(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
少なくとも第１の波長を中心波長としたインコヒーレントな第１のバンドパス光及び前記第１の波長とは異なる値の第２の波長を中心波長としたインコヒーレントな第２のバンドパス光を時間を隔てて出射する光源装置と、
前記第１及び第２のバンドパス光が時間を隔てて照射された被観測対象物から蛍光成分を含むラマン散乱光が入射され、前記第１の波長及び前記第２の波長とは異なり、前記被観測対象物のラマン散乱光成分を選択的に通過するように設定された第３の波長を通過波長バンドとしたフィルタ手段と、
前記フィルタ手段により通過された光を検出し検出信号強度の２次元マップを得るものであって、前記フィルタ手段を通過した光を結像する光学系と、その結像位置に配置された撮像素子とを用いて構成される検出手段と、
前記検出手段から出力される複数の検出信号に対する信号処理を行う信号処理装置とを備え、
前記信号処理装置は、前記第１のバンドパス光が照射された際に前記フィルタ手段を介して前記検出手段により検出された第１の検出信号と、前記第２のバンドパス光が照射された際に前記フィルタ手段を介して前記検出手段により検出された第２の検出信号との差分処理を行い、
前記信号処理装置は、第１のバンドパス光の照射によって前記被観測対象物により放射されるラマン散乱光成分と蛍光成分を含む検出信号強度と、第１のバンドパス光とは時間を隔てて出射される第２のバンドパス光によって前記被観測対象物により放射されるラマン散乱光成分と蛍光成分を含む検出信号強度とのラマン散乱光成分以外の乖離成分を抑制する補正処理を、前記差分処理に加えて行い、ラマン散乱光としての２次元マップを生成することを特徴とするラマン散乱光観測装置。
【請求項２】
少なくとも第１の波長を中心波長としたインコヒーレントな第１のバンドパス光及び前記第１の波長とは異なる値の第２の波長を中心波長としたインコヒーレントな第２のバンドパス光を時間を隔てて出射する光源装置と、
前記第１及び第２のバンドパス光が時間を隔てて照射された被観測対象物から蛍光成分を含むラマン散乱光が入射され、前記第１の波長及び前記第２の波長とは異なり、前記被観測対象物のラマン散乱光成分を選択的に通過するように設定された第３の波長を通過波長バンドとしたフィルタ手段と、
前記フィルタ手段により通過された光を検出し検出信号強度の２次元マップを得るものであって、前記フィルタ手段を通過した光を結像する光学系と、その結像位置に配置された撮像素子とを用いて構成される検出手段と、
前記検出手段から出力される複数の検出信号に対する信号処理を行う信号処理装置とを備え、
前記光源装置から出射する前記第１及び第２のバンドパス光は、該第１及び第２のバンドパス光により発生する各蛍光成分のスペクトルの値が殆ど変化しないように前記第１及び第２のバンドパス光の中心波長間の値が規定されていて、
前記信号処理装置は、前記第１のバンドパス光が照射された際に前記フィルタ手段を介して前記検出手段により検出された第１の検出信号と、前記第２のバンドパス光が照射された際に前記フィルタ手段を介して前記検出手段により検出された第２の検出信号との差分処理を行い、
前記信号処理装置は、第１のバンドパス光の照射によって前記被観測対象物により放射されるラマン散乱光成分と蛍光成分を含む検出信号強度と、第１のバンドパス光とは時間を隔てて出射される第２のバンドパス光によって前記被観測対象物により放射されるラマン散乱光成分と蛍光成分を含む検出信号強度とのラマン散乱光成分以外の乖離成分を抑制する補正処理を、前記差分処理に加えて行い、ラマン散乱光としての２次元マップを生成することを特徴とするラマン散乱光観測装置。
【請求項３】
前記被観測対象物からのラマン散乱光を透過させる前記フィルタ手段は、前記被観測対象物と前記検出手段の間に少なくとも１枚以上備えることを特徴とする請求項１又は請求項２に記載のラマン散乱光観測装置。
【請求項４】
前記光源装置は、少なくとも前記第１及び第２のバンドパス光を生成する複数枚の狭帯域透過フィルタを有することを特徴とする請求項１から請求項３のいずれか１つに記載のラマン散乱光観測装置。
【請求項５】
前記被観測対象物に対して空間的な広がりを持つ光を照射する内視鏡を有することを特徴とする請求項１から請求項４のいずれか１つに記載のラマン散乱光観測装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、生体組織のように蛍光発光する被観測対象物から発せられるラマン散乱光を蛍光の影響を軽減して観測するラマン散乱光観測装置に関する。
【背景技術】
【０００２】
内視鏡は消化管等の生体臓器内部を非侵襲的に観察する医療機器である。一般的な内視鏡検査では白色光による粘膜の観察が行われており、粘膜の僅かな色調変化を自然な色として表現することで、数ｍｍ程度の微小病変を検知することも可能である。  
一方、現状の白色光による内視鏡検査では、Ｂａｒｒｅｔｔ食道に発生したＤｙｓｐｌａｓｉａ（前癌病変）の視認能力、または、大腸ポリープの腫瘍と非腫瘍の鑑別診断という観点では十分なものではない。組織の良悪性や悪性の度合を特定するには、組織の採取（バイオプシー）、および、病理組織学的検査が必要となるが、組織採取の際のサンプリングエラー、病理組織学的検査に伴うコストや検査時間が長くなるという課題がある。    そのため、光散乱分光法（Ｌｉｇｈｔ  Ｓｃａｔｔｅｒｉｎｇ  Ｓｐｅｃｔｒｏｓｃｏｐｙ）、蛍光イメージング、ＯＣＴ（Ｏｐｔｉｃａｌ  Ｃｏｈｅｒｅｎｃｅ  Ｔｏｍｏｇｒａｐｈｙ）といった新たな光診断技術が提案されており、今まで以上に組織の性状を詳細に観測する試みが多くなされてきている。
【０００３】
その中でも、ラマン分光法は、個々の分子に固有の情報（所謂、分子の指紋）を光学的に検出する手法として注目されており、生体組織を構成するタンパク質やＤＮＡを、それらの分子構造の違いに応じて同定することが原理的に可能であるため、たとえば、粘膜に発生したポリープが腫瘍或いは非腫瘍であるとの鑑別、診断に有効であると考えられている。  
以上のようにラマン分光法は、分子構造に基づいた組織の診断を行える可能性を秘めている。  
しかし、生体組織のような蛍光発光する被観測対象物から良質のラマン散乱光を得るためには、ラマン散乱光が蛍光に比べて非常に微弱であるという背景から、被観測対象物としての生体組織からの反射光から蛍光（成分）を除去することが不可欠となる。
