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WO2009147715A1 - 蛍光観察装置 - Google Patents

蛍光観察装置 Download PDF

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WO2009147715A1
WO2009147715A1 PCT/JP2008/060165 JP2008060165W WO2009147715A1 WO 2009147715 A1 WO2009147715 A1 WO 2009147715A1 JP 2008060165 W JP2008060165 W JP 2008060165W WO 2009147715 A1 WO2009147715 A1 WO 2009147715A1
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WO
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band
fluorescence
cut filter
excitation light
wavelength
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PCT/JP2008/060165
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English (en)
French (fr)
Inventor
弘靖 森下
松本　伸也
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Olympus Corp
Original Assignee
Olympus Corp
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Publication date
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    • 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
    • G01N21/645—Specially adapted constructive features of fluorimeters
    • G01N21/6456—Spatial resolved fluorescence measurements; Imaging

Definitions

  • the present invention relates to a fluorescence observation apparatus.
  • a fluorescence observation apparatus for example, a fluorescence endoscope apparatus disclosed in Patent Document 1 is known. Observing an autofluorescence image in endoscopic observation is useful for diagnosing and observing a lesion because information on a living body different from a reflected image can be obtained. By observing autofluorescence, that is, fluorescence derived from a living body, there is an advantage that the state of a lesion based on a change in the living body can be observed.
  • the variable spectral element is The calculation is performed based on the intensity of fluorescence acquired in each state.
  • the two states of the variable spectroscopic element are to acquire the fluorescence of both the first fluorescent region which is a fluorescent component derived from collagen and the second fluorescent region which is a fluorescent component derived mainly from porphyrin. And a second state in which only the fluorescence in the first fluorescent region is acquired. Then, by subtracting the fluorescence intensity acquired in the second state from the fluorescence intensity acquired in the first state, the fluorescence intensity of the second fluorescence region can be acquired.
  • the first state of the variable spectroscopic element is used.
  • the transmittance characteristic in the region other than the variable transmission band is invariable.
  • the present invention has been made in view of the above-described circumstances, and an object of the present invention is to provide a fluorescence observation apparatus that can accurately acquire the fluorescence intensity in the variable transmission band.
  • One embodiment of the present invention includes an excitation light source that emits excitation light; Between the variable transmission band where the wavelength of the transmitted light changes by changing the surface spacing of the optical members facing each other with a gap between them, and the fixed transmission band where the wavelength of the transmitted light does not change regardless of the change in the surface spacing
  • a Fabry-Perot resonator comprising a transition band, a pump light cut filter that blocks the passage of excitation light, a band cut filter that includes the transition band and has a cutoff band that does not include the wavelength of the pump light
  • the fluorescence observation apparatus includes a Fabry-Perot resonator, an excitation light cut filter, and a photodetector that detects fluorescence transmitted through the band cut filter.
  • the cutoff band of the said band cut filter is good also as being located in the band between each fluorescence peak wavelength of porphyrin and collagen. Moreover, in the said aspect, it is good also as a structure provided with the other band cut filter which has a cutoff band in the zone
  • the cutoff band of the other band cut filter may be arranged on the longer wavelength side than the fluorescence band of porphyrin. Further, in the above configuration, the cutoff band of the other band cut filter may be matched with a single transmission band in the variable transmission band.
  • the fluorescence intensity in the variable transmission band can be obtained with high accuracy.
  • FIG. 1 is a block diagram illustrating an overall configuration of a fluorescence observation apparatus according to a first embodiment of the present invention. It is a schematic block diagram which shows the structure inside the imaging unit of the fluorescence observation apparatus of FIG. It is a figure which shows the transmittance
  • the fluorescence observation apparatus 1 is an endoscope system, and includes an insertion unit 2 that is inserted into a body cavity of a living body, and an imaging that is disposed in the insertion unit 2.
  • the unit 3 includes a light source unit 4 that emits a plurality of types of light, a control unit 5 that controls the imaging unit 3 and the light source unit 4, and a display unit 6 that displays an image acquired by the imaging unit 3. .
  • the insertion portion 2 has a very thin outer dimension that can be inserted into a body cavity of a living body, and includes a light guide 7 that propagates light from the imaging unit 3 and the light source unit 4 to the distal end 2a.
  • the light source unit 4 illuminates the observation target in the body cavity and emits illumination light for obtaining reflected light reflected and returned from the observation target, and the observation target in the body cavity is irradiated and observed.
  • An excitation light source 9 that excites a fluorescent substance existing in the target to generate fluorescence, and a light source control circuit 10 that controls these light sources 8 and 9 are provided.
  • the illumination light source 8 is, for example, a combination of a xenon lamp and a bandpass filter (not shown), and the 50% transmission region of the bandpass filter is 450 to 480 nm. That is, the illumination light source 8 generates illumination light having a wavelength band of 450 to 480 nm.
  • the excitation light source 9 is, for example, a semiconductor laser that emits excitation light having a peak wavelength of 405 ⁇ 5 nm, as shown in FIG. 3D.
  • the excitation light having this wavelength can excite autofluorescent substances such as porphyrin and collagen that are naturally present in the living body.
  • the light source control circuit 10 alternately turns on and off the illumination light source 8 and the excitation light source 9 at a predetermined timing according to a timing chart described later.
  • the imaging unit 3 includes an imaging optical system 11 that collects light incident from the observation target A, and an excitation light cut filter 12 that blocks excitation light incident from the observation target A.
  • a band-cut filter 20 a variable spectral element 13 whose spectral characteristics can be changed by the operation of the control unit 5, and an imaging element 14 that captures the light collected by the imaging optical system 11 and converts it into an electrical signal. I have.
  • the variable spectroscopic element 13 includes two flat plate-like optical members 13a and 13b that are arranged with a parallel interval and provided with a reflection film on the opposing surface, and an actuator 13c that changes the interval between the optical members 13a and 13b. Is a Fabry-Perot resonator.
