axis of the observation lens 22 on the eyepiece 10 side, and the splitting prism 23 splits the optical image.
ずなわち、この分割プリズム23は内視鏡2側からの光
学像の光量を分割し、この一部を観察用レンズ22に、
残りを前記導光スコープ20に伝送16′ようになって
いる。That is, this dividing prism 23 divides the light amount of the optical image from the endoscope 2 side, and sends a part of it to the observation lens 22.
The remainder is transmitted 16' to the light guiding scope 20.
前記導光スコープ20は可撓性のケーブル24内に第2
のライトガイド25が挿通されており、この導光スコー
プ20の一方の端部側、すなわち、第2のライトガイド
25の入射端面には、結像レンズ26が配設され、この
結像レンズ26によって前記分割プリズム23によって
分割された光学像を前記第2のライトガイド25の入r
JJ端面に入射できるようになっている。また、他方の
端部側には、分光測定器40に着脱自在に接続ができる
ように測定用アダプタ27が設けられている。そして、
この測定用アダプタ27を分光測定器40に接続するこ
とにより、前記第2のライトガイド25の他端を、前記
分光測定器40の分光手段に接続するようになっている
。The light guide scope 20 is connected to a second light guide scope within a flexible cable 24.
A light guide 25 is inserted through the light guide scope 20, and an imaging lens 26 is disposed on one end side of the light guiding scope 20, that is, on the incident end surface of the second light guide 25. The optical image divided by the dividing prism 23 is input to the second light guide 25 by
It is designed so that it can be incident on the JJ end face. Further, a measurement adapter 27 is provided on the other end side so that it can be detachably connected to the spectrometer 40. and,
By connecting this measurement adapter 27 to the spectrometer 40, the other end of the second light guide 25 is connected to the spectroscopic means of the spectrometer 40.
前記分光測定器40は複数の反射ミラー41・・・と分
光用回折格子42とからなる分光手段が設けられており
、前記導光スコープ20’によって入射された光学像を
分光できるようになっている。更に、この分光された光
はマルチチャンネルフォトセンサからなるディテクタ4
3により検出されるようになっている。The spectrometer 40 is provided with a spectroscopic means consisting of a plurality of reflection mirrors 41... and a spectroscopic diffraction grating 42, and is capable of spectrally dispersing the optical image incident on the light guiding scope 20'. There is. Furthermore, this separated light is sent to a detector 4 consisting of a multi-channel photosensor.
3.
一方、前記接眼部7においてイメージガイド11の出射
端面に対向する部位にはマスク51が設けられており、
このマスク51には、この観察視野内に表示される円形
のレチクルが付設されている。前記第2のライトガイド
25の光軸は、前記レチクルの光軸に一致し、大きさは
前記レチクルの像と同じにし、前記レチクル外の光を遮
断している。On the other hand, a mask 51 is provided in the eyepiece section 7 at a portion facing the output end surface of the image guide 11.
This mask 51 is attached with a circular reticle that is displayed within this observation field. The optical axis of the second light guide 25 coincides with the optical axis of the reticle, has the same size as the image of the reticle, and blocks light outside the reticle.
前記第2のライトガイド25の出射端部52は各光学繊
維を偏平状に、例えば−列に並べてなり、平板状に形成
されている。この出射端部52は測定用アダプタ27内
に設けられている。また、この平板状の出射端部52に
対向する前記分光測定器40の本体部分には、その平板
状に配列した各光学繊維から出射する光を通すスリット
部材53が設置されている。The output end 52 of the second light guide 25 is formed by arranging optical fibers in a flat shape, for example, in a negative row, and is formed into a flat plate shape. This output end portion 52 is provided within the measurement adapter 27. A slit member 53 is installed in the main body portion of the spectrometer 40 facing the flat output end 52 to pass the light emitted from each of the optical fibers arranged in the flat plate.
一方、上記フル1チヤンネルフオトセンサからなるディ
テクタ43は、各検出用画素部が縦に長く形成されてい
る。そして、前述した出射端部52は、分光測定器40
に装着されたとき前記ディテクタ43の受光面に対して
光学的に共役な位置にある。すなわち、ディテクタ43
の中央における1つのIHい両糸の上に並ぶ位置に対応
位置するようになっている。On the other hand, in the detector 43 consisting of the full one-channel photo sensor, each detection pixel portion is formed vertically long. The above-mentioned output end 52 is connected to the spectrometer 40.
When mounted on the detector 43, it is located at a position optically conjugate to the light receiving surface of the detector 43. That is, the detector 43
The position corresponds to the position lined up on both of the IH yarns in the center of the line.
このディテクタ43で検出された信号は、信号処理部5
5に送られ、ここでA/D変換、波長校正、ノイズ除去
等の処理が行われ、その出力は分光特性を表示する表示
器56に送られて被検部50の分光特性が表示されるよ
うになっている。また、この信号処理部55の出力はい
わゆるGP−IBのライン57を経由して、演算比較器
58に入力され、その結果は、画像表示装置59に表示
されるようになっている。The signal detected by this detector 43 is transmitted to the signal processing unit 5
5, where processing such as A/D conversion, wavelength calibration, and noise removal is performed.The output is sent to a display 56 that displays the spectral characteristics, and the spectral characteristics of the test portion 50 are displayed. It looks like this. Further, the output of the signal processing section 55 is input to an arithmetic comparator 58 via a so-called GP-IB line 57, and the result is displayed on an image display device 59.
前記演算比較器58は、第6図に示すように、ライン5
7を介して送られた分光データの読取り手段61、前記
読取り手段61から色度を算出する色度算出手段62、
集束白色点の色度データを呼出すデータ呼出し手段63
、集束白色点の色度点から各色度点間の角度を算出する
角度算出手段64、その角度を前記データ呼出し手段6
3より得られた病変別角度と比較する角度比較手段65
、その結果を画像表示用データとして画像表示装置59
に出力する出力手段66とで構成されている。The arithmetic comparator 58 is connected to the line 5 as shown in FIG.
7, a chromaticity calculation means 62 for calculating chromaticity from the reading means 61;
Data retrieval means 63 for retrieving chromaticity data of the focused white point
, angle calculating means 64 for calculating the angle between each chromaticity point from the chromaticity point of the focused white point, and the data calling means 6 for calculating the angle.
Angle comparison means 65 for comparing with the lesion-specific angle obtained from 3.
, the image display device 59 uses the results as image display data.
and an output means 66 for outputting to.
