JPH06105190B2 - 信号解析装置 - Google Patents
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- JPH06105190B2 JPH06105190B2 JP63075858A JP7585888A JPH06105190B2 JP H06105190 B2 JPH06105190 B2 JP H06105190B2 JP 63075858 A JP63075858 A JP 63075858A JP 7585888 A JP7585888 A JP 7585888A JP H06105190 B2 JPH06105190 B2 JP H06105190B2
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Description
【発明の詳細な説明】 〔産業上の利用分野〕 本発明は、腫瘍に対して親和性の強いヘマトポリフィリ
ン誘導体（以下HPD）などの螢光物質が予め注入された
生体の気管，膀胱などの所定部位に対し、螢光発行を行
なわせるための励起光を照射し、この時生ずる螢光の強
度により腫瘍の診断を行なうのに利用される信号解析装
置に関する。
ン誘導体（以下HPD）などの螢光物質が予め注入された
生体の気管，膀胱などの所定部位に対し、螢光発行を行
なわせるための励起光を照射し、この時生ずる螢光の強
度により腫瘍の診断を行なうのに利用される信号解析装
置に関する。
従来、腫瘍に対して親和性の強いHPDなどの螢光物質と
レーザ光との光化学反応を利用したがんの診断，治療方
法および装置が提案されている（特開昭59−40830号、
特開昭59−40869号、USP4556057号）。
レーザ光との光化学反応を利用したがんの診断，治療方
法および装置が提案されている（特開昭59−40830号、
特開昭59−40869号、USP4556057号）。
第３図はこの種の従来の装置の基本的な構成を示すブロ
ック図である。
ック図である。
第３図の装置は、通常の内視鏡診断系50と、光化学反応
診断治療系51と、ファイバ束52とを備えている。
診断治療系51と、ファイバ束52とを備えている。
ファイバ束52は、イメージガイド53,ライトガイド54,5
5,56から構成されており、その一端は、予めHPDを静注
された患者の病巣と思われる部位70に挿入され、他端は
内視鏡診断系50,光化学反応診断治療系51に取付けられ
ている。
5,56から構成されており、その一端は、予めHPDを静注
された患者の病巣と思われる部位70に挿入され、他端は
内視鏡診断系50,光化学反応診断治療系51に取付けられ
ている。
内視鏡診断系50は、部位70の組織表面をライトガイド54
を介して照明するための白色光源57と、組織表面の画像
イメージをイメージガイド53を介して撮像するカラーカ
メラ58と、カラーカメラ58で撮像された組織表面の画像
イメージを表示するモニタ59とから構成されている。
を介して照明するための白色光源57と、組織表面の画像
イメージをイメージガイド53を介して撮像するカラーカ
メラ58と、カラーカメラ58で撮像された組織表面の画像
イメージを表示するモニタ59とから構成されている。
また、光化学反応診断治療系51は、レーザ光源60と、分
光器61と、高感度カメラ62と、解析回路63と、モニタ64
とを備えている。レーザ光源60は、診断のための励起光
（波長405nm）または治療のための治療光（波長630nm）
を出力し、励起光または治療光をライトガイド55を介し
て部位70に照射するものである。
光器61と、高感度カメラ62と、解析回路63と、モニタ64
とを備えている。レーザ光源60は、診断のための励起光
（波長405nm）または治療のための治療光（波長630nm）
を出力し、励起光または治療光をライトガイド55を介し
て部位70に照射するものである。
レーザ光源60からの励起光の照射により部位70で発光し
た螢光はライトガイド56により分光器61へ導かれ、分光
器61で分光された螢光スペクトル像SPは高感度カメラ62
により撮像され、この出力ビデオ信号SVOを解析回路63
において演算処理しスペクトル波形としてモニタ64によ
り表示するようになっている。なおスペクトル像SPは、
HPD螢光に特徴的な波長630nm,波長690nmの双峰系スペク
