WO2015194410A1 - 画像入力装置及び顕微鏡装置 - Google Patents

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WO2015194410A1
WO2015194410A1 PCT/JP2015/066446 JP2015066446W WO2015194410A1 WO 2015194410 A1 WO2015194410 A1 WO 2015194410A1 JP 2015066446 W JP2015066446 W JP 2015066446W WO 2015194410 A1 WO2015194410 A1 WO 2015194410A1
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image
light
wavelength band
optical system
lens
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PCT/JP2015/066446
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English (en)
French (fr)
Inventor
高山　淳
Original Assignee
コニカミノルタ株式会社
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    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N21/00—Investigating or analysing materials by the use of optical means, i.e. using sub-millimetre waves, infrared, visible or ultraviolet light
    • G01N21/62—Systems in which the material investigated is excited whereby it emits light or causes a change in wavelength of the incident light
    • G01N21/63—Systems in which the material investigated is excited whereby it emits light or causes a change in wavelength of the incident light optically excited
    • G01N21/64—Fluorescence; Phosphorescence
    • G—PHYSICS
    • G02—OPTICS
    • G02B—OPTICAL ELEMENTS, SYSTEMS OR APPARATUS
    • G02B21/00—Microscopes
    • G02B21/18—Arrangements with more than one light path, e.g. for comparing two specimens
    • G—PHYSICS
    • G02—OPTICS
    • G02B—OPTICAL ELEMENTS, SYSTEMS OR APPARATUS
    • G02B21/00—Microscopes
    • G02B21/36—Microscopes arranged for photographic purposes or projection purposes or digital imaging or video purposes including associated control and data processing arrangements
    • H—ELECTRICITY
    • H04—ELECTRIC COMMUNICATION TECHNIQUE
    • H04N—PICTORIAL COMMUNICATION, e.g. TELEVISION
    • H04N23/00—Cameras or camera modules comprising electronic image sensors; Control thereof
    • H04N23/10—Cameras or camera modules comprising electronic image sensors; Control thereof for generating image signals from different wavelengths
    • H04N23/12—Cameras or camera modules comprising electronic image sensors; Control thereof for generating image signals from different wavelengths with one sensor only

Definitions

  • the present invention relates to an image input device and a microscope device suitable for use in the medical field or the like.
  • PDD Photodynamic Diagnostics
  • PDD has a tumor affinity and absorbs in advance a photosensitive substance that emits fluorescence when excited by light in a tumor part of the living body, and the excitation light in the excitation wavelength region of the photosensitive substance is absorbed in that part.
  • It is a technique for diagnosing a tumor part by generating fluorescence by irradiation and displaying an image of the fluorescence.
  • aminolevulinic acid (5-ALA) is orally administered to a patient and irradiated with 400 nm excitation light
  • the cancer cell emits fluorescence at 630 nm and normal cells emit fluorescence at 700 nm. I use that. Since the affected part can be identified based on the difference in the wavelength of the fluorescence, omission of excision can be eliminated, for example, by performing excision of cancer cells while photographing this with a camera.
  • Patent Document 1 discloses a technique that can display an image of a specimen with a selected display target dye in a specimen image obtained by imaging a specimen that has been multiple-stained with a plurality of dyes for the purpose of pathological diagnosis.
  • Patent Document 1 it is possible to display a sample by selecting for each of various colors, but it is necessary to switch a plurality of types of filters to perform imaging a plurality of times, and a long imaging time is required. This increases the burden on the patient and complicates and enlarges the image input device. In general, since the amount of fluorescent light emitted from the affected area is small, it is necessary to devise a method for efficiently obtaining this.
  • the present invention has been made in view of the problems of the related art, and an object thereof is to provide an image input apparatus and a microscope apparatus that can efficiently acquire light emitted from a subject while having a simple configuration.
  • an image input device reflecting one aspect of the present invention.
  • Subject light emitted from the object-side optical system is incident, emits light in the first wavelength band along the first optical path, and emits light other than the first wavelength band different from the first optical path.
  • a branch element that emits along the optical path;
  • a first imaging optical system into which the light of the first wavelength band emitted from the branch element along the first optical path is incident;
  • a first image sensor on which light in the first wavelength band is imaged by the first imaging optical system;
  • a second imaging optical system into which light other than the first wavelength band emitted from the branch element along the second optical path is incident;
  • a second image sensor on which light other than the first wavelength band is imaged by the second imaging optical system.
  • the light of the first wavelength band is emitted along the first optical path, and the light other than the first wavelength band is input to the second optical path different from the first optical path. Therefore, the first imaging optical system in the first optical path can image light of the first wavelength band on the first image sensor, and thereby the first wavelength band. Can be used for photoelectric conversion without loss. Further, the second imaging optical system in the second optical path can image light other than the first wavelength band on the second image sensor, and the subject can be obtained by combining image signals obtained from the two image sensors. An image can be formed.
  • the image signal emitted from the first image sensor and the image signal emitted from the second image sensor are combined in the affected area. Synthetic images characterizing cancer cells can be obtained. There is no need to switch a plurality of types of filters to perform a plurality of shootings, and an image signal based on light in the first wavelength band and an image signal based on light outside the first wavelength band can be obtained with a simple configuration.
  • the branch element is a wavelength selection mirror or a prism that reflects light in the first wavelength band and transmits light in the wavelength other than the first wavelength band.
  • the first imaging optical system has a single optical axis.
  • the first wavelength band is a band having a full width at half maximum of 35 nm or less.
  • a first image of a subject is formed from an image signal obtained from the first image sensor, and a second image of the subject is formed from an image signal obtained from the second image sensor.
  • an image processing unit that performs image processing so as to form a composite image in which the first image and the second image are superimposed.
  • another image input device reflecting one aspect of the present invention is: Subject light emitted from the object-side optical system is incident, emits light in the first wavelength band along the first optical path, and emits light other than the first wavelength band different from the first optical path.
  • a light having a second wavelength band that is disposed in the second optical path and is different from the first wavelength band is emitted along a third optical path, and light other than the second wavelength band is emitted from the third optical path.
  • a second branching element that emits along a different fourth optical path, and a first imaging optical system into which the light of the first wavelength band emitted along the first optical path from the first branching element is incident , A first image sensor on which light in the first wavelength band is imaged by the first imaging optical system; A second imaging optical system into which light other than the first wavelength band and the second wavelength band emitted from the second branch element along the fourth optical path is incident; A second image sensor on which light other than the first wavelength band and the second wavelength band is imaged by the second imaging optical system; A third imaging optical system into which the light of the second wavelength band emitted from the second branch element along the third optical path is incident; And a third image sensor on which light in the second wavelength band is imaged by the third imaging optical system.
  • the first branching element is used to emit light of the first wavelength band along the first optical path, and light other than the first wavelength band is different from the first optical path.
  • the light is branched so as to be emitted along the optical path, and light having a second wavelength band different from the first wavelength band is emitted along the third optical path using the second branch element, and the second wavelength band is obtained.
  • Other than the third optical path is branched so as to be emitted along a fourth optical path, so that the first image sensor in the first optical path transmits light in the first wavelength band in the first image sensor.
  • the third imaging optical system in the third optical path can image the light in the third wavelength band on the third image sensor.
  • the second imaging optical system in the second optical path can image light other than the first wavelength band and the second wavelength band on the second image sensor, and images obtained from the three image sensors.
  • a subject image can be formed by combining signals. For example, when light in the first wavelength band is emitted from a cancer cell and light in the second wavelength band is emitted from a normal cell, the image signal emitted from the first image sensor and the second image sensor are emitted. By synthesizing the image signal, it is possible to obtain a composite image in which cancer cells characterized with respect to normal cells are superimposed on the affected area image, so that diagnosis with higher accuracy can be performed.
  • This microscope apparatus includes the above-described image input apparatus.
  • the object side optical system is provided on one side of a pair of optical paths in which light from the object side travels.
  • an image input device and a microscope device that can efficiently acquire light emitted from a subject with a simple configuration.
  • FIG. 1 is a schematic cross-sectional view of a medical microscope apparatus MM to which an image input apparatus according to this embodiment is attached.
  • the medical microscope apparatus MM includes an objective lens OL, a pair of variable magnification optical systems VO, a beam splitter BS, a pair of intermediate lenses ML, and a pair of prisms PS arranged in this order from the object side (affected area side) in the housing BX. , A pair of eyepiece lenses EL.
  • the light emitted from the affected area BD is collected by the objective lens OL, travels along a pair of optical paths, and passes through the variable magnification optical system VO. Then, only the optical path on one side passes through the beam splitter BS, further passes through the intermediate lens ML, is converted into an erect image by the prism PS, and enters the observer's eye EY through a pair of eyepiece lenses EL. Thus, the observer can observe the image of the affected area BD at a desired magnification.
  • the imaging unit CA may be provided detachably with respect to the medical microscope apparatus MM.
  • FIG. 2 is a cross-sectional view schematically showing main parts of an image input apparatus according to a reference example
  • FIG. 3 is a perspective view schematically showing a photographing part CA of the image input apparatus according to the reference example.
  • the object light emitted from a beam splitter passes through an imaging lens IML and a field lens FL as an object-side optical system provided in the medical microscope apparatus MM to become substantially parallel light, and is an infrared cut filter.
  • the light passes through IrF and is focused on the imaging surface I of the image sensor SS2 through the color filter CF by the lens array LA2.