  • the actuator 13c is, for example, a piezoelectric element.
  • the variable spectroscopic element 13 can change the wavelength band of the transmitted light by changing the distance between the optical members 13a and 13b by the operation of the actuator 13c.
  • variable spectroscopic element 13 has a transmittance wavelength characteristic as shown in FIG. 3A.
  • the variable spectroscopic element 13 changes to two states according to a control signal from the control unit 5.
  • the wavelength characteristic indicated by the solid line and the wavelength characteristic indicated by the broken line respectively indicate the wavelength characteristics when the variable spectroscopic element 13 is changed to two states.
  • the wavelength characteristics of autofluorescence are shown superimposed.
  • the first state is a state in which the transmittance in the porphyrin-derived fluorescent region B (620 to 670 nm) in the variable transmission band is increased to 50% or more at the maximum, and the porphyrin-derived fluorescence is transmitted.
  • the second state is a state in which the transmittance of the fluorescent region is lowered to 20% or less and the fluorescence of the fluorescent region B is blocked by moving a transmission band having a maximum transmittance of 50% or more to the long wavelength side. .
  • the variable spectroscopic element 13 has a variable transmission band in which the transmittance changes in accordance with the state in the wavelength band of 620 to 750 nm.
  • the variable spectroscopic element 13 has a transmittance of 50% or more in a wavelength band of 550 nm or less regardless of the first and second states. In other words, the variable spectroscopic element 13 has a fixed transmission band in which the transmittance does not change regardless of the state in a wavelength band of 550 nm or less.
  • the fixed transmission band is located in the collagen-derived fluorescent region C (450 to 550 nm), and the transmittance is fixed to 60% or more in this wavelength band. Therefore, the variable spectroscopic element 13 can transmit fluorescence derived from collagen toward the imaging element 14 in both cases of the first and second states.
  • FIG. 3E is a diagram in which the transmittance characteristic and the wavelength characteristic of fluorescence are combined with the variable spectral element 13, the excitation light cut filter 12, and the band cut filter 20.
  • control unit 5 is acquired by an image sensor driving circuit 15 for driving and controlling the image sensor 14, a variable spectral element control circuit 16 for driving and controlling the variable spectral element 13, and the image sensor 14.
  • a frame memory 17 for storing the image information, and an image processing circuit 18 for processing the image information stored in the frame memory 17 and outputting it from the display unit 6.
  • the imaging element driving circuit 15 and the variable spectral element control circuit 16 are connected to the light source control circuit 10 and are synchronized with the switching of the illumination light source 8 and the excitation light source 9 by the light source control circuit 10.
  • the image pickup device 14 is driven and controlled. Specifically, as shown in the timing chart of FIG. 4, when excitation light is emitted from the excitation light source 9 by the operation of the light source control circuit 10, the variable spectral element control circuit 16 causes the variable spectral element 13 to As a first state over a predetermined time, the image sensor drive circuit 15 outputs image information output from the image sensor 14 to the first frame memory 17a.
  • variable spectroscopic element control circuit 16 sets the variable spectroscopic element 13 to the second state after a predetermined time has elapsed, and causes the image sensor driving circuit 15 to output image information output from the image sensor 14 to the second frame memory 17b. It has become.
  • variable spectral element control circuit 16 When illumination light is emitted from the illumination light source 8, the variable spectral element control circuit 16 maintains the variable spectral element 13 in the second state, and the image sensor driving circuit 15 is output from the image sensor 14. Image information is output to the third frame memory 17c.
  • the image processing circuit 18 receives, for example, fluorescence image information obtained by irradiation with excitation light from the first and second frame memories 17a and 17b, performs a difference calculation, and obtains the obtained difference fluorescence image information.
  • the fluorescent image information received from the second frame memory 17b is output to the first channel of the display unit 6 to the second channel of the display unit 6, respectively.
  • the image processing circuit 18 receives reflected light image information obtained by irradiation of illumination light from the third frame memory 17 c and outputs it to the third channel of the display unit 6.
  • the insertion unit 2 is inserted into the body cavity, and the distal end 2a thereof is opposed to the imaging object A in the body cavity.
  • the light source unit 4 and the control unit 5 are operated, and the light source control circuit 10 is operated to alternately operate the illumination light source 8 and the excitation light source 9 to generate illumination light and excitation light, respectively.
  • Excitation light and illumination light generated in the light source unit 4 are propagated through the light guide 7 to the distal end 2a of the insertion portion 2, and are irradiated toward the imaging target A from the distal end 2a of the insertion portion 2.
  • an autofluorescent substance such as porphyrin or collagen that is naturally present in the imaging object A is excited and emits fluorescence.
  • the fluorescence emitted from the imaging target A is collected by the imaging optical system 11 of the imaging unit 3, passes through the excitation light cut filter 12 and the band cut filter 20, and enters the variable spectral element 13.
  • variable spectroscopic element 13 Since the variable spectroscopic element 13 is first switched to the first state in synchronism with the operation of the excitation light source 9 by the operation of the variable spectroscopic element control circuit 16, the transmittance of the porphyrin-derived fluorescence is increased. It is possible to transmit the incident fluorescence together with the collagen-derived fluorescence. In this case, a part of the excitation light irradiated to the imaging target A is reflected by the imaging target A and enters the imaging unit 3 together with the fluorescence. The imaging unit 3 is provided with the excitation light cut filter 12. Therefore, the excitation light is blocked and is prevented from entering the image sensor 14. And the fluorescence which permeate
  • variable spectroscopic element 13 when the variable spectroscopic element 13 is switched to the second state by the operation of the variable spectroscopic element control circuit 16, the transmittance for the porphyrin-derived fluorescence is reduced, so that only the collagen-derived fluorescence can be transmitted. .
  • the fluorescence transmitted through the variable spectroscopic element 13 is incident on the image sensor 14 and fluorescence image information is acquired.
