JP2648494B2 - Endoscope apparatus - Google Patents

Endoscope apparatus

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JP2648494B2
JP2648494B2 JP10973988A JP10973988A JP2648494B2 JP 2648494 B2 JP2648494 B2 JP 2648494B2 JP 10973988 A JP10973988 A JP 10973988A JP 10973988 A JP10973988 A JP 10973988A JP 2648494 B2 JP2648494 B2 JP 2648494B2
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JP10973988A
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Inventor
一成 中村
信紘 佐藤
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オリンパス光学工業株式会社
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Description

【発明の詳細な説明】 [産業上の利用分野] 本発明は、血液中のヘモグロビンの酸素飽和度の変化を観察できるようにした内視鏡装置に関する。 DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION [FIELD OF THE INVENTION The present invention relates to an endoscope apparatus capable of observing changes in oxygen saturation of hemoglobin in the blood.

[従来の技術] 近年、体腔内に細長の挿入部を挿入することにより、 [Prior Art] In recent years, by inserting the insertion portion of the elongated into a body cavity,
体腔内臓器等を観察したり、必要に応じ処置具チャンネル内に挿通した処置具を用いて各種治療処置のできる内視鏡が広く利用されている。 To observe the body cavity organ or the like, an endoscope which can various therapeutic treatments using inserted through the treatment instrument channel as needed treatment instrument is widely used.

また、電荷結合素子(CCD)等の固体撮像素子を撮像手段に用いた電子内視鏡も種々提案されている。 The solid-state electronic endoscope to the image sensor an image capturing means such as a charge coupled device (CCD) have been proposed.

また、近年、前記電子内視鏡により、従来のファイバスコープでは観察することが困難であった病変及び粘膜における変化を観察する内視鏡装置が提案されている。 In recent years, by the electronic endoscope, the conventional fiberscope has been proposed an endoscope apparatus for observing changes in lesions and mucosal it was difficult to observe.

ところで、血液中のヘモグロビンの酸素飽和度(血液中のヘモグロビンのうち、酸素と結合したヘモグロビンの割合)の分布を知ることが、病変の早期発見等に役立つことが知られている。 Incidentally, the oxygen saturation of hemoglobin in the blood (of hemoglobin in the blood, the percentage of hemoglobin bound to oxygen) to know the distribution of, known to be useful in the early detection or the like of the lesion. 血液中のヘモグロビンの酸素飽和度の測定法としては、酸素飽和度の変化により吸光度の変化しない波長、例えば569nm及び586nmの吸光度と、 As the measurement method of the oxygen saturation of hemoglobin in the blood, and the absorbance of the wavelength, for example 569nm and 586nm does not change in absorbance due to changes in oxygen saturation,
酸素飽和度の変化により大きく吸光度の変化する波長、 Varying the wavelength of the larger absorbance by changes in oxygen saturation,
例えば577nmの吸光度との差により、粘膜における酸素飽和度の変化を測定する方法がある。 For example the difference between the absorbance of 577 nm, there is a method to measure changes in oxygen saturation in the mucosa.

また、例えば、実開昭61−151704号公報に開示されている眼底カメラにおいては、2波長の差より酸素飽和度画像を得ている。 Further, for example, in the fundus camera disclosed in Japanese Unexamined Utility Model Publication No. 61-151704, to obtain an oxygen saturation level image from the difference between the two wavelengths.

[発明が解決しようとする課題] しかしながら、従来の酸素飽和度の測定機では、各部位の測定は可能ではあるが、酸素飽和度の画像として得ることは困難である。 [Problems to be Solved] However, in the measuring machine of the conventional oxygen saturation, the measurement of each part while possible is a, it is difficult to obtain an oxygen saturation level image.

また、前記従来例に示されるカメラのように、酸素飽和度の変化により吸光度の変化しない波長と酸素飽和度の変化により大きく吸光度の変化する波長とにより、酸素飽和度画像を得ようとすると、酸素飽和度の変化により吸光度の変化しない波長は単一の波長であるため、十分な光量が得られず、映像化は困難である。 Further, the as camera shown in the conventional example, by the wavelength change of the increase absorbance due to changes in wavelength and oxygen saturation does not change in absorbance due to changes in oxygen saturation, in order to obtain a oxygen saturation level image, since the wavelength does not change in absorbance due to changes in the oxygen saturation is a single wavelength, a sufficient amount of light is obtained, imaging is difficult.

また、更に、前記従来例に示されるカメラのように波長領域が固定されていると、一般的な可視領域の画像が得られず、粘膜の微妙な色調から病変を検出することができない。 Also, further, the the wavelength region as camera shown in the conventional example are fixed, an image of a general visible region can not be obtained, it is impossible to detect a lesion from subtle shades of the mucosa.

[発明の目的] 本発明は、上記事情に鑑みてなされたものであり、一般的な可視領域の画像と、粘膜等におけるヘモグロビンの酸素飽和度の変化を示す画像とを観察できるようにした内視鏡装置を提供することを目的としている。 The present invention OBJECTS OF THE INVENTION has been made in view of the above circumstances, and general visible region of the image, among which to be able to observe an image showing a change in oxygen saturation of hemoglobin in mucous membranes and its object is to provide an endoscope apparatus.

[課題を解決するための手段] 本発明による内視鏡装置は、撮像面に結像された像を撮像する撮像手段と、通常の可視カラー画像を構成するための異なる3つの波長領域からなる被写体像を前記撮像面に結像可能な可視カラー被写体像形成手段と、血液中のヘモグロビンの酸素飽和度の変化に応じた強度変化をする波長領域からなる被写体像を前記撮像面に結像可能な酸素飽和情報像形成手段と、前記可視カラー被写体像形成手段によって形成される被写体像または前記酸素飽和情報像形成手段によって形成される被写体像を選択的に前記撮像面に結像させる撮像画像切換手段と、前記撮像手段の出力信号に基づき異なる複数の色情報信号を生成する色情報信号生成手段と、前記色情報信号生成手段から出力された前記複数の色情報信号に基 The endoscope apparatus according to the present invention [Means for Solving the Problems] includes an imaging means for capturing an image formed on the imaging surface, consists of three wavelength regions different for configuring the normal visible color image imageable the imageable visible color object image formation means a subject image on the imaging surface, the subject image formed wavelength region that the intensity change in response to changes in oxygen saturation of hemoglobin in the blood to said imaging surface such an oxygen saturation information image forming means, the visible color selectively the captured image switching for focusing on the imaging surface of an object image formed by the object image or the oxygen saturation information image forming means are formed by a subject image forming means means and the color information signal generating means for generating a plurality of different color information signals based on the output signal of the imaging means, based on the plurality of color information signals outputted from the color information signal generating means づき前記撮像面に結像された像のカラー画像信号を生成するカラー画像信号生成手段と、前記色情報信号生成手段で生成された前記複数の色情報信号のうち特定の色情報信号間の差分情報が演算可能な演算手段と、前記演算手段の演算結果を出力する演算結果出力手段とを具備したことを特徴とする。 And a color image signal generating means for generating an Hazuki color image signals of the image formed on the imaging surface, the difference between specific color information signals of the plurality of color information signals generated by the color information signal generating means information is characterized by comprising a calculating means capable operations, and an operation result output means for outputting the calculation result of the calculating means.

[作用] 本発明では、可視カラー被写体像形成手段と酸素飽和情報像形成手段とを設け、撮像手段の撮像面に、通常の可視カラー画像を構成するための異なる3つの波長領域からなる被写体像および血液中のヘモグロビンの酸素飽和度の変化に応じた強度変化をする波長領域からなる被写体像を結像可能とし、撮像画像切換手段によって、この結像される画像を選択できるように構成してあるので、撮像画像切換手段によって選択された被写体像を撮像した撮像手段の出力は、色情報信号生成手段に入力され、複数の色情報信号が生成され、この複数の色情報信号は、カラー画像を表示できるように、カラー画像信号生成手段によってカラー画像信号に生成される。 [Operation] In the present invention, provided a visible color subject image forming means and the oxygen saturation information image forming means, on the imaging surface of the imaging means, the subject image of three wavelength ranges different for configuring the normal visible color image and an object image composed of a wavelength region in which the intensity changes in response to changes in oxygen saturation of hemoglobin in the blood to enable imaging by the captured image switching means, and configured to select an image to be this imaging because, output of the image pickup means captures a subject image selected by the captured image switching means is inputted to the color information signal generating means, a plurality of color information signals are generated, the plurality of color information signals, a color image as can be displayed, it is generated in the color image signal by the color image signal generating means. そして、このカラー画像信号をモニタに表示することにより、通常の可視カラー画像または酸素飽和情報画像を観察することができるものである。 Then, by displaying the color image signal to a monitor, in which can be observed normal visible color or oxygen saturation information image.