  • the lens array LA2, the color filter CF, and the image sensor SS2 constitute a photographing unit CA.
  • an afocal optical system may be provided.
  • the lens array LA2 has a plurality of (9 lenses arranged in 3 rows and 3 columns here) individual eye lenses IL. As shown by a dotted line in FIG. 3, it is preferable to integrally mold the single-lens lenses IL with each other by a flange portion, for example, using a resin such as polycarbonate or acrylic resin, because manufacturing is easy.
  • the single lens IL may be formed of two or more lenses. In this case, a plurality of lens arrays may be stacked.
  • the color filter CF is divided into nine filter elements CFa according to the single-eye lens IL.
  • FIG. 4 is a diagram illustrating an example of the arrangement of filter elements in the color filter CF.
  • the color filter CF includes one filter element CFa that transmits light in the red wavelength band (R0), one filter element CFa that transmits light in the green wavelength band (G), and a blue wavelength band (B).
  • the light passing through each filter element CFa forms an image on each corresponding photoelectric conversion region of the imaging surface 1 of the image sensor S22.
  • FIG. 5 is a diagram showing the transmission wavelength characteristics of the filter element CFa.
  • R0 represents the transmission wavelength characteristic of the red filter element CFa
  • G represents the transmission wavelength characteristic of the green filter element CFa
  • B represents the transmission wavelength characteristic of the blue filter element CFa
  • R1 Indicates the transmission wavelength characteristic of the filter element CFa of the first specific color
  • R2 indicates the transmission wavelength characteristic of the filter element CFa of the second specific color.
  • the transmission wavelength bands (R1, R2) of the first and second specific colors are compared to the transmission wavelength bands of (R0, G, B), which are bands obtained by dividing the visible light region into three. It is narrow, and the full width at half maximum is 35 nm or less.
  • the first wavelength band (R1) is, for example, 630 ⁇ 35 nm centered on the wavelength of fluorescence generated when the tumor portion of the living body is irradiated with excitation light
  • the second wavelength band (R2) Is assumed to be 700 ⁇ 35 nm, for example, centered on the wavelength of fluorescence generated when a healthy part of the living body is irradiated with excitation light.
  • a tumor-affinity part that absorbs a photosensitive substance that has a tumor affinity and emits fluorescence when excited by light is previously absorbed. Keep it. Further, the portion is irradiated with excitation light (blue light or the like) in the excitation wavelength region of the photosensitive substance to generate fluorescence having the first wavelength. On the other hand, for comparison, when the same excitation light is irradiated to the normal part of the affected area, fluorescence having a second wavelength different from the fluorescence having the first wavelength is generated. Such fluorescence is captured by an image input device.
  • the image processing unit PR can combine these to form a high-quality color image (second image) of the affected part.
  • the light in the first wavelength band that has passed through the filter element CFa of R1 forms an image on the corresponding imaging surface I, and three single-eye images without parallax are formed by the image signals. Based on this, the image processing unit PR can perform image composition to reconstruct the image (first image) of the tumor part that is the source of the occurrence.
  • the light of the second wavelength band that has passed through the filter element CFa of R2 is also imaged on the corresponding imaging surface I, and three single-eye images each having no parallax are formed by the image signal.
  • the image processing unit PR can perform image composition in the same manner to reconstruct the normal part image (third image) of the generation source. Then, the image processing unit PR performs image processing so as to superimpose the image of the tumor part and the normal part on the color image of the affected part.
  • the resultant composite image data is transmitted to the monitor MT and can be displayed as shown in FIG.
  • BD indicates an affected area
  • CN indicates a tumor portion (shown by double hatching)
  • HL indicates a normal portion (shown by hatching).
  • BD indicates an affected area
  • CN indicates a tumor portion (shown by double hatching)
  • HL indicates a normal portion (shown by hatching).
  • a part of the skull is actually excised and only a part of the brain is observed. Moreover, it is preferable
  • the image processing unit PR can obtain the evaluation value EV from the following formula, and can recognize the portion where the evaluation value EV exceeds the reference value as the tumor portion CN.
  • EV ( ⁇ 1 ⁇ 2) / ( ⁇ 1 + ⁇ 2) (1)
  • ⁇ 1 Signal value of light in the first wavelength band taken
  • ⁇ 2 Signal value of light in the second wavelength band taken
  • an inexpensive monochrome sensor can be used as the image sensor SS1, and it is sufficient to arrange a color filter such as glass or gelatin for each individual lens IL.
  • a color filter such as glass or gelatin
  • customization is easy for each fluorescence wavelength as compared with a general image sensor having an on-chip filter.
  • an on-chip filter in which RGB colors are arranged in a Bayer array for each pixel there is a problem that crosstalk is likely to occur between pixels.
  • each color filter is used for each individual lens IL, there is a crossover. It is possible to detect an image signal with a good S / N ratio with little color mixing and less talk.
  • the fluorescence of the first wavelength and the fluorescence of the second wavelength have a characteristic that the amount of light is smaller than the reflected light from the affected part. Therefore, in the case of the image input device of the reference example, three single-lens lenses IL are employed for photographing light in the first wavelength band, and three single-lens lenses are used for photographing light in the second wavelength band.
  • the amount of light taken in is greatly increased.
  • the remaining single-lens IL becomes three, and if these are distributed so that red (R0), green (G), and blue (B) light can be captured, the image of each color
  • the distance information for parallax correction necessary for combining the images cannot be obtained.
  • FIG. 7 is a cross-sectional view schematically showing the image input apparatus according to the first embodiment.
  • image sensor SS2 is called a 2nd image sensor here.
  • a dichroic mirror DM1 as a branching element is disposed between the infrared cut filter IrF and the lens array LA2.
  • the dichroic mirror DM1 which is a wavelength selection mirror, reflects light of 630 ⁇ 30 nm (first wavelength band) but has a function of transmitting other light.
  • the second optical path is the second imaging optical system.
  • the lens array LA2 is arranged.
  • the dichroic mirror DM1 may have a characteristic of transmitting light of 630 ⁇ 30 nm and reflecting other light.
  • a single condenser lens CL is arranged as a first imaging optical system, and the first image sensor SS1 is arranged at a position where subject light is imaged by the condenser lens CL. Has been.
  • FIG. 8 is a diagram showing the arrangement of filter elements in the color filter CF according to the present embodiment.
  • the color filter CF has filter elements CFa that transmit light in the green wavelength band (G) at the center and at the four corners.
  • the filter element CFa that transmits light in the two red wavelength bands (R0) and the filter element CFa that transmits light in the two blue wavelength bands (B) across the center filter element CFa are connected to the filter.
  • the centers are arranged symmetrically.
  • the image processing unit PR can reconstruct these and reconstruct a high-quality color image (second image) of the affected area with good S / N.
  • a single condenser lens and an image sensor having a Bayer array on-chip filter may be used in combination.
  • the light in the wavelength band of 630 ⁇ 30 nm is reflected by the dichroic mirror DM1 and further on the imaging surface of the first image sensor SS1 via the condenser lens CL. Since the image is formed, an image (first image) of the tumor part of the generation source can be formed. Since this image does not have a color component, the image processing unit PR can perform image processing so as to superimpose the image of the tumor part on the color image of the affected part after being colored in a distinguishable color. Coloring may be performed optically using a color filter or by image processing. The composite image subjected to the image processing can be confirmed on the monitor MT. According to this embodiment, it is possible to capture light with a wavelength band of 630 ⁇ 30 nm with a minimum loss, and it is possible to take an image efficiently even if the amount of fluorescence emitted from the affected area is small.
  • FIG. 9 is a diagram illustrating the arrangement of filter elements in a color filter CF according to a modification.
  • the configuration is the same as that of the embodiment shown in FIG. 7 except for the color filter CF.
  • the color filter CF includes a filter element CFa that transmits light in the red wavelength band (R0), a filter element CFa that transmits light in the green wavelength band (G), and a blue wavelength band (B).
  • the filter element CFa that transmits light of the second wavelength and the filter element CFa that transmits light of the second wavelength band (R2) are arranged symmetrically with respect to the center of the filter.
  • the center filter element CFa transmits light in the green wavelength band (G), but may transmit light in the second wavelength band (R2). Thereby, the amount of light taken in the second wavelength band (R2) increases.
  • the image processing unit PR can synthesize these to reconstruct a high-quality color image (second image) of the affected part.
  • light in the second wavelength band (700 ⁇ 30 nm) within a wavelength band other than 630 ⁇ 30 nm passes through the filter element CFa of R2 and is on the corresponding imaging surface I of the second image sensor SS2.
  • An image is formed, and two individual eye images are formed. It is possible to form an image (third image) of the normal part of the generation source while performing parallax correction in the same manner based on the image signal.
  • image processing unit PR so as to be superimposed on an image (first image) formed by an image signal from the first image sensor SS1.
  • the calibration from the output from the image sensors SS1 and SS2 is performed in advance.
  • the evaluation value can also be calculated using the equation (1) described in (1).
  • FIG. 10 is a cross-sectional view schematically showing an image input apparatus according to the second embodiment.
  • the lens array LA2 as the second imaging optical system is referred to as a second lens array.
  • the dichroic mirror DM1 as a branching element disposed between the infrared cut filter IrF and the lens array LA2 reflects light in the wavelength band of 600 nm to 730 nm, but transmits other light. It has the function to do.