【０００４】
従来から被観測対象から得られる反射光に対して蛍光とラマン散乱光を分離する試みがなされており、特開２００４−６１４１１号公報では、非線形ラマン分光法を用いることによりラマン散乱光と蛍光を空間的に分離している。  
さらに、特開平１０−１４８５７３号公報では、電子制御型波長可変レーザ（Ｅｌｅｃｔｒｏｎｉｃａｌｌｙ  Ｔｕｎｅｄ  Ｔｕｎａｂｌｅ  Ｌａｓｅｒ：以下ＥＴＴレーザと呼ぶ）を用いて励起波長を高速掃引し、被写体信号の時間変化する成分をラマン散乱光、そうでないものを蛍光として観測光からラマン散乱光と蛍光を分離している。
【特許文献１】特開２００４−６１４１１号公報
【特許文献２】特開平１０−１４８５７３号公報
【非特許文献１】Ｍａｒｔｉｎ  Ｇ．Ｓｈｉｍ，Ｌｏｕｉｓ−Ｍｉｃｈｅｌ  Ｗｏｎｇ  Ｋｅｅ  Ｓｏｎｇ，Ｎｏｒｍａｎ  Ｅ．Ｍａｒｃｏｎ  ａｎｄ Ｂｒｉａｎ  Ｃ．Ｗｉｌｓｏｎ，“Ｉｎ  ｖｉｖｏ  Ｎｅａｒ−ｉｎｆｒａｒｅｄ  Ｒａｍａｎ  Ｓｐｅｃｔｒｏｓｃｏｐｙ：Ｄｅｍｏｎｓｔｒａｔｉｏｎ  ｏｆ  Ｆｅａｓｉｂｉｌｉｔｙ  Ｄｕｒｉｎｇ  Ｃｌｉｎｉｃａｌ  Ｇａｓｔｒｏｉｎｔｅｓｔｉｎａｌ  Ｅｎｄｏｓｃｏｐｙ，” Ｐｈｏｔｏｃｈｅｍ． Ｐｈｏｔｏｂｉｏｌ．， ７２（１）， １４６−１５０， （２０００）
【非特許文献２】Ａ．Ｍａｈａｄｅｖａｎ−Ｊａｎｓｅｎ，Ｍｉｃｈｅｌｅ  Ｆｏｌｌｅｎ  Ｍｉｔｃｈｅｌｌ，Ｎｉｒｍａｌａ  Ｒａｍａｎｕｊａｍ，Ｕｒｓ  Ｕｔｚｉｎｇｅｒ  ａｎｄ  Ｒｅｂｅｃｃａ  Ｒｉｃｈａｒｄｓ−Ｋｏｒｔｕｍ，”Ｄｅｖｅｌｏｐｍｅｎｔ  ｏｆ  ａ  Ｆｉｂｅｒ  Ｏｐｔｉｃｓ  Ｐｒｏｂｅ  ｔｏ  Ｍｅａｓｕｒｅ  ＮＩＲ  Ｒａｍａｎ  Ｓｐｅｃｔｒａ  ｏｆ  Ｃｅｒｖｉｃａｌ  Ｔｉｓｓｕｅ  Ｉｎ  Ｖｉｖｏ，“  Ｐｈｏｔｏｃｈｅｍ． Ｐｈｏｔｏｂｉｏｌ．，６８（３）， ４２７−４３１， （１９９８）
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００５】
上記の特許文献１及び２の従来技術においては、尖頭値の高いピコ秒・フェムト秒パルスレーザ装置（超短パルスレーザ装置）、或いは高速かつ広範囲の波長掃引が可能なＥＴＴレーザが必要になる。しかし、超短パルスレーザ装置やＥＴＴレーザを用いる場合、システム全体が煩雑になることや、コスト面で課題が残るため、これらの技術は必ずしも一般に広く普及するとは言い難い。  
また、上記特許文献１及び２の従来技術では、レーザ装置を用いているため、生体イメージングを想定する場合には、レーザの２次元スキャニングが必要であり、画像生成に多大な時間を要するものと考えられる。
【０００６】
（発明の目的）
本発明は、上述した点に鑑みてなされたもので、従来技術と比較して安価かつ簡便に、生体組織のような蛍光発光する被観測対象物から蛍光とラマン散乱光を分離できるラマン散乱光観測装置を提供することを目的とする。  
また、本発明は、従来技術と比較して安価かつ簡便に、蛍光発光する被観測対象物から蛍光とラマン散乱光を分離でき、かつ２次元スキャニングを要せず、短時間でのラマンイメージングを実現可能とするラマン散乱光観測装置を提供することを目的とする。
【課題を解決するための手段】
【０００７】
本発明のラマン散乱光観測装置は、少なくとも第１の波長を中心波長としたインコヒーレントな第１のバンドパス光及び前記第１の波長とは異なる値の第２の波長を中心波長としたインコヒーレントな第２のバンドパス光を時間を隔てて出射する光源装置と、
前記第１及び第２のバンドパス光が時間を隔てて照射された被観測対象物から蛍光成分を含むラマン散乱光が入射され、前記第１の波長及び前記第２の波長とは異なり、前記被観測対象物のラマン散乱光成分を選択的に通過するように設定された第３の波長を通過波長バンドとしたフィルタ手段と、
前記フィルタ手段により通過された光を検出し検出信号強度の２次元マップを得るものであって、前記フィルタ手段を通過した光を結像する光学系と、その結像位置に配置された撮像素子とを用いて構成される検出手段と、
前記検出手段から出力される複数の検出信号に対する信号処理を行う信号処理装置とを備え、
前記信号処理装置は、前記第１のバンドパス光が照射された際に前記フィルタ手段を介して前記検出手段により検出された第１の検出信号と、前記第２のバンドパス光が照射された際に前記フィルタ手段を介して前記検出手段により検出された第２の検出信号との差分処理を行い、
前記信号処理装置は、第１のバンドパス光の照射によって前記被観測対象物により放射されるラマン散乱光成分と蛍光成分を含む検出信号強度と、第１のバンドパス光とは時間を隔てて出射される第２のバンドパス光によって前記被観測対象物により放射されるラマン散乱光成分と蛍光成分を含む検出信号強度とのラマン散乱光成分以外の乖離成分を抑制する補正処理を、前記差分処理に加えて行い、ラマン散乱光としての２次元マップを生成することを特徴とする。  
上記構成により、従来例のような超短パルスレーザ装置やＥＴＴレーザといった高価なレーザ装置を必要とせず、安価かつ簡便な光源装置を用いて、差分処理により蛍光とラマン散乱光を分離してラマン散乱光の観測ができるようにしている。
【発明の効果】
【０００８】
本発明によれば、蛍光発光する被観測対象物から蛍光とラマン散乱光を分離してラマン散乱光の観測ができる。また、２次元スキャニングを要せずに短時間でラマンイメージを取得も可能となる場合がある。
【発明を実施するための最良の形態】
【０００９】
以下、図面を参照して本発明の実施例を説明する。  
【実施例１】
【００１０】
図１から図５は本発明の実施例１に係り、図１は、本発明の実施例１のラマン散乱光観測装置の全体構成を示し、図２は回転フィルタの構成を示し、図３は回転フィルタに設けたフィルタの透過率特性を示し、図４はバンドパスフィルタの透過率特性を示し、図５（Ａ）は２つのバンドパス光により蛍光成分を含むラマン散乱光がそれぞれ検出される様子の模式図を示し、図５（Ｂ）は検出される２つのラマン散乱光に対して差分処理した結果を示す。  
図１に示すように本発明の実施例１のラマン散乱光観測装置１は、蛍光発光する被観測対象物としての生体２に照射する励起光（以下単に光と略記）を発生する光源装置３と、生体２で放射される（或いは散乱される）ラマン散乱光を検出する検出装置４と、この検出装置４により検出された検出信号に対する信号処理を行う信号処理装置５と、ラマン散乱光の検出結果を表示する表示デバイス６とから構成される。