[実施例] 以下、図面を参照して本発明の実施例を説明する。 [Example] Hereinafter, an embodiment of the present invention with reference to the drawings.

第1図ないし第8図は本発明の第1実施例に係り、第1図は内視鏡装置の構成を示すブロック図、第2図は回転フィルタを示す説明図、第3図は回転フィルタの各フィルタの透過波長領域を示す説明図、第4図は各帯域制限フィルタの透過波長領域を示す説明図、第5図は内視鏡装置の全体を示す側面図、第6図はオキシヘモグロビンとデオキシヘモグロビンの吸光スペクトルを示す説明図、第7図は酸素濃度の変化によるヘモグロビンの吸光度の変化を示す説明図、第8図は酸素飽和度の変化により受光部に入射する光量が変化しない波長帯域を示す説明図である。 Figure 1 through Figure 8 relates to the first embodiment of the present invention, the block diagram Figure 1 is showing a configuration of an endoscope apparatus, illustrating a second figure showing a rotary filter, Figure 3 is rotating filter explanatory view showing a transmission wavelength region of each filter, FIG. 4 is an explanatory view showing a transmission wavelength region of the band-limiting filter, a side view showing the whole of the fifth figure endoscope apparatus, FIG. 6 is oxyhemoglobin explanatory view showing a light absorption spectrum of deoxyhemoglobin and, FIG. 7 is an explanatory diagram showing a change in absorbance of hemoglobin due to changes in oxygen concentration, Figure 8 does not change the amount of light incident on the light receiving portion by a change in oxygen saturation wavelength it is an explanatory view showing a band.

本実施例の内視光装置は、第5図に示すように、電子内視鏡1を備えている。 Endoscopic optical device of this embodiment, as shown in FIG. 5, includes an electronic endoscope 1. この電子内視鏡1は、細長で例えば可撓性の挿入部2を有し、この挿入部2の後端に太径の操作部3が連設されている。 The electronic endoscope 1 includes an insertion portion 2 of the elongated example flexible, the operation section 3 of the large diameter is provided continuously to the rear end of the insertion portion 2. 前記操作部3の後端部からは側方に可撓性のユニバーサルコード4が延設され、このユニバーサルコード4の先端部にコネクタ5が設けられている。 Wherein from a rear end portion of the operation portion 3 universal cord 4 of the flexible laterally extends, the connector 5 is provided at the tip portion of the universal cord 4. 前記電子内視鏡1は、前記コネクタ5 The electronic endoscope 1, the connector 5
を介して、光源装置及び信号処理回路が内臓されたビデオプロセッサ6に接続されるようになっている。 Through, so that the light source apparatus and a signal processing circuit is connected to the video processor 6, which is built. さらに、前記ビデオプロセッサ6には、モニタ7が接続されるようになっている。 Further, the video processor 6 is adapted to monitor 7 is connected.

前記挿入部2の先端側には、硬性の先端部9及びこの先端部9に隣接する後方側に湾曲可能な湾曲部10が順次設けられている。 Wherein the distal end side of the insertion portion 2, bendable bending portion 10 on the rear side adjacent to the rigid tip portion 9 and the distal end portion 9 are provided sequentially. また、前記操作部3に設けられた湾曲操作ノブ11を回動操作することによって、前記湾曲部10 Further, by rotating operation of the bending operation knob 11 provided in the operation portion 3, the curved portion 10
を左右方向あるいは上下方向に湾曲できるようになっている。 It has to be bent in the lateral direction or vertical direction. また、前記操作部3には、前記挿入部2内に設けられた処置具チャンネルに連通する挿入口12が設けられている。 Further, wherein the operating unit 3, the opening 12 communicating with the treatment instrument channel provided in said insertion portion 2 is provided.

第1図に示すように、電子内視鏡1の挿入部2内には、照明光を伝達するライトガイド14が挿通されている。 As shown in FIG. 1, the in the insertion portion 2 the electronic endoscope 1, the light guide 14 for transmitting illumination light is inserted. このライトガイド14の先端面には、挿入部2の先端部9に配置され、この先端部9から照明光を出射できるようになっている。 The distal end face of the light guide 14 is disposed at the distal end portion 9 of the insertion portion 2, and to be able to emit illumination light from the distal end portion 9. また、前記ライトガイド14の入射端側は、ユニバーサルコード4内に挿通されてコネクタ5 Further, the light incident end side of the guide 14, the connector 5 is inserted into the universal cord 4
に接続されている。 It is connected to the. また、前記先端部9には、対物レンズ系15が設けられ、この対物レンズ系15の結像位置に、 Further, the tip 9, the objective lens system 15 is provided, the imaging position of the objective lens system 15,
CCD等の固体撮像素子16が配設されている。 The solid-state imaging device 16 is disposed such CCD. この固体撮像素子16は、可視領域から赤外領域に至る広い波長域で感度を有している。 The solid-state imaging device 16 has a sensitivity in a wide wavelength range reaching the infrared region from the visible region. 前記固体撮像素子16には、信号線2 The solid-state imaging device 16, the signal line 2
6,27が接続され、これら信号線26,27は、前記挿入部2 6,27 are connected, the signal lines 26 and 27, the insertion portion 2
及びユニバーサルコード4内に挿通されて前記コネクタ5に接続されている。 And it is connected to the connector 5 is inserted into the universal cord 4.

一方、ビデオプロセッサ6内には、可視光から赤外光に至る広帯域の光を発光するキセノンランプ等のランプ On the other hand, the video processor 6, such as a xenon lamp which emits a broadband light reaching the infrared light from the visible light lamp
21が設けられている。 21 is provided. このランプ21は、ランプ用電源22 The lamp 21, the lamp power supply 22
によって電力が供給されるようになっている。 Power are supplied by. 前記ランプ21の前方には、モータ23によって回転駆動される回転フィルタ50が配設されている。 In front of the lamp 21, the rotating filter 50 is disposed to be rotated by a motor 23. この回転フィルタ50には、第2図に示すように、通常の可視領域視察用の赤(R),緑(G),青(B)の各波長領域の光を透過するフィルタ50R,50G,50Bと、ヘモグロビンの酸素飽和度の変化をカラー画像化するために赤外領域における特定の波長領域IR 1 ,IR 2 ,IR 3の光を透過するフィルタ50a,50 This rotary filter 50, as shown in FIG. 2, red for normal visible region visit (R), green (G), and a filter transmitting light of respective wavelength regions of blue (B) 50R, 50G, 50B and the filter 50a, 50 that transmits light of a specific wavelength region IR 1, IR 2, IR 3 in the infrared region in order to color imaging a change in oxygen saturation of hemoglobin
b,50cとが、50R,50a,50G,50b,50B,50cの順に、すなわち、R,IR 1 ,G,IR 2 ,B,IR 3の順に周方向に沿って配列されている。 b, 50c and is, 50R, 50a, 50G, 50b , 50B, in the order of 50c, i.e., R, IR 1, G, IR 2, B, are arranged along the circumferential direction in the order of IR 3. この回転フィルタ50の各フィルタの透過特性を第3図に示す。 It shows the transmission characteristics of the filters of the rotary filter 50 in Figure 3.

また、前記モータ23は、モータドライバ25によって回転が制御されて駆動されるようになっている。 Further, the motor 23 is rotated by a motor driver 25 is adapted to be driven under control.

また、前記回転フィルタ50とランプ21との間には、フィルタ駆動装置53によって照明光路に挿脱自在に駆動される2つの帯域制限フィルタ51,52が配設されている。 Further, between the rotary filter 50 and the lamp 21, two band-limiting filter 51 and 52 removably driven into the illumination light path by the filter driving device 53 is disposed.
第4図に示すように、一方の帯域制限フィルタ51は、約 As shown in Figure 4, one of the band-limiting filter 51 is about
650nm以下の可視領域を透過し、他方の帯域制限フィルタ52は、約650nm以上の赤外領域を透過するようになっている。 Through the following visible 650 nm, the other band-limiting filter 52 is configured to transmit infrared range above about 650 nm.