  • the lens array LA2 is disposed in the second optical path through which the light transmitted through the dichroic mirror DM1 passes, and is disposed between the second lens array LA2 and the second image sensor SS2. Further, the color filter CF has the filter elements arranged as shown in FIG.
  • a first lens array LA1 in the first optical path through which the light reflected from the dichroic mirror DM1 passes, a first lens array LA1, a color filter CF ′, and a first image sensor SS1 as a first imaging optical system are arranged in order from the object side. ing.
  • the first lens array LA1 has a plurality of (9 lenses arranged in 3 rows and 3 columns here) individual lenses IL.
  • FIG. 11 is a diagram showing the arrangement of filter elements in the color filter CF ′ according to the present embodiment.
  • the color filter CF ′ includes a filter element CFa that transmits light of five first wavelength bands (R1) and a filter element CFa that transmits light of four second wavelength bands (R2). Are arranged alternately.
  • the image processing unit PR can reconstruct these to reconstruct a high-quality color image (second image) of the affected part.
  • the light in the wavelength band of 600 nm to 730 nm is reflected by the dichroic mirror DM1 and further enters the nine single-lens lenses IL of the second lens array LA2.
  • the subject light emitted from the five individual lenses IL out of the nine passes through the filter element CFa of R1, and the light in the first wavelength band (630 ⁇ 30 nm) is extracted and imaged on the corresponding imaging surface I.
  • the image processing unit PR can reconstruct the image (first image) of the tumor part of the generation source while performing parallax correction based on the image.
  • the subject light emitted from the remaining four single-lens lenses IL passes through the R2 filter element CFa, and the light in the second wavelength band (700 ⁇ 30 nm) is extracted, and is coupled onto the corresponding imaging surface I. Then, four single-eye images are formed by the image signal, and based on this, the image processing unit PR similarly performs parallax correction, and reconstructs the image of the normal part of the generation source (third image). it can. Therefore, the image processing unit PR performs image processing so as to superimpose the image of the tumor part and the normal part on the color image of the affected part. According to the present embodiment, compared with the reference example shown in FIG.
  • the amount of both the light in the first wavelength band and the light in the second wavelength band is increased, so the first wavelength band generated from the affected area Even if there is little light emission amount of the fluorescence of this and the fluorescence of a 2nd wavelength band, it can extract
  • the number of photoelectric conversion regions (four) for outputting image signals can be combined for reference.
  • the evaluation value can also be calculated using the formula (1) described in the example.
  • FIG. 12 is a cross-sectional view schematically showing an image input apparatus according to the third embodiment.
  • image sensor SS2 is made into 2nd image sensor here.
  • a first dichroic mirror DM1 as a first branch element and a second dichroic mirror DM2 as a second branch element are disposed between the infrared cut filter IrF and the lens array LA2 from the object side. Arranged in order.
  • the first dichroic mirror DM1 which is a wavelength selection mirror, reflects light of 630 ⁇ 30 nm (first wavelength band) but has a function of transmitting other light.
  • the second dichroic mirror DM2 which is a wavelength selection mirror, reflects light of 700 ⁇ 30 nm (second wavelength band) but has a function of transmitting other light.
  • the arrangement of the filter elements of the color filter CF is the same as that shown in FIG.
  • the optical path through which the light reflected from the first dichroic mirror DM1 passes is defined as the first optical path
  • the optical path through which the light transmitted through the first dichroic mirror DM1 passes is defined as the second optical path
  • the third optical path and the optical path through which the light transmitted through the second dichroic mirror DM2 passes is the fourth optical path
  • the second dichroic mirror DM2 is disposed in the second optical path
  • the lens array ( The second imaging optical system) LA2 is arranged.
  • a single first condensing lens (first imaging optical system) CL1 is disposed in the first optical path, and the first condensing lens CL1 forms the first light at the position where the subject light is imaged.
  • An image sensor SS1 is arranged.
  • a single second condenser lens (third imaging optical system) CL2 is disposed in the third optical path, and the third light is placed at a position where subject light is imaged by the second condenser lens CL2.
  • An image sensor SS3 is arranged.
  • the image processing unit PR can reconstruct these and reconstruct a high-quality color image (second image) of the affected part.
  • the light in the wavelength band of 630 ⁇ 30 nm is reflected by the first dichroic mirror DM1, and is further reflected by the first image sensor SS1 via the first condenser lens CL1. Since an image is formed on the imaging surface, an image (first image) of the tumor part of the generation source can be formed. Since the first condenser lens CL1 has a single optical axis, no parallax correction is required.
  • the third image sensor SS3 Since the image is formed on the imaging surface, an image (third image) of the normal part that is the source can be formed.
  • the image processing unit PR is colored in a distinguishable color, and the image processing unit PR superimposes the image of the tumor part and the normal part on the color image of the affected part. Processing can be performed.
  • the maximum uptake can be performed with respect to light in the wavelength bands of 630 ⁇ 30 nm and 700 ⁇ 30 nm, and the light can be efficiently collected even if the amount of fluorescence emitted from the affected area is small.
  • light in the wavelength band of 630 ⁇ 30 nm and light in the wavelength band of 700 ⁇ 30 nm can be collected under almost the same conditions, and therefore the evaluation value is accurately calculated using the equation (1) described in the reference example. it can.
  • light in a specific wavelength band is extracted using a dichroic mirror, but the present invention is not limited to this.
  • a first high-pass filter that cuts light in a wavelength band of 600 nm or more
  • a second high-pass that cuts light in a wavelength band of 660 nm or more as shown in FIG. 13B.
  • a prism can be used instead of the dichroic mirror.
  • the branch element is a wavelength selection mirror or prism that reflects light in the first wavelength band and transmits light other than the first wavelength band, the specific wavelength band Can be extracted efficiently.
  • the first wavelength band is a band within 35 nm in full width at half maximum, it is suitable for extracting an image of a tumor portion, for example.
  • a first image of a subject is formed from an image signal obtained from the first image sensor
  • a second image of a subject is formed from an image signal obtained from the second image sensor
  • the first imaging optical system has a single optical axis, parallax correction is not necessary.
  • the first imaging optical system has a single condenser lens arranged with respect to the first image sensor, parallax correction is not necessary.
  • the first branch element is a wavelength selection mirror or prism that reflects light in the first wavelength band and transmits light other than the first wavelength band
  • the second branch element is Since it is a wavelength selection mirror or prism that reflects light in the second wavelength band and transmits light outside the second wavelength band, light in the specific wavelength band can be extracted efficiently.
  • the first wavelength band and the second wavelength band are bands within 35 nm in full width at half maximum, it is suitable for extracting, for example, images of a tumor part and a normal part.
  • a first image of the subject is formed from the image signal obtained from the first image sensor
  • a second image of the subject is formed from the image signal obtained from the second image sensor
  • the third image sensor Since the image processing unit further includes an image processing unit that forms a third image of the subject from the obtained image signal and performs image processing so as to form a composite image in which the first image, the second image, and the third image are superimposed. For example, an image of a tumor part and a normal part can be synthesized and displayed with an affected part, and a highly accurate diagnosis can be made.
  • first imaging optical system and the third imaging optical system have a single optical axis, parallax correction is not necessary.
  • the first imaging optical system includes a single condenser lens disposed with respect to the first image sensor, and the third imaging optical system is disposed with respect to the third image sensor.
  • the second imaging optical system includes a lens array having a plurality of single-lens lenses having optical axes different from each other, and between the lens array and the second image sensor.
  • the color filter has a plurality of filter elements corresponding to the single-lens lens, and the colors of at least two filter elements are different, so that crosstalk is suppressed. Light in a plurality of wavelength bands can be separated and extracted.
  • the first imaging optical system includes a first lens array having a plurality of single-lens lenses having optical axes different from each other, and a color disposed between the first lens array and the first image sensor.
  • the color filter has a plurality of filter elements corresponding to the single-lens lens, and the colors of at least two filter elements are different, so that crosstalk is suppressed and a plurality of wavelength bands are suppressed. Light can be separated and extracted.
  • the second imaging optical system includes a second lens array having a plurality of single-lens lenses having optical axes different from each other, and a color disposed between the second lens array and the second image sensor.
  • the color filter has a plurality of filter elements corresponding to the single-lens lens, and the colors of at least two filter elements are different, so that crosstalk is suppressed and a plurality of wavelength bands are suppressed. Light can be separated and extracted.
  • the object side optical system since the object side optical system has an imaging lens and a field lens, it can shoot a high-quality subject image.
  • the object side optical system has an afocal optical system, it is possible to photograph a high-quality subject image.
  • the image input device is provided in the microscope device, the accuracy thereof can be improved by using it, for example, in diagnosis.