【００１１】
光源装置３は、ハロゲンランプ、キセノンランプや発光ダイオード（ＬＥＤと略記）等のインコヒーレントな光を発生する光源１１と、熱線となる遠赤外光をカットする熱線カットフィルタ１２と、光源１１からの光をコリメートして平行な光束にするコリメートレンズ１３と、平行な光束中に配置され、回転することにより狭帯域の２つのバンドパス光を時間を隔てて交互に生成する回転フィルタ１４と、この回転フィルタ１４の回転を制御する制御装置１５とを有する。  
図２は回転フィルタ１４の１実施形態を示す。この回転フィルタ１４は、回転される回転板の周方向における例えば対向する２箇所部分に扇形状の狭帯域透過フィルタＦ１、Ｆ２が設けてある。  
そして、制御装置１５による回転フィルタ１４に対する制御信号に同期して、フィルタＦ１、Ｆ２が光路中に交互に配置されることにより、比較的に短い時間を隔てて中心波長の値が異なる、インコヒーレントな２つの狭帯域バンドパス光が被観測対象物としての生体２へ順次照射される。
【００１２】
図３はフィルタＦ１、Ｆ２の分光透過特性を示す。  
フィルタＦ１、Ｆ２は、中心波長がλ１、λ２とした狭帯域光をそれぞれ透過するように設定される。また、図５を参照して後述するように中心波長λ１及びλ２間の波長差、つまりλ２−λ１（＝Δλ）の値が蛍光成分のスペクトル値が変化しない程度に規定される。    また、検出装置４は、生体２からのラマン散乱光を含む光をコリメートするコリメートレンズ２１と、このコリメートレンズ２１によりコリメートされた平行な光束中に配置され、ラマン散乱光成分が選択的に通過するようにその通過波長バンドが設定されたフィルタ手段としてのバンドパスフィルタ２２と、このバンドパスフィルタ２２を透過した光を集光する集光レンズ２３と、この集光された光を検出し、光電変換する検出器２４とにより構成されている。検出器２４は、フォトダイオード等、受光した光を検出して光電変換する。
【００１３】
コリメートレンズ２１によりコリメートされ、バンドパスフィルタ２２へ導光される生体２から放射若しくは散乱される光は、バンドパスフィルタ２２を通した段階において、生体２の組織を構成する分子等に特有のラマン散乱光成分が抽出される。そして、このバンドパスフィルタ２２を透過した光は、集光レンズ２３により検出器２４に集光される。  上記のようにバンドパスフィルタ２２の通過波長バンドは、生体２で発生するラマン散乱光を選択的に通過するように、生体２に照射されるバンドパス光の中心波長λ１、λ２とは異なる波長に設定されている。  
従って、生体２で反射された通常の反射光は、バンドパスフィルタ２２を通した段階において除去される。なお、後述するようにバンドパスフィルタ２２を通した段階において、生体２の自家蛍光のスペクトル成分が（ラマン散乱光成分に対する）ノイズとして混入する。そして、この蛍光成分のノイズは、信号処理装置５での差分処理により有効に除去されることになる。
【００１４】
図４はバンドパスフィルタ２２の分光透過特性例を示す（図４では簡単化のため、符号Ｆ３で示している）。このバンドパスフィルタ２２は、生体２を構成する分子等に特有のラマン散乱光を通過するように中心波長がλ３とした狭い通過波長バンドに設定されている。  
また、このバンドパスフィルタ２２の中心波長λ３は、光源装置３の回転フィルタ１４に取り付けた狭帯域透過フィルタＦ１、Ｆ２によるバンドパス光の中心波長λ１、λ２よりも例えば、長波長側にシフトした波長位置に設定されており、生体２の組織、より具体的には生体２の組織を構成する（ターゲットとなる）分子のラマンストークス線を通すように設定されている。  
本実施例では、１つの分子のラマンストークス線を通すようにバンドパスフィルタ２２の通過波長バンドが設定されているが、後述する実施例のように複数種類の分子に対応して、通過波長バンドが複数となるように、バンドパスフィルタ２２を複数或いは通過波長バンドを可変設定する構成にしても良い。  
信号処理装置５は、検出器２４から出力される電気信号としての検出信号を増幅する増幅器２５と、この増幅器２５で増幅された信号をディジタル信号に変換するＡ／Ｄ変換回路２６と、このＡ／Ｄ変換回路２６の出力信号を一時的に蓄える対となる信号メモリ２７、２８と、信号メモリ２７と２８からの各出力信号に対する差分演算を行う差分処理回路２９と、差分処理回路２９から出力されるディジタル信号をアナログ信号へ変換するＤ／Ａ変換回路３０とを備えて構成される。
【００１５】
このような構成による本実施例の作用を説明する。  
なお、Ｄ／Ａ変換回路３０からの出力信号の形態は、例えば数値の信号であり、これらは表示デバイス６上において表示される。なお、後述するように検出装置４におけるコリメータレンズ２１の代わりに結像レンズ系を採用し、かつ検出器２４として撮像素子を採用することにより、ラマン散乱光の２次元画像信号を得ることができ、表示デバイス６にラマンイメージングを表示することもできる。  
本実施例においては、差分処理回路２９による差分処理により、生体２からの蛍光成分を軽減して、ＳＮＲ（Ｓ／Ｎ）の良好なラマン散乱光の観測を可能にする。一般に、生体２に照射する照射光の波長（ラマン散乱光を得るための励起波長）λを、波長Δλだけ変化させた場合、Δλの値が小さい時には、ラマンバンド（ラマンストークス線）の出現する波長は、Δλだけシフトし、これに対して蛍光強度は殆ど変化しない特徴を示す。
【００１６】
図５（Ａ）と図５（Ｂ）は、蛍光の影響を軽減してラマン散乱光を得る作用の原理の説明図である。  
図５（Ａ）に示すように生体２に照射される中心波長λ１の光と、それとはΔλだけ異なる中心波長λ２の光を、時分割的に生体２へ照射することにより、生体２からは各々照射された時間を隔ててラマン散乱光成分と蛍光成分の和のスペクトルI１(λ)、I２(λ)が各々発生する。  
図５（Ａ）において、２点鎖線で示すブロードなスペクトル部分は、蛍光成分ＦＬを示し、急峻なピークを持つスペクトル部分がラマン散乱光成分に相当する。これは上記した性質を模式的に表している。
【００１７】
また、Δλが小さい値であれば、ある波長区間λ３−Δλ３／２〜λ３＋Δλ３／２において時間変化する成分はラマン散乱成分であるため、上記の波長域で検出される検出強度の差分処理した結果に相当するラマン散乱強度IＲは、生体２から発生するラマン散乱成分にほぼ等しくなる。  