そして、この演算比較器58で得られたデータは、画像
表示装置59により表示される。尚、前記データ呼出し
手段63は、前記角度算出手段64の前であれば、いず
れに設けても良い。The data obtained by this arithmetic comparator 58 is displayed on an image display device 59. The data calling means 63 may be provided anywhere before the angle calculating means 64.
また、前記観察アダプタ21には、アダプタ70を介し
てカメラ71を装着でき、被検部50の画像を記録でき
るようになっている。Further, a camera 71 can be attached to the observation adapter 21 via an adapter 70 so that an image of the subject 50 can be recorded.
前記カメラ71は、第2図に示すように、カメラ本体7
2と、このカメラ本体72に取付られたレリーズ信号補
助出力部73とを備えている。前記カメラ本体72には
、レリーズボタン74と、このレリーズボタン74の押
圧操作によって動作するシャッタの開閉に同期して光源
装置30に対してストロボ発光を指示するレリーズ信号
を出力 7するシンクロ接点75を備えている。このシ
ンクロ接点75は、シンクロコード79を介して光源装
置30の光源制御回路32に接続されている。The camera 71 includes a camera body 7, as shown in FIG.
2, and a release signal auxiliary output section 73 attached to the camera body 72. The camera body 72 includes a release button 74 and a synchronization contact 75 that outputs a release signal that instructs the light source device 30 to emit strobe light in synchronization with the opening and closing of the shutter operated by pressing the release button 74. We are prepared. This synchro contact 75 is connected to the light source control circuit 32 of the light source device 30 via a synchro cord 79.
そして、この光源制御回路32は、前記シンクロ接点7
5からのレリーズ信号を入力したときに、光源ランプ3
1をストロボ発光させるようになっている。また、前記
レリーズ信号補助出力部73は、補助レリーズボタン7
6と、この補助レリーズボタン76の抑圧操作により、
レリーズ信号を出力するレリーズ信号出力端子77とを
備えている。尚、前記補助レリーズボタン76は、カメ
ラ本体72のシャッタに連動せず、この補助レリーズボ
タン76を押圧操作しても撮影は行われないようになっ
ている。また、前記シンクロ接点75とレリーズ信号出
力端子77とは、信号線78によって電気的に接続され
ている。This light source control circuit 32 includes the synchro contact 7
When the release signal from 5 is input, the light source lamp 3
1 is designed to emit strobe light. Further, the release signal auxiliary output section 73 includes an auxiliary release button 7
6 and the suppression operation of this auxiliary release button 76,
A release signal output terminal 77 that outputs a release signal is provided. Note that the auxiliary release button 76 is not linked to the shutter of the camera body 72, and photographing is not performed even if the auxiliary release button 76 is pressed. Further, the synchronization contact 75 and the release signal output terminal 77 are electrically connected by a signal line 78.
前記レリーズ信号出力端子77からの出力されるレリー
ズ信号は、トリガーユニット80を介して、前記信号処
理部55に入力されるようになつている。また、前記シ
ンクロ接点75からのレリーズ信号も、信号線78を介
して、前記レリーズ信号出力端子77から出力されるよ
うになっている。前記トリガーユニット80は、第3図
に示すように、測定間隔維持回路81と、遅延回路82
と、信号処理部55へのトリガーパルス幅を設定するト
リガーパルス幅設定回路83と、トリガーパルスを前記
信号処理部55に送る駆動回路84とを備えている。ま
た、前記遅延回路82の遅延量°は、第1図に示すよう
な粗動調整ノブ86及び微動調整ノブ87によって調整
できるようになっている。そして、前記信号処理部55
は、前記トリガーユニット80からのトリガーパルスを
入力して、信号処理を開始するようになっている。The release signal output from the release signal output terminal 77 is input to the signal processing section 55 via the trigger unit 80. Further, the release signal from the synchronization contact 75 is also outputted from the release signal output terminal 77 via a signal line 78. As shown in FIG. 3, the trigger unit 80 includes a measurement interval maintenance circuit 81 and a delay circuit 82.
, a trigger pulse width setting circuit 83 that sets the trigger pulse width to the signal processing section 55 , and a drive circuit 84 that sends the trigger pulse to the signal processing section 55 . Further, the delay amount of the delay circuit 82 can be adjusted by a coarse adjustment knob 86 and a fine adjustment knob 87 as shown in FIG. Then, the signal processing section 55
is adapted to input a trigger pulse from the trigger unit 80 and start signal processing.
次に、第4図及び第5図を参照して、本実施例の分光詮
所装置1の作用について説明する。Next, with reference to FIGS. 4 and 5, the operation of the spectroscopic laboratory apparatus 1 of this embodiment will be explained.
まず、内視鏡2の挿入部3を体腔内に導入し、導光スコ
ープ2oの観察アダプタ21を通じて被検部50を観察
する。そして、挿入部3の先端部8の位置を変えて観察
視野内に表示されるレチクルに51測したい被検部50
の像を内接させるようにする。First, the insertion section 3 of the endoscope 2 is introduced into the body cavity, and the subject 50 is observed through the observation adapter 21 of the light guiding scope 2o. Then, change the position of the tip 8 of the insertion section 3 and place the object 50 to be measured on the reticle displayed within the observation field.
The image of is inscribed.
一方、このとき、被検部50の像は観察アダプタ21を
通じて仝体的に観察されるとともに、その一部の光は分
割プリズム23により分割され、導光スコープ20の第
2のライトガイド25を通じて伝送される。そして、こ
の第2のライトガイド25の入射端面は前記レチクルに
共役な位置にあり、且つ前記レチクルの第2のライトガ
イド25上の像と大きさが等しいので、第2のライトガ
イド25に入射する光は被検部50から発する光のみと
なる。On the other hand, at this time, the image of the subject 50 is physically observed through the observation adapter 21, and part of the light is split by the splitting prism 23 and passed through the second light guide 25 of the light guide scope 20. transmitted. The incident end face of the second light guide 25 is located at a position conjugate to the reticle and has the same size as the image of the reticle on the second light guide 25. The only light emitted is the light emitted from the test section 50.
この光は分光測定器40において必要な波長範囲に分光
されてディテクタ43の受光面に入射する。このとき分
光された波長範囲は、ディテクタ43の各画素部の配列
方向へ広がっているそして、この各画素部において各波
長成分が計測される。This light is separated into a necessary wavelength range by the spectrometer 40 and enters the light receiving surface of the detector 43 . At this time, the spectrally separated wavelength range expands in the arrangement direction of each pixel section of the detector 43, and each wavelength component is measured in each pixel section.