トルを観察するため、600〜700nmの領域に設定されてい
る。
た螢光はライトガイド56により分光器61へ導かれ、分光
器61で分光された螢光スペクトル像SPは高感度カメラ62
により撮像され、この出力ビデオ信号SVOを解析回路63
において演算処理しスペクトル波形としてモニタ64によ
り表示するようになっている。なおスペクトル像SPは、
HPD螢光に特徴的な波長630nm,波長690nmの双峰系スペク
トルを観察するため、600〜700nmの領域に設定されてい
る。
このような装置では、内視鏡診断と光化学反応診断治療
とを並行して行なうため、白色光源57とレーザ光源60と
を時分割で駆動し、交互に照射する。レーザ光源60から
の光照射に同期して、分光器61からモニタ64に至る螢光
スペクトル解析系を間欠的に動作させる。
とを並行して行なうため、白色光源57とレーザ光源60と
を時分割で駆動し、交互に照射する。レーザ光源60から
の光照射に同期して、分光器61からモニタ64に至る螢光
スペクトル解析系を間欠的に動作させる。
これにより、操作者は、診断時にはモニタ59での組織表
面の画像イメージとモニタ64での螢光スペクトル波形と
を同時に見ながらがんの部位を検出し診断することがで
きる。診断の結果、がんの部位が検出されたときは励起
光を治療光に切り替えるだけでただちに治療を行なうこ
とができる。この治療はがんの部位に残留しているHPD
と治療光との光化学反応により、がんの部位だけを選択
して壊死させることにより行なわれる。
面の画像イメージとモニタ64での螢光スペクトル波形と
を同時に見ながらがんの部位を検出し診断することがで
きる。診断の結果、がんの部位が検出されたときは励起
光を治療光に切り替えるだけでただちに治療を行なうこ
とができる。この治療はがんの部位に残留しているHPD
と治療光との光化学反応により、がんの部位だけを選択
して壊死させることにより行なわれる。
さらに診断時においては、螢光に特有なスペクトル波形
そのものを直接観察できるため、がんの認定が容易とな
り、特に早期がんの診断，治療に大きく貢献できる。
そのものを直接観察できるため、がんの認定が容易とな
り、特に早期がんの診断，治療に大きく貢献できる。
上述のように、従来の装置では、腫瘍に対するHPDの親
和性を利用してがんの診断と治療を行ない、特に診断時
においては、HDPからの螢光スペクトルを検出するよう
になっている。
和性を利用してがんの診断と治療を行ない、特に診断時
においては、HDPからの螢光スペクトルを検出するよう
になっている。
しかしながら、組織表面に約405nm程度の波長の励起光
を照射すると、正常な組織からは通常、自家螢光が生じ
るので、実際に検出されるスペクトルは、HPD螢光に自
家螢光がバックグランドノイズとして重畳したものとな
っている。このような現象は、例えば文献「Laser in S
urgery and Medicine;4,49〜58（1984）」において報告
されている。
を照射すると、正常な組織からは通常、自家螢光が生じ
るので、実際に検出されるスペクトルは、HPD螢光に自
家螢光がバックグランドノイズとして重畳したものとな
っている。このような現象は、例えば文献「Laser in S
urgery and Medicine;4,49〜58（1984）」において報告
されている。
第４図は全螢光のスペクトル強度ITOT,自家螢光のスペ
クトル強度IAUTO,HPD螢光のスペクトル強度IHPDの一例
を示す図である。第４図からわかるように、全螢光のス
ペクトル強度ITOTは、HPD螢光のスペクトル強度IHPDに
自家螢光のスペクトル強度IAUTOが重畳したものとなっ
ている。自家螢光のスペクトル強度IAUTOがHPD螢光のス
ペクトル強度IHPDに比べて充分小さい場合は診断上問題
はないが、スペクトル強度IAUTOは通常、IHPDと同程度
あるいはIHPDよりも大きい場合が多く、また両者のスペ
クトル強度IAUTO,IHPDは、観察視野中の正常組織の部分
と異常組織の部分（がん部）との面積比、ライトガイド
55または56から組織表面までの相対距離、あるいは組織
表面への照射角度または検出角度によって複雑にしかも
大きく変化する。このためHPD螢光のスペクトル強度I
HPDを適確に検出することは実際の診断において著しく
困難であった。
クトル強度IAUTO,HPD螢光のスペクトル強度IHPDの一例