このような差分処理を適切に行うために、バンドパスフィルタ２２を以下のように設定する。図５（Ａ）に示すように、バンドパスフィルタ２２の通過バンドを、生体２に照射される中心波長λ１の光が照射された場合にラマン散乱光が発生する中心波長λ３の波長位置で、かつラマン散乱光成分を通す通過バンド幅Δλ３に設定する。  
このように設定した場合、図５（Ａ）において点線で示すように、生体２に中心波長λ２の光を照射した場合には、その場合のラマン散乱光成分は、バンドパスフィルタ２２の通過バンドから外れた波長位置で、蛍光成分ＦＬのみがバンドパスフィルタ２２の通過バンド内に入ることになる。
【００１８】
このように設定した状態で、検出器２４により検出されるラマン散乱光成分と蛍光成分の和のスペクトルI１(λ)、I２(λ)に相当する信号を信号メモリ２７、２８に格納する。そして、信号メモリ２７、２８に格納された信号を差分処理回路２９に出力し、差分処理回路２９においてこれらスペクトルI１(λ)、I２(λ)に相当する信号に対する差分処理を行うことにより、その差分処理の結果に相当するラマン散乱強度IＲを得る。得られたラマン散乱強度IＲを表示デバイス６で表示する。  
観測されるラマン散乱強度IＲは［数式１］により求まる。  
［数式１］
0004749805.tif 000002
［数式１］の計算過程において、I１(λ)−I２(λ)の値が負となる成分に関しては計算に加えないものとして考える。
【００１９】
ＭＧ．Ｓｈｉｍらによる非特許文献１によれば、Ｉｎ  ｖｉｖｏにおける被観測対象物としての食道粘膜や大腸粘膜のラマンスペクトルを測定した結果、８００ｃｍ−１〜１８００ｃｍ−１の波数帯域に正常と腫瘍の違いを現す特長的なラマンバンドが出現すると記載されている。  
例えば、１６２０ｃｍ−１のＡｍｉｎｏ  Ａｃｉｄや１５８５ｃｍ−１のＮｕｃｌｅｏｔｉｄｅがその代表例である。また、子宮頚部における正常組織と前癌病変のＩｎ  ｖｉｖｏラマンスペクトルの差異も、上記と同様の波数帯域に現れることが非特許文献２に記載されている。  
さらに、生体２のような蛍光発光体からの蛍光成分を抑制するためには、近赤外域の波長を持つ励起光を使用することが望ましく、強い蛍光発光体に対するラマン測定においては、７００ｎｍ〜１０００ｎｍ付近の波長を持つ励起光源が使用されることが多い。
【００２０】
したがって、図３のλ１、λ２は各々おおよそ７００ｎｍ〜１０００ｎｍ、図４のλ３は食道や大腸の生体組織によるラマンシフト量を考えて、凡そ１３００ｎｍ〜２２００ｎｍ程度の波長の値を持つものとして考える。  
以上のように、信号メモリ２７、２８からの出力信号に対する差分処理を差分処理回路２９にて行うことで、生体２のラマン散乱光を蛍光成分から分離して観測することが可能となる。従って、得られたラマン散乱光の観測結果により、診断を行いたい被観測対象物（被診断対象物）としての生体２に対して、その分子構造に基づいた診断に利用できる。  また、本実施例によれば、簡単な構成で実現できると共に、従来例のような極短パスルレーザ装置等の高価なレーザ装置を必要としないで安価に実現することができる。
【００２１】
つまり、安価なハロゲンランプ等の光源１１を用い、回転フィルタ１４を回転させることにより、時間を隔てて値が異なる２つの波長のバンドパス光を生成し、生体２に照射することができる。そして、生体２からの蛍光を含むラマン散乱光をバンドパスフィルタ２２により抽出して、検出器２４で電気信号に変換し、差分処理回路２９での差分処理により、蛍光成分の信号を分離してラマン散乱光による信号成分を得ることができる。  
なお、上述した構成において、図１に示すレンズ２１及び２３により結像レンズ系を構成し、かつ検出器２４として撮像を行う（換言すると検出信号強度の２次元マップを得る）撮像素子を用いることにより、ラマン散乱光によるイメージング装置を形成しても良い。  この場合には、信号メモリ２７及び２８も撮像素子により撮像される１フレーム分の画像データ（検出信号データの２次元マップ）を格納することができるフレームメモリで構成する。
【００２２】
また、差分処理回路２９は、フレームメモリ（信号メモリ２７及び２８）に格納された同じ画素の信号に対して差分処理を行う。そして、差分処理したラマン散乱強度IＲに対応する信号を、画像表示する機能を持つ表示デバイス６で表示する。  
なお、差分処理回路２９の内部或いは外部に差分処理したデータを格納するメモリを設けるようにしても良い。このようにすることにより、２次元的な広がりを持って生体２にバンドパス光を照射することにより、その照射する光を２次元的に走査することを行うことなく、２次元的な広がりを持って散乱されるラマン散乱光による画像情報を得ることができる。
【実施例２】
【００２３】
次に本発明の実施例２を図６及び図７を参照して説明する。図６は本発明の実施例２のラマン散乱光観測装置１Ｂの構成を示し、図７は内視鏡３１の先端側の構成を示す。本実施例は、体腔内に挿入される内視鏡３１を用いたラマン散乱光観測装置１Ｂの構成例である。より具体的には、実施例１における検出装置４を内視鏡３１の先端側に設けた構成にしている。  
図６に示すラマン散乱光観測装置１Ｂは、照明光を発生する光源装置３Ｂと、光源装置３Ｂで発生した光を導光し、体腔内の被観測対象部位２Ｂに照射すると共に、被観測対象部位２Ｂからの散乱光を検出する検出装置４Ｂを設けた内視鏡３１と、検出装置４Ｂの信号を取り込み、信号処理する信号処理装置５と、表示デバイス６とから構成される。  
光源装置３Ｂは、図１の光源装置３において、回転フィルタ１４を通した光を集光する集光レンズ３２と、内視鏡３１のライトガイド３３の入射端が着脱自在に接続されるライトガイド着脱部３４とを備えた構成となっている。
【００２４】
そして、回転フィルタ１４を透過した光は、集光レンズ３２によりライトガイド脱着部３４に着脱自在に装着されるライトガイド３３の入射端面に集光して入射される。このライトガイド３３の入射端面に入射された光は、体腔内に挿入される内視鏡３１の挿入部３５の長手方向に挿通されたライトガイド３３により導光された後、ライトガイド３３の先端面から、この先端面に設けられた照明レンズ３６（図７参照）を経て、体腔内の被観測対象部位２Ｂ側に照射される。  