この計測されたデータは信号処理部55により処置され
、表示装置56に表示される。また、信号処理部55に
おいて正常部位のデータと病変部位のデータがあらかじ
め記憶しである場合にはその被検部50の診断をその比
較により行うことができる。This measured data is processed by the signal processing section 55 and displayed on the display device 56. Furthermore, if the signal processing section 55 stores data on a normal region and data on a diseased region in advance, the diagnosis of the subject 50 can be performed by comparing the data.
一方、この被検部50の測定に先立ち行われる正常部の
測定データは、信号処理部55より演算比較器58の分
光データ読取り手段61で読取られ、角度算出手段62
により正常部の色度点(N)が算出される。次に、被検
部50の測定データも信号処理部55より分光データ読
取り手段61で読取られ、色度算出手段62によりその
色度点(A)が算出される。一方、予め記録されている
集束白色点(C)の色度点データがデータ呼出し手段6
3により呼出される。尚、前記集束白色点(C)とは、
光源を含む内視鏡の分光特性と被検体の分光特性とによ
り決まり、被検体の色度点が集束する点である。次に、
角度算出手段64により、第5図に示すように、例えば
U−V色度図上におけるIAcN (−α)が算出され
、これは先にデータ呼出し手段63により呼出した所定
角度データと比較され、その結果が出力手段66により
出力され、そして、画像表示装@59により表示される
。例えば、α−5度であれば、正常、異常の判別ができ
る。これにより医師はその部分をざらに詳細に見るよう
に注意が、喚起される。On the other hand, the measurement data of the normal part performed prior to the measurement of this test part 50 is read by the signal processing part 55 by the spectral data reading means 61 of the arithmetic comparator 58, and
The chromaticity point (N) of the normal area is calculated. Next, the measurement data of the test portion 50 is also read by the spectral data reading means 61 from the signal processing section 55, and the chromaticity point (A) thereof is calculated by the chromaticity calculating means 62. On the other hand, the chromaticity point data of the focused white point (C) recorded in advance is retrieved from the data calling means 6.
Called by 3. In addition, the focused white point (C) is
It is determined by the spectral characteristics of the endoscope including the light source and the spectral characteristics of the subject, and is the point at which the chromaticity points of the subject are focused. next,
As shown in FIG. 5, the angle calculating means 64 calculates, for example, IAcN (-α) on the UV chromaticity diagram, and this is compared with the predetermined angle data previously called by the data calling means 63. The result is outputted by the output means 66 and displayed by the image display device @59. For example, if it is α-5 degrees, it can be determined whether it is normal or abnormal. This alerts the physician to take a closer look at the area.
尚、前記角度αが異常と判別された場合には、例えば、
画像表示装置59によってυ報を発するようにしても良
い。Note that if the angle α is determined to be abnormal, for example,
The image display device 59 may be used to issue the υ notification.
尚、前記所定の角度データは癌、潰瘍及びびらん等に固
有のデータを入力しておけば、これらと被検部の角度デ
ータを比較することにより診断することもできる。If data specific to cancer, ulcer, erosion, etc. is inputted as the predetermined angle data, diagnosis can be made by comparing these data with the angle data of the test area.
本実施例では、前記観察アダプタ21にアダプタ70を
介1ノで装着されたカメラ71によって、被検品50の
画像を記録できるようになっている。In this embodiment, an image of the object to be inspected 50 can be recorded by a camera 71 attached to the observation adapter 21 via an adapter 70.
第4図(a>に示すように、カメラ本体72のレリーズ
ボタン74を押圧操作すると、カメラ本体72の図示し
ないシャッタが開閉動作し、第4図(b)に示すように
撮影が行われる。また、これに同期して、シンクロ接点
75からストロボ発光を指示するレリーズ信号が出力さ
れ、光源装置30の光源制御回路32は、このレリーズ
信号を入力して、第4図(C)に示すように、光源ラン
プ31をストロボ発光させる。この場合、前記シンクロ
接点75からのレリーズ信号により光源ランプ31が実
際にストロボ光が発光するまでは、第4図(C)に示す
ように、時間tのタイムラグがある。前記シンクロ接点
75からのレリーズ信号は、信号線78を介してレリー
ズ信号出力端子77から出力され、トリガーユニット8
0に入力される。このトリガーユニット80からは、d
迂回路82によって、前記レリーズ信号から所定の遅延
時間Tだけ遅延され、トリガーパルス幅設定回路83で
所定の幅に設定されたトリガーパルスが、駆動回路84
を介して出力され、このトリガーパルスが信号処理部5
5に入力される。そして、前記信号処理部55は、第4
図[1>に示すように、前記トリガーユニット80から
のトリガーパルスを入力して、信号処理を開始し、分光
測定が行われる。尚、トリガーユニット80における遅
延時間Tは、前記シンクロ接点75からのレリーズ信号
により光源ランプ31が実際にストロボ発光するまでの
タイムラグtと略同じになるように、粗動調整ノブ86
及び微動調整ノブ87によって設定される。また、前記
タイムラグtは、光源によって異なるので、光源毎に、
前記タイムラグtに合わせて調整される。このように、
前記レリーズボタン74を押圧操作した場合には、光源
ランプ31のストロボ発光と、分光測定器40及び信号
処理部55による分光測定と、この測定部位の写真撮影
とが、同期して行われる。As shown in FIG. 4(a), when the release button 74 of the camera body 72 is pressed, the shutter (not shown) of the camera body 72 opens and closes, and a photograph is taken as shown in FIG. 4(b). In addition, in synchronization with this, a release signal instructing strobe light emission is output from the synchro contact 75, and the light source control circuit 32 of the light source device 30 inputs this release signal and operates as shown in FIG. 4(C). , the light source lamp 31 emits strobe light. In this case, as shown in FIG. There is a time lag.The release signal from the synchro contact 75 is output from the release signal output terminal 77 via the signal line 78, and is sent to the trigger unit 8.
It is input to 0. From this trigger unit 80, d
The trigger pulse, which is delayed by a predetermined delay time T from the release signal by the detour path 82 and set to a predetermined width by the trigger pulse width setting circuit 83, is sent to the drive circuit 84.
This trigger pulse is outputted via the signal processing section 5.