また、通常の可視画像とヘモグロビンの酸素飽和度の変化を示す画像とを切換える切換え回路55が設けられ、 Further, the switching circuit 55 for switching an image indicating the normal change in oxygen saturation of the visible image and the hemoglobin is provided,
前記フィルタ駆動装置53は、前記切換え回路55の指定に応じて、前記帯域制限フィルタ51,52の一方を照明光路中に挿入するようになっている。 The filter driving device 53, in response to said designated switching circuit 55 is adapted to insert one of said band-limiting filter 51 in the illumination optical path. すなわち、通常の可視画像を選択した場合には帯域制限フィルタ51が、ヘモグロビンの酸素飽和度の変化を示す画像を選択した場合には帯域制限フィルタ52が照明光路中に挿入される。 That is, the band-limiting filter 51 when you select normal visible image is, band-limiting filter 52 is inserted in the illumination optical path in the case of selecting an image showing a change in oxygen saturation of hemoglobin. そして、帯域制限フィルタ51が照明光路中に挿入された場合には、照明光は回転フィルタ50によってR,G,Bの各波長領域の光に時系列的に分離され、帯域制限フィルタ52が照明光路中に挿入された場合には、照明光は回転フィルタ50によってIR 1 ,IR 2 ,IR 3の各波長領域の光に時系列的に分離される。 When the band-limiting filter 51 is inserted in the illumination optical path, the illumination light is time-sequentially separated by the rotary filter 50 R, G, and light of each wavelength region of B, the band limiting filter 52 is illuminated when it is inserted in the optical path, illumination light is chronologically separated IR 1, IR 2, the light of each wavelength region of the IR 3 by rotating the filter 50.

前記帯域制限フィルタ51,52の一方と回転フィルタ50 While the rotary filter 50 of the band-limiting filter 51
とを透過し、R,G,BまたはIR 1 ,IR 2 ,IR 3の各波長領域の光に時系列的に分離された光は、前記ライトガイド14の入射端に入射され、このライトガイド14を介して先端部9 Transmits the door, R, G, light time-sequentially separated into light of each wavelength region of B or IR 1, IR 2, IR 3 is incident on the incident end of the light guide 14, the light guide tip 9 through 14
に導かれ、この先端部9から出射されて、観察部位を照明するようになっている。 It is guided to and emitted from the distal end portion 9, so as to illuminate the observation portion.

この照明光による観察部位からの戻り光は、対物レンズ系15によって、固体撮像素子16上に結像され、光電交換されるようになっている。 Return light from the observed region according to the illumination light by the objective lens system 15 is focused on the solid-state imaging device 16, and is replaced photoelectric. この固体撮像素子16には、 The solid-state imaging device 16,
前記信号線26を介して、前記ビデオプロセッサ6内のドライバ回路31からの駆動パルスが印加され、この駆動パルスによって読み出し、転送が行われるようになっている。 Via the signal line 26, the drive pulses from driver circuit 31 in the video processor 6 is applied, read by the driving pulse, so that the transfer is carried out. この固体撮像素子16から読み出された映像信号は、 Video signal read from the solid-state imaging device 16,
前記信号線27を介して、前記ビデオプロセッサ6内または電子内視鏡1内に設けられたプリアンプ32に入力されるようになっている。 Via said signal line 27, are input to a preamplifier 32 provided within said video processor 6 or endoscope 1 electron. このプリアンプ32で増幅された映像信号は、プロセス回路33に入力され、γ補正及びホワイトバランス等の信号処理を施され、A/Dコンバータ34 Amplified video signal in the preamplifier 32 is inputted to the processing circuit 33 is subjected to a γ correction and signal processing such as white balance, A / D converter 34
によって、デジタル信号に変換されるようになっている。 By, and is converted into digital signals. このA/Dコンバータ34によって時系列的にA/D変換される映像信号は、スイッチ回路35によって振り分けられ、各波長毎の映像信号が、それぞれ、例えば赤(R),緑(G),青(B)の各色に対応する3つのメモリ(1)36a,メモリ(2)36b,メモリ(3)36cに選択的に記憶されるようになっている。 Video signals are time-sequentially A / D converted by the A / D converter 34 is distributed by the switch circuit 35, a video signal for each wavelength, respectively, for example, red (R), green (G), and blue three memory (1) 36a corresponding to the respective colors of (B), the memory (2) 36b, is adapted to be selectively stored in the memory (3) 36c. 前記メモリ(1) Said memory (1)
36a,メモリ(2)36b,メモリ(3)36cは、同時に読み出され、それぞれ、D/Aコンバータ37,37,37によって、 36a, a memory (2) 36b, a memory (3) 36c is read at the same time, respectively, by the D / A converter 37,37,37,
アナログ信号に変換されて、マトリクス回路38に入力されるようになっている。 Is converted into an analog signal, are input to a matrix circuit 38. このマトリクス回路38は、照明光がR,G,Bの場合には、前記各D/Aコンバータ37から出力されるR,G,B信号より、輝度信号Yと色差信号R−Y,B− The matrix circuit 38, when the illumination light is R, G, and B is R output from the respective D / A converter 37, G, the B signal, the luminance signal Y and color difference signals R-Y, B-
Yとを作り、一方、照明光がIR 1 ,IR 2 ,IR 3の場合には、 Make and Y, on the other hand, when the illumination light is IR 1, IR 2, IR 3 is
前記各D/Aコンバータ37から出力される疑似カラー化されたR,G,B信号より、疑似カラー化された輝度信号Yと色差信号R−Y,B−Yとを作るようになっている。 Wherein is falsely-colored processing is outputted from the D / A converter 37 R, G, the B signal, so that the make falsely-colored processing luminance signal Y and color difference signals R-Y, and B-Y . 前記マトリクス回路38からの輝度信号Yと色差信号R−Y,B Luminance signal Y and color difference signals R-Y from the matrix circuit 38, B
−Yは、エンコーダ39に入力され、このエンコーダ39 -Y is input to the encoder 39, the encoder 39
は、前記輝度信号Yと色差信号R−Y,B−YをNTSC映像信号に変換して出力するようになっている。 , The luminance signal Y and color difference signals R-Y, which is the B-Y so as to outputs the converted NTSC video signal. そして、このNTSC映像信号が、モニタ7に入力され、このモニタ7 Then, the NTSC video signal is input to the monitor 7, the monitor 7
によって、観察部位がカラー表示されるようになっている。 The observation site is now displayed color.

また、前記各D/Aコンバータ37から出力されるR,G,B信号は、セレクタ回路45にも入力されるようになっている。 Moreover, the is the R, G, B signals outputted from the D / A converter 37, are inputted to the selector circuit 45. このセレクタ回路45は、図示しない選択手段からの選択信号に応じて、各D/Aコンバータ37から出力される3種の映像信号のうちの2種の映像信号を選択して出力するようになっている。 The selector circuit 45, in response to the selection signal from the selection means (not shown), so as to select and output two video signals of the three types of video signals output from the D / A converter 37 ing. このセレクタ回路45から出力される2種の映像信号は、演算回路46に入力されるようになっている。 Two video signal outputted from the selector circuit 45, are inputted to the arithmetic circuit 46. この演算回路46は、前記2種の映像信号を差を演算して出力するようになっている。 The arithmetic circuit 46, the two video signal by calculating the difference and outputs. そして、この演算回路46の出力信号はモニタに入力され、このモニタに、ヘモグロビンの酸素飽和度の変化を示すモノクロ画像が表示されるようになっている。 The output signal of the operation circuit 46 is input to the monitor, on the monitor, monochrome image showing a change in oxygen saturation of hemoglobin are to be displayed.

また、前記ビデオプロセッサ6内には、システム全体のタイミングを作るタイミングジェネレータ41が設けられ、このタイミングジェネレータ41によって、ドライバ回路31とその他の各回路の同期が取られている。 Further, wherein the video processor 6, a timing generator 41 to make the timing of the entire system is provided by the timing generator 41, the synchronization of each of the other circuit of the driver circuit 31 is taken.