図７に示すように挿入部３５の先端部３７には、照明レンズ３６が取り付けられた照明窓に隣接する部分に、検出装置４Ｂが収納されている。この検出装置４Ｂは、図１に示した検出装置４と同じ構成であり、従って同じ構成要素には同じ符号を付け、その説明を省略する。
【００２５】
そして、この検出装置４Ｂにより、被観測対象部位２Ｂで散乱された光における蛍光成分を含むラマン散乱光成分を検出する。この検出装置４Ｂにおける検出器２４は、挿入部３５内を挿通された信号ケーブル３８の一端と接続され、この信号ケーブル３８の他端は、信号処理装置５に設けられた信号ケーブル着脱部３９に着脱自在に接続される。  
そして、検出器２４により検出された信号は、この信号ケーブル３８により信号ケーブル着脱部３９を経て信号処理装置５内の増幅器２５に入力される。  
この増幅器２５以降の構成及び信号処理の動作は、実施例１で説明したものと同様である。また、この内視鏡３１には鉗子などの処置具を挿通可能とするチャンネル４０が設けてある。
【００２６】
本実施例の基本構成は実施例１のそれと類似するが、図１の検出装置４に相当する部分を内視鏡３１の先端部３７に小型化して設けている点で大きく異なる。本実施例によれば、挿入部３５を体腔内、例えば食道や大腸等、空間的に狭い領域に挿入してラマン散乱光観測を行うことができる。その他、実施例１と同様に簡単な構成かつ安価にラマン散乱光の観測ができる。  
また、本実施例においても検出装置４Ｂを２次元画像情報が得られるような光学系及び撮像素子を採用することにより、実施例１で説明したようにラマン散乱光による画像情報を得ることが可能になる。
【００２７】
つまり、光源装置３Ｂで発生されたバンドパス光は、内視鏡３１を経て被観測対象部位２Ｂ側に空間的な広がりを持って照射される。この照射により、被観測対象部位２Ｂ側から放射される蛍光成分を含むラマン散乱光を、バンドパスフィルタ２２により抽出し、撮像素子に結像する。  
撮像素子の検出信号、つまり被観測対象部位２Ｂの空間位置情報に対応した２次元画像信号に対して信号処理装置５により差分処理を行い、２次元画像信号に混入している蛍光成分を除去する。そして、表示デバイス６にてラマン散乱光による画像表示を行うことができる。
【実施例３】
【００２８】
次に図８を参照して本発明の実施例３を説明する。本実施例は、実施例２における一部の構成を変更した構成である。具体的には、内視鏡３１の先端部３７には、図７に示した検出装置４Ｂとは異なる構成の検出装置４Ｃを設けている。  
以下、この部分について重点的に説明する。図８に示すように、本実施例では内視鏡３１の挿入部３５の先端部３７に設けた凹部には、検出装置４Ｃが収納されている。この検出装置４Ｃは、バンドパスフィルタ２２を使用せずにラマン散乱光観測を可能とする点において実施例２の装置構成と異なるものである。  
この検出装置４Ｃは、被観測対象部位２Ｂからの反射光をコリメートするレンズ４１と、コリメートされた光を分光するためのプリズム４２と、分光された光を反射するためのミラー４３と、ミラー４３による反射光を絞る絞り４４と、この絞り４４を通った光を集光するレンズ４５と、このレンズ４５で集光された光を検出する検出器４６とを備えて構成される。
【００２９】
この検出器４６により光電変換された信号は、信号ケーブル３８を経て図６に示した信号処理装置５に入力される。その他の構成は実施例２と同様の構成である。  
本実施例では、被観測対象部位２Ｂからの反射光をレンズ４１によりコリメートし、そのコリメートされた光を分光用のプリズム４２を用いて分光し、分光された光をミラー４３で反射させる。そして、検出対象とするラマン散乱光に対応する波長の光が反射される方位に開口するように配置された絞り４４により、そのラマン散乱光成分の光を抽出し、検出器４６にて検出する。  
この検出器４６の出力信号に対しては実施例２等と同様の処理が行われる。本実施例は、実施例２と同様の効果を有するが、以下のようによりＳＮＲの良いラマン散乱情報を得ることができる。
【００３０】
実施例２等においてラマン散乱光の検出に用いていたバンドパスフィルタ２２は、その原理上、フィルタを通過させることで分離対象の波長の光を分離するが、分離対象となる波長の光も一部吸収するため、少なからず透過光のエネルギーが減衰してしまう。そのために、ラマン散乱光に対する検出信号が弱くなり、ラマン成分のＳＮＲ（Ｓ／Ｎ比）が低くなる可能性がある。  
一方、本実施例に用いている分光用のプリズム４２は、光を殆ど吸収しないため、バンドパスフィルタ２２の方式に比べてロス成分を抑制できる効果がある。なお、内視鏡３１の先端部３７内の凹部に収納するため、プリズム４２のサイズが例えば数ｍｍ程度の微小プリズムを用いると良い。その他、実施例１と同様に簡単な構成かつ安価にラマン散乱光の観測ができる。  
なお、本実施例では、分光用プリズム４２を用いて分光するため、分光用プリズム４２に入射される光をコリメートすることが必要となり、このために２次元の画像情報を得るには適さない。
【実施例４】
【００３１】
次に図９及び図１０を参照して本発明の実施例４を説明する。実施例４は、実施例２の内視鏡３１の先端部３７に設けた検出装置４Ｂとはその構成が異なるため、この部分について重点的に説明する。図９は、波長の異なる２つの（ラマンバンドの）ラマン散乱光を観測するラマン散乱光観測装置１Ｄの概略の構成を示し、図１０は内視鏡３１の挿入部の先端側の構成を示す。  
図９に示すラマン散乱光観測装置１Ｄは、光源装置３Ｄと、検出装置４Ｄを設けた内視鏡３１と、信号処理装置５Ｄ及び表示デバイス６とから構成される。内視鏡３１における挿入部３５の先端部３７には、図１０に示す検出装置４Ｄが設けられている。  
図９に示す光源装置３Ｄは、例えば図１の光源装置３において、回転フィルタ１４にさらに１対のフィルタＦ１′、Ｆ２′を設けたものである。この場合、回転フィルタ１４における周方向には、９０°の位置にフィルタＦ１，Ｆ２，Ｆ１′、Ｆ２′が配置されている。図９では対向するフィルタＦ１，Ｆ１′がしめされている。
【００３２】
この場合、フィルタＦ１とＦ２は、上述したものであり、フィルタＦ１′とＦ２′は、フィルタＦ１とＦ２の波長とは異なる波長で、フィルタＦ１及びＦ２と同様に機能するように設定されるものである。  
つまり、上述したようにフィルタＦ１及びＦ２とを用いてそれぞれバンドパス光を照射することにより、それに対応したバンドパスフィルタ２２を用いてある波長（具体的にはλ３）のラマン散乱光を抽出（通過）できるようにする。  