5 is input. Then, the signal processing section 55
As shown in FIG. 1, a trigger pulse from the trigger unit 80 is input, signal processing is started, and spectroscopic measurement is performed. The coarse adjustment knob 86 is adjusted so that the delay time T in the trigger unit 80 is approximately the same as the time lag t until the light source lamp 31 actually emits strobe light in response to the release signal from the synchro contact 75.
and is set by the fine adjustment knob 87. In addition, since the time lag t differs depending on the light source, for each light source,
It is adjusted according to the time lag t. in this way,
When the release button 74 is pressed, strobe light emission from the light source lamp 31, spectroscopic measurement by the spectrometer 40 and signal processing unit 55, and photographing of the measurement site are performed in synchronization.
一方、レリーズ信号補助出力部73の補助レリーズボタ
ン76を押圧操作すると、撮影は行われないが、前記レ
リーズ信号出力端子77からレリーズ信号が出力される
。このレリーズ信号は、前述のように、トリガーユニッ
ト80を介して信号処理部55に入力されると共に、k
i号線78を介してシンクロ接点75から出力され、シ
ンクロコード79を介して、光源1四30の光源制御回
路32に入力される。従って、この場合は、光源ランプ
31のストロボ発光に同期して、分光測定のみが行われ
る。On the other hand, when the auxiliary release button 76 of the auxiliary release signal output section 73 is pressed, a release signal is output from the release signal output terminal 77, although photographing is not performed. As described above, this release signal is input to the signal processing section 55 via the trigger unit 80, and
The signal is output from the synchro contact 75 via the i-line 78 and input to the light source control circuit 32 of the light source 1430 via the synchro cord 79. Therefore, in this case, only spectroscopic measurements are performed in synchronization with the strobe light emission of the light source lamp 31.
このように、本実施例によれば、カメラ71のレリーズ
ボタン74を抑圧操作することによって、光源ランプ3
1のストロボ発光と、分光測定器40及び信号処理部5
5による分光測定と、カメラ71による測定部位の写真
撮影とを、同期して行うことができる。しかも、シンク
ロ接点75からのレリーズ信号により光源ランプ31が
実際にストロボ光が発光するまでのタイムラグtと略同
じになるように設定された遅延時間T後に、信号処理部
55による信号処理が開始されるので、正確にストロボ
発光時の測定を行うことができ、測定部位と撮影部位と
が一致し、且つ、ノイズが少なく精度の高いデータを得
ることができる。As described above, according to this embodiment, by suppressing the release button 74 of the camera 71, the light source lamp 3
1 strobe light emission, a spectrometer 40 and a signal processing unit 5
The spectroscopic measurement by 5 and the photographing of the measurement site by camera 71 can be performed synchronously. Moreover, the signal processing by the signal processing unit 55 is started after a delay time T, which is set to be approximately the same as the time lag t until the light source lamp 31 actually emits strobe light due to the release signal from the synchronizing contact 75. Therefore, it is possible to accurately perform measurements during strobe light emission, the measurement site and the imaging site match, and it is possible to obtain highly accurate data with less noise.
また、レリーズ信号補助出力部73の補助レリーズボタ
ン76を押圧操作することによって、測定のみを行うこ
ともできる。従って、例えば、通常は、前記補助レリー
ズボタン76によって測定のみを行い、表示器56の波
形または画像表示装置41の発する警報により、必要に
応じて、カメラ本体72のレリーズボタン74を押圧操
作して、撮影と測定とを同時に行うこともできる。Alternatively, only measurement can be performed by pressing the auxiliary release button 76 of the auxiliary release signal output section 73. Therefore, for example, normally only the measurement is performed using the auxiliary release button 76, and the release button 74 of the camera body 72 is pressed as necessary depending on the waveform on the display 56 or the alarm issued by the image display device 41. , it is also possible to perform photography and measurement at the same time.
尚、本実施例において、レリーズ信号補助出力部73を
設けずに、常に、撮影と測定とを行うようにしても良い
。Note that in this embodiment, the release signal auxiliary output section 73 may not be provided, and photographing and measurement may always be performed.
第7図は本発明の第2実施例におけるカメラの周辺を示
す説明図である。FIG. 7 is an explanatory diagram showing the surroundings of a camera in a second embodiment of the present invention.
本実施例では、カメラ71のレリーズ信号出力端子77
に、トリガーユニット90を介して、光源装置30と信
号処理部55とが接続されている。In this embodiment, the release signal output terminal 77 of the camera 71
The light source device 30 and the signal processing section 55 are connected via the trigger unit 90.
前記トリガーユニット90は、前記信号処理部55には
、第1実施例と同様に第3図に示す回路を介して遅延時
間Tのトリガーパルスを出力すると共に、光源装置30
には、遅延されないレリーズ信号を出力する。The trigger unit 90 outputs a trigger pulse with a delay time T to the signal processing section 55 through the circuit shown in FIG.
outputs an undelayed release signal.
その他の構成2作用及び効果は、第1実施例と同様であ
る。The other functions and effects of Structure 2 are the same as those of the first embodiment.
第8図は本発明の第3実施例にお番)るカメラの周辺を
示J説明図である。FIG. 8 is an explanatory diagram showing the surroundings of a camera according to a third embodiment of the present invention.
本実施例では、カメラ本体72に、第1及び第2実施例
におけるレリーズ信号補助出力部73が取付けられてい
ない。前記カメラ本体72のシンクロ接点75には、光
源装置30と、トリガーユニット80を介して信号処理
部55が接続されている。また、本実施例では、フット
スイッチ92が設けられ、このフットスイッチ92も、
flii記光源装置30と、トリガーユニット80を介
して信号処理部55に接続されている。In this embodiment, the release signal auxiliary output section 73 in the first and second embodiments is not attached to the camera body 72. A synchronization contact 75 of the camera body 72 is connected to a light source device 30 and a signal processing section 55 via a trigger unit 80 . Further, in this embodiment, a foot switch 92 is provided, and this foot switch 92 also has the following features:
The light source device 30 is connected to the signal processing section 55 via the trigger unit 80.
本実施例では、カメラ本体72のレリーズボタン74を
押圧操作すると、第1実施例と同様に、光源ランプ31
のストロボ発光と、分光測定器40及び信号処理部55
による分光測定と、この測定部位の写真撮影とが、同期
して行われる。一方、前記フットスイッチ9゛2を押圧
操作した場合には、光源ランプ31のフラッシュ発光に
同期して、分光測定のみが行われる。In this embodiment, when the release button 74 of the camera body 72 is pressed, the light source lamp 31
strobe light emission, spectrometer 40 and signal processing section 55
The spectroscopic measurement by and the photographing of the measurement site are performed synchronously. On the other hand, when the foot switch 9'2 is pressed, only spectroscopic measurement is performed in synchronization with the flash emission of the light source lamp 31.