  • the acquired fluorescence image information is stored in the second frame memory 17b.
  • the image processing circuit 18 receives the fluorescence image information from the first and second frame memories 17a and 17b, and performs a difference calculation.
  • the first frame memory 17a stores fluorescence image information including both collagen-derived fluorescence and porphyrin-derived fluorescence
  • the second frame memory 17b stores fluorescence image information including only collagen-derived fluorescence. Therefore, the fluorescence image information including only the porphyrin-derived fluorescence can be calculated by calculating the difference between the two.
  • the calculated fluorescence image information including only the porphyrin-derived fluorescence is output from the image processing circuit 18 to the first channel of the display unit 6 and includes only the collagen-derived fluorescence stored in the second frame memory 17b.
  • the fluorescent image information is output from the image processing circuit 18 to the second channel of the display unit 6 and displayed.
  • the band-cut filter 20 that blocks the light having the wavelength in the transition region between the fixed transmission region and the variable transmission region is provided, It is possible to prevent the transmittance wavelength characteristics of the transition region from changing due to a change in state. As a result, there is an advantage that fluorescence image information including only porphyrin-derived fluorescence can be accurately calculated by the difference calculation by the image processing circuit 18.
  • the illuminating light when the illuminating light is irradiated onto the photographic subject A, the illuminating light is reflected on the surface of the photographic subject A, collected by the imaging optical system 11, and transmitted through the excitation light cut filter 12 and the band cut filter 20. , And enters the variable spectroscopic element 13. Since the wavelength band of the reflected light of the illumination light is located in the fixed transmission band of the variable spectral element 13, all the reflected light incident on the variable spectral element 13 is transmitted through the variable spectral element 13.
  • the reflected light transmitted through the variable spectroscopic element 13 is incident on the image sensor 14 and the reflected light image information is acquired.
  • the acquired reflected light image information is stored in the third frame memory 17 c, output to the third channel of the display unit 6 by the image processing circuit 18, and displayed on the display unit 6.
  • the fluorescence observation apparatus 1 it is possible to provide the user with an image obtained by synthesizing the two types of autofluorescent substances derived from the autofluorescence image and the reflected light image.
  • the variable spectroscopic element 13 that changes the light transmittance characteristic only by changing the interval between the flat optical members 13a and 13b is used.
  • An extremely small variable spectroscopic element 13 and imaging element 14 can be arranged at the distal end 2a of the insertion portion 2. Therefore, there is no need to take out fluorescence or reflected light from the subject A from the body using the fiber bundle.
  • the state of the variable spectral element 13 is switched in synchronization with the switching of the light sources 8 and 9 in the light source unit 4, a plurality of types of light having different wavelength bands are photographed by the same imaging element 14. can do. Therefore, it is not necessary to provide a plurality of photographing optical systems corresponding to fluorescence and reflected light. As a result, the insertion portion 2 can be reduced in diameter.
  • variable spectroscopic element 13 in the imaging unit 3 since there is external light that passes through living tissue even within the body cavity of a living body, it is important to reduce noise especially when observing faint light such as fluorescence observation.
  • variable spectroscopic element 13 in the imaging unit 3 light other than the wavelength to be observed can always be shielded even if the wavelength band to be observed changes, so that a good image with reduced noise is obtained. be able to.
  • the illumination light source 8 generates illumination light having a wavelength band of 450 to 480 nm. Since this wavelength band includes the absorption band of hemoglobin, when the reflected light is imaged, information such as the structure of a blood vessel that is relatively close to the surface of the living body can be acquired.
  • the imaging optical system 11 the excitation light cut filter 12, the band cut filter 20, and the variable spectral element 13 are arranged in this order from the distal end 2a side of the insertion portion 2.
  • the arrangement order of these components is not limited to this, and any arrangement order can be adopted.
  • the band cut filter 20 that blocks light in the transition region between the fixed transmission band and the variable transmission band of the variable spectroscopic element 13 is used.
  • another band cut filter 21 that blocks light in the wavelength band on the long wavelength side of the variable transmission band may be provided.
  • the band cut filter 21 for example, a filter that blocks light in the wavelength band of 650 to 740 nm is employed.
  • a low pass filter may be employed.
  • the fluorescence observation apparatus 1 of the present invention is not limited to a scope type having the imaging element 14 at the distal end of the insertion portion 2 to be inserted into a body cavity of a living body, and includes a light source portion, an imaging portion, and a variable spectroscopic portion.
  • the present invention may be applied to a capsule type that is provided in one casing and can be inserted into the body cavity of the living body together with the casing.
  • the configuration of the Fabry-Perot resonator according to the present invention (small variation in transmittance in the fixed transmission region) is more preferable as follows.
  • the variable spectroscopic element 13 is composed of a pair of optical elements.
  • the pair of optical elements are arranged such that the multilayer film 35 faces each other with the air layer 36 in between.
  • Each optical element includes, for example, a substrate 30 made of quartz and a multilayer film 35 having a total of five layers.
  • the multilayer film 35 is laminated in the order of the Al 2 O 3 layer 31, the SiO 2 layer 32, the Ta 2 O 5 layer 33, the SiO 2 layer 32, and the Ta 2 O 5 layer 33 from the substrate 30 side.
  • the design wavelength ⁇ of the multilayer film 35 is 700 nm.
  • the spectral transmittance characteristics of the variable spectral element 13 are shown in FIG.
  • the vertical axis in FIG. 8 indicates the transmittance
  • the horizontal axis indicates the wavelength.
  • the spectral transmittance characteristic when the distance between the air layers 36 is 720 nm (second state) is indicated by a solid line
  • the spectral transmittance characteristic when the distance between the air layers 36 is 520 nm (first state) is indicated by a dotted line.
  • the variable spectroscopic element 13 when the interval of the air layer 36 changes from 720 nm to 520 nm, the peak wavelength of the variable transmission band changes from 730 nm to 630 nm.