さらに本実施例では、他方のフィルタＦ１′とＦ２′とを用いてそれぞれバンドパス光を照射することにより、以下に説明するように、それに対応したバンドパスフィルタ２２ｂを用いて、他の波長のラマン散乱光を抽出できるようにする。例えば、バンドパスフィルタ２２では病変部における癌組織の分子のラマンバンドを通過するようにその中心波長λ３が設定されるとすると、バンドパスフィルタ２２ｂでは病変部における正常組織の分子のラマンバンドを通過するようにその中心波長λ３′が設定される。
【００３３】
図１０に示すように先端部３７に設けられた検出装置４Ｄは、図７の検出装置４Ｂにおいて、レンズ２１とバンドパスフィルタ２２との間に、ビームスプリッタとして機能するハーフミラー４７が配置されている。また、このハーフミラー４７で反射された光は、バンドパスフィルタ２２ｂに入射され、このバンドパスフィルタ２２ｂを透過した光は、レンズ２３ｂで集光されて検出器２４ｂにより検出される構成にしている。  
より詳細に説明すると、体腔内の被観測対象部位２Ｂからの散乱光は、レンズ２１によりコリメート光にされ、このコリメート光はハーフミラー４７に入射される。このハーフミラー４７に入射されされた光は、透過成分と反射された反射成分に分離される。分離された透過成分はバンドパスフィルタ２２と２２ｂを経て検出対象となるラマン散乱光が通過する。そして、それぞれレンズ２３、２３ｂにより集光されて検出器２４、２４ｂに入射される構成となっている。
【００３４】
実施例２の場合と同様に、検出器２４で検出された信号も信号ケーブル３８を経て、信号処理装置５Ｄに入力される。また、検出器２４ｂで検出された信号も信号ケーブル３８ｂを経て信号処理装置５Ｄに入力される。なお、図９及び図１０中では、簡単化のため信号ケーブル３８及び３８ｂを１本のラインで示している。  
図６の信号処理装置５においては、検出器２４で検出された検出信号に対する処理を行うものであったが、図１０に示す信号処理装置５Ｄは、さらに検出器２４ｂで検出された検出信号に対しても同様の処理を行う構成にしている。  
検出器２４と検出器２４ｂから出力される各検出信号は、信号処理装置５Ｄ内の増幅器２５、２５ｂによりそれぞれ増幅された後、それぞれＡ／Ｄ変換回路２６、２６ｂに入力され、ディジタル信号に変換される。Ａ／Ｄ変換回路２６、２６ｂの出力信号は、それぞれ対となる信号メモリ２７、２８；２７ｂ、２８ｂに制御装置１５からの同期信号に同期して順次記憶される。
【００３５】
対となる信号メモリ２７、２８；２７ｂ、２８ｂから出力される各信号ペアに対してそれぞれ［数式１］に基づいた差分処理が差分処理回路２９において行われる。  
差分処理回路２９からの出力信号は、Ｄ／Ａ変換回路３０、３０ｂにおいてアナログ信号に変換された後に、表示デバイス６上で表示される。  
本実施例は実施例１〜実施例３とは異なり、複数のラマンバンドを観測することが可能なため、被観測対象部位２Ｂの性状をより詳細に観察できることが期待できる。  
また、本実施例においても検出装置４Ｄにおいて結像光学系及び撮像素子を採用することにより、複数の波長によるラマン散乱光の画像情報を得ることができる。  
図１１は変形例における信号処理装置５Ｅを示す。
【００３６】
図９の信号処理装置５Ｄを図１１に示す信号処理装置５Ｅに置き換えることで、ラマン散乱光に基づくＲＧＢイメージングを実現する。なお、この場合には、図１０の検出装置４Ｄにおいて、レンズ２１，２３、２３ｂは、結像光学系を構成し、検出器２４、２４ｂは撮像素子で構成される。  
この信号処理装置５Ｅは、図９の信号処理装置５Ｄにおいて、差分処理回路２９から出力される各画素位置（ｉ，ｊ）の出力信号（ａｉｊ，ｃｉｊ）をその要素として持つベクトルｆｉｊ＝（ａｉｊ，ｃｉｊ）ｔ（ｔは転置を表す）に対して色変換を行い、ＲＧＢ信号として出力する色信号処理回路４８を設けている。  
色信号処理回路４８により生成されたＲＧＢの色信号は、Ｄ／Ａ変換回路４９ａ、４９ｂ、４９ｃによりそれぞれアナログの色信号に変換された後、表示デバイス６に出力され、この表示デバイス６の表示面で擬似カラー表示されるようにしている。
【００３７】
この変形例における動作は、差分処理回路２９による差分処理までは図９の場合と同様の処理が行われる。差分処理回路２９から出力される２つの出力信号（ａｉｊ、ｃｉｊ）を各要素にもつ２次元ベクトルｆｉｊ=（ａｉｊ, ｃｉｊ）ｔに対して［数式２］の３×２のマトリクスＳによる演算を色信号処理回路４８において行うことでラマン散乱光観測結果に基づく位置ｉ，ｊにおけるＲＧＢ画素値ｏｉｊ=（ｒｉｊ, ｇｉｊ, ｂｉｊ）ｔを得る。  
最終的に、ｏｉｊ=（ｒｉｊ, ｇｉｊ, ｂｉｊ）ｔをラマン散乱光に基づくＲＧＢイメージとして、表示デバイス６上で表示する。  
［数式２］
0004749805.tif 000003
本変形例によれば、ラマン散乱光による画像情報を擬似カラー表示することにより、より識別或いは診断し易い状態で表示することができる。
【実施例５】
【００３８】
次に本発明の実施例５を図１２を参照して説明する。本実施例は、液晶チューナブルフィルタ（Ｌｉｑｕｉｄ  Ｃｒｙｓｔａｌ  Ｔｕｎａｂｌｅ  Ｆｉｌｔｅｒ：以下ＬＣＴＦと呼ぶ）５１を光源装置３Ｆに使用した実施例である。図１２は、実施例５のラマン散乱光観測装置１Ｆの全体構成を示す。  
図１２に示す実施例５のラマン散乱光観測装置１Ｆは、光源装置３Ｆと、検出装置４Ｄを設けた内視鏡３１と、信号処理装置５Ｅ及び表示デバイス６とから構成される。  
光源装置３Ｆは、例えば図９の光源装置３Ｂにおいて、回転フィルタ１４の代わりにＬＣＴＦ５１を用いている。その他の構成は、例えば図１１の変形例の構成と同様である。なお、本実施例における光源装置３Ｆ以外の構成としては、実施例１〜実施例４におけるいずれの構成にしても良い。
【００３９】
ＬＣＴＦ５１は、瞬間的に任意の中心波長をもつ半値幅数ｎｍ程度のバンドパス光を生成することができる。波長チューニング速度は、数十ｍｓ〜数百ｍｓと短時間（高速）にでき、また、波長走査レンジは可視域から近赤外域と広範囲にできる。  
本実施例は、上述した回転フィルタ１４を用いた方式と比べて、装置構成はやや複雑となるが、多数のバンドパス光を広い波長帯にて生成可能であることから、被観測対象部位２Ｂから多数のラマンバンドを取得できる点で大きなメリットがある。  