を示す図である。第４図からわかるように、全螢光のス
ペクトル強度ITOTは、HPD螢光のスペクトル強度IHPDに
自家螢光のスペクトル強度IAUTOが重畳したものとなっ
ている。自家螢光のスペクトル強度IAUTOがHPD螢光のス
ペクトル強度IHPDに比べて充分小さい場合は診断上問題
はないが、スペクトル強度IAUTOは通常、IHPDと同程度
あるいはIHPDよりも大きい場合が多く、また両者のスペ
クトル強度IAUTO,IHPDは、観察視野中の正常組織の部分
と異常組織の部分（がん部）との面積比、ライトガイド
55または56から組織表面までの相対距離、あるいは組織
表面への照射角度または検出角度によって複雑にしかも
大きく変化する。このためHPD螢光のスペクトル強度I
HPDを適確に検出することは実際の診断において著しく
困難であった。
本発明は、所定の成分のスペクトル（例えばHPD螢光ス
ペクトル）を適確に抽出することの可能な信号解析装置
を提供することを目的としている。
ペクトル）を適確に抽出することの可能な信号解析装置
を提供することを目的としている。
本発明は、所定の条件で得られたスペクトルを基準スペ
クトルとして記憶する記憶手段と、実際の測定時に得ら
れた測定スペクトルの特定の波長のものと前記基準スペ
クトルの特定の波長のものとを用いて前記基準スペクト
ルを換算し、換算結果に基づき前記測定スペクトルから
所定の成分のスペクトルを抽出する抽出手段とを備えて
いることを特徴とする信号解析装置によって、上記従来
技術の問題点を改善しようとするものである。なお、前
記特定の波長は、前記抽出手段で抽出された所定の成分
のスペクトルがこの波長において零となるように選ばれ
るのが良い。
クトルとして記憶する記憶手段と、実際の測定時に得ら
れた測定スペクトルの特定の波長のものと前記基準スペ
クトルの特定の波長のものとを用いて前記基準スペクト
ルを換算し、換算結果に基づき前記測定スペクトルから
所定の成分のスペクトルを抽出する抽出手段とを備えて
いることを特徴とする信号解析装置によって、上記従来
技術の問題点を改善しようとするものである。なお、前
記特定の波長は、前記抽出手段で抽出された所定の成分
のスペクトルがこの波長において零となるように選ばれ
るのが良い。
本発明では、先づ、所定の条件で得られたスペクトル
（例えば正常組織の部分だけを測定した自家螢光スペク
トル）を基準スペクトルS0（λｉ）として記憶手段に記
憶させる。次いで実際の測定時において所定の部分から
のスペクトルSin（λｉ）（例えば螢光スペクトル）を
測定するが、スペクトルSin（λｉ）は、所定の成分の
スペクトル（例えばHPD螢光スペクトル）に他の成分の
スペクトル（例えば自家螢光スペクトル）が重畳したも
のとなっている。
（例えば正常組織の部分だけを測定した自家螢光スペク
トル）を基準スペクトルS0（λｉ）として記憶手段に記
憶させる。次いで実際の測定時において所定の部分から
のスペクトルSin（λｉ）（例えば螢光スペクトル）を
測定するが、スペクトルSin（λｉ）は、所定の成分の
スペクトル（例えばHPD螢光スペクトル）に他の成分の
スペクトル（例えば自家螢光スペクトル）が重畳したも
のとなっている。
ところで、基準スペクトルS0（λｉ）の測定時とスペク
トルSin（λｉ）の測定時とでは、一般に測定環境，組
織等がそれぞれ変動しているので、スペクトルSin（λ
ｉ）から基準スペクトルS0（λｉ）を直接減算しても所
定の成分のスペクトルを適確に抽出することはできな
い。このため本発明では、スペクトルSin（λｉ）のう
ち特定の波長λ０のものをSin（λ０）を用いて前記基
準スペクトルS0（λｉ）を換算し（例えばSin（λ０）
・S0（λｉ）/S0（λ０）で換算する）、この換算結果
に基づき測定スペクトルから所定の成分のスペクトルを
抽出するようにしている。これにより、測定環境，組織
等の変動にも追従して所定の成分のスペクトルを適確に
抽出できる。
トルSin（λｉ）の測定時とでは、一般に測定環境，組
織等がそれぞれ変動しているので、スペクトルSin（λ
ｉ）から基準スペクトルS0（λｉ）を直接減算しても所
定の成分のスペクトルを適確に抽出することはできな
い。このため本発明では、スペクトルSin（λｉ）のう
ち特定の波長λ０のものをSin（λ０）を用いて前記基
準スペクトルS0（λｉ）を換算し（例えばSin（λ０）