その他の構成1作用及び効果は、第1実施例と同様であ
る。Other functions and effects of the configuration 1 are the same as those of the first embodiment.
第9図は本発明の第4実施例の経内視鏡分光険断装置の
概略の構成を示す説明図である。FIG. 9 is an explanatory diagram showing a schematic configuration of a transendoscopic spectroscopic cutting device according to a fourth embodiment of the present invention.
本実施例の経内視鏡分光計1!li装置100は、面順
次式の電子内視&1101と、前記電子内祝11101
に照明光を供給する光源装置及び前記電子内視鏡101
に対する信号処理を行うビデオプロセッサ130を一体
化した電光源ユニット120と、前記電光源ユニット1
20に接続される色度計等装置150と、前記ビデオプ
ロセッサ130に接続される静止画記録装置160とを
備えている。Transendoscope spectrometer 1 of this embodiment! The li device 100 includes a screen-sequential electronic internal view &1101 and the electronic internal view 11101.
a light source device that supplies illumination light to the electronic endoscope 101;
an electric light source unit 120 integrated with a video processor 130 that performs signal processing for the electric light source unit 1;
20, and a still image recording device 160 connected to the video processor 130.
前記電子内祝!11101は、細長の挿入部102と、
この挿入部102の後部に連設された操作部103と、
この操作部103の側部から延出されたユニバーサルコ
ード104とを備え、前記ユニバーサルコード104の
先端部に、前記電光源ユニット120に@脱自在に接続
されるコネクタ105が設けられている。The electronic family celebration! 11101 is an elongated insertion portion 102;
An operating section 103 connected to the rear of the insertion section 102;
A universal cord 104 extends from the side of the operation section 103, and a connector 105 is provided at the tip of the universal cord 104 to be detachably connected to the electric light source unit 120.
前記挿入部102の先端部には、対物レンズ系106が
設けられ、この対物レンズ系106の結像位置に、固体
擺像素子、例えばCCD107が設けられている。この
CCD107には、信号線108.109が接続され、
これら信号線108゜109は、前記挿入部102及び
ユニバーサルコード104内に挿通されて前記コネクタ
105の接点105a、105bに接続されている。ま
た、前記挿入部102内には、先端面が前記挿入部10
2の先端部に配置されたライトガイド110が挿通され
ており、このライトガイド110の基端部側は、前記ユ
ニバーサルコード104内に挿通されて前記コネクタ1
05に接続されている。An objective lens system 106 is provided at the distal end of the insertion section 102, and a solid-state image element, such as a CCD 107, is provided at the imaging position of the objective lens system 106. Signal lines 108 and 109 are connected to this CCD 107,
These signal lines 108 and 109 are inserted into the insertion portion 102 and the universal cord 104 and connected to the contacts 105a and 105b of the connector 105. Further, inside the insertion section 102, the distal end surface is located inside the insertion section 102.
A light guide 110 disposed at the distal end of the connector 1 is inserted, and the proximal end of the light guide 110 is inserted into the universal cord 104 and connected to the connector 1.
It is connected to 05.
また、前記操作部103には、静止画の記録と測定とを
指示するフリーズボタン111と、測定のみを指示する
測定ボタン112とが設けられている。前記ボタン11
1,112には、それぞれ、信号線113,114が接
続され、この信号線113.114は、前記ユニバーサ
ルコード104内に挿通されて前記コネクタ105の接
点105c、105dに接続されている。Further, the operation unit 103 is provided with a freeze button 111 for instructing still image recording and measurement, and a measurement button 112 for instructing only measurement. The button 11
Signal lines 113 and 114 are connected to the terminals 1 and 112, respectively, and the signal lines 113 and 114 are inserted into the universal cord 104 and connected to the contacts 105c and 105d of the connector 105.
一方、前記電光源ユニット120内には、光源ランプ1
21が設けられ、この光源ランプ121と前記ライトガ
イド110入射端面の間に、赤(R)、緑(G)、青(
B)の3原色の色透過フィルタを右し、モータ122に
よって回転駆動される回転フィルタ123が設けられて
いる。この回転フィルタ123は、前記ビデオプロセッ
サ130内のタイミングジェネレータ131からの同期
信号が入力されるモータドライバ124によって回転が
制御されるようになっている。また、前記光源ランプ1
21は、前記ビデオプロセッサ130内の制御回路13
2によって光けが制御されるようになっている。On the other hand, inside the electric light source unit 120, a light source lamp 1 is provided.
21 is provided between the light source lamp 121 and the incident end face of the light guide 110, and red (R), green (G), blue (
A rotary filter 123 that is rotationally driven by a motor 122 is provided on the right side of the color transmission filter for the three primary colors in B). The rotation of this rotary filter 123 is controlled by a motor driver 124 to which a synchronization signal from a timing generator 131 in the video processor 130 is input. Further, the light source lamp 1
21 is a control circuit 13 in the video processor 130;
2, the light fade is controlled.
また、前記電光源ユニット120内のビデオプロセッサ
130は、前記コネクタ105の接点105aに接続さ
れるドライバ133を備え、このドライバ133から出
力され信号線108を介して印加される駆動パルスによ
って前記CGD107が駆動されるようになっている。Further, the video processor 130 in the electric light source unit 120 includes a driver 133 connected to the contact 105a of the connector 105, and the CGD 107 is activated by a driving pulse output from the driver 133 and applied via the signal line 108. It is designed to be driven.
このCOD 107から読出された信号は、信号線10
9を介して、前記コネクタ105bに接続されるビデオ
プロセッサ130内のアンプ135に入力されるように
なっている。前記アンプ135で増幅された信号は、A
/Dコンバータ136によってデジタル信号に変換され
、R,G、Bの各々のフレームメモリ137に書込まれ
るようになっている。このR,G、Bフレームメモリ1
37に書込まれた信号は、同時に読出され、D/Aコン
バータ138によってアナログ信号に変換された後、サ
ンプルホールド回路139によって、例えば円形のレチ
クルの輪郭信号が付加され、NTSCエンコーダ140
に入力されるようになっている。このNTSGエンコー
ダ140から出力される映像信号は、前記色度計算装置
150内に入力されると共に、前記静止画記録装置16
0に入力されるようになっている。尚、前記静止画記録
装置160は、例えば、CRTモニタと、このモニタの
画面を撮影するスチールカメラ、磁気ディスク記録装置
。The signal read from this COD 107 is the signal line 10
9, the signal is input to an amplifier 135 in the video processor 130, which is connected to the connector 105b. The signal amplified by the amplifier 135 is A
The signal is converted into a digital signal by the /D converter 136, and written into each of the R, G, and B frame memories 137. This R, G, B frame memory 1
37 are simultaneously read out and converted into analog signals by a D/A converter 138, a sample-and-hold circuit 139 adds, for example, a circular reticle contour signal, and the signals are sent to an NTSC encoder 140.