また、前記切換え回路55は、回転フィルタ50のR,G,B Further, the switching circuit 55, the rotary filter 50 R, G, B
またはIR 1 ,IR 2 ,IR 3のどちらのタイミングで固体撮像素子16を読み出させるかを指定すると共に、この固体撮像素子16の読み出しのタイミングに同期してスイッチ回路 Or IR 1, IR 2, as well as specifying whether to read the solid-state imaging device 16 in either the timing of IR 3, the switch circuit in synchronization with the timing of the reading of the solid-state imaging device 16
35を切換えるようになっている。 So that the switch 35.

次に、第6図ないし第8図を参照して、本実施例の作用について説明する。 Next, referring to FIG. 6 through FIG. 8, a description will be given of the operation of this embodiment.

まず、通常の可視領域の画像を観察する場合は、帯域制限フィルタ51を照明光路中に挿入する。 First, when observing the image of the normal visible region inserts band-limiting filter 51 in the illumination optical path. そして、ランプ用電源22にてランプ21を点灯させ、可視光領域から赤外領域にわたる光を発光させ、帯域制限フィルタ51により可視光領域のみの光として、回転フィルタ50に入射させる。 Then, to turn on the lamp 21 in the lamp power supply 22, to emit light over the infrared region from the visible light region, as the light of only the visible light region by band-limiting filter 51, to be incident on the rotating filter 50. この回転フィルタ50は、時系列的にR,G,Bの各波長領域に色分離を行い、ライトガイド14に光を入射させると共に、IR 1 ,IR 2 ,IR 3のフィルタ50a,50b,50c区間は遮光期間となり、この遮光期間中に固体撮像素子16がR,G, The rotary filter 50, time series R, G, performs color separation on the wavelength region of B, causes light to enter the light guide 14, IR 1, IR 2, IR 3 filters 50a, 50b, 50c section becomes shading period, the solid-state imaging device 16 during the interception period is R, G,
Bの各画像を読み出すことが可能となる。 It is possible to read each image B.

前記ライトガイド14に入射された光は、体腔内に挿入された内視鏡1による観察部位まで伝達され、観察組織を時系列に照明する。 The light incident on the light guide 14 is transmitted to the observation site by the endoscope 1 inserted into the body cavity, and illuminates the observation tissue in time series. この照明された部位における反射光は、対物レンズ系15によって光学像とされ、この光学像は固体撮像素子16によって光電変換される。 Light reflected in the illuminated region is an optical image by the objective lens system 15, the optical image is photoelectrically converted by the solid-state imaging device 16. この固体撮像素子16の出力信号は、プリアンプ32,プロセス回路3 The output signal of the solid-state imaging device 16 includes a preamplifier 32, a process circuit 3
3にて信号処理され、A/Dコンバータ34にてデジタル信号化され、スイッチ回路35にて、メモリ(1)36aにRの画像、メモリ(2)36bにGの画像、メモリ(3)36cにBの画像が各々記録される。 3 is signal processed by, the digital signal by the A / D converter 34, by the switching circuit 35, a memory (1) 36a to R image, a memory (2) 36b to the G image, the memory (3) 36c image B are each are recorded. この各メモリ36a,36b,36c Each memory 36a, 36b, 36c
から読み出された映像信号は、D/Aコンバータ37にてアナログ信号化された後、マトリクス回路38にて輝度信号及び色差信号となり、エンコーダ39にてNTSC映像信号となり、モニタ7に出力される。 Image signal read from, after being analog signals of at D / A converter 37 becomes a luminance signal and color difference signals by the matrix circuit 38, becomes the NTSC video signal at the encoder 39, is outputted to a monitor 7 . そして、このモニタ7にて、通常の可視領域のカラー画像が表示される。 Then, in this monitor 7, it is displayed color image normal visible region.

一方、ヘモグロビンの酸素飽和度の変化を示す画像を観察する場合は、帯域制限フィルタ52を照明光路中に挿入する。 Meanwhile, when observing an image showing a change in oxygen saturation of hemoglobin inserts band limiting filter 52 in the illumination optical path. この帯域制限フィルタ52を透過した赤外光領域の光は、回転フィルタ50にて、時系列的にIR 1 ,IR 2 ,IR 3 Light in the infrared light region transmitted through the band limiting filter 52, by the rotation filter 50, chronologically IR 1, IR 2, IR 3
の各波長領域に色分離され、ライトガイド14に入射する。 It is color-separated into each wavelength region of incident on the light guide 14. また、R,G,Bのフィルタ50R,50G,50Bの区間は遮光期間となる。 Also, R, G, filter 50R of B, 50G, 50B interval becomes interception period.

IR 1 ,IR 2 ,IR 3の光により時系列的に照明された観察部位からの反射光は、R,G,Bの照明時と同様に、対物レンズ15によって光学像化され、固体撮像素子16にて光電変換される。 IR 1, IR 2, light reflected from a series manner illuminated observed region when the light of IR 3 is, R, G, as in the case of illumination of B, is optically Zoka by the objective lens 15, the solid-state imaging device 16 in the photoelectric conversion. この固体撮像素子16の出力信号は、プリアンプ32,プロセス回路33,A/Dコンバータ34,スイッチ回路35 The output signal of the solid-state imaging device 16 includes a preamplifier 32, a process circuit 33, A / D converter 34, switch circuit 35
を経て、メモリ(1)36aにはIR 1の画像、メモリ(2) Via a memory (1) 36a to the the IR 1 image memory (2)
36bにはIR 2の画像、メモリ(3)36cにはIR 3の画像が各々記録される。 36b to the the IR 2 image, the memory (3) 36c are recorded each image IR 3 is. この各メモリ36a,36b,36cから読み出された映像信号は、D/Aコンバータ37にてアナログ信号化され、各D/Aコンバータ37からIR 1 ,IR 2 ,IR 3の各波長領域の画像の映像信号が出力される。 Each memory 36a, 36b, a video signal read from 36c is, D / in A converter 37 is an analog signal of, IR 1 from each D / A converter 37, IR 2, images of the respective wavelength regions of IR 3 video signal is output.

ここで、第6図及び第7図に示すように、血液中のヘモグロビンは、その酸素飽和度によって、その吸光度の分光特性が変化する。 Here, as shown in FIGS. 6 and 7, the hemoglobin in the blood, by its oxygen saturation, the spectral characteristics of the absorbance change. 本実施例では、酸素飽和度によって吸光度が大きく変化する60〜700nmの波長領域内にある波長領域IR 1 ,吸光度の変化がほとんどない805nmを中心とする狭帯域IR 1に比べ変化率は少ないが酸素飽和度の変化による違いが検出可能な約900〜1000nmの波長領域IR 3の各波長領域の画像が、各々疑似カラー化される。 In this embodiment, the wavelength region IR 1 is in the wavelength region of 60~700nm the absorbance by the oxygen saturation level is greatly changed, although the rate of change compared with the narrowband IR 1 changes in absorbance around the little 805nm is less image of each wavelength region of the oxygen saturation changes wavelength region IR 3 differences detectable about 900~1000nm by the are each pseudo-colorized. そして、前記各D/Aコンバータ37からの映像信号は、マトリクス回路38にて疑似色差信号として信号処理され、エンコーダ39にてNTSC映像信号となり、モニタ7 Then, the video signal from the D / A converter 37 is a signal processing as pseudo color difference signals by the matrix circuit 38, it becomes the NTSC video signal at the encoder 39, a monitor 7
に出力される。 It is output to. そして、このモニタ7に、組織の酸素飽和度の相違が疑似カラー化されて表示される。 Then, on the monitor 7, the difference in oxygen saturation of the tissue is displayed with pseudo color reduction.