  • the fluctuation amount of the transmittance in the fixed transmission band is small, and the difference in the transmission amount is approximately equal to 7% or less.
  • variable spectroscopic element 13 having the multilayer film structure shown in Table 1, only the fluorescence derived from porferin can be accurately detected.
  • symbol is attached
  • the difference between the third embodiment and the second embodiment is that the thickness of the air layer in the variable spectroscopic element 13 changes between 740 nm and 560 nm. Even if the gap value is different, the peak wavelength is the same as in the first embodiment. That is, also in this embodiment, the peak wavelength in the variable transmission band changes from 730 nm to 630 nm. In addition, the amount of variation in the spectral transmittance characteristic in the fixed transmission band is small, and the difference in the transmission amount is approximately equal to 10% or less. This is also the same as in the second embodiment.
  • variable spectroscopic element 13 is a multilayer film composed of seven layers as a whole by alternately stacking Ta 2 O 5 layers and SiO 2 layers from the substrate side.
  • the multilayer film side is arranged so as to face each other across the air layer.
  • variable spectroscopic element 13 having the multilayer film structure shown in Table 2, the half-value width of the peak wavelength in the variable transmission band becomes narrower, so that the wavelength resolution is also improved.
  • the thickness of the air layer 36 changes between 750 nm and 560 nm.
  • the peak wavelength in the variable transmission band changes from 730 nm to 630 nm.
  • the amount of variation in the spectral transmittance characteristic in the fixed transmission band is small, and the difference in the transmission amount is approximately equal to 3% or less.
  • the variable spectroscopic element 13 includes, for example, a substrate, an Al 2 O 3 layer, a Ta 2 O 5 layer, and a SiO 2 layer arranged on the substrate and in the uppermost layer as shown in Table 3 (design wavelength ⁇ is 700 nm). Layers are alternately laminated between Al 2 O 3 layers, and a multilayer film consisting of nine layers as a whole is provided, and the multilayer films are arranged so that the multilayer films face each other across the air layer.

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Abstract

　可変透過帯域における蛍光強度を精度よく取得する。励起光を出射する励起光源と、間隔をあけて対向する光学部材（１３ａ，１３ｂ）の面間隔の変更により透過する光の波長が変化する可変透過帯域と、面間隔の変更にかかわらず透過する光の波長が変化しない固定透過帯域と、これらの間にされる遷移帯域とを備えるファブリペロー型共振器（１３）と、励起光の通過を遮断する励起光カットフィルタ（１２）と、前記遷移帯域を含み、励起光の波長を含まない遮断帯域を有するバンドカットフィルタ（２０）と、これらファブリペロー型共振器（１３）、励起光カットフィルタ（１２）およびバンドカットフィルタ（２０）を透過した蛍光を検出する光検出器（１４）とを備える蛍光観察装置（１）を提供する。

Description

蛍光観察装置
　本発明は、蛍光観察装置に関するものである。