It is now entered into The video signal output from the NTSG encoder 140 is input into the chromaticity calculation device 150, and is also input into the still image recording device 16.
It is set to be input as 0. The still image recording device 160 is, for example, a CRT monitor, a still camera that photographs the screen of this monitor, or a magnetic disk recording device.
フロッピディスク記録装置、またはビデオテープレコー
ダ等で構成されている。It consists of a floppy disk recording device, a video tape recorder, etc.
尚、前記タイミングジェネレータ131は、前記ドライ
バ133からの駆動パルスを入力し、回転フィルタ12
30回転とCGD107の読出しが同期するように、モ
ータドライバ124を制御づるようになっている。また
、前記制御回路132は、前記ランプ121の光量を制
御する他に、ドライバ133.アンプ135.フレーム
メモリ137、D/Aコンバータ138のタイミングを
制御し、また、前記静止画記録装置160によって記録
を行うか否かを制御するようになっている。Note that the timing generator 131 receives drive pulses from the driver 133 and outputs the rotation filter 12.
The motor driver 124 is controlled so that the 30 rotations and the reading of the CGD 107 are synchronized. In addition to controlling the light amount of the lamp 121, the control circuit 132 also controls the driver 133. Amplifier 135. It controls the timing of the frame memory 137 and the D/A converter 138, and also controls whether or not the still image recording device 160 performs recording.
また、前記制御回路132によって、前記フレームスt
す137への書き込みを停止することにより画像を静止
(フリーズ)させることができるようになっている。Further, the control circuit 132 controls the frame
By stopping writing to the screen 137, the image can be made still (frozen).
また、前記電光源ユニット120内には、レリーズコン
トローラ170が設けられており、このレリーズコント
ローラ170から出力されるレリーズ信号は、前記制御
回路132に入力され、この制御回路132は、前記レ
リーズ信号入力時に、光源ランプ121をストロボ発光
させると共に、フレームメモリ137への書き込みを停
止し、画像をフリーズし、更に、前記静止画記録装置1
60によって静止画を記録するようになっている。Further, a release controller 170 is provided in the electric light source unit 120, and a release signal outputted from the release controller 170 is input to the control circuit 132, and this control circuit 132 receives the release signal input. At times, the light source lamp 121 emits strobe light, the writing to the frame memory 137 is stopped, the image is frozen, and the still image recording device 1
60 to record still images.
前記レリーズコントローラ170には、前記電子内視鏡
101のコネクタ105の接点105Cを介して、フリ
ーズボタン111′bXらのフリーズ指示信号が入力さ
れ、前記レリーズコントローラ170は、前記フリーズ
指示信号入力時に、前記レリーズ信号を出力するように
なっている。A freeze instruction signal from the freeze button 111'bX etc. is input to the release controller 170 via the contact 105C of the connector 105 of the electronic endoscope 101, and the release controller 170, when inputting the freeze instruction signal, The release signal is output.
また、前記電光源ユニット120内には、第1実施例に
おけるトリガーユニット80と同様の構成のトリガーユ
ニット171が設けられている。Furthermore, a trigger unit 171 having the same configuration as the trigger unit 80 in the first embodiment is provided in the electric light source unit 120.
前記トリガーユニット171には、前記接点105Cを
介して前記フリーズボタン111からのフリーズ指示信
号と、接点105dを介して測定ボタン112からの測
定指示信号が入力されるようになっている。そして、前
記フリーズ指示信号または測定指示信号から所定の遅延
時間後に、このトリガーユニット171から出力される
トリガーパルスは、前記色度計算装置150の色度計算
回路151に入力され、この色度計算回路151は、前
記トリガーパルス入力時に、計算を開始するようになっ
ている。The trigger unit 171 is configured to receive a freeze instruction signal from the freeze button 111 via the contact 105C and a measurement instruction signal from the measurement button 112 via the contact 105d. After a predetermined delay time from the freeze instruction signal or the measurement instruction signal, the trigger pulse output from the trigger unit 171 is input to the chromaticity calculation circuit 151 of the chromaticity calculation device 150, and this chromaticity calculation circuit 151 starts calculation when the trigger pulse is input.
また、前記接点105dを介して入力される測定ボタン
112からの測定指示信号は、制御回路132にも入力
され、この制御回路132は、前記測定指示信号入力時
には、光源ランプ121をストロボ発光させるようにな
っている。Further, the measurement instruction signal from the measurement button 112 input via the contact 105d is also input to the control circuit 132, and this control circuit 132 causes the light source lamp 121 to emit strobe light when the measurement instruction signal is input. It has become.
前記色度計算装置150の色度計算回路151は、前記
ビデオプロセッサ130のNTSCエンコーダ140か
らの映像信号を入力し、この映像信号から前記レチクル
内の被検部の色度を算出するようになっている。この色
度計算回路151の色度計算回路は、スーパーインボー
ズ回路152を介して、前記静止画記録装置160に入
力され、この静止画記録装置160のモニタにスーパー
インポーズによって表示できるようになっている。The chromaticity calculation circuit 151 of the chromaticity calculation device 150 receives the video signal from the NTSC encoder 140 of the video processor 130, and calculates the chromaticity of the object part within the reticle from this video signal. ing. The chromaticity calculation circuit of this chromaticity calculation circuit 151 is input to the still image recording device 160 via the superimposition circuit 152, and can be displayed on the monitor of this still image recording device 160 by superimposing. ing.
また、スーパーインポーズ回路152は、表示切換回路
153によって、スーパーインボーズを行うか否かが切
換えられるようになっている。Further, the superimpose circuit 152 is configured to switch whether or not to perform superimposition by a display switching circuit 153.
前記色度計算回路151は、例えば、前記ビデオプロセ
ッサ130からの映像信号をR,G、B色信号に復調し
、前記レチクル内のR,G、B色信号を積分し、この積
分値からマトリクス回路にて、例えばU−V色度図上の
色度座標を演算するようになっている。そして、第1実
施例と同様に、U−V色度図上における/AcN (=
α)を算出し、これを所定角度データと比較し、その結
果をスーパインボーズ回路152に送るようになってい
る。The chromaticity calculation circuit 151 demodulates the video signal from the video processor 130 into R, G, and B color signals, integrates the R, G, and B color signals within the reticle, and calculates a matrix from this integrated value. The circuit calculates, for example, chromaticity coordinates on a UV chromaticity diagram. Similarly to the first embodiment, /AcN (=
α) is calculated, compared with predetermined angle data, and the result is sent to the superimpose circuit 152.