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Abstract

　簡素な構成でありながら、被写体から出射される光を効率的に取得できる画像入力装置及び顕微鏡装置を提供する。この画像入力装置は、物体側光学系から出射された被写体光が入射され、第１の波長帯域の光を第１光路に沿って出射し、前記第１の波長帯域以外の光を前記第１光路とは異なる第２光路に沿って出射する分岐素子と、前記分岐素子より前記第１光路に沿って出射された前記第１の波長帯域の光が入射される第１結像光学系と、前記第１結像光学系によって、前記第１の波長帯域の光が結像される第１イメージセンサと、前記分岐素子より前記第２光路に沿って出射された前記第１の波長帯域以外の光が入射される第２結像光学系と、前記第２結像光学系によって、前記第１の波長帯域以外の光が結像される第２イメージセンサと、を有する。

Description

画像入力装置及び顕微鏡装置
　本発明は、医療分野等で用いるのに好適な画像入力装置及び顕微鏡装置に関する。
　従来より、一般にＰＤＤ（Ｐｈｏｔｏｄｙｎａｍｉｃ　Ｄｉａｇｎｏｓｉｓ）と称される光力学的診断についての研究が種々行われている。ＰＤＤとは、腫瘍親和性を有し、光により励起されたとき蛍光を発する光感受性物質を予め生体の腫瘍部分に吸収させておき、その部分に光感受性物質の励起波長領域にある励起光を照射して蛍光を生じさせ、この蛍光による画像を表示して腫瘍部分を診断する技術である。具体的には、患者にアミノレブリン酸（５－ＡＬＡ）を経口投与した後、患部に４００ｎｍの励起光を照射すると、癌細胞から６３０ｎｍの蛍光を発光し、正常細胞からは７００ｎｍの蛍光を発光することを利用している。これら蛍光の波長の違いに基づいて患部を特定できるから、例えばカメラでこれを撮影しながら癌細胞の切除手術を行うことで、切除洩れをなくすことができる。
　ここで光力学的診断に際して、患部のうち蛍光を発した部位が特定されモニタ画面上で確認できれば、視覚的に病変部位を把握することが容易になる。特許文献１には、病理診断の目的で、複数の色素で多重染色された標本を撮像した標本画像において、選択した表示対象色素による標本の画像を表示できる技術が開示されている。
特開２０１０－１３４１９５号公報
　ところで、特許文献１の技術では、種々の色毎に選択を行って標本の表示を行うことはできるが、複数種類のフィルタを切り換えて複数回の撮像を行わなくてはならず、長い撮像時間が必要で患者の負担が大きくなったり、画像入力装置が複雑化・大型化するという問題がある。又、一般的に患部から出射する蛍光の発光量は小さいので、これを効率的に取得する工夫が必要である。
　本発明は、かかる従来技術の問題点に鑑みてなされたものであり、簡素な構成でありながら、被写体から出射される光を効率的に取得できる画像入力装置及び顕微鏡装置を提供することを目的とする。
　上述した目的のうち少なくとも一つを実現するために、本発明の一側面を反映した画像入力装置は、
　物体側光学系から出射された被写体光が入射され、第１の波長帯域の光を第１光路に沿って出射し、前記第１の波長帯域以外の光を前記第１光路とは異なる第２光路に沿って出射する分岐素子と、
　前記分岐素子より前記第１光路に沿って出射された前記第１の波長帯域の光が入射される第１結像光学系と、
　前記第１結像光学系によって、前記第１の波長帯域の光が結像される第１イメージセンサと、
　前記分岐素子より前記第２光路に沿って出射された前記第１の波長帯域以外の光が入射される第２結像光学系と、
　前記第２結像光学系によって、前記第１の波長帯域以外の光が結像される第２イメージセンサと、を有することを特徴とする。
　本画像入力装置によれば、分岐素子を用いて、第１の波長帯域の光を第１光路に沿って出射し、第１の波長帯域以外の光を第１光路とは異なる第２光路に沿って出射するように分岐するので、第１光路内の第１結像光学系によって、第１の波長帯域の光を第１イメージセンサに結像することが出来、これにより第１の波長帯域の光をロスなく光電変換に利用できる。又、第２光路内の第２結像光学系によって、第１の波長帯域以外の光を第２イメージセンサに結像することが出来、２つのイメージセンサから得られる画像信号を組み合わせることにより被写体画像を形成できる。例えば、癌細胞から特定の波長帯域の光が出射される場合、前記第１イメージセンサから出射される画像信号と、前記第２イメージセンサから出射される画像信号とを合成することで、患部において癌細胞を特徴付けた合成画像を得ることができる。複数種類のフィルタを切り換えて複数の撮影を行う必要がなく、簡素な構成で、第１の波長帯域の光による画像信号と第１の波長帯域以外の光による画像信号とを得ることができる。
　本発明の一態様によれば、前記分岐素子は、前記第１の波長帯域の光を反射すると共に、前記第１の波長帯域以外の光を透過する波長選択ミラー又はプリズムである。
　本発明の一態様によれば、前記第１結像光学系は単一の光軸を持つ。
　本発明の一態様によれば、前記第１の波長帯域は、半値全幅で３５ｎｍ以内の帯域である。
　本発明の一態様によれば、前記第１イメージセンサから得られた画像信号から被写体の第１画像を形成し、前記第２イメージセンサから得られた画像信号から被写体の第２画像を形成し、前記第１画像と前記第２画像とを重畳した合成画像を形成するように画像処理を行う画像処理部をさらに有する。
　上述した目的のうち少なくとも一つを実現するために、本発明の一側面を反映した別の画像入力装置は、
　物体側光学系から出射された被写体光が入射され、第１の波長帯域の光を第１光路に沿って出射し、前記第１の波長帯域以外の光を前記第１光路とは異なる第２光路に沿って出射する第１分岐素子と、
　前記第２光路内に配置され、前記第１の波長帯域とは異なる第２の波長帯域の光を第３光路に沿って出射し、前記第２の波長帯域以外の光を前記第３光路とは異なる第４光路に沿って出射する第２分岐素子と
　前記第１分岐素子より前記第１光路に沿って出射された前記第１の波長帯域の光が入射される第１結像光学系と、
　前記第１結像光学系によって、前記第１の波長帯域の光が結像される第１イメージセンサと、
　前記第２分岐素子より前記第４光路に沿って出射された前記第１の波長帯域及び前記第２の波長帯域以外の光が入射される第２結像光学系と、
　前記第２結像光学系によって、前記第１の波長帯域及び前記第２の波長帯域以外の光が結像される第２イメージセンサと、
　前記第２分岐素子より前記第３光路に沿って出射された前記第２の波長帯域の光が入射される第３結像光学系と、
　前記第３結像光学系によって、前記第２の波長帯域の光が結像される第３イメージセンサと、を有することを特徴とする。
　本画像入力装置によれば、第１分岐素子を用いて、第１の波長帯域の光を第１光路に沿って出射し、第１の波長帯域以外の光を第１光路とは異なる第２光路に沿って出射するように分岐し、また第２分岐素子を用いて、第１の波長帯域とは異なる第２の波長帯域の光を第３光路に沿って出射し、第２の波長帯域以外の光を第３光路とは異なる第４光路に沿って出射するように分岐するので、第１光路内の前記第１結像光学系によって、第１の波長帯域の光を第１イメージセンサに結像することが出来、第３光路内の第３結像光学系によって、第３の波長帯域の光を第３イメージセンサに結像することが出来る。これにより２種類の波長帯域の光をロスなく光電変換に利用できる。又、第２光路内の第２結像光学系によって、第１の波長帯域及び第２の波長帯域以外の光を第２イメージセンサに結像することが出来、３つのイメージセンサから得られる画像信号を組み合わせることにより被写体画像を形成できる。例えば癌細胞から第１の波長帯域の光が出射され、正常細胞から第２の波長帯域の光が出射される場合、第１イメージセンサから出射される画像信号と、第２イメージセンサから出射される画像信号とを合成することで、正常細胞に対して特徴付けられた癌細胞を患部画像に重畳させた合成画像を得ることができるため、より確度の高い診断を行うことができる。
　本顕微鏡装置は、上述の画像入力装置を備える。
　前記顕微鏡装置において、物体側からの光が進行する一対の光路の片側に前記物体側光学系が設けられることが好ましい。
　本発明によれば、簡素な構成でありながら、被写体から出射される光を効率的に取得できる画像入力装置及び顕微鏡装置を提供することができる。
本実施形態にかかる画像入力装置を取り付けた医療用顕微鏡装置ＭＭの概略断面図である。 参考例にかかる画像入力装置の主要部を模式的に示す断面図である。 参考例にかかる画像入力装置の撮影部ＣＡを模式的に示す斜視図である。 カラーフィルタＣＦにおけるフィルタ素子の並びの一例を示す図である。 フィルタ素子ＣＦａの透過波長特性を示す図である。 モニタに表示された患部の画像の一例を示す図である。 第１の実施形態にかかる画像入力装置を模式的に示す断面図である。 第１の実施形態にかかるカラーフィルタＣＦにおけるフィルタ素子の並びを示す図である。 変形例にかかるカラーフィルタＣＦにおけるフィルタ素子の並びを示す図である。 第２の実施形態にかかる画像入力装置を模式的に示す断面図である。 第２の実施形態にかかるカラーフィルタＣＦ’におけるフィルタ素子の並びを示す図である。 第３の実施形態にかかる画像入力装置を模式的に示す断面図である。 ハイパスフィルタの組み合わせ例を示す図である。