　従来、蛍光観察装置としては、例えば、特許文献１に開示された蛍光内視鏡装置が知られている。
　内視鏡観察において自家蛍光画像を観察することは反射画像とは異なる生体の情報を得ることができるので、病変の診断・観察にとって有益である。自家蛍光すなわち生体由来の蛍光を観察することにより、生体の変化に基づく病変の様子を観察することができるという利点がある。
　自家蛍光を利用して診断を行うには、ポルフィリン由来の蛍光領域６３０～６５０ｎｍ、コラーゲン由来の蛍光領域４５０～５５０ｎｍの蛍光をそれぞれ取得し、その比を演算して表示することが好ましい（例えば、特許文献２参照。）。
特開２００６－１８７５９８号公報 特開平９－３０８６０４号公報
　特許文献１の場合、固定透過帯域と可変透過帯域とを有するファブリペロー型共振器からなる可変分光素子を用いてポルフィリン由来の蛍光領域の蛍光強度を取得するために、可変分光素子を以下の２つの状態に調節し、それぞれの状態において取得された蛍光の強度に基づいて演算を行うこととしている。
　すなわち、可変分光素子の２つの状態とは、主にコラーゲン由来の蛍光成分である第１の蛍光領域および主にポルフィリン由来の蛍光成分である第２の蛍光領域の両方の蛍光領域の蛍光を取得する第１の状態と、第１の蛍光領域の蛍光のみを取得する第２の状態である。そして、第１の状態で取得した蛍光強度から第２の状態で取得した蛍光強度を減算することにより、第２の蛍光領域の蛍光強度を取得することができる。
　しかしながら、第１の状態で取得した蛍光強度から第２の状態で取得した蛍光強度を減算することにより第２の蛍光領域の蛍光強度を精度よく取得するには、可変分光素子の第１の状態と第２の状態とにおいて、可変透過帯域以外の領域における透過率特性が不変であることが望まれる。現実的には、ファブリペロー型共振器からなる可変分光素子の性質上、可変透過帯域の状態を変化させると、固定透過帯域と可変透過帯域との間に形成される遷移領域における透過率特性が変動するという不都合がある。そのため、第２の蛍光領域の蛍光強度を精度よく取得することができないという問題がある。
　本発明は上述した事情に鑑みてなされたものであって、可変透過帯域における蛍光強度を精度よく取得することができる蛍光観察装置を提供することを目的としている。
　上記目的を達成するために、本発明は以下の手段を提供する。
　本発明の一態様は、励起光を出射する励起光源と、
　間隔をあけて対向する光学部材の面間隔の変更により透過する光の波長が変化する可変透過帯域と、面間隔の変更にかかわらず透過する光の波長が変化しない固定透過帯域と、これらの間にされる遷移帯域とを備えるファブリペロー型共振器と、励起光の通過を遮断する励起光カットフィルタと、前記遷移帯域を含み、励起光の波長を含まない遮断帯域を有するバンドカットフィルタと、これらファブリペロー型共振器、励起光カットフィルタおよびバンドカットフィルタを透過した蛍光を検出する光検出器とを備える蛍光観察装置である。
　上記態様においては、前記バンドカットフィルタの遮断帯域が、ポルフィリンおよびコラーゲンのそれぞれの蛍光ピーク波長の間の帯域に位置することとしてもよい。
　また、上記態様においては、前記可変透過帯域内の長波長側の帯域に遮断帯域を有する他のバンドカットフィルタを備える構成としてもよい。
　また、上記構成においては、前記他のバンドカットフィルタの遮断帯域が、ポルフィリンの蛍光帯域より長波長側に配置されていることとしてもよい。
　また、上記構成においては、前記他のバンドカットフィルタの遮断帯域が、可変透過帯域における一状態の透過帯域に一致していることとしてもよい。
　本発明によれば、可変透過帯域における蛍光強度を精度よく取得することができるという効果を奏する。
本発明の第１の実施形態に係る蛍光観察装置の全体構成を示すブロック図である。 図１の蛍光観察装置の撮像ユニット内部の構成を示す概略構成図である。 図１の蛍光観察装置を構成する可変分光素子の透過率特性、蛍光の波長特性を示す図である。 図１の蛍光観察装置を構成する励起光カットフィルタの透過率特性、蛍光の波長特性を示す図である。 図１の蛍光観察装置を構成するバンドカットフィルタの透過率特性、蛍光の波長特性を示す図である。 図１の蛍光観察装置を構成する励起光用光源の透過率特性、蛍光の波長特性を示す図である。 図１の蛍光観察装置を構成する可変分光素子、励起光カットフィルタおよびバンドカットフィルタを総合した透過率特性、蛍光の波長特性とを重ねた図である。 図１の蛍光観察装置の動作を説明するタイミングチャートである。 図１の蛍光観察装置の撮像ユニットの変形例を示す概略構成図である。 図５の蛍光観察装置を構成する各光学部品を総合した透過率特性、蛍光の波長特性を示す図である。 本発明の第１から４の実施形態に係るファブリペロー型共振器を示す構成図である。 本発明の第２の実施形態に係るファブリペロー型共振器の光学特性を示すグラフである。 本発明の第３の実施形態に係るファブリペロー型共振器の光学特性を示すグラフである。 本発明の第４の実施形態に係るファブリペロー型共振器の光学特性を示すグラフである。
符号の説明
　　Ａ　撮影対象
　　１　蛍光観察装置
　　９　励起光用光源（励起光源）
　　１２　励起光カットフィルタ
　　１３　可変分光素子（ファブリペロー型共振器）
　　１３ａ，１３ｂ　光学部材
　　１４　撮像素子（光検出器）
　　２０，２１　バンドカットフィルタ
　＜第１実施形態＞
　以下、本発明の第１実施形態に係る蛍光観察装置１について、図１～図４を参照して説明する。
　本実施形態に係る蛍光観察装置１は、図１に示されるように、内視鏡システムであって、生体の体腔内に挿入される挿入部２と、該挿入部２内に配置される撮像ユニット３と、複数種の光を発する光源ユニット４と、前記撮像ユニット３および光源ユニット４を制御する制御ユニット５と、撮像ユニット３により取得された画像を表示する表示ユニット６とを備えている。
　前記挿入部２は、生体の体腔に挿入できる極めて細い外形寸法を有し、その内部に、前記撮像ユニット３および前記光源ユニット４からの光を先端２ａまで伝播するライトガイド７を備えている。
　前記光源ユニット４は、体腔内の観察対象を照明し、観察対象において反射して戻る反射光を取得するための照明光を発する照明光用光源８と、体腔内の観察対象に照射され、観察対象内に存在する蛍光物質を励起して蛍光を発生させる励起光用光源９と、これらの光源８，９を制御する光源制御回路１０とを備えている。