ところで、酸素飽和度の変化により吸光度の変化が起こらない波長は800nmの単波長であるが、この単波長の像を得るために光源の光を非常に狭帯域のフィルタにて制限すると、光量不足となって映像化が困難となる。 Incidentally, when the wavelength change does not occur in absorbance due to changes in the oxygen saturation is a single wavelength of 800 nm, is limited by the single wavelength very narrow band filter the light of the light source in order to obtain an image, or a lack quantity imaging it is difficult to become. また、フィルタの透過波長の僅かなずれによる誤差が大きくなる。 Furthermore, error becomes large due to a slight misalignment of the transmission wavelength of the filter. そこで、本実施例では、ヘモグロビンの酸素飽和度の変化により固体撮像素子16に入射する光量が変化しない波長帯域(IR 2 )として、第8図に示すように、 Therefore, in this embodiment, as the amount of light incident on the solid-state imaging device 16 by the change in oxygen saturation of hemoglobin does not change the wavelength band (IR 2), as shown in FIG. 8,
等吸光度点(805nm)の短波長側と長波長側とを含むある程度の幅を有する波長帯域λ またはλ を設定している。 It has set wavelength band lambda 1 or lambda 2 having a certain width and a shorter wavelength side and the long wavelength side of the constant absorbance point (805 nm). このλ 1のような波長帯域では、等吸光度点の短波長側と長波長側で、酸素飽和度の大小に対して吸光度の大小が入れかわるため、ある程度の幅を持たせても酸素飽和度の変化により固体撮像素子16に入射する光量がほとんど変化しない。 The lambda 1, the wavelength band such as lambda 2, the short and long wavelength sides of equal absorbance points, since the magnitude of the absorbance is changed placed against the magnitude of the oxygen saturation, be provided with a certain width the amount of light incident on the solid-state imaging device 16 is hardly changed by changes in oxygen saturation. このように、ある程度の幅を有する波長帯域を設定することにより、映像化に十分な光量が得られると共に、酸素飽和度の変化によりその映像信号レベルに実用上影響のない画像を得ることができる。 Thus, by setting the wavelength band having a certain width, with sufficient quantity of light for imaging is obtained, it is possible by a change in oxygen saturation to obtain an image without practical effect on the video signal level .

また、セレクタ回路45では、各D/Aコンバータ37からの各波長領域の映像信号のうちの2種の映像信号が選択される。 Further, the selector circuit 45, the two video signals in the video signals of each wavelength region from the D / A converter 37 is selected. 例えば、IR 1 ,IR 2の映像信号が選択された場合、演算回路46により、その各々の映像の差が検出され、この差の画像がモニタにモノクロ表示される。 For example, if IR 1, IR 2 of the video signal is selected, the arithmetic circuit 46, the difference of each image is detected, the image of this difference is monochrome display on the monitor. 従って、この画像によって、組織における酸素飽和度の変化がコントラスト良く観察することができる。 Therefore, this image can be a change in oxygen saturation in the tissue contrast well observed.

このように、本実施例によれば、一般的な可視領域のカラー画像により、組織における色調の変化による従来どおりの診断が可能であると共に、組織におけるヘモグロビンの酸素飽和度の変化が類似カラー化またはモノクロによりコントラスト良く映像として観察可能になる。 Thus, according to this embodiment, by a general visible color image, as well as a possible diagnosis of conventionally by color changes in the tissue, the change in oxygen saturation of hemoglobin in tissue is similar colorization or it becomes observable as good contrast image by monochromatic.
従って、病変部の早期発見が可能となり、従来のカラー画像との比較を行うことにより、診断能が向上される。 Therefore, it is possible to early detection of lesions, by performing the comparison with the conventional color image, diagnostic capability is improved.

尚、前記セレクタ回路45により、IR 1のみを選択して表示することで、酸素飽和度の変化を観察しても良い。 Incidentally, by the selector circuit 45, by selecting and displaying only IR 1, it may observe the change of the oxygen saturation.

第9図ないし第13図は本発明の第2の実施例に係り、 Fig. 9 through FIG. 13 relates to a second embodiment of the present invention,
第9図は内視鏡装置の構成を示すブロック図、第10図は回転フィルタを示す説明図、第11図はヘモグロビンの酸素飽和度の変化による吸光度の変化を示す説明図、第12 Figure 9 is a block diagram showing a configuration of an endoscope apparatus, illustrating Figure 10 is shown a rotary filter, Figure 11 is an explanatory view showing the change in absorbance due to change in oxygen saturation of hemoglobin, 12th
図は回転フィルタにおけるヘモグロビン酸素飽和度の変化を示す画像形成用の各フィルタの透過波長領域を示す説明図、第13図は第2実施例の変形例における回転フィルタの2つのフィルタの透過波長領域を示す説明図である。 Figure is an explanatory view showing a transmission wavelength region of the filter for image formation showing the change in hemoglobin oxygen saturation in the rotary filter, Fig. 13 transmission wavelength region of the two filters of the rotary filter according to a modification of the second embodiment it is an explanatory view showing a.

本実施例では、第1実施例における帯域制限フィルタ In this embodiment, the band-limiting filter in the first embodiment
51,52、フィルタ駆動装置53が設けられていない。 51 and 52, filter driving device 53 is not provided. また、回転フィルタ50の代わりに、第10図に示すような回転フィルタ60が設けられている。 Also, instead of the rotary filter 50, rotary filter 60 as shown in FIG. 10 is provided. この回転フィルタ60 The rotation filter 60
は、通常の可視領域観察用のR,G,Bの各波長領域の光を透過するフィルタ60R,60G,60Bと、ヘモグロビンの酸素飽和度の変化をカラー画像化するために可視領域における特定の波長領域G 1 ,G 2 ,G 3の光を透過するフィルタ60a, Is for normal visible region observed R, G, filters 60R that transmits light of each wavelength region of B, 60G, 60B and the particular in the visible region to the color imaging a change in oxygen saturation of hemoglobin filter 60a that transmits light in the wavelength region G 1, G 2, G 3 ,
60b,60cとが、60R,60a,60G,60b,60B,60cの順に、すなわち、R,G 1 ,G,G 2 ,B,G 3に順に周方向に沿って配列されている。 60b, 60c and is, 60R, 60a, 60G, 60b , 60B, in the order of 60c, i.e., R, G 1, G, G 2, B, are arranged along the forward circumferentially G 3. 前記G 1 ,G 2 ,G 3の波長領域を第12図に示す。 The wavelength region of the G 1, G 2, G 3 shown in FIG. 12. 第11図及び第12図に示すように、前記G 1 ,G 2 ,G 3の波長領域は、いずれもヘモグロビンの酸素飽和度の変化によって吸光度が変化する領域であり、且つ、G 1 ,G 2間、G 2 ,G 3間では、 As shown in FIG. 11 and FIG. 12, the wavelength region of the G 1, G 2, G 3 are both an area that changes absorbance by a change in oxygen saturation of hemoglobin, and, G 1, G in between 2 between, G 2, G 3,
それぞれ、酸素飽和度の大小に対して吸光度の大小が入れかわっている。 Each magnitude of absorbance is changed placed against the magnitude of the oxygen saturation. また、本実施例では、ランプ用電源22 Further, in this embodiment, the lamp power source 22 for
が、切換え回路55によって制御され、ランプ21は、切換え回路55からのタイミングに応じて、回転フィルタ60の But it is controlled by the switching circuit 55, the lamp 21, depending on the timing of the switching circuit 55, the rotary filter 60
G 1 ,G 2 ,G 3のタイミングまたはR,G,Bのタイミングで発光するようになっている。 G 1, G 2, the timing of G 3, or R, is adapted to emit light G, at the timing B.

その他の構成は、第1実施例と同様である。 Other configurations are the same as the first embodiment.

本実施例では、ランプ用電源22及びランプ21を、切換え回路55からのタイミングでR,G,BまたはG 1 ,G 2 ,G 3のどちらかの組み合わせで発光させることにより、ライトガイド14には、時系列的にR,G,BまたはG 1 .G 2 ,G 3に色分離された光が入射する。 In this embodiment, the lamp power source 22 and the lamp 21, R at the timing of the switching circuit 55, G, by emitting either a combination of B or G 1, G 2, G 3 , the light guide 14 is, time series R, G, and B, or G 1 .G 2, color G 3 separated light incident.

R,G,Bの光が入射した場合は、第1実施例と同様に信号処理され、一般的な可視領域のカラー画像が得られる。 R, G, if the B light is incident, is a signal processing as in the first embodiment, a color image of a typical visible region can be obtained. 一方、G 1 ,G 2 ,G 3に色分離された光により観察する場合には、第1実施例と同様に、G 1 ,G 2 ,G 3が各々疑似カラー化され、酸素飽和度(SO 2とも記す。)の変化が観察される。 On the other hand, when observing the light color separation G 1, G 2, G 3, like the first embodiment, G 1, G 2, G 3 are each pseudo color reduction, oxygen saturation ( also referred to as SO 2. change in) it is observed.