なお、多数のラマンバンドを取得しようとする場合には、検出装置側も多数のラマンバンドを得る構成にする必要がある。また、ＬＣＴＦ５１を用いることでラマンスペクトルの測定も可能になる。その他、本実施例によれば、実施例１〜実施例４における効果も有する。
【実施例６】
【００４０】
次に図１３及び図１４を参照して本発明の実施例６を説明する。図１３は、本発明の実施例６のラマン散乱光観測装置を示し、図１４は内視鏡の先端側の構成を示す。  
本実施例のラマン散乱光観測装置１Ｇは、光源装置３Ｇと、光学式内視鏡（ファイバスコープ）３１Ｇと、検出装置４Ｇと、信号処理装置５Ｇと、ラマン散乱光の検出結果を表示する表示デバイス６とから構成される。  
光源装置３Ｇは、図１２に示す光源装置３Ｆのように回転フィルタ１４の代わりにＬＣＴＦ５１等による波長可変フィルタ装置５２Ａを用いている。この光源装置３Ｇにおけるレンズ３２によりライトガイド３３の入射端にバンドパス光が供給（入射）される。そして、ライトガイド３３の先端面から、図１４に示すように照明レンズ３６を経て体腔内の被観測対象部位２Ｂにバンドパス光が照射される。
【００４１】
このファイバスコープ３１Ｇにおける挿入部３５の先端部３７には、照明窓に隣接して設けられた観察窓には、図１４に示すように対物レンズ５３が取り付けてあり、その結像位置にはイメージガイド（光学像伝送手段）としてオプティカルファイババンドル（以下単にオプティカルファイバと略記）５４の先端面が配置されている。  
そして、被観測対象部位２Ｂ側で散乱された光は、この対物レンズ５３により、オプティカルファイバ５４の先端面に結像され、このオプティカルファイバ５４によりその後端面に伝送される。このオプティカルファイバ５４の後端面は、検出装置４Ｇに設けられたオプティカルファイバ着脱部５５に着脱自在に接続される。  
なお、オプティカルファイバ５４は、光伝送中に、このオプティカルファイバ５４から生起される蛍光ノイズの要因となる水酸基の含有量が少ない石英を使用して形成することが望ましい。また、このファイバスコープ３１Ｇにも、チャンネル４０が設けてある。  本実施例におけるファイバスコープ３１Ｇには、検出装置やバンドパスフィルタ等の分光素子が含まれておらず、これらはファイバスコープ３１Ｇの外部に設けられた検出装置４Ｇの内部に設置されている。  
図１３に示す検出装置４Ｇは、図１に示した検出装置４においてバンドパスフィルタ２２の代わりにＬＣＴＦ等の可変波長フィルタ装置５２Ｂを採用している。つまり、オプティカルファイバ５４の後端面に伝送された光をコリメートするレンズ２１、可変波長フィルタ装置５２Ｂ、集光するレンズ２３及び検出器２４からなる。  
ＬＣＴＦ以外の波長可変を可能とする可変波長フィルタ装置として、音響光学フィルタ、可変ファブリペロー干渉計に基づく可変波長フィルタ、また、電気光学結晶による波長可変フィルタ等があるが、波長可変速度や口径の点でＬＣＴＦが優位である。
【００４２】
なお、可変波長フィルタ装置５２Ｂの波長チューニングは、可変波長フィルタ装置５２Ａの動作を司る制御装置１５からの制御信号に同期して行われる。  
上記検出器２４の出力信号は、信号処理装置５Ｇに入力される。この信号処理装置５Ｇとしては、例えば図１に示した信号処理装置５を採用することができる。  
このような構成による本実施例においては、通常の光学式内視鏡、具体的にはファイバスコープ３１Ｇを採用してラマン散乱光観測ができる。  
また、検出装置４Ｇの可変波長フィルタ装置５２Ｂとして、例えばＬＣＴＦを用いることで、被観測対象物から発生するラマンスペクトルから殆ど瞬間的に任意波長のラマン成分を抽出することが可能である。  
この場合には、バンドパスフィルタ２２を使用する実施例１から実施例５と比べて装置構成はやや複雑となるが、波長選択の速度と自由度の点で優れている。  
検出器２４以降の信号処理フローに関しては実施例２と同様である。さらに、図１３の信号処理装置５Ｇを図１１に示す信号処理装置５Ｅに置き換えることで、ラマン散乱光に基づくＲＧＢイメージングを実現することも可能である。
【実施例７】
【００４３】
次に図１５を参照して本発明の実施例７を説明する。食道等の粘膜の拍動が激しい部位を被観測対象にした場合、検出器と被観測対象部位との相対的な位置関係が変化することが容易に想像される。これにより、例えば、同一の被観測対象部位を図２の回転フィルタＦ１とＦ２を用いて撮影した場合、２枚のモノクロ画像間において空間的な位置ずれが発生することが予想される。  
また、検出器と被観測対象部位の位置関係の変化により、被観測対象部位から観測される検出光強度は、２枚の画像間の対応する位置において変化することが予測される。  
このため、図１５に示す本実施例における信号処理装置５Ｈは、上記の検出光強度のばらつきを差分処理回路２９の前段部にて補正する補正手段を有する。
【００４４】
図１５に示すように差分処理回路２９の前段部には、検出光強度のばらつきを補正する補正処理部６１、及び補正係数供給部６２からなる補正部６３が設けてある。本実施例は、実施例１〜実施例６の信号処理装置として図１３の装置構成を適用できる。以下では具体的に説明する例として、例えば実施例１に適用した場合で説明する。  
図１６は、検出器と被観測対象との相対的な位置関係が変化することで発生する検出光強度（主に蛍光強度）のばらつきを補正する手法を説明するための概略図である。  
光源装置から照射される中心波長λ１の光と、それとは一定波長異なる中心波長λ２の光を時分割的に被観測対象物となる生体２へ照射することにより、生体２からは各々時間を隔ててラマン散乱光成分と蛍光成分の和のスペクトルI’ １(λ)、I’ ２(λ)が発生する。 ここで、図１６に示すように、検出器と被観測対象との相対的な位置関係の変化により、波長区間λ３−Δλ３ ／２〜λ３ ＋Δλ３／２において、I’ １(λ)とI’ ２(λ)に内在する蛍光強度（具体的には実線で示す蛍光強度成分ＦＬ１，点線で示す蛍光強度成分ＦＬ２）が変化する。
【００４５】
そしてこのように相対的な位置関係の変化のために蛍光強度が変化しても、この乖離成分を殆ど同じ値にするための補正係数αを［数式３−１］のように用いることにより、測定条件の変化に起因する測定値のばらつきにロバストなラマン散乱強度Iを取得することが可能となる。  