また、本実施例では、前記色度計算回路151の計算結
果が、異常と判別された場合には、この色度計算回路1
51から前記レリーズコントローラ170にレリーズ指
示信号を出力するようになっている。そして、前記レリ
ーズコントローラ170は、前記レリーズ指示信号入力
時には、前記制御回路132にレリーズ信号を出力し、
その結果、光源ランプ121がストロボ発光され、静止
画が記録されるようになっている。Further, in this embodiment, when the calculation result of the chromaticity calculation circuit 151 is determined to be abnormal, this chromaticity calculation circuit 1
51 outputs a release instruction signal to the release controller 170. When the release instruction signal is input, the release controller 170 outputs a release signal to the control circuit 132;
As a result, the light source lamp 121 emits strobe light, and a still image is recorded.
本実施例では、電子内視![101の挿入部102を体
腔内に導入し、静止画記録装@160のモニタにて、被
検部を観察する。そして、挿入部102の先端部の位置
を変えて観察視野内に表示されるレチクルに計測したい
被検部の像を内接させるようにする。In this example, electronic endoscopy! [The insertion section 102 of 101 is introduced into the body cavity, and the subject part is observed on the monitor of the still image recording device @160. Then, the position of the tip of the insertion section 102 is changed so that the image of the object to be measured is inscribed on the reticle displayed within the observation field of view.
そして、測定と静止画の記録とを行う場合には、操作部
103のフリーズボタン111を抑圧操作する。このフ
リーズボタン111からのフリーズ指示信号は、レリー
ズコントローラ170とトリガーユニット171とに入
力される。そして、前記レリーズコントローラ170は
、制御回路132にレリーズ信号を出力し、この制御回
路132によって、光源ランプ121がストロボ発光さ
れると共に、フレームメモリ137への書き込みが停止
され画像がフリーズされ、更に、静止画記録装置160
によって静止画が記録される。また、前記フリーズ指示
信号から所定の遅延時間後に前記トリガーユニット17
1から出力されるトリガーパルスは、色度計n装置15
0の色度計算回路151に入力され、この色度計算回路
151が計算を開始する
一方、測定のみを行う場合には、前記操作部103の測
定ボタン112を押圧操作する。この測定ボタン112
からの測定指示信号は、制御回路132とトリガーユニ
ット171とに入力される。When measuring and recording a still image, the freeze button 111 of the operation unit 103 is pressed. A freeze instruction signal from the freeze button 111 is input to the release controller 170 and the trigger unit 171. Then, the release controller 170 outputs a release signal to the control circuit 132, which causes the light source lamp 121 to emit strobe light, stops writing to the frame memory 137, and freezes the image. Still image recording device 160
A still image is recorded. Further, the trigger unit 17
The trigger pulse output from 1 is the colorimeter n device 15
0 is input to the chromaticity calculation circuit 151, and this chromaticity calculation circuit 151 starts calculation, while if only measurement is to be performed, the measurement button 112 of the operation section 103 is pressed. This measurement button 112
The measurement instruction signal from is input to the control circuit 132 and the trigger unit 171.
そして、前記制御回路132によって、光源ランプ12
1がストロボ発光されると共に、前記測定指示信号から
所定の遅延時間後に前記トリガーユニット171から出
力されるトリガーパルスが前記色度計算装置150の色
度計算回路151に入力され、この色度計算回路151
が計算を開始する。Then, the control circuit 132 controls the light source lamp 12.
1 is emitted with a strobe, and a trigger pulse outputted from the trigger unit 171 after a predetermined delay time from the measurement instruction signal is input to the chromaticity calculation circuit 151 of the chromaticity calculation device 150, and this chromaticity calculation circuit 151
starts calculation.
また、前記色度計算回路151の計算結果が、異常と判
別された場合には、この色度計算回路151から前記レ
リーズコント0−5170にレリーズ指示信号が出力さ
れ、このレリーズコントローラ170は、制御回路13
2にレリーズ信号を出力し、その結果、光源ランプ12
1がストロボ発光され、静止画が記録される。Further, if the calculation result of the chromaticity calculation circuit 151 is determined to be abnormal, a release instruction signal is output from the chromaticity calculation circuit 151 to the release control 0-5170, and the release controller 170 circuit 13
2, and as a result, the light source lamp 12
1 is flashed and a still image is recorded.
このように、本実施例によれば、第1実施例と同様に、
電子内視鏡101のフリーズボタン111を押圧操作す
ることによって、光源ランプ121のストロボ発光と、
色度計算回路151による測定と、静止画記録装置16
0による測定部位の静止画の記録Mυ影とを、正確に同
期して行うことができる。In this way, according to this embodiment, similarly to the first embodiment,
By pressing the freeze button 111 of the electronic endoscope 101, the light source lamp 121 emits strobe light,
Measurement by chromaticity calculation circuit 151 and still image recording device 16
Recording of a still image of the measurement site by Mυ can be performed in accurate synchronization with Mυ shadow.
また、本実施例では、計測のみを行っているときに、色
度計算回路151の計算結果が異常と判別された場合に
は、自動的に、その異常部位の静止画の記録を行うこと
ができる。Furthermore, in this embodiment, when only measurement is performed, if the calculation result of the chromaticity calculation circuit 151 is determined to be abnormal, a still image of the abnormal area can be automatically recorded. can.
尚、本発明は、上記各実施例に限定されず、例えば、静
止画の記録及び測定の開始を指示する指示手段、測定の
みの開始を指示する指示手段の他に、静止画の記録のみ
を指示する指示手段を設けても良い。It should be noted that the present invention is not limited to the above-mentioned embodiments; for example, in addition to an instruction means for instructing the start of still image recording and measurement, and an instruction means for instructing the start of only measurement, it is also possible to use an instruction means for instructing the start of recording only still images. An instruction means for giving instructions may be provided.
また、観察手段としては、ファイバスコープの接眼部に
面順次式または同時式のテレビカメラを取付けたもので
も良いし、また、電子スコープの場合には、カラー搬像
方式は面順次式に限らず同時式であっても良い。In addition, the observation means may be a fiberscope with a field-sequential or simultaneous TV camera attached to the eyepiece, and in the case of an electronic scope, the color image transport method is limited to the field-sequential method. It may be a simultaneous type.