また、G 1 ,G 2 ,G 3の各々の映像信号は、酸素飽和度の相違により変化するため、セレクタ回路45により選択した2種の映像の差を検出することにより、モノクト画像により酸素飽和度の変化が輝度の変化として映像化される。 Also, each of the video signal of G 1, G 2, G 3, in order to change the difference in oxygen saturation, by detecting the difference between the two images selected by the selector circuit 45, the oxygen saturation by Monokuto image the change in time is visualized as a change in brightness.

本実施例によれば、G 1 ,G 2 ,G 3の全ての波長領域が酸素飽和度の変化によって吸光度が変化し、且つ、G 1 ,G According to this embodiment, the absorbance changes by G 1, G 2, all changes wavelength range of oxygen saturation of G 3, and, G 1, G
2間、G 2 ,G 3間では、それぞれ、酸素飽和度の大小に対して吸光度の大小が入れかわっているため、第1実施例に比べて、酸素飽和度の変化のカラー画像による観察が容易になる。 Between 2, between the G 2, G 3, respectively, since the magnitude of the absorbance is changed placed against the magnitude of the oxygen saturation, as compared with the first embodiment, the observation by a color image of the oxygen saturation changes It becomes easier.

また、G 1 ,G 2 ,G 3の波長領域は、赤外光領域に比べ、組織の透過度が低いため、組織表面のみにおける酸素飽和度の検出が可能となる。 The wavelength region of G 1, G 2, G 3, compared to the infrared light region, due to the low permeability of the tissue, it is possible to detect the oxygen saturation in the only tissue surface.

尚、G 1 ,G 3の波長領域として、第13図に示すλ 4 Incidentally, G 1, as the wavelength region of G 3, the 13 lambda 4 shown in FIG., Lambda 3
のように、等吸収点の短波長側と長波長側で酸素飽和度の大小に対して吸光度の大小が入れかわることで、酸素飽和度の変化により映像信号レベルの変化がほとんどない波長帯域を設定しても良い。 The way, to replace put the magnitude of the absorbance relative to the magnitude of the oxygen saturation in the short wavelength side and the long wavelength side of the isosbestic point, almost no wavelength band change in image signal level due to changes in oxygen saturation it may be set. このように、等吸光度点の短波長側と長波長側とを含むある程度の幅を有する波長帯域を設定することにより、映像化に十分な光量を得ることができる。 Thus, by setting the wavelength band having a certain width and a shorter wavelength side and the long wavelength side of the constant absorbance point, it is possible to obtain a sufficient light amount for imaging.

その他の作用及び効果は、第1実施例と同様である。 Other functions and effects are the same as the first embodiment.

第14図ないし第17図は本発明の第3実施例に係り、第 Figure 14 to Figure 17 relates to a third embodiment of the present invention, the
14図は内視鏡装置の構成を示すブロック図、第15図はモザイクフィルタを示す説明図、第16図はモザイクフィルタの各フィルタの透過波長領域を示す説明図、第17図はレーザ発振装置の発光特性を示す説明図である。 14 Figure is a block diagram showing a configuration of an endoscope apparatus, Fig. 15 is an explanatory view showing a mosaic filter, explaining FIG. 16 showing the transmission wavelength region of the filter in a mosaic filter, Figure 17 is a laser oscillator is an explanatory diagram showing the emission characteristics.

本実施例では、カラー撮像方式として同時方式を用いた例である。 In this embodiment, an example using a simultaneous manner as a color imaging system.

第14図に示すように、本実施例における電子内視鏡70 As shown in FIG. 14, the electronic endoscope 70 in the present embodiment
の挿入部先端部9に設けられた対物レンズ系15の結像位置には、固体撮像素子71が配設され、この固体撮像素子 Of the imaging position of the insertion portion objective lens system 15 provided at the distal end portion 9, the solid-state imaging device 71 is arranged, the solid-state imaging device
71の前面には、モザイクフィルタ72が設けられている。 On the front surface 71, the mosaic filter 72 is provided.
このモザイクフィルタ72は、第15図に示すように、緑(G),シアン(Cy),黄(Ye)の各波長領域の光を透過するフィルタをモザイク状に配列して構成されている。 The mosaic filter 72, as shown in FIG. 15, green (G), and cyan (Cy), and a filter which transmits light of each wavelength region of yellow (Ye) formed by arranging a mosaic. このモザイクフィルタ72の各フィルタの透過波長領域を第16図に示す。 The transmission wavelength region of the filter in the mosaic filter 72 shown in FIG. 16. この図に示すように、本実施例では、各フィルタは、赤外光も透過するようになっている。 As shown in this figure, in this embodiment, each filter, infrared light is also adapted to transmit. 電子内視鏡70のその他の構成は、第1実施例の電子内視鏡1と同様である。 Other configuration of the electronic endoscope 70 is similar to the electronic endoscope 1 of the first embodiment.

一方、ビデオプロセッサ側では、光源として、ランプ用電源22から電力が供給され可視光から赤外光までの広帯域の光を発光するランプ21と、第17図に示すような発光特性を有するレーザ発振装置68とが設けられている。 On the other hand, in the video processor side, as a light source, the power is supplied from the lamp power source 22 visible light a lamp 21 which emits broadband light to infrared light, laser oscillation having a light emission characteristic as shown in FIG. 17 and device 68 is provided.
前記ランプ21とライトガイド14入射端との間には、ライトガイド14側の面が反射面であるミラー66が、照明光路に挿脱自在に設けられている。 Wherein between the lamp 21 and the light guide 14 the incident end, the mirror 66 surface of the light guide 14 side is a reflective surface is provided to be freely inserted into and removed from the illumination optical path. このミラー66は、ミラー駆動装置67によって照明光路に挿脱されるようになっており、照明光路に挿入されたときには、反射面が光軸に対して略45度となるようになっている。 The mirror 66 is adapted to be inserted into and removed from the illumination light path by the mirror driver 67, when inserted into the illumination optical path, the reflective surface is adapted to be about 45 degrees with respect to the optical axis. また、前記レーザ発振装置68の前方には、このレーザ発振装置68から出射された光を、照明光路に挿入されたミラー66へ導き、 Further, in front of the laser oscillating device 68 guides the light emitted from the laser oscillator 68, the mirror 66 which is inserted into the illumination light path,
このミラー66を介してライトガイド14に入射させるためのミラー69が配設されている。 Mirror 69 for causing incident on the light guide 14 is disposed through the mirror 66. このように、前記ミラー In this way, the mirror
66を照明光路から退避させた場合には、ランプ21からの光がライトガイド14に入射し、前記ミラー66を照明光路に挿入した場合には、レーザ発振装置68からの光がミラー69,66を経てライトガイド14に入射するようになっている。 When 66 is retracted from the illumination optical path, the light from the lamp 21 is incident on the light guide 14, when inserting the mirror 66 in the illumination optical path, a mirror the light from the laser oscillator 68 69,66 It is incident on the light guide 14 through.