　以下、本発明の一実施形態に係る画像入力装置について説明する。図１は、本実施形態にかかる画像入力装置を取り付けた医療用顕微鏡装置ＭＭの概略断面図である。医療用顕微鏡装置ＭＭは、筐体ＢＸ内において物体側（患部側）から順に配置された、対物レンズＯＬ，一対の変倍光学系ＶＯ，ビームスプリッタＢＳ，一対の中間レンズＭＬ、一対のプリズムＰＳ，一対の接眼レンズＥＬから構成される。
　適切な光源を用いて患部ＢＤに光照射した結果、患部ＢＤから出射された光は、対物レンズＯＬで集光された後、一対の光路に沿って進行し、それぞれ変倍光学系ＶＯを通過して変倍され、片側の光路のみビームスプリッタＢＳを通過し、更にそれぞれ中間レンズＭＬを通過し、プリズムＰＳで正立像に変換され、一対の接眼レンズＥＬを介して観察者の目ＥＹに入射するようになっており、これにより観察者は患部ＢＤの像を所望の倍率で観察することができる。
　ここで、ビームスプリッタＢＳを通過する際に、光束が分岐され、一方の光束は中間レンズＭＬ側に向かうが、他方の光束は結像レンズＩＭＬを介して画像入力装置の撮影部ＣＡに入射されるようになっている。撮影部ＣＡは、医療用顕微鏡装置ＭＭに対して着脱可能に設けられていてもよい。
　次に、本実施形態にかかる画像入力装置を説明する前に、参考例にかかる画像入力装置について説明する。図２は、参考例にかかる画像入力装置の主要部を模式的に示す断面図であり、図３は、参考例にかかる画像入力装置の撮影部ＣＡを模式的に示す斜視図である。図２において不図示のビームスプリッタより出射した被写体光は、医療用顕微鏡装置ＭＭに設けられた物体側光学系としての結像レンズＩＭＬ及びフィールドレンズＦＬを通過して略平行光となり、赤外線カットフィルタＩｒＦを通過し、レンズアレイＬＡ２により、カラーフィルタＣＦを通してイメージセンサＳＳ２の撮像面Ｉに結像されるようになっている。レンズアレイＬＡ２、カラーフィルタＣＦ、イメージセンサＳＳ２により撮影部ＣＡが構成される。結像レンズＩＭＬ及びフィールドレンズＦＬの代わりに、アフォーカル系光学系を設けても良い。
　レンズアレイＬＡ２は、複数（ここでは３行３列に並べた９個）の個眼レンズＩＬを有する。図３に点線で示すように、個眼レンズＩＬ同士がフランジ部で連結されるようにして、例えば、ポリカーボネートやアクリル樹脂などの樹脂を用いて一体成形すると、製造が容易であるので好ましい。個眼レンズＩＬは、２枚以上のレンズから形成されていても良い。この場合、複数のレンズアレイが積層されていてもよい。
　カラーフィルタＣＦは、個眼レンズＩＬに応じて９個のフィルタ素子ＣＦａに分割されている。図４は、カラーフィルタＣＦにおけるフィルタ素子の並びの一例を示す図である。カラーフィルタＣＦは、赤色の波長帯域（Ｒ０）の光を透過する１つのフィルタ素子ＣＦａと、緑色の波長帯域（Ｇ）の光を透過する１つのフィルタ素子ＣＦａと、青色の波長帯域（Ｂ）の光を透過する１つのフィルタ素子ＣＦａと、第１の波長帯域（Ｒ１）の光を透過する３つのフィルタ素子ＣＦａと、第２の波長帯域（Ｒ２）の光を透過する３つのフィルタ素子ＣＦａとを備えている。各フィルタ要素ＣＦａと通過した光は、イメージセンサＳ２２の撮像面１の対応する各光電変換領域にそれぞれ結像する。
　図５は、フィルタ素子ＣＦａの透過波長特性を示す図である。図５において、Ｒ０は、赤色のフィルタ素子ＣＦａの透過波長特性を示し、Ｇは、緑色のフィルタ素子ＣＦａの透過波長特性を示し、Ｂは、青色のフィルタ素子ＣＦａの透過波長特性を示し、Ｒ１は、第１の特定色のフィルタ素子ＣＦａの透過波長特性を示し、Ｒ２は、第２の特定色のフィルタ素子ＣＦａの透過波長特性を示している。図５に示すように、第１及び第２の特定色の透過波長帯域（Ｒ１、Ｒ２）は、可視光領域を３分割した帯域である（Ｒ０、Ｇ、Ｂ）の透過波長帯域に比べて狭くなっており、半値全幅で３５ｎｍ以下である。ここで、第１の波長帯域（Ｒ１）は、生体の腫瘍部分に励起光を照射したときに発生する蛍光の波長を中心として、例えば例えば６３０±３５ｎｍであり、第２の波長帯域（Ｒ２）は、生体の健康な部分に励起光を照射したときに発生する蛍光の波長を中心として、例えば７００±３５ｎｍであるものとする。
　参考例の画像入力装置を、患者等の生体観察に用いる場合、診断前準備として、腫瘍親和性を有し、光により励起されたとき蛍光を発する光感受性物質を予め患部の腫瘍部分に吸収させておく。更に、当該部分に光感受性物質の励起波長領域にある励起光（青色光など）を照射して第１の波長の蛍光を発生させる。一方、比較のため、患部の正常部分にも同じ励起光を照射すると、第１の波長の蛍光とは異なる波長の第２の波長の蛍光が発生する。かかる蛍光を、画像入力装置に取り込んで撮像する。
　このとき、Ｒ０、Ｇ、Ｂのフィルタ素子ＣＦａを通過した被写体光は、対応する撮像面Ｉ上に結像し、その画像信号により赤色成分、緑色成分、青色成分を持つ画像が、補間処理等を行うことなく形成されるので、画像処理部ＰＲが、これらを合成して高画質な患部のカラー画像（第２画像）を形成することができる。一方、Ｒ１のフィルタ素子ＣＦａを通過した第１の波長帯域の光は、対応する撮像面Ｉ上に結像し、その画像信号により、それぞれ視差の無い３つの個眼像が形成され、これに基づき画像処理部ＰＲで画像合成を行い、発生元の腫瘍部分の画像（第１画像）を再構成することができる。
　更に、Ｒ２のフィルタ素子ＣＦａを通過した第２の波長帯域の光も、対応する撮像面Ｉ上に結像し、その画像信号により、それぞれ視差の無い３つの個眼像が形成され、これに基づき同様に画像処理部ＰＲで画像合成を行い、発生元の正常部分の画像（第３画像）を再構成することができる。そして、画像処理部ＰＲが、患部のカラー画像に腫瘍部分と正常部分の画像を重畳するように画像処理を行う。その結果得られた合成画像のデータはモニタＭＴに送信されて、図６に示すように画像表示することができる。図６において、ＢＤが患部を示し、ＣＮが腫瘍部分（ダブルハッチングで図示）を示し、ＨＬが正常部分（ハッチングで図示）を示す。実際には、実際には、頭蓋骨の一部を切除し、脳の一部のみを観察することになる。また、特殊な色で色づけして両者を区別しやすくすると好ましい。
　尚、画像処理部ＰＲは、評価値ＥＶを以下の式から求め、評価値ＥＶが基準値を超えた部位について腫瘍部分ＣＮと認定することができる。
　ＥＶ＝（Δ１－Δ２）／（Δ１＋Δ２）　　　（１）
但し、
　Δ１：撮影した第１の波長帯域の光の信号値
　Δ２：撮影した第２の波長帯域の光の信号値
　ここで、個眼レンズＩＬ毎に各色フィルタを用いる利点としては、イメージセンサＳＳ１として安価なモノクロセンサを利用でき、個眼レンズＩＬ毎にガラス、ゼラチンなどの色フィルタを配置すれば足り、イメージセンサＳＳ２の画素毎にオンチップフィルタを配置する必要がなく、構成が簡素化されることがある。又、一般的なオンチップフィルタを持つイメージセンサに比べれば、蛍光の波長毎にカスタマイズが容易である。更に、画素毎にＲＧＢの各色をベイヤ配列で並べたオンチップフィルタを用いた場合、画素間でのクロストークが生じやすいという課題があるが、個眼レンズＩＬ毎に各色フィルタを用いる場合はクロストークが生じにくく、混色の少ないS/N比の良好な画像信号の検出が可能である。
　ところで、第１の波長の蛍光及び第２の波長の蛍光は、患部からの反射光に比べると光量が小さいという特性を有する。従って、参考例の画像入力装置の場合、第１の波長帯域の光を撮影するために３つの個眼レンズＩＬを採用し、第２の波長帯域の光を撮影するために３つの個眼レンズＩＬを採用することにより、それぞれ取り込み光量を大幅に増大させている。ところが、かかる構成により残りの個眼レンズＩＬが３個になってしまうので、これらを、赤色（Ｒ０），緑色（Ｇ）、青色（Ｂ）の光をそれぞれ取り込めるように振り分けると、各色の画像を合成する際に必要な視差補正用の距離情報が得られないという課題がある。かかる課題を克服する方策として、個眼レンズＩＬの数を増大させることも考えられるが、それによりレンズアレイＬＡ２が大型化し、組付が困難になるという新たな課題が発生する。以下の実施形態によれば、かかる不具合を解消できる。
（第１の実施形態）