[発明の効果]
以上説明したように本発明によれば、臨床現場において
患石、医師双方に負担を強いることなく、病変部診断の
有力な補助手段になるような精度の高いデータをリアル
タイムで提供できると共に、光源の発光強度の増大と、
分光測定と、この測定部位の静止画の記録とを同期させ
ることのできるという効果がある。[Effects of the Invention] As explained above, according to the present invention, it is possible to generate highly accurate data in real time that can serve as an effective auxiliary means for diagnosing a lesion in a clinical setting without imposing a burden on both the patient and the doctor. In addition to increasing the emission intensity of the light source,
This has the advantage of being able to synchronize the spectroscopic measurement with the recording of a still image of the measurement site.
第1図ないし第6図は本発明の第1実施例に係り、第1
図は経内視鏡分光診断装置の概略の構成を示す説明図、
第2図はカメラの周辺を示す説明図、第3図はトリガー
ユニットの構成を示すブロック図、第4図は本実施例の
動作を説明するための波形図、第5図は色特性の説明図
、第6図は演惇比較手段の構成図、第7図は本発明の第
2実施例におけるカメラの周辺を示す説明図、第8図は
本発明の第3実施例におけるカメラの周辺を示1説明図
、第9図は本発明の第4実施例の経内視鏡分光診断装置
の概略の構成を示す説明図である。
1・・・経内視鏡分光診断装置
2・・・内視鏡 3・・・挿入部30・・・
光源装置 31・・・光源ランプ32・・・光源
制御回路 40・・・分光測定器55・・・信号処理
部 71・・・カメラ74・・・レリーズボタン
75・・・シンクロ接点
76・・・補助レリーズボタン
77・・・レリーズ信号出力端子
80・・・トリガーユニット
代理人 弁理士 伊 藤 進 71.1 ゛ヲ°
。
第2図
第3図
第5図
銅7図Figures 1 to 6 relate to the first embodiment of the present invention.
The figure is an explanatory diagram showing the general configuration of a transendoscopic spectroscopic diagnostic device,
Figure 2 is an explanatory diagram showing the surroundings of the camera, Figure 3 is a block diagram showing the configuration of the trigger unit, Figure 4 is a waveform diagram to explain the operation of this embodiment, and Figure 5 is an explanation of color characteristics. 6 is a configuration diagram of the performance comparison means, FIG. 7 is an explanatory diagram showing the surroundings of the camera in the second embodiment of the present invention, and FIG. 8 is a diagram showing the surroundings of the camera in the third embodiment of the present invention. 1 and 9 are explanatory diagrams showing a schematic configuration of a transendoscopic spectroscopic diagnostic apparatus according to a fourth embodiment of the present invention. 1... Transendoscope spectroscopic diagnostic device 2... Endoscope 3... Insertion section 30...
Light source device 31...Light source lamp 32...Light source control circuit 40...Spectrometer 55...Signal processing unit 71...Camera 74...Release button 75...Synchro contact 76... Auxiliary release button 77...Release signal output terminal 80...Trigger unit agent Patent attorney Susumu Ito 71.1゛wo°
. Figure 2 Figure 3 Figure 5 Copper Figure 7
Claims (1)
照明手段及び被検体からの戻り光を受光して被検体を観
察する観察手段を備えた内視鏡と、前記被検体からの戻
り光を分光測定する分光測定手段と、光源を含む内視鏡
の分光特性と被検体の分光特性とにより決まり、被検体
の色度点が集束する集束色度点(C)、被検体の正常部
の色度点(N)、及び被検体中の測定目的部位の色度点
(A)より、∠ACNを算出する演算手段と、前記観察
手段で観察する被検体の静止画を記録する静止画記録手
段と、前記静止画の記録及び測定の開始を指示する指示
手段と、前記指示手段による指示に同期して前記光源の
発光強度を増大させると共に、前記指示から前記光源の
発光強度が実際に増大するまでの時間遅れに対応して、
前記指示から所定の時間だけ遅延させて前記分光測定手
段による測定を開始させる制御手段とを具備したことを
特徴とする経内視鏡分光診断装置。An endoscope equipped with an illumination means for irradiating a subject with light from a light source capable of increasing emission intensity and an observation means for observing the subject by receiving return light from the subject; The convergence chromaticity point (C), where the chromaticity points of the subject are focused, is determined by the spectroscopic measurement means that spectrally measures light, the spectral characteristics of the endoscope including the light source, and the spectral properties of the subject, and the normality of the subject. a calculation means for calculating ∠ACN from the chromaticity point (N) of the area and the chromaticity point (A) of the measurement target part in the subject; and a still image for recording a still image of the subject observed by the observation means. an image recording means; an instruction means for instructing the start of recording and measurement of the still image; and increasing the emission intensity of the light source in synchronization with the instruction from the instruction means, and increasing the emission intensity of the light source based on the instruction. In response to the time delay before increasing to
A transendoscopic spectroscopic diagnostic apparatus comprising: a control means for causing the spectroscopic measuring means to start measurement after a delay of a predetermined time from the instruction.
Priority Applications (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP62260014A JP2528143B2 (en) | 1987-10-15 | 1987-10-15 | Transendoscopic spectroscopic diagnostic device |
Applications Claiming Priority (1)
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---|---|---|---|
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Publications (2)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
JPH01101963A true JPH01101963A (en) | 1989-04-19 |
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ID=17342110
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JP62260014A Expired - Lifetime JP2528143B2 (en) | 1987-10-15 | 1987-10-15 | Transendoscopic spectroscopic diagnostic device |
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Country | Link |
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---|---|---|---|---|
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JP2007195829A (en) * | 2006-01-27 | 2007-08-09 | Fujinon Corp | Endoscopic system apparatus |
JP2009039280A (en) * | 2007-08-08 | 2009-02-26 | Arata Satori | Endoscopic system and method of detecting subject using endoscopic system |
WO2021023769A1 (en) * | 2019-08-06 | 2021-02-11 | Instrument Systems Optische Messtechnik Gmbh | Imaging light measuring device |
Families Citing this family (1)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JP2013203491A (en) * | 2012-03-27 | 2013-10-07 | Tadano Ltd | Work machine |
-
1987
- 1987-10-15 JP JP62260014A patent/JP2528143B2/en not_active Expired - Lifetime
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JP2528143B2 (en) | 1996-08-28 |
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