このライトガイド14から出射される照明光による観察部位からの戻り光は、モザイグフィルタ72を透過すると共に、対物レンズ系15によって、固体撮像素子71上に結像され、光電変換されるようになっている。 Return light from the observed region with illumination light emitted from the light guide 14, while transmitting the mosaic grayed filter 72, by the objective lens system 15 is focused on the solid-state imaging device 71, as is photoelectrically converted going on. この固体撮像素子71には、信号線74を介して、ビデオプロセッサ内のドライバ回路75からの駆動パルスが印加され、この駆動パルスによって読み出し、転送が行われるようになっている。 The solid-state imaging device 71 via a signal line 74, the drive pulse from the driver circuit 75 in the video processor is applied, read by the driving pulse, so that the transfer is carried out. この固体撮像素子71から読み出された映像信号は、信号線73を介して、前記ビデオプロセッサ内または電子内視鏡内に設けられたプリアンプ78に入力されるようになっている。 Video signal read from the solid-state imaging device 71 via a signal line 73, are input to a preamplifier 78 provided within said video processor or an electronic endoscope. このプリアンプ78で増幅された映像信号は、輝度信号を分離するローパスフィルタ(以下、LP It amplified video signal in the preamplifier 78, a low-pass filter (hereinafter for separating the luminance signal, LP
Fと記す。 Referred to as F. )81、色差信号生成のための狭帯域の輝度信号を分離するLPF83及びモザイグフィルタ72により変調された色信号を分離するバンドパスフィルタ(以下、BP ) 81, a band-pass filter for separating the LPF83 and chrominance signal modulated by mosaic grayed filter 72 which separates the narrow-band luminance signal for color difference signal generation (hereinafter, BP
Fと記す。 Referred to as F. )85に入力されるようになっている。 ) Are input to 85. 前記LPF Said LPF
81からの輝度信号は、プロセス回路82に入力され、波形成形及びγ補正等の信号処理が施されるようになっている。 Luminance signal from 81 is input to the process circuit 82, so that the signal processing such as waveform shaping and γ correction are performed. また、前記LPF83からの狭帯域の輝度信号は、同様に、プロセス回路84に入力され信号処理が施されるようになっている。 Moreover, narrowband luminance signal from the LPF83 are likewise adapted to the signal processing is input into the process circuit 84 is subjected. また、前記BPF85の出力信号は、1H期間だけ信号を遅延させる1Hディレーライン(以下、1HDLと記す。)86,加算器87及び減算器88に入力されるようになっている。 The output signal of the BPF85 is, 1H delay line for delaying the signal by 1H period (hereinafter, referred to as 1HDL.) 86, are input to the adder 87 and the subtracter 88. 前記加算器87は、BPF85からの直接の信号と1HDL86にて1H遅延された信号とを加算し、前記減算器 The adder 87 adds the signal delayed by 1H by the direct signal and 1HDL86 from BPF85, the subtracter
88は、BPF85からの直接の信号と1HDL86にて1H遅延された信号とを減算するようになっている。 88 is adapted to subtract the signal delayed by 1H by the direct signal and 1HDL86 from BPF85. 前記加算器87と減算器88の各出力信号は、それぞれ、γ補正回路89,90 Each output signal of the subtractor 88 and the adder 87, respectively, gamma correction circuit 89, 90
にてγ補正され、復調回路91,92にて各々の変調された色信号が復調されるようになっている。 At the γ correction, each of the modulated color signal by the demodulation circuit 91, 92 is adapted to be demodulated. 前記プロセス回路84からの狭帯域の輝度信号及び復調回路91,92からの色信号は、マトリクス回路93に入力され、このマトリクス回路93にて色差信号が生成されるようになっている。 Color signal from narrowband luminance signal and the demodulation circuit 91, 92 from the processing circuit 84 is input to a matrix circuit 93, so that the color difference signals by the matrix circuit 93 is generated.
このマトリクス回路93からの色差信号及びプロセス回路 Color difference signal and the processing circuit from the matrix circuit 93
82からの輝度信号は、カラーエンコーダ94に入力され、 Luminance signal from 82 is input to the color encoder 94,
このカラーエンコーダ94にて、NTSC信号に変換されるようになっている。 At this color encoder 94, and is converted into an NTSC signal. そして、このNTSC信号がモニタ7に入力され、このモニタによって、観察部位がカラー表示されるようになっている。 Then, the NTSC signal is input to the monitor 7, by the monitor, the observation region is adapted to be displayed color.

また、前記プロセス回路84,復調回路91,92からの各色信号は、セレクタ回路95にも入力されるようになっている。 Further, the respective color signals from the processing circuit 84, demodulation circuit 91, 92 are inputted to the selector circuit 95. このセレクタ回路95は、図示しない選択手段からの選択信号に応じて、3種の映像信号のうちの2種の映像信号を選択して出力するようになっている。 The selector circuit 95, in response to the selection signal from the selection means (not shown), and select the two types of video signals of the three types of video signal and outputs. このセレクタ回路95から出力される2種の映像信号は、演算回路96 Two video signal outputted from the selector circuit 95, the arithmetic circuit 96
に入力されるようになっている。 It is adapted to be input to. この演算回路96は、前記2種の映像信号の差を演算して出力するようになっている。 The arithmetic circuit 96 is configured to output by calculating the difference between the two video signals. そして、この演算回路96の出力信号はモニタに入力され、このモニタに、ヘモグロビンの酸素飽和度の変化を示すモノクロ画像が表示されるようになっている。 The output signal of the operation circuit 96 is input to the monitor, on the monitor, monochrome image showing a change in oxygen saturation of hemoglobin are to be displayed.

また、ビデオプロセッサ内には、システム全体のタイミングを作るタイミングジェネレータ76が設けられ、このタイミングジェネレータ76によって、ドライバ回路75 Also within the video processor, a timing generator 76 to make the timing of the entire system is provided by the timing generator 76, the driver circuit 75
とその他の各回路の同期が取られている。 Synchronization of each of the other circuits are taken as.

次に、本実施例の作用について説明する。 Next is a description of the operation of the present embodiment.

ミラー駆動装置67がミラー66をランプ21の照明光路から退避させている場合は、一般的な電子内視鏡と同様に、ランプ21の照明光にて照明された観察部位の像が、 If mirror driver 67 is retracted mirror 66 from the illumination light path of the lamp 21, as in the case of general electronic endoscope, an image of the observed region illuminated by the illumination light of the lamp 21,
可視カラー画像として得られる。 Obtained as a visible color image.

一方、組織のヘモグロビンの酸素飽和度の変化を観察する場合は、前記ミラー駆動装置67にてランプ21の照明光路中にミラー66を挿入し、ランプ用電源22にてランプ On the other hand, when observing the changes in the oxygen saturation of the tissue hemoglobin, the mirror 66 is inserted into the illumination light path of the mirror driver 67 in the lamp 21, the lamp at the lamp power source 22 for
21を消灯し、且つ、レーザ発振装置68にて、第17図に示すような650nmを中心とする光と805nmを中心とする光を発光させる。 Off 21, and, by the laser oscillator 68 to emit light around the light and 805nm centered at 650nm as shown in FIG. 17. 前記レーザ発振装置68からの光は、ミラー Light from the laser oscillating device 68, a mirror
69,66で反射されて、ライトガイド14に入射し、電子内視鏡70による観察部位を照明する。 Is reflected by 69,66, is incident on the light guide 14 to illuminate the observation portion by the electronic endoscope 70. ここで、レーザ光は、単波長で非常に強力な単位波長当りのエネルギーが高密度であるので、このレーザ光による照明にて十分に映像化が可能である。 Here, laser light, the energy of the very per potent unit wavelength at a single wavelength of a high density, it is possible to sufficiently visualization by illumination by the laser beam. 前記ライドガイド14から出射されたレーザ光は、粘膜組織を照明し、組織中のヘモグロビンの酸素飽和度の変化により650nm近辺のレーザ光は反射率が大きく変化し、805nm近辺のレーザ光はその反射率がほとんど変化しない。 The laser beam emitted from the ride guide 14 illuminates the mucosal tissue, the laser beam of 650nm near the change in oxygen saturation of hemoglobin in the tissue changes greatly reflectance, the laser light around 805nm is reflected the rate is not substantially changed. 組織から反射された光は、対物レンズ系15にて光学像とされ、モザイクフィルタ72を透過し、固体撮像素子71受光面に結像する。 Light reflected from the tissue is an optical image by the objective lens system 15 passes through the mosaic filter 72 is formed on the solid-state imaging device 71 receiving surface. ここで、前記モザイクフィルタ72は、第16図に示すような透過特性を有しているため、650nmの光による照明では、Yeのフィルタのみ透過するのでRの信号として処理され、850n Here, the mosaic filter 72, since it has a transmission characteristic as shown in FIG. 16, the illumination by 650nm light, since the transmission only filters Ye are processed as signals of R, 850N
mの光による照明では、Cy,Ye,G全てのフィルタを透過するので、Gの信号として類似カラー処理され、カラーエンコーダ94から出力される。 In accordance with the illumination light of m, Cy, Ye, since transmit all filter G, is similar color processing as a signal G, is outputted from the color encoder 94. このとき、セレクタ回路95 In this case, the selector circuit 95
にて、RとGの映像信号を選択し、演算回路96にて、これら映像信号の差を検出することにより、酸素飽和度の粘膜組織における違いが、濃度差により表示可能となる。 At, select the video signal of R and G, by the arithmetic circuit 96, by detecting the difference between these video signals, differences in oxygen saturation of mucosal tissue, can be displayed by the density difference.