具体的な処理としては、まず補正係数αが制御装置１６からの制御信号に同期して補正係数供給部６２から補正処理回路６１へ供給される。次に、供給された補正係数αを用いた［数式３−２］の補正処理が補正処理回路６１において行われる。さらに、［数式３−１］の差分処理が差分処理回路２９にて実行され、最終的に、差分処理回路２９からの出力信号Iが色信号処理回路４８、もしくは、Ｄ／Ａ変換回路へ伝送される。
【００４６】
ここで補正係数αの数値については、被観測対象物となる生体組織により異なるものと考えられるが、タンパク質溶液からのラマン散乱光強度が蛍光強度に比べて１００分の１以下となる事例があることから、I／I１Rが０．９９以上の値となるようにαを設定すればよい。  
［数式３−１］
0004749805.tif 000004
［数式３−２］
0004749805.tif 000005
本実施例によれば、食道等の被観測対象物が拍動の影響がある部位のように、検出器と被観測対象部位との相対的な位置関係が変化するような場合にも、その影響を軽減して、被観測対象物によるラマン散乱光の観測が可能となる。
【実施例８】
【００４７】
次に図１７を参照して本発明の実施例８を説明する。本実施形態は検出器と被観測対象物との相対的な位置関係の変化による、撮影画像間の空間的な位置ずれを補正する信号処理回路を備える。「位置ずれ」とは画像間の拡大、縮小、平行移動、回転に関するものと定義する。  
図１７は、本発明の実施例８における信号処理装置５Ｉの構成を示す。本実施例における信号処理装置５Ｉにおいては、位置ずれを補正する位置ずれ補正処理回路６５が、差分処理回路２９の前段部に設けられている。換言すると、信号処理装置５Ｉには、検出信号強度の２次元マップの空間的な位置ずれを補正する補正処理手段が設けてある。
【００４８】
本実施例は、実施例１〜実施例６のいずれかの信号処理装置として、図１７に示す構成を取るものとする。  
位置ずれ補正処理回路６５における補正処理手法の例として、線形画像変換、及び、非線形画像変換に基づく画像間の自動重ね合わせ処理が考えられる。
【００４９】
具体的には、線形変形と非線形ワーピングを組み合わせた処理を行うことにより、対象となる２枚の画像の位置ずれが解消するような画像変形が位置ずれ補正処理回路６５にて行われる。  
なお、図１８に示すように、位置ずれ補正処理回路６５の後段部において、実施例７で記述した検出光強度のばらつき成分を補正するための補正処理部６１、及び補正係数供給部６２からなる補正部６３を備えた信号処理装置５Ｊとしても良い。図１８の信号処理装置５Ｊの構成を用いることで、より安定したラマン散乱光検出が可能となる。  
本実施例によれば、検出器と被観測対象物との相対的な位置関係の変化による、撮影画像間の空間的な位置ずれを補正することができる。その他、実施例１〜実施例６の効果を有する。  
なお、上述した各実施例を部分的に組み合わせる等して構成される実施例等も本発明に属する。
【００５０】
［付記］
１．請求項１において、前記検出手段は、前記フィルタ手段を通過した光を結像する光学系と、その結像位置に配置された撮像素子とにより構成される。
【産業上の利用可能性】
【００５１】
蛍光を発生する生体組織のような被観測対象物に対して波長が異なる励起光を時間を隔てて順次照射し、その場合のラマン散乱光の波長を通すように設定したフィルタ手段を介して検出器で検出し、ラマン散乱光成分に混入する蛍光成分を差分処理により除去して、ラマン散乱光成分を簡単に分離抽出できるようにした。
【図面の簡単な説明】
【００５２】
【図１】本発明の実施例１のラマン散乱光観測装置の構成図。
【図２】図１の回転フィルタの構成を示す図。
【図３】図１の回転フィルタの透過率特性を説明する図。
【図４】図１のバンドパスフィルタの透過率特性を説明する図。
【図５】図１の装置により観測される２つのラマン散乱光の模式図と２つのラマン散乱光の差分処理結果を示す図。
【図６】実施例２に関するラマン散乱光観測装置の構成図。
【図７】実施例２に関する内視鏡先端部の構成を示す図。
【図８】実施例３に関する内視鏡先端部の構成を示す図。
【図９】実施例４に関するラマン散乱光観測装置の構成図。
【図１０】実施例４に関する内視鏡先端部の構成を示す図。
【図１１】実施例４に関する信号処理装置の変形例の構成図。
【図１２】実施例５に関する液晶チューナブルフィルタを光源装置に使用したラマン散乱光観測装置を説明する図。
【図１３】実施例６に関する内視鏡先端部の構成を示す図。
【図１４】実施例６に関する内視鏡先端部の構成を示す図。
【図１５】実施例７における蛍光成分を補正するための補正処理回路を備える信号処理装置を示す図。
【図１６】検出器と被観測対象との相対的な位置関係が変化する場合に図１３のラマン散乱光観測装置で観測される２つのラマン散乱光の模式図。
【図１７】位置ずれを補正する機能を有する信号処理装置の構成を示す図。
【図１８】蛍光成分のばらつきと位置ずれを補正する信号処理装置の構成を示す図。
【符号の説明】
【００５３】
１…ラマン散乱光観測装置
２…生体
３…光源装置
４…検出装置
５…信号処理装置
６…表示デバイス
１１…光源
１４…回転フィルタ
２２…バンドパスフィルタ
２４…検出器
２６…Ａ／Ｄ変換回路
２７、２８…信号メモリ
２９…差分処理回路
３０…Ｄ／Ａ変換回路
３１…内視鏡
１５…制御装置
【図１】
0004749805.tif 000006
【図２】
0004749805.tif 000007
【図３】
0004749805.tif 000008
【図４】
0004749805.tif 000009
【図５】
0004749805.tif 000010
【図６】
0004749805.tif 000011
【図７】
0004749805.tif 000012
【図８】
0004749805.tif 000013
【図９】
0004749805.tif 000014
【図１０】
0004749805.tif 000015
【図１１】
0004749805.tif 000016
【図１２】
0004749805.tif 000017
【図１３】
0004749805.tif 000018
【図１４】
0004749805.tif 000019
【図１５】
0004749805.tif 000020
【図１６】
0004749805.tif 000021
【図１７】
0004749805.tif 000022
【図１８】
0004749805.tif 000023