　前記照明光用光源８は、例えば、図示しないキセノンランプおよびバンドパスフィルタを組み合わせたもので、バンドパスフィルタの５０％透過域は、４５０－４８０ｎｍである。すなわち、照明光用光源８は、波長帯域４５０－４８０ｎｍの照明光を発生するようになっている。
　前記励起光用光源９は、例えば、図３Ｄに示されるように、ピーク波長４０５±５ｎｍの励起光を出射する半導体レーザである。この波長の励起光によれば、生体内に生来存在するポルフィリンおよびコラーゲン等の自家蛍光物質を励起することができる。
　前記光源制御回路１０は、後述するタイミングチャートに従う所定のタイミングで、照明光用光源８と励起光用光源９とを交互に点灯および消灯させるようになっている。
　前記撮像ユニット３は、図２に示されるように、観察対象Ａから入射される光を集光する撮像光学系１１と、観察対象Ａから入射されてくる励起光を遮断する励起光カットフィルタ１２と、バンドカットフィルタ２０と、制御ユニット５の作動により分光特性を変化させられる可変分光素子１３と、撮像光学系１１により集光された光を撮影して電気信号に変換する撮像素子１４とを備えている。
　前記可変分光素子１３は、平行間隔を空けて配置され対向面に反射膜が設けられた２枚の平板状の光学部材１３ａ，１３ｂと、該光学部材１３ａ，１３ｂの間隔を変化させるアクチュエータ１３ｃとを備えるファブリペロー型共振器である。アクチュエータ１３ｃは、例えば、圧電素子である。この可変分光素子１３は、アクチュエータ１３ｃの作動により光学部材１３ａ，１３ｂの間隔寸法を変化させることで、その透過する光の波長帯域を変化させることができるようになっている。
　さらに具体的には、可変分光素子１３は、図３Ａに示されるような透過率波長特性を有している。可変分光素子１３は、制御ユニット５からの制御信号に応じて２つの状態に変化するようになっている。図３Ａ中、実線で示される波長特性と破線で示される波長特性とは、可変分光素子１３を２つの状態に変化させたときの波長特性をそれぞれ示している。なお、図３Ａには、自家蛍光の波長特性が重ねて示されている。
　第１の状態は、可変透過帯域内のポルフィリン由来の蛍光領域Ｂ（６２０～６７０ｎｍ）での透過率を最大５０％以上に増大させ、ポルフィリン由来の蛍光を透過させる状態である。第２の状態は、最大透過率５０％以上の透過帯域を長波長側に移動させることにより、上記蛍光領域の透過率を２０％以下に低下させ、蛍光領域Ｂの蛍光を遮断する状態である。
　すなわち、可変分光素子１３は、６２０～７５０ｎｍの波長帯域に、その状態に応じて透過率が変化する可変透過帯域を備えている。
　また、可変分光素子１３は、第１，第２の状態にかかわらず、５５０ｎｍ以下の波長帯域において、５０％以上の透過率を有している。
　すなわち、可変分光素子１３は、５５０ｎｍ以下の波長帯域に、その状態にかかわらず透過率が変化しない固定透過帯域を備えている。
　固定透過帯域は、コラーゲン由来の蛍光領域Ｃ（４５０～５５０ｎｍ）に位置し、この波長帯域において透過率６０％以上に固定されている。したがって、可変分光素子１３は、上記第１および第２の状態のいずれの場合においてもコラーゲン由来の蛍光を撮像素子１４に向けて透過させることができるようになっている。
　図３Ａに示されるように、固定透過帯域と可変透過帯域との間に配置される遷移領域（５５０～６００ｎｍ）においては、可変分光素子１３の状態の変化に応じて透過率特性が変動している。そこで、本実施形態においては、図３Ｃに示されるように、前記バンドカットフィルタ２０が、５５０～６００ｎｍの波長帯域で、ＯＤ値２以上（＝透過率１×１０－２以下）に設定されている。
　これにより、遷移領域に含まれる波長の蛍光がバンドカットフィルタ２０により遮断され、固定透過帯域および可変透過帯域に含まれる波長の蛍光が、バンドカットフィルタ２０を通過して撮像素子１４により取得されるようになっている。
　また、図３Ｂに示されるように、前記励起光カットフィルタ１２は、４００～４５０ｎｍの波長帯域でＯＤ値４以上（＝透過率１×１０－４以下）、４５０～７５０ｎｍの波長帯域で透過率８０％以上に設定されている。
　なお、図３Ｅは、可変分光素子１３、励起光カットフィルタ１２およびバンドカットフィルタ２０を総合した透過率特性と蛍光の波長特性とを重ねた図である。
　前記制御ユニット５は、図１に示されるように、撮像素子１４を駆動制御する撮像素子駆動回路１５と、可変分光素子１３を駆動制御する可変分光素子制御回路１６と、撮像素子１４により取得された画像情報を記憶するフレームメモリ１７と、該フレームメモリ１７に記憶された画像情報を処理して表示ユニット６の出力する画像処理回路１８とを備えている。
　撮像素子駆動回路１５および可変分光素子制御回路１６は、前記光源制御回路１０に接続され、光源制御回路１０による照明光用光源８および励起光用光源９の切り替えに同期して可変分光素子１３および撮像素子１４を駆動制御するようになっている。
　具体的には、図４のタイミングチャートに示されるように、光源制御回路１０の作動により、励起光用光源９から励起光が発せられるときには、可変分光素子制御回路１６が、可変分光素子１３を所定時間にわたって第１の状態として、撮像素子駆動回路１５が撮像素子１４から出力される画像情報を第１のフレームメモリ１７ａに出力させるようになっている。次いで可変分光素子制御回路１６は所定時間経過後に可変分光素子１３を第２の状態として、撮像素子駆動回路１５が撮像素子１４から出力される画像情報を第２のフレームメモリ１７ｂに出力させるようになっている。
　また、照明光用光源８から照明光が発せられるときには、可変分光素子制御回路１６が、可変分光素子１３を第２の状態に維持して、撮像素子駆動回路１５が撮像素子１４から出力される画像情報を第３のフレームメモリ１７ｃに出力するようになっている。
　また、前記画像処理回路１８は、例えば、励起光の照射により得られる蛍光画像情報を第１、第２のフレームメモリ１７ａ，１７ｂから受け取って、差分演算を行い、得られた差分蛍光画像情報を表示ユニット６の第１のチャネルに、第２のフレームメモリ１７ｂから受け取った蛍光画像情報を表示ユニット６の第２のチャネルにそれぞれ出力するようになっている。また、画像処理回路１８は、照明光の照射により得られる反射光画像情報を第３のフレームメモリ１７ｃから受け取って表示ユニット６の第３のチャネルに出力するようになっている。