・S0（λｉ）/S0（λ０）で換算する）、この換算結果
に基づき測定スペクトルから所定の成分のスペクトルを
抽出するようにしている。これにより、測定環境，組織
等の変動にも追従して所定の成分のスペクトルを適確に
抽出できる。
以下、本発明の実施例を図面に基づいて説明する。
第１図は本発明に係る信号解析装置の一実施例の構成図
である。本実施例の信号解析装置１は、A/D変換器２
と、基準スペクトルを記憶する記憶手段すなわち基準ス
ペクトルメモリ3,メモリ４と、螢光スペクトルからHDP
螢光スペクトルを抽出する抽出手段すなわちメモリ5,割
算器6,乗算器7,減算器８と、マイクロプロセッサ９と、
画像メモリ10とを備えている。
である。本実施例の信号解析装置１は、A/D変換器２
と、基準スペクトルを記憶する記憶手段すなわち基準ス
ペクトルメモリ3,メモリ４と、螢光スペクトルからHDP
螢光スペクトルを抽出する抽出手段すなわちメモリ5,割
算器6,乗算器7,減算器８と、マイクロプロセッサ９と、
画像メモリ10とを備えている。
この信号解析装置１にはスペクトルビデオ信号SVOが入
力する。スペクトルビデオ信号SVOは、第２図に示すよ
うに分光器などで分光された螢光スペクトル像SPを高感
度カメラなどにより走査線SCNで走査して撮像したとき
の出力ビデオ信号である。
力する。スペクトルビデオ信号SVOは、第２図に示すよ
うに分光器などで分光された螢光スペクトル像SPを高感
度カメラなどにより走査線SCNで走査して撮像したとき
の出力ビデオ信号である。
螢光スペクトル像SPは、上から下に向かうに従って波長
が大きくなっており、これにより走査線SCN順に各波長
λｉ（１≦ｉ≦Ｎ）のスペクトルビデオ信号SVOをサン
プリングすることができるようになっている。例えば最
初の走査線に対応した波長λ１を580nmに設定し、最後
の走査線に対応した波長λＮを750nmに設定すると、波
長域580nm〜780nmのスペクトルビデオ信号SVOが時系列
でサンプリングされる。また各走査線SCNでのスペクト
ルビデオ信号SVOの振幅は、対応する波長λｉでのスペ
クトル強度に相当する。
が大きくなっており、これにより走査線SCN順に各波長
λｉ（１≦ｉ≦Ｎ）のスペクトルビデオ信号SVOをサン
プリングすることができるようになっている。例えば最
初の走査線に対応した波長λ１を580nmに設定し、最後
の走査線に対応した波長λＮを750nmに設定すると、波
長域580nm〜780nmのスペクトルビデオ信号SVOが時系列
でサンプリングされる。また各走査線SCNでのスペクト
ルビデオ信号SVOの振幅は、対応する波長λｉでのスペ
クトル強度に相当する。
なおスペクトルビデオ信号SVOは、正常組織の部分から
の螢光検出時には自家螢光スペクトルを反映したものと
なっており、また実際の診断時において異常組織の部分
が含まれるときにはHPD螢光スペクトルに自家螢光スペ
クトルが重畳した螢光スペクトルとなっている。
の螢光検出時には自家螢光スペクトルを反映したものと
なっており、また実際の診断時において異常組織の部分
が含まれるときにはHPD螢光スペクトルに自家螢光スペ
クトルが重畳した螢光スペクトルとなっている。
A/D変換器２は、スペクトルビデオ信号SVOをアナログ‐
デジタル変換して、前述した記憶手段，抽出手段に与え
るものである。
デジタル変換して、前述した記憶手段，抽出手段に与え
るものである。
基準スペクトルメモリ３には、正常組織の部分からの自
家螢光検出時に、各波長λｉの自家螢光スペクトルが基
準スペクトルS0（λｉ）として記憶され、またメモリ４
には特定の波長λ０の基準スペクトルS0（λ０）が記憶
される。
家螢光検出時に、各波長λｉの自家螢光スペクトルが基
準スペクトルS0（λｉ）として記憶され、またメモリ４
には特定の波長λ０の基準スペクトルS0（λ０）が記憶
される。
これに対してメモリ５には実際の診断時における特定の
波長λ０の螢光スペクトルSin（λ０）が記憶される。
割算器６はメモリ4,5に記憶されている各スペクトルS0
（λ０）,Sin（λ０）の比を定数ｋ（＝Sin（λ０）/S0
（λ０））として求め、乗算器7,減算器８では、実際の
診断時の螢光スペクトルSin（λｉ）の波長λｉと同じ
波長の基準スペクトルS0（λｉ）と定数ｋとの乗算を行
ない、螢光スペクトルSin（λｉ）から乗算結果ｋ・S0