　図７は、第１の実施形態にかかる画像入力装置を模式的に示す断面図である。尚、上述した参考例と共通する部位に関しては説明を省略するが、ここではイメージセンサＳＳ２を第２イメージセンサと称する。本実施形態においては、赤外線カットフィルタＩｒＦとレンズアレイＬＡ２との間に，分岐素子としてのダイクロイックミラーＤＭ１を配置している。波長選択ミラーであるダイクロイックミラーＤＭ１は、６３０±３０ｎｍ（第１の波長帯域）の光を反射するが、それ以外の光を透過する機能を有する。ここで、ダイクロイックミラーＤＭ１から反射した光が通過する光路を第１光路とし、ダイクロイックミラーＤＭ１を透過した光が通過する光路を第２光路とすると、第２光路に第２結像光学系としてのレンズアレイＬＡ２が配置されていることとなる。尚、ダイクロイックミラーＤＭ１は、６３０±３０ｎｍの光を透過し、それ以外の光を反射させる特性としても良い。
　一方、第１光路には、第１結像光学系として単一の集光レンズＣＬが配置されており、また集光レンズＣＬにより被写体光が結像される位置に第１イメージセンサＳＳ１が配置されている。
　図８は、本実施形態にかかるカラーフィルタＣＦにおけるフィルタ素子の並びを示す図である。図８に示すように、カラーフィルタＣＦは、中央及び四隅に緑色の波長帯域（Ｇ）の光を透過するフィルタ素子ＣＦａが配置されている。また、中央のフィルタ素子ＣＦａを挟んで２つの赤色の波長帯域（Ｒ０）の光を透過するフィルタ素子ＣＦａと、２つの青色の波長帯域（Ｂ）の光を透過するフィルタ素子ＣＦａとをフィルタの中心を対称に配置している。
　本実施形態によれば、赤外線カットフィルタＩｒＦを通過した被写体光のうち、６３０±３０ｎｍ以外の波長帯域の光は、ダイクロイックミラーＤＭ１を通過してレンズアレイＬＡ２に入射し、更にＲ０、Ｇ、Ｂのフィルタ素子ＣＦａを通過して、対応する撮像面Ｉ上に結像して、その画像信号により赤色成分、緑色成分、青色成分を持つ２つ又は３つの個眼像が補間処理等を行うことなく形成されるので、画像処理部ＰＲが、これらを再構成してＳ／Ｎの良い高画質な患部のカラー画像（第２画像）を再構成することができる。
なお、単一の集光レンズと、ベイヤ配列のオンチップフィルタを持つイメージセンサとを組み合わせて用いても良い。
　一方、赤外線カットフィルタＩｒＦを通過した被写体光のうち、６３０±３０ｎｍの波長帯域の光は、ダイクロイックミラーＤＭ１で反射して、更に集光レンズＣＬを介して第１イメージセンサＳＳ１の撮像面上に結像するので、発生元の腫瘍部分の画像（第１画像）を形成することができる。この画像は色成分を持たないので、区別できる色に着色した上で、画像処理部ＰＲが、患部のカラー画像に腫瘍部分の画像を重畳するように画像処理を行うことができる。着色は、色フィルタを用いて光学的に行ってもよいし、画像処理によって行ってもよい。画像処理された合成画像はモニタＭＴ上で確認できる。本実施形態によれば、６３０±３０ｎｍの波長帯域の光に関してはロスを最小限にして取り込みを行うことが出来、患部から出射する蛍光の量が少なくても効率的に撮影できる。
　図９は、変形例にかかるカラーフィルタＣＦにおけるフィルタ素子の並びを示す図である。本変形例において、カラーフィルタＣＦ以外、図７に示す実施形態の構成と同様である。上述した実施形態では、第２の波長帯域の被写体光を採取することはできない。
本変形例にかかるカラーフィルタＣＦを用いれば、それが可能になる。図９において、カラーフィルタＣＦは、赤色の波長帯域（Ｒ０）の光を透過するフィルタ素子ＣＦａと、緑色の波長帯域（Ｇ）の光を透過するフィルタ素子ＣＦａと、青色の波長帯域（Ｂ）の光を透過するフィルタ素子ＣＦａと、第２の波長帯域（Ｒ２）の光を透過するフィルタ素子ＣＦａとをフィルタの中心を対称に配置している。また、中央のフィルタ素子ＣＦａは、緑色の波長帯域（Ｇ）の光を透過するものとしているが、第２の波長帯域（Ｒ２）の光を透過するようにしても良い。それにより、第２の波長帯域（Ｒ２）の光の取り込み量が増大する。
　本変形例によれば、赤外線カットフィルタＩｒＦを通過した被写体光のうち、６３０±３０ｎｍ以外の波長帯域の光は、ダイクロイックミラーＤＭ１を通過してレンズアレイＬＡ２に入射し、更にＲ０、Ｇ、Ｂのフィルタ素子ＣＦａを通過して、第２イメージセンサＳＳ２の対応する撮像面Ｉ上に結像し、その画像信号により赤色成分、緑色成分、青色成分を持つ２つ又は３つの個眼像が補間処理等を行うことなく形成されるので、画像処理部ＰＲが、これらを合成して高画質な患部のカラー画像（第２画像）を再構成することができる。又、６３０±３０ｎｍ以外の波長帯域内であって第２の波長帯域（７００±３０ｎｍ）の光は、Ｒ２のフィルタ素子ＣＦａを通過して、第２イメージセンサＳＳ２の対応する撮像面Ｉ上に結像し、２つの個眼像が形成される。その画像信号に基づき同様に視差補正を行いつつ、発生元の正常部分の画像（第３画像）を形成することができる。これらは、画像処理部ＰＲにより、第１イメージセンサＳＳ１からの画像信号により形成された画像（第１画像）と重畳するように画像処理が行われる。又、本変形例では、６３０±３０ｎｍの波長帯域の光と、７００±３０ｎｍの波長帯域の光を撮影できるので、イメージセンサＳＳ１，ＳＳ２からの出力の校正を予め行っておくことで、参考例で説明した（１）式を用いて評価値も算出できる。
（第２の実施形態）
　図１０は、第２の実施形態にかかる画像入力装置を模式的に示す断面図である。尚、上述した参考例と共通する部位に関しては説明を省略するが、ここでは第２結像光学系としてのレンズアレイＬＡ２を第２レンズアレイとする。本実施形態においては、赤外線カットフィルタＩｒＦとレンズアレイＬＡ２との間に配置された，分岐素子としてのダイクロイックミラーＤＭ１は、６００ｎｍ～７３０ｎｍの波長帯域の光を反射するが、それ以外の光を透過する機能を有する。上述した実施形態と同様に、ダイクロイックミラーＤＭ１を透過した光が通過する光路を第２光路にレンズアレイＬＡ２が配置されており、第２レンズアレイＬＡ２と第２イメージセンサＳＳ２との間に配置されたカラーフィルタＣＦは、図８に示す並びのフィルタ素子を有する。
　一方、ダイクロイックミラーＤＭ１から反射した光が通過する第１光路には、物体側から順に、第１結像光学系としての第１レンズアレイＬＡ１、カラーフィルタＣＦ’，第１イメージセンサＳＳ１が配置されている。かかる構成は図３に示すものと基本的に同様であり、すなわち第１レンズアレイＬＡ１は、複数（ここでは３行３列に並べた９個）の個眼レンズＩＬを有する。
　図１１は、本実施形態にかかるカラーフィルタＣＦ’におけるフィルタ素子の並びを示す図である。カラーフィルタＣＦ’は、５つの第１の波長帯域（Ｒ１）の光を透過するフィルタ素子ＣＦａと、４つの第２の波長帯域（Ｒ２）の光を透過するフィルタ素子ＣＦａとを、市松模様状に交互に並べている。
　本実施形態によれば、赤外線カットフィルタＩｒＦを通過した被写体光のうち、６００ｎｍ～７３０ｎｍ以外の波長帯域の光は、ダイクロイックミラーＤＭ１を通過してレンズアレイＬＡ２に入射し、更にＲ０、Ｇ、Ｂのフィルタ素子ＣＦａを通過して、対応する撮像面Ｉ上に結像して、その画像信号により赤色成分、緑色成分、青色成分を持つ２つ又は３つの個眼像が補間処理等を行うことなく形成されるので、画像処理部ＰＲが、これらを再構成して高画質な患部のカラー画像（第２画像）を再構成することができる。
　一方、赤外線カットフィルタＩｒＦを通過した被写体光のうち、６００ｎｍ～７３０ｎｍの波長帯域の光は、ダイクロイックミラーＤＭ１で反射して、更に第２レンズアレイＬＡ２の９つの個眼レンズＩＬに入射する。９つのうち５つの個眼レンズＩＬから出射した被写体光は、Ｒ１のフィルタ素子ＣＦａを通過して第１の波長帯域（６３０±３０ｎｍ）の光が抽出され、対応する撮像面Ｉ上に結像し、その画像信号により５つの個眼像が形成され、これに基づき画像処理部ＰＲが視差補正を行いつつ、発生元の腫瘍部分の画像（第１画像）を再構成することができる。
　更に、残りの４つの個眼レンズＩＬから出射した被写体光は、Ｒ２のフィルタ素子ＣＦａを通過して第２の波長帯域（７００±３０ｎｍ）の光が抽出され、対応する撮像面Ｉ上に結像し、その画像信号により４つの個眼像が形成され、これに基づき同様に画像処理部ＰＲが視差補正を行いつつ、発生元の正常部分の画像（第３画像）を再構成することができる。よって、画像処理部ＰＲが、患部のカラー画像に腫瘍部分と正常部分の画像を重畳するように画像処理を行う。本実施形態によれば、図２に示す参考例に比べ、第１の波長帯域の光及び第２の波長帯域の光の双方の取り込み量が増大するので、患部から発生する第１の波長帯域の蛍光及び第２の波長帯域の蛍光の発光量が少なくても、効率的に採取できる。本実施形態では、６３０±３０ｎｍの波長帯域の光と、７００±３０ｎｍの波長帯域の光を撮影できるので、画像信号を出力する光電変換領域の個数（４つ）を合わせておくことで、参考例で説明した（１）式を用いて評価値も算出できる。
（第３の実施形態）