　このように構成された本実施形態に係る蛍光観察装置１の作用について、以下に説明する。
　本実施形態に係る蛍光観察装置１を用いて、生体の体腔内の撮影対象Ａを撮像するには、挿入部２を体腔内に挿入し、その先端２ａを体腔内の撮影対象Ａに対向させる。この状態で、光源ユニット４および制御ユニット５を作動させ、光源制御回路１０の作動により、照明光用光源８および励起光用光源９を交互に作動させて照明光および励起光をそれぞれ発生させる。
　光源ユニット４において発生した励起光および照明光は、それぞれライトガイド７を介して挿入部２の先端２ａまで伝播され、挿入部２の先端２ａから撮影対象Ａに向けて照射される。
　励起光が撮影対象Ａに照射された場合には、撮影対象Ａに生来存在しているポルフィリンやコラーゲン等の自家蛍光物質が励起されて蛍光が発せられる。撮影対象Ａから発せられた蛍光は、撮像ユニット３の撮像光学系１１により集光され励起光カットフィルタ１２およびバンドカットフィルタ２０を透過し可変分光素子１３に入射される。
　可変分光素子１３は、可変分光素子制御回路１６の作動により励起光用光源９の作動に同期して、まず第１の状態に切り替えられているので、ポルフィリン由来の蛍光に対する透過率が増大させられており、コラーゲン由来の蛍光とともに入射された蛍光を透過させることができる。この場合に、撮影対象Ａに照射された励起光の一部が、撮影対象Ａにおいて反射され、蛍光とともに撮像ユニット３に入射されるが、撮像ユニット３には励起光カットフィルタ１２が設けられているので、励起光は遮断され、撮像素子１４に入射されることが阻止される。
　そして、可変分光素子１３を透過した蛍光は撮像素子１４に入射され、蛍光画像情報が取得される。取得された蛍光画像情報は、第１のフレームメモリ１７ａに記憶される。
　次いで、可変分光素子１３は、可変分光素子制御回路１６の作動により第２の状態に切り替えられると、ポルフィリン由来の蛍光に対する透過率が低減されるので、コラーゲン由来の蛍光のみを透過させることができる。可変分光素子１３を透過した蛍光は撮像素子１４に入射され、蛍光画像情報が取得される。取得された蛍光画像情報は、第２のフレームメモリ１７ｂに記憶される。
　画像処理回路１８は、第１、第２のフレームメモリ１７ａ，１７ｂから蛍光画像情報を受け取って、差分演算を行う。第１のフレームメモリ１７ａには、コラーゲン由来の蛍光およびポルフィリン由来の蛍光の両方を含む蛍光画像情報が記憶され、第２のフレームメモリ１７ｂにはコラーゲン由来の蛍光のみを含む蛍光画像情報が記憶されているので、両者の差分演算を行うことにより、ポルフィリン由来の蛍光のみを含む蛍光画像情報を算出することができる。
　算出されたポルフィリン由来の蛍光のみを含む蛍光画像情報は、画像処理回路１８から表示ユニット６の第１のチャネルに出力され、第２のフレームメモリ１７ｂに記憶されているコラーゲン由来の蛍光のみを含む蛍光画像情報は、画像処理回路１８から表示ユニット６の第２のチャネルに出力され、それぞれ表示される。
　この場合において、本実施形態に係る蛍光観察装置１によれば、固定透過領域と可変透過領域との間の遷移領域の波長の光を遮断するバンドカットフィルタ２０を備えるので、可変分光素子１３の状態の変化による遷移領域の透過率波長特性の変動を防止することができる。その結果、画像処理回路１８による差分演算によってポルフィリン由来の蛍光のみを含む蛍光画像情報を精度よく算出することができるという利点がある。
　一方、照明光が撮影対象Ａに照射された場合には、撮影対象Ａの表面において照明光が反射され、撮像光学系１１により集光されて励起光カットフィルタ１２およびバンドカットフィルタ２０を透過し、可変分光素子１３に入射される。照明光の反射光の波長帯域は、可変分光素子１３の固定透過帯域に位置しているので、可変分光素子１３に入射された反射光は全て可変分光素子１３を透過させられる。
　そして、可変分光素子１３を透過した反射光は撮像素子１４に入射され、反射光画像情報が取得される。取得された反射光画像情報は、第３のフレームメモリ１７ｃに記憶され、画像処理回路１８によって、表示ユニット６の第３のチャネルに出力されて表示ユニット６により表示される。
　このように、本実施形態に係る蛍光観察装置１によれば、２種類の自家蛍光物質由来の自家蛍光画像と反射光画像とを合成した画像を使用者に提供することができる。
　この場合において、本実施形態に係る蛍光観察装置１によれば、平板状の光学部材１３ａ，１３ｂの間隔を変更するだけで光の透過率特性を変化させる可変分光素子１３を用いているので、極めて小型の可変分光素子１３および撮像素子１４を挿入部２先端２ａに配置することができる。したがって、撮影対象Ａからの蛍光や反射光をファイババンドルを用いて体外に取り出す必要がない。
　また、本実施形態においては、光源ユニット４における複数の光源８，９の切替と同期させて可変分光素子１３の状態を切り替えるので、波長帯域の異なる複数種の光を同一の撮像素子１４により撮影することができる。したがって、蛍光や反射光に対応した複数の撮影光学系を設ける必要がない。その結果、挿入部２を細径化することができる。
　また、生体の体腔内であっても生体組織を透過する外光が存在するため、特に蛍光観察のように微弱な光を観察する際にはノイズを低減することが重要であるが、本実施形態においては、撮像ユニット３に可変分光素子１３を設けることによって、観察する波長帯域が変わっても常に観察対象の波長以外の光を遮光することができるため、ノイズを低減した良好な画像を得ることができる。
　さらに、本実施形態においては、照明光用光源８が、波長帯域４５０－４８０ｎｍの照明光を発生する。この波長帯域は、ヘモグロビンの吸収帯域を含んでいるので、その反射光を撮像すると生体の表面に比較的近い血管の構造等の情報を取得することができる。
　なお、本実施形態に係る蛍光観察装置１においては、撮像ユニット３において、挿入部２先端２ａ側から撮像光学系１１、励起光カットフィルタ１２、バンドカットフィルタ２０および可変分光素子１３の順に配列したが、これらの部品の配列順序はこれに限定されるものではなく、任意の配列順序を採用することができる。