（λｉ）を減じその減算結果SOUT（＝Sin（λｉ）−ｋ
・S0（λｉ））をHPD螢光スペクトルとして出力するよ
うになっている。
波長λ０の螢光スペクトルSin（λ０）が記憶される。
割算器６はメモリ4,5に記憶されている各スペクトルS0
（λ０）,Sin（λ０）の比を定数ｋ（＝Sin（λ０）/S0
（λ０））として求め、乗算器7,減算器８では、実際の
診断時の螢光スペクトルSin（λｉ）の波長λｉと同じ
波長の基準スペクトルS0（λｉ）と定数ｋとの乗算を行
ない、螢光スペクトルSin（λｉ）から乗算結果ｋ・S0
（λｉ）を減じその減算結果SOUT（＝Sin（λｉ）−ｋ
・S0（λｉ））をHPD螢光スペクトルとして出力するよ
うになっている。
なお、基準スペクトルS0（λｉ）と螢光スペクトルSin
（λｉ）とは、これらが測定される組織の部分を異にし
（基準スペクトルS0（λｉ）は正常組織の部分を測定し
たものであり、螢光スペクトルSin（λｉ）は実際に測
定したい部分を測定したものである）、各々の測定にお
いて測定環境（ライトガイド55,56の組織表面との角
度，相対距離等）が一般に変動していること、さらには
各々の測定時間が異なりその間に組織が動いたりするこ
となどによって、互いに検出光量が相対的に相違し、螢
光スペクトルSin（λｉ）に重畳している自家螢光スペ
クトルの大きさを、基準スペクトルメモリ３に記憶され
ている基準スペクトルS0（λｉ）の大きさと同じものと
みなすことはできない。このため、螢光スペクトルSin
（λｉ）から基準スペクトルS0（λｉ）を直接減算して
も、螢光スペクトルSin（λｉ）に重畳している自家螢
光スペクトルを適確に取除くことはできない。
（λｉ）とは、これらが測定される組織の部分を異にし
（基準スペクトルS0（λｉ）は正常組織の部分を測定し
たものであり、螢光スペクトルSin（λｉ）は実際に測
定したい部分を測定したものである）、各々の測定にお
いて測定環境（ライトガイド55,56の組織表面との角
度，相対距離等）が一般に変動していること、さらには
各々の測定時間が異なりその間に組織が動いたりするこ
となどによって、互いに検出光量が相対的に相違し、螢
光スペクトルSin（λｉ）に重畳している自家螢光スペ
クトルの大きさを、基準スペクトルメモリ３に記憶され
ている基準スペクトルS0（λｉ）の大きさと同じものと
みなすことはできない。このため、螢光スペクトルSin
（λｉ）から基準スペクトルS0（λｉ）を直接減算して
も、螢光スペクトルSin（λｉ）に重畳している自家螢
光スペクトルを適確に取除くことはできない。
定数ｋは、このような測定環境，組織等の変動による基
準スペクトルS0（λｉ）と螢光スペクトルSin（λｉ）
に重畳している自家螢光スペクトルとの大きさの違いを
換算するものであり、定数ｋを決めるための特定の波長
λ０としては、HPD螢光スペクトルの強度が“0"に近
く、自家螢光スペクトルの強度が比較的大きい所の波長
が選ばれる。第３図の例では波長λ０としては例えば60
0nmが適当である。すなわち、このような波長λ０では
螢光スペクトルSin（λ０）は、ほぼ自家螢光スペクト
ルだけとなり、ｋ・S0（λｉ）は螢光スペクトルSin
（λｉ）に重畳している自家螢光スペクトルを近似した
値となる。
準スペクトルS0（λｉ）と螢光スペクトルSin（λｉ）
に重畳している自家螢光スペクトルとの大きさの違いを
換算するものであり、定数ｋを決めるための特定の波長
λ０としては、HPD螢光スペクトルの強度が“0"に近
く、自家螢光スペクトルの強度が比較的大きい所の波長
が選ばれる。第３図の例では波長λ０としては例えば60
0nmが適当である。すなわち、このような波長λ０では
螢光スペクトルSin（λ０）は、ほぼ自家螢光スペクト
ルだけとなり、ｋ・S0（λｉ）は螢光スペクトルSin
（λｉ）に重畳している自家螢光スペクトルを近似した
値となる。
このような構成の信号解析装置１の動作を次に説明す
る。オペレータは、先づ、正常組織の部分からの自家螢
光スペクトルすなわち基準スペクトルS0（λｉ）をサン
プルするために、内視鏡視野を正常組織に合わせレーザ
光源60から光を照射し、基準スペクトルをモニタ64上で
確認した上でスペクトルサンプルスイッチ20を押す。こ
のタイミングにより、デジタル信号に変換されたスペク
トルビデオ信号SVOすなわち基準スペクトルS0（λｉ）