　図１２は、第３の実施形態にかかる画像入力装置を模式的に示す断面図である。尚、上述した参考例と共通する部位に関しては説明を省略するが、ここではイメージセンサＳＳ２を第２イメージセンサとする。本実施形態においては、赤外線カットフィルタＩｒＦとレンズアレイＬＡ２との間に，第１分岐素子としての第１ダイクロイックミラーＤＭ１と、第２分岐素子としての第２ダイクロイックミラーＤＭ２とを、物体側からこの順序で配置している。波長選択ミラーである第１ダイクロイックミラーＤＭ１は、６３０±３０ｎｍ（第１の波長帯域）の光を反射するが、それ以外の光を透過する機能を有する。又、波長選択ミラーである第２ダイクロイックミラーＤＭ２は、７００±３０ｎｍ（第２の波長帯域）の光を反射するが、それ以外の光を透過する機能を有する。尚、カラーフィルタＣＦのフィルタ素子の並びは、図８に示すものと同様である。
　ここで、第１ダイクロイックミラーＤＭ１から反射した光が通過する光路を第１光路とし、第１ダイクロイックミラーＤＭ１を透過した光が通過する光路を第２光路とし、第２ダイクロイックミラーＤＭ２から反射した光が通過する光路を第３光路とし、第２ダイクロイックミラーＤＭ２を透過した光が通過する光路を第４光路とすると、第２光路に第２ダイクロイックミラーＤＭ２が配置され、第４光路にレンズアレイ（第２結像光学系）ＬＡ２が配置されていることとなる。
　一方、第１光路には、単一の第１集光レンズ（第１結像光学系）ＣＬ１が配置されており、また第１集光レンズＣＬ１により被写体光が結像される位置に第１イメージセンサＳＳ１が配置されている。更に、第３光路には、単一の第２集光レンズ（第３結像光学系）ＣＬ２が配置されており、また第２集光レンズＣＬ２により被写体光が結像される位置に第３イメージセンサＳＳ３が配置されている。
　本実施形態によれば、赤外線カットフィルタＩｒＦを通過した被写体光のうち、６３０±３０ｎｍ及び７００±３０ｎｍ以外の波長帯域の光は、ダイクロイックミラーＤＭ１，ＤＭ２を通過してレンズアレイＬＡ２に入射し、更にＲ０、Ｇ、Ｂのフィルタ素子ＣＦａを通過して、対応する撮像面Ｉ上に結像して、その画像信号により赤色成分、緑色成分、青色成分を持つ２つ又は３つの個眼像が補間処理等を行うことなく形成されるので、画像処理部ＰＲが、これらを再構成して高画質な患部のカラー画像（第２画像）を再構成することができる。
　一方、赤外線カットフィルタＩｒＦを通過した被写体光のうち、６３０±３０ｎｍの波長帯域の光は、第１ダイクロイックミラーＤＭ１で反射して、更に第１集光レンズＣＬ１を介して第１イメージセンサＳＳ１の撮像面上に結像するので、発生元の腫瘍部分の画像（第１画像）を形成することができる。第１集光レンズＣＬ１は単一の光軸を持つので、視差補正は不要である。
　更に、第１ダイクロイックミラーＤＭ１を通過した被写体光のうち、７００±３０ｎｍの波長帯域の光は、第２ダイクロイックミラーＤＭ２で反射して、更に第２集光レンズＣＬ２を介して第３イメージセンサＳＳ３の撮像面上に結像するので、発生元の正常部分の画像（第３画像）を形成することができる。又、第１画像及び第３画像は色成分を持たないので，区別できる色に着色した上で、画像処理部ＰＲが、患部のカラー画像に腫瘍部分及び正常部分の画像を重畳するように画像処理を行うことができる。本実施形態によれば、６３０±３０ｎｍ及び７００±３０ｎｍの波長帯域の光に関しては最大限の取り込みを行うことが出来、患部から出射する蛍光の量が少なくても効率的に採取できる。本実施形態では、６３０±３０ｎｍの波長帯域の光と、７００±３０ｎｍの波長帯域の光をほぼ同条件で採取できるので、参考例で説明した（１）式を用いて評価値を精度良く算出できる。
　尚、上述した実施形態では、特定の波長帯域の光を、ダイクロイックミラーを用いて抽出しているが、これに限られない。例えば図１３（ａ）に示すごとき、６００ｎｍ以上の波長帯域の光をカットする第１のハイパスフィルタと、図１３（ｂ）に示すごとき、６６０ｎｍ以上の波長帯域の光をカットする第２のハイパスフィルタとを組み合わせて、その差分をとることで、６００±３０ｎｍの光を抽出することも出来る（図１３（ｃ））。
また、ダイクロイックミラーに代えてプリズムを用いることもできる。
　以下、画像入力装置の好ましい態様についてまとめて説明する。
　前記画像入力装置において、前記分岐素子は、前記第１の波長帯域の光を反射すると共に、前記第１の波長帯域以外の光を透過する波長選択ミラー又はプリズムであるので、前記特定の波長帯域の光を効率良く抽出できる。
　また、前記第１の波長帯域は、半値全幅で３５ｎｍ以内の帯域であるので、例えば腫瘍部分の画像を抽出するのに好適である。
　また、前記第１イメージセンサから得られた画像信号から被写体の第１画像を形成し、前記第２イメージセンサから得られた画像信号から被写体の第２画像を形成し、前記第１画像と前記第２画像とを重畳した合成画像を形成するように画像処理を行う画像処理部をさらに有するので、例えば腫瘍部分の画像を患部と合成して表示することが出来、確度の高い診断ができる。
　また、前記第１結像光学系は単一の光軸を持つので、視差補正が不要になる。
　また、前記第１結像光学系は、前記第１イメージセンサに対し配置された単一の集光レンズを有するので、視差補正が不要になる。
　また、前記第１分岐素子は、前記第１の波長帯域の光を反射すると共に、前記第１の波長帯域以外の光を透過する波長選択ミラー又はプリズムであり、前記第２分岐素子は、前記第２の波長帯域の光を反射すると共に、前記第２の波長帯域以外の光を透過する波長選択ミラー又はプリズムであるので、前記特定の波長帯域の光を効率良く抽出できる。
　また、前記第１の波長帯域及び前記第２の波長帯域は、半値全幅で３５ｎｍ以内の帯域であるので、例えば腫瘍部分と正常部分の画像を抽出するのに好適である。
　また、前記第１イメージセンサから得られた画像信号から被写体の第１画像を形成し、前記第２イメージセンサから得られた画像信号から被写体の第２画像を形成し、前記第３イメージセンサから得られた画像信号から被写体の第３画像を形成し、前記第１画像と前記第２画像と前記第３画像を重畳した合成画像を形成するように画像処理を行う画像処理部をさらに有するので、例えば腫瘍部分と正常部分の画像を患部と合成して表示することが出来、確度の高い診断ができる。
　また、前記第１結像光学系及び前記第３結像光学系は、単一の光軸を持つので、視差補正が不要になる。
　また、前記第１結像光学系は、前記第１イメージセンサに対し配置された単一の集光レンズを有し、前記第３結像光学系は、前記第３イメージセンサに対し配置された単一の集光レンズを有し、前記第２結像光学系は、光軸を互いに異ならせた複数の個眼レンズを持つレンズアレイと、前記レンズアレイと前記第２イメージセンサとの間に配置されたカラーフィルタと、を有し、前記カラーフィルタは、前記個眼レンズに対応した複数のフィルタ素子を有し、少なくとも２つのフィルタ素子の色が異なっているので、クロストークを抑制しつつ複数の波長帯域の光を分離して抽出することができる。
　また、前記第１結像光学系は、光軸を互いに異ならせた複数の個眼レンズを持つ第１レンズアレイと、前記第１レンズアレイと前記第１イメージセンサとの間に配置されたカラーフィルタとを有し、前記カラーフィルタは、前記個眼レンズに対応した複数のフィルタ素子を有し、少なくとも２つのフィルタ素子の色が異なっているので、クロストークを抑制しつつ複数の波長帯域の光を分離して抽出することができる。
　また、前記第２結像光学系は、光軸を互いに異ならせた複数の個眼レンズを持つ第２レンズアレイと、前記第２レンズアレイと前記第２イメージセンサとの間に配置されたカラーフィルタとを有し、前記カラーフィルタは、前記個眼レンズに対応した複数のフィルタ素子を有し、少なくとも２つのフィルタ素子の色が異なっているので、クロストークを抑制しつつ複数の波長帯域の光を分離して抽出することができる。
　また、前記物体側光学系は、結像レンズと、フィールドレンズとを有するので、高画質な被写体画像を撮影できる。
　また、前記物体側光学系は、アフォーカル光学系を有するので、高画質な被写体画像を撮影できる。
　また、前記画像入力装置は、顕微鏡装置に設けられているので、例えば診断の際に用いることで、その確度を向上できる。
　本発明は、本明細書に記載の実施形態や変形例に限定されるものではなく、他の実施形態・変形例を含むことは、本明細書に記載された実施形態や技術思想から本分野の当業者にとって明らかである。
ＢＳ　　　　　　ビームスプリッタ
ＢＸ　　　　　　筐体
ＣＡ　　　　　　撮影部
ＣＦ　　　　　　カラーフィルタ
ＣＦａ　　　　　フィルタ素子
ＣＬ　　　　　　集光レンズ
ＣＬ１　　　　　第１集光レンズ
ＣＬ２　　　　　第２集光レンズ
ＤＭ　　　　　　ダイクロイックミラー
ＤＭ１　　　　　第１ダイクロイックミラー
ＤＭ２　　　　　第２ダイクロイックミラー
ＥＬ　　　　　　接眼レンズ
ＥＹ　　　　　　観察者の目
ＦＬ　　　　　　フィールドレンズ
Ｉ　　　　　　　撮像面
Ｉａ　　　　　　光電変換領域
ＩＬ　　　　　　個眼レンズ
ＩＭＬ　　　　　結像レンズ
ＩｒＦ　　　　　赤外線カットフィルタ
ＬＡ１　　　　　第１レンズアレイ
ＬＡ２　　　　　第２レンズアレイ