　また、本実施形態に係る蛍光観察装置１においては、可変分光素子１３の固定透過帯域と可変透過帯域との間の遷移領域の光を遮断するバンドカットフィルタ２０を用いたが、これに加えて、図５および図６に示されるように、可変透過帯域の長波長側の波長帯域の光を遮断する他のバンドカットフィルタ２１を備えることとしてもよい。バンドカットフィルタ２１としては、例えば、６５０～７４０ｎｍの波長帯域の光を遮断するものを採用する。
　このようにすることで、可変分光素子１３の第２の状態において撮像素子１４により取得されるポルフィリン由来の蛍光量を低減することができ、画像処理回路１８における差分演算をさらに精度よく行うことができるという利点がある。
　また、このようにすることで、可変透過領域において、透過率が高くなる領域の移動を最小限に抑えることができるという利点がある。
　なお、バンドカットフィルタ２１に代えて、ローパスフィルタを採用してもよい。
　また、本発明の蛍光観察装置１は、生体の体腔内に挿入する挿入部２の先端に撮像素子１４を有するスコープ型のものに限られるものではなく、光源部、撮像部および可変分光部が一つの筐体内に設けられ、該筐体ごと生体の体腔内に挿入可能なカプセル型のものに適用してもよい。
　なお、本発明における（固定透過領域において透過率の変動量の小さい）ファブリペロー型共振器の構成は、以下のものがより望ましい。
＜第２実施形態＞
　可変分光素子１３は、図７に示すように、一対の光学素子で構成されている。この一対の光学素子は、空気層３６を挟んで多層膜３５側が互いに対向するように配置されている。各々の光学素子は、例えば、石英からなる基板３０と、全体で５層からなる多層膜３５とをそれぞれ備えている。多層膜３５は、表１に示すように、基板３０側からＡｌ２Ｏ３層３１、ＳｉＯ２層３２、Ｔａ２Ｏ５層３３、ＳｉＯ２層３２、Ｔａ２Ｏ５層３３という順で積層されている。なお、多層膜３５の設計波長λは７００ｎｍである。
Figure JPOXMLDOC01-appb-T000001
  
　この可変分光素子１３の分光透過率特性を図８に示す。ここで、図８の縦軸は透過率、横軸は波長を示している。また、空気層３６の間隔が７２０ｎｍの場合（第２の状態）の分光透過率特性を実線で、空気層３６の間隔が５２０ｎｍの場合（第１の状態）の分光透過率特性を点線で示す。
　可変分光素子１３において、空気層３６の間隔が、７２０ｎｍから５２０ｎｍに変化した場合、可変透過帯域のピーク波長は７３０ｎｍから６３０ｎｍに変化する。一方、固定透過帯域の透過率の変動量は小さく、透過量の差異は７％以下と略一致している。
　表１の多層膜の構成となる可変分光素子１３を用いることにより、ポルフェリン由来の蛍光のみを精度よく検出することができる。
＜第３実施形態＞
　次に、第３の実施形態について図９を参照しながら説明する。
　なお、上述した第２の実施形態と同様の構成要素には同一符号を付すとともに説明を省略する。
　第３の実施形態と第２の実施形態との異なる点は、可変分光素子１３における空気層の厚さが、７４０ｎｍと５６０ｎｍとの間で変化する点である。なお、間隙の値が異なっても、ピーク波長は第１実施形態と同じである。すなわち、本実施形態においても、可変透過帯域におけるピーク波長は７３０ｎｍから６３０ｎｍに変化する。また、固定透過帯域における分光透過率特性の変動量は小さく、透過量の差異は１０％以下と略一致している。この点も、第２実施形態と同じである。
　この可変分光素子１３は、例えば、表２（設計波長λは７００ｎｍ）に示すように、基板側からＴａ２Ｏ５層とＳｉＯ２層とが交互に積層されて全体で７層からなる多層膜を備えており、空気層を挟んで多層膜側が互いに対向するようにして配されている。
Figure JPOXMLDOC01-appb-T000002
  
　なお、表２の多層膜の構成となる可変分光素子１３を用いることにより、可変透過帯域におけるピーク波長の半値幅がより狭くなるので、波長分解能も向上する。
＜第４実施形態＞
　次に、第４の実施形態について図１０を参照しながら説明する。
　なお、上述した他の実施形態と同様の構成要素には同一符号を付すとともに説明を省略する。
　本実施形態では、可変分光素子１３は、空気層３６の厚さが、７５０ｎｍと５６０ｎｍとの間で変化する。この場合に、図１０に示すように、可変透過帯域におけるピーク波長は７３０ｎｍから６３０ｎｍに変化する。また、固定透過帯域における分光透過率特性の変動量は小さく、透過量の差異は３％以下と略一致している。
　この可変分光素子１３は、例えば、基板と、表３（設計波長λは７００ｎｍ）に示すように、基板上及び最上層に配されたＡｌ２Ｏ３層と、Ｔａ２Ｏ５層とＳｉＯ２層とがＡｌ２Ｏ３層間に交互に積層されて全体で９層からなる多層膜とを備えており、空気層を挟んで多層膜側が互いに対向するようにして配されている。
Figure JPOXMLDOC01-appb-T000003
  
　なお、本発明の技術範囲は上記実施の形態に限定されるものではなく、本発明の趣旨を逸脱しない範囲において種々の変更を加えることが可能である。

Claims (5)

  1. 　励起光を出射する励起光源と、
    　間隔をあけて対向する光学部材の面間隔の変更により透過する光の波長が変化する可変透過帯域と、面間隔の変更にかかわらず透過する光の波長が変化しない固定透過帯域と、これらの間にされる遷移帯域とを備えるファブリペロー型共振器と、
    　励起光の通過を遮断する励起光カットフィルタと、
    　前記遷移帯域を含み、励起光の波長を含まない遮断帯域を有するバンドカットフィルタと、
    　これらファブリペロー型共振器、励起光カットフィルタおよびバンドカットフィルタを透過した蛍光を検出する光検出器とを備える蛍光観察装置。
  2. 　前記バンドカットフィルタの遮断帯域が、ポルフィリンおよびコラーゲンのそれぞれの蛍光ピーク波長の間の帯域に位置する請求項１に記載の蛍光観察装置。
  3. 　前記可変透過帯域内の長波長側の帯域に遮断帯域を有する他のバンドカットフィルタを備える請求項１に記載の蛍光観察装置。
  4. 　前記他のバンドカットフィルタの遮断帯域が、ポルフィリンの蛍光帯域より長波長側に配置されている請求項３に記載の蛍光観察装置。
  5. 　前記他のバンドカットフィルタの遮断帯域が、可変透過帯域における一状態の透過帯域に一致している請求項３に記載の蛍光観察装置。
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