が基準スペクトルメモリ３に順次に記憶される。これと
同時に、基準スペクトルS0（λｉ）の波長λ０（例えば
600nm）での値S0（λ０）がメモリ４に記憶される。
る。オペレータは、先づ、正常組織の部分からの自家螢
光スペクトルすなわち基準スペクトルS0（λｉ）をサン
プルするために、内視鏡視野を正常組織に合わせレーザ
光源60から光を照射し、基準スペクトルをモニタ64上で
確認した上でスペクトルサンプルスイッチ20を押す。こ
のタイミングにより、デジタル信号に変換されたスペク
トルビデオ信号SVOすなわち基準スペクトルS0（λｉ）
が基準スペクトルメモリ３に順次に記憶される。これと
同時に、基準スペクトルS0（λｉ）の波長λ０（例えば
600nm）での値S0（λ０）がメモリ４に記憶される。
次に診断時には、オペレータは内視鏡視野を測定したい
組織に合わせ、レーザ光源60から光を照射する。これに
より、信号解析装置のA/D変換器２からは、螢光スペク
トルSin（λｉ）が波長λｉの順に出力される。螢光ス
ペクトルSin（λｉ）の波長λ０（例えば600nm）での値
Sin（λ０）はメモリ５に取込まれ、このとき割算器６
からは定数ｋ（＝Sin（λ０）/S0（λ０））が出力され
る。基準スペクトルメモリ３からは、いま入力した螢光
スペクトルSin（λｉ）と同じ波長λｉの基準スペクト
ルS0（λｉ）が読出され、乗算器７からは換算結果ｋ・
S0（λｉ）が出力され、減算器からは減算結果SOUT（λ
ｉ）（＝Sin（λｉ）−ｋ・S0（λｉ））が出力され
る。減算結果SOUT（λｉ）は、自家螢光スペクトルを
“SOUT（λ０）＝0"の条件で取除いたものである。減算
結果SOUT（λｉ）は、マイクロプロセッサ９に送られ画
像メモリ10を介してモニタ64上で例えばグラフで表示さ
れる。このようにして、螢光スペクトルから自家螢光ス
ペクトルを取除く処理を測定環境や組織の動きによる検
出光量の変化にも追従して行なうことができて、診断に
必要なHPD螢光スペクトルを適確に抽出することが可能
となる。
組織に合わせ、レーザ光源60から光を照射する。これに
より、信号解析装置のA/D変換器２からは、螢光スペク
トルSin（λｉ）が波長λｉの順に出力される。螢光ス
ペクトルSin（λｉ）の波長λ０（例えば600nm）での値
Sin（λ０）はメモリ５に取込まれ、このとき割算器６
からは定数ｋ（＝Sin（λ０）/S0（λ０））が出力され
る。基準スペクトルメモリ３からは、いま入力した螢光
スペクトルSin（λｉ）と同じ波長λｉの基準スペクト
ルS0（λｉ）が読出され、乗算器７からは換算結果ｋ・
S0（λｉ）が出力され、減算器からは減算結果SOUT（λ
ｉ）（＝Sin（λｉ）−ｋ・S0（λｉ））が出力され
る。減算結果SOUT（λｉ）は、自家螢光スペクトルを
“SOUT（λ０）＝0"の条件で取除いたものである。減算
結果SOUT（λｉ）は、マイクロプロセッサ９に送られ画
像メモリ10を介してモニタ64上で例えばグラフで表示さ
れる。このようにして、螢光スペクトルから自家螢光ス
ペクトルを取除く処理を測定環境や組織の動きによる検
出光量の変化にも追従して行なうことができて、診断に
必要なHPD螢光スペクトルを適確に抽出することが可能
となる。
以上に説明したように、本発明によれば、実際の測定時
に得られた測定スペクトルの特定の波長のものと基準ス
ペクトルの特定の波長のものとを用いて前記基準スペク
トルを換算し、換算結果に基づき前記測定スペクトルか
ら所定の成分のスペクトルを抽出するようにしているの
で、HPDなどの螢光物質が予め注入された部位に対し螢
光発行を行なわせるための励起光を照射しこのときに生
ずるHPD螢光スペクトルによりがんの診断を行なうがん
の診断装置等に本発明を適用するような場合、HPD螢光
スペクトルに重畳する自家螢光スペクトルを有効に取除
き、診断に必要なHPD螢光スペトルを適確に抽出するこ
とができる。
に得られた測定スペクトルの特定の波長のものと基準ス
ペクトルの特定の波長のものとを用いて前記基準スペク
トルを換算し、換算結果に基づき前記測定スペクトルか
ら所定の成分のスペクトルを抽出するようにしているの
で、HPDなどの螢光物質が予め注入された部位に対し螢
光発行を行なわせるための励起光を照射しこのときに生
ずるHPD螢光スペクトルによりがんの診断を行なうがん
の診断装置等に本発明を適用するような場合、HPD螢光