ＭＬ　　　　　　中間レンズ
ＭＭ　　　　　　医療用顕微鏡装置
ＭＴ　　　　　　モニタ
ＯＬ　　　　　　対物レンズ
ＰＲ　　　　　　画像処理部
ＰＳ　　　　　　プリズム
ＳＳ１　　　　　第１イメージセンサ
ＳＳ２　　　　　第２イメージセンサ
ＳＳ３　　　　　第３イメージセンサ
ＶＯ　　　　　　変倍光学系

Claims (18)

  1. 　物体側光学系から出射された被写体光が入射され、第１の波長帯域の光を第１光路に沿って出射し、前記第１の波長帯域以外の光を前記第１光路とは異なる第２光路に沿って出射する分岐素子と、
    　前記分岐素子より前記第１光路に沿って出射された前記第１の波長帯域の光が入射される第１結像光学系と、
    　前記第１結像光学系によって、前記第１の波長帯域の光が結像される第１イメージセンサと、
    　前記分岐素子より前記第２光路に沿って出射された前記第１の波長帯域以外の光が入射される第２結像光学系と、
    　前記第２結像光学系によって、前記第１の波長帯域以外の光が結像される第２イメージセンサと、を有することを特徴とする画像入力装置。
  2. 　前記分岐素子は、前記第１の波長帯域の光を反射すると共に、前記第１の波長帯域以外の光を透過する波長選択ミラー又はプリズムである請求項１に記載の画像入力装置。
  3. 　前記第１の波長帯域は、半値全幅で３５ｎｍ以内の帯域である請求項１又は２に記載の画像入力装置。
  4. 　前記第１イメージセンサから得られた画像信号から被写体の第１画像を形成し、前記第２イメージセンサから得られた画像信号から被写体の第２画像を形成し、前記第１画像と前記第２画像とを重畳した合成画像を形成するように画像処理を行う画像処理部をさらに有する請求項１～３のいずれかに記載の画像入力装置。
  5. 　前記第１結像光学系は、単一の光軸を持つ請求項１～４のいずれかに記載の画像入力装置。
  6. 　前記第１結像光学系は、前記第１イメージセンサに対し配置された単一の集光レンズを有する請求項１～５のいずれかに記載の画像入力装置。
  7. 　物体側光学系から出射された被写体光が入射され、第１の波長帯域の光を第１光路に沿って出射し、前記第１の波長帯域以外の光を前記第１光路とは異なる第２光路に沿って出射する第１分岐素子と、
    　前記第２光路内に配置され、前記第１の波長帯域とは異なる第２の波長帯域の光を第３光路に沿って出射し、前記第２の波長帯域以外の光を前記第３光路とは異なる第４光路に沿って出射する第２分岐素子と
    　前記第１分岐素子より前記第１光路に沿って出射された前記第１の波長帯域の光が入射される第１結像光学系と、
    　前記第１結像光学系によって、前記第１の波長帯域の光が結像される第１イメージセンサと、
    　前記第２分岐素子より前記第４光路に沿って出射された前記第１の波長帯域及び前記第２の波長帯域以外の光が入射される第２結像光学系と、
    　前記第２結像光学系によって、前記第１の波長帯域及び前記第２の波長帯域以外の光が結像される第２イメージセンサと、
    　前記第２分岐素子より前記第３光路に沿って出射された前記第２の波長帯域の光が入射される第３結像光学系と、
    　前記第３結像光学系によって、前記第２の波長帯域の光が結像される第３イメージセンサと、を有することを特徴とする画像入力装置。
  8. 　前記第１分岐素子は、前記第１の波長帯域の光を反射すると共に、前記第１の波長帯域以外の光を透過する波長選択ミラー又はプリズムであり、前記第２分岐素子は、前記第２の波長帯域の光を反射すると共に、前記第２の波長帯域以外の光を透過する波長選択ミラー又はプリズムである請求項７に記載の画像入力装置。
  9. 　前記第１の波長帯域及び前記第２の波長帯域は、半値全幅で３５ｎｍ以内の帯域である請求項７又は８に記載の画像入力装置。
  10. 　前記第１イメージセンサから得られた画像信号から被写体の第１画像を形成し、前記第２イメージセンサから得られた画像信号から被写体の第２画像を形成し、前記第３イメージセンサから得られた画像信号から被写体の第３画像を形成し、前記第１画像と前記第２画像と前記第３画像を重畳した合成画像を形成するように画像処理を行う画像処理部をさらに有する請求項７～９のいずれかに記載の画像入力装置。
  11. 　前記第１結像光学系及び前記第３結像光学系は、単一の光軸を持つ請求項７～１０のいずれかに記載の画像入力装置。
  12. 　前記第１結像光学系は、前記第１イメージセンサに対し配置された単一の集光レンズを有し、
    　前記第３結像光学系は、前記第３イメージセンサに対し配置された単一の集光レンズを有し、
    　前記第２結像光学系は、光軸を互いに異ならせた複数の個眼レンズを持つレンズアレイと、前記レンズアレイと前記第２イメージセンサとの間に配置されたカラーフィルタと、を有し、前記カラーフィルタは、前記個眼レンズに対応した複数のフィルタ素子を有し、少なくとも２つのフィルタ素子の色が異なっている請求項７～１１のいずれかに記載の画像入力装置。
  13. 　前記第１結像光学系は、光軸を互いに異ならせた複数の個眼レンズを持つ第１レンズアレイと、前記第１レンズアレイと前記第１イメージセンサとの間に配置されたカラーフィルタとを有し、前記カラーフィルタは、前記個眼レンズに対応した複数のフィルタ素子を有し、少なくとも２つのフィルタ素子の色が異なっている請求項１～４，７～１０のいずれかに記載の画像入力装置。
  14. 　前記第２結像光学系は、光軸を互いに異ならせた複数の個眼レンズを持つ第２レンズアレイと、前記第２レンズアレイと前記第２イメージセンサとの間に配置されたカラーフィルタとを有し、前記カラーフィルタは、前記個眼レンズに対応した複数のフィルタ素子を有し、少なくとも２つのフィルタ素子の色が異なっている請求項１～４，７～１０，１３のいずれかに記載の画像入力装置。
  15. 　前記物体側光学系は、結像レンズと、フィールドレンズとを有する請求項１～１４のいずれかに記載の画像入力装置。
  16. 　前記物体側光学系は、アフォーカル光学系を有する請求項１～１４のいずれかに記載の画像入力装置。
  17. 　請求項１～１６のいずれかに記載の画像入力装置を備える顕微鏡装置。
  18. 　物体側からの光が進行する一対の光路の片側に前記物体側光学系が設けられる請求項１７に記載の顕微鏡装置。
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Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN110177198A (zh) * 2019-06-28 2019-08-27 中山联合光电科技股份有限公司 一种应用于监控系统的双光变焦光学系统

Citations (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2004191251A (ja) * 2002-12-12 2004-07-08 Olympus Corp 蛍光分光分析装置
JP2008139543A (ja) * 2006-12-01 2008-06-19 Osaka Prefecture Univ 蛍光顕微鏡
JP2010190776A (ja) * 2009-02-19 2010-09-02 Nikon Corp 撮像装置および表面検査装置
JP2013003495A (ja) * 2011-06-21 2013-01-07 Mitaka Koki Co Ltd 顕微鏡システム

Patent Citations (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2004191251A (ja) * 2002-12-12 2004-07-08 Olympus Corp 蛍光分光分析装置
JP2008139543A (ja) * 2006-12-01 2008-06-19 Osaka Prefecture Univ 蛍光顕微鏡
JP2010190776A (ja) * 2009-02-19 2010-09-02 Nikon Corp 撮像装置および表面検査装置
JP2013003495A (ja) * 2011-06-21 2013-01-07 Mitaka Koki Co Ltd 顕微鏡システム

Cited By (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN110177198A (zh) * 2019-06-28 2019-08-27 中山联合光电科技股份有限公司 一种应用于监控系统的双光变焦光学系统
CN110177198B (zh) * 2019-06-28 2023-09-05 中山联合光电科技股份有限公司 一种应用于监控系统的双光变焦光学系统

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