スペクトルに重畳する自家螢光スペクトルを有効に取除
き、診断に必要なHPD螢光スペトルを適確に抽出するこ
とができる。
第１図は本発明に係る信号解析装置の一実施例の構成
図、第２図はスペクトルビデオ信号を得る仕方を説明す
るための図、第３図は螢光スペクトルを示す図、第４図
は従来の診断装置の構成図である。 １……信号解析装置、２……A/D変換器、 ３……基準スペクトルメモリ、4,5……メモリ、 ６……割算器、７……乗算器、８……減算器、 SVO……スペクトルビデオ信号、 S0（λｉ）……自家螢光スペクトル、 Sin（λｉ）……螢光スペクトル、ｋ……定数
図、第２図はスペクトルビデオ信号を得る仕方を説明す
るための図、第３図は螢光スペクトルを示す図、第４図
は従来の診断装置の構成図である。 １……信号解析装置、２……A/D変換器、 ３……基準スペクトルメモリ、4,5……メモリ、 ６……割算器、７……乗算器、８……減算器、 SVO……スペクトルビデオ信号、 S0（λｉ）……自家螢光スペクトル、 Sin（λｉ）……螢光スペクトル、ｋ……定数
Claims (2)
- 【請求項１】所定の条件で得られたスペクトルを基準ス
ペクトルSo（λｉ）として記憶する記憶手段と、実際の
測定時に得られた測定スペクトルSin（λｉ）のうちの
特定の波長λｏのスペクトルSin（λｏ）と前記基準ス
ペクトルSo（λｉ）のうちの特定の波長λｏのスペクト
ルSo（λｏ）との比ｋ＝Sin（λｏ）/So（λｏ）を求め
る比算出手段と、比ｋを基準スペクトルSo（λｉ）に乗
算して前記基準スペクトルSo（λｉ）をkSo（λｉ）に
換算する換算手段と、換算結果kSo（λｉ）を前記測定
スペクトルSin（λｉ）から減算して所定の成分のスペ
クトルを抽出する抽出手段とを備えていることを特徴と
する信号解析装置。 - 【請求項２】前記特定の波長λｏは、前記抽出手段で抽
出された所定の成分のスペクトルがこの波長λｏにおい
て零となるように選ばれることを特徴とする特許請求の
範囲第１項に記載の信号解析装置。
Priority Applications (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP63075858A JPH06105190B2 (ja) | 1988-03-31 | 1988-03-31 | 信号解析装置 |
| US07/321,296 US5003977A (en) | 1988-03-31 | 1989-03-09 | Device for analyzing fluorescent light signals |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP63075858A JPH06105190B2 (ja) | 1988-03-31 | 1988-03-31 | 信号解析装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH01250740A JPH01250740A (ja) | 1989-10-05 |
| JPH06105190B2 true JPH06105190B2 (ja) | 1994-12-21 |
Family
ID=13588357
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP63075858A Expired - Lifetime JPH06105190B2 (ja) | 1988-03-31 | 1988-03-31 | 信号解析装置 |
Country Status (2)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US5003977A (ja) |
| JP (1) | JPH06105190B2 (ja) |
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| S531 | Written request for registration of change of domicile |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R313532 |
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