また、ランプ21による照明時に、GとRの映像信号をセレクタ回路95にて選択し、演算回路96にてその差を検出して映像化することも可能である。 Further, when the illumination by the lamp 21, a video signal of G and R selected by the selector circuit 95, it is also possible to image by detecting the difference by the calculation circuit 96.

このように本実施例によれば、第1,第2実施例と同様に、粘膜組織におけるヘモグロビンの酸素飽和度の変化を映像化できる。 According to this embodiment, first, similarly to the second embodiment can visualize the change in oxygen saturation of hemoglobin in mucosal tissue. また、第1,第2実施例のように時系列的に色分離を行わないので、波長の異なる映像間の演算を行う場合に時間ずれが生じないので、演算誤差が少ない。 The first, is not performed chronologically color separation as in the second embodiment, since the no deviation time when performing operations between different images wavelengths, calculation error is small.

また、レーザ光を使用するので、より狭い帯域で最も有効な波長を選択可能となる。 Moreover, because it uses laser light, it is possible select the most effective wavelengths in a narrower band.

尚、ヘモグロビンの酸素飽和度の変化を観察するための照明光としては、レーザ光に限らず、LED等の光源を使用しても良い。 As the illumination light for observing the change in oxygen saturation of hemoglobin is not limited to the laser beam may be used a light source such as an LED.

その他の作用及び効果は、第1実施例と同様である。 Other functions and effects are the same as the first embodiment.

尚、本発明は上記各実施例に限定されず、例えば、第1ないし第3実施例において内視鏡観察部位を透過照明により観察しても良い。 The present invention is not limited to the above embodiments, for example, it may be the endoscope observation sites were observed with a transmission illumination in the first to third embodiments. この場合は、生体の外から照明しても良いし、生体内に光を導き、組織のみを透過照明しても良い。 In this case, to the outside of the living body may be illuminated, in vivo guide light, the tissue only may be transmitted illumination.

また、本発明は挿入部の先端部に固体撮像素子を有する電子内視鏡に限らず、従来のファイバスコープ等の肉眼観察が可能な内視鏡の接眼部に、あるいは、接眼部と交換して、CCD等の固体撮像素子を有する外付けテレビカメラを接続して使用する内視鏡装置にも適用することができる。 Further, the present invention is not limited to an electronic endoscope having a solid-state image pickup element at the distal end of the insertion portion, the eyepiece portion of the visual observation capable endoscopes, such as a conventional fiberscope, or an eyepiece portion replaced, it is also applicable to an endoscope apparatus to be used to connect an external television camera having a solid-state image sensor such as a CCD.

また、ヘモグロビンの酸素飽和度の変化を観察するための波長帯域は、各実施例に示したものに限らず、任意に選択、設定することができる。 The wavelength band for observing the change in oxygen saturation of hemoglobin is not limited to those shown in each example, arbitrarily selected, it can be set.

[発明の効果] 以上説明したように本発明によれば、第1の波長分離手段によって可視領域の画像が得られ、第2の波長分離手段及び第3の波長分離手段によってヘモグロビンの酸素飽和度の情報を含む画像が得られるので、一般的な可視領域の画像と、粘膜等におけるヘモグロビンの酸素飽和度の変化を示す画像とを観察できるという効果がある。 According to the present invention as has been described [Effect of the Invention] The image in the visible region obtained by the first wavelength separation means, the oxygen saturation of hemoglobin by the second wavelength separation means and the third wavelength separation means since the image containing the information is obtained, there is an effect that the typical visible image, and an image showing a change in oxygen saturation of hemoglobin in the mucosa can be observed.

【図面の簡単な説明】 BRIEF DESCRIPTION OF THE DRAWINGS

第1図ないし第8図は本発明の第1実施例に係り、第1 Figure 1 through Figure 8 relates to the first embodiment of the present invention, the first
図は内視鏡装置の構成を示すブロック図、第2図は回転フィルタを示す説明図、第3図は回転フィルタの各フィルタの透過波長領域を示す説明図、第4図は各帯域制限フィルタの透過波長領域を示す説明図、第5図は内視鏡装置の全体を示す側面図、第6図はオキシヘモグロビンとデオキシヘモグロビンの吸光スペクトルを示す説明図、第7図は酸素濃度の変化によるヘモグロビンの吸光度の変化を示す説明図、第8図は酸素飽和度の変化により受光部に入射する光量が変化しない波長帯域を示す説明図、第9図ないし第13図は本発明の第2実施例に係り、第9図は内視鏡装置の構成を示すブロック図、第10 Figure is a block diagram showing a configuration of an endoscope apparatus, illustrating a second figure showing a rotary filter, FIG. 3 is an explanatory view showing a transmission wavelength region of each filter of the rotating filter, Fig. 4 each of the band-limited filter explanatory view showing a transmission wavelength region of FIG. 5 is a side view showing the entire endoscope apparatus, Fig. 6 is an explanatory view showing the absorption spectrum of oxyhemoglobin and deoxyhemoglobin, FIG. 7 is due to changes in the oxygen concentration explanatory view showing a change in absorbance of hemoglobin, Fig. 8 is an explanatory diagram showing a wavelength band light quantity does not change to enter the light receiving portion by a change in oxygen saturation, Figure 9 through Figure 13 a second embodiment of the present invention relates to an example, FIG. 9 is a block diagram showing a configuration of an endoscope apparatus, 10
図は回転フィルタを示す説明図、第11図はヘモグロビンの酸素飽和度の変化による吸光度の変化を示す説明図、 Figure is an explanatory view showing a rotating filter, Fig. 11 is an explanatory view showing the change in absorbance due to change in oxygen saturation of hemoglobin,
第12図は回転フィルタにおけるヘモグロビン酸素飽和度の変化を示す画像形成用の各フィルタの透過波長領域を示す説明図、第13図は第2実施例の変形例における回転フィルタの2つのフィルタの透過波長領域を示す説明図、第14図ないし第17図は本発明の第3実施例に係り、 FIG. 12 is an explanatory view showing a transmission wavelength region of the filter for image formation showing the change in hemoglobin oxygen saturation in the rotary filter, Fig. 13 transmission of the two filters of the rotary filter according to a modification of the second embodiment explanatory view showing a wavelength region, Figure 14 to Figure 17 relates to a third embodiment of the present invention,
第14図は内視鏡装置の構成を示すブロック図、第15図はモザイクフィルタを示す説明図、第16図はモザイクフィルタの各フィルタの透過波長領域を示す説明図、第17図はレーザ発振装置の発光特性を示す説明図である。 Figure 14 is a block diagram showing a configuration of an endoscope apparatus, Fig. 15 is an explanatory view showing a mosaic filter, explaining FIG. 16 showing the transmission wavelength region of the filter in a mosaic filter, Figure 17 is a laser oscillator is an explanatory diagram showing the emission characteristics of the device. 1……電子内視鏡、6……ビデオプロセッサ 7……モニタ、15……対物レンズ系 16……固体撮像素子、21……ランプ 50……回転フィルタ 51,52……帯域制限フィルタ 1 ...... electronic endoscope, 6 ...... video processor 7 ...... monitor, 15 ...... objective lens system 16 ...... solid-21 ...... lamp 50 ...... rotating filter 51 ...... band limiting filter

Claims (1)

    (57)【特許請求の範囲】 (57) [the claims]
  1. 【請求項1】撮像面に結像された像を撮像する撮像手段と、 通常の可視カラー画像を構成するための異なる3つの波長領域からなる被写体像を前記撮像面に結像可能な可視カラー被写体像形成手段と、 血液中のヘモグロビンの酸素飽和度の変化に応じた強度変化をする波長領域からなる被写体像を前記撮像面に結像可能な酸素飽和情報像形成手段と、 前記可視カラー被写体像形成手段によって形成される被写体像または前記酸素飽和情報像形成手段によって形成される被写体像を選択的に前記撮像面に結像させる撮像画像切換手段と、 前記撮像手段の出力信号に基づき異なる複数の色情報信号を生成する色情報信号生成手段と、 前記色情報信号生成手段から出力された前記複数の色情報信号に基づき、前記撮像面に結像された像のカラー 1. A imaging means for imaging an image formed on the imaging surface, can be imaged visible color on the imaging surface of an object image of three wavelength ranges different for configuring the normal visible color image and the object image forming means, and can be imaged oxygen saturation information image forming means to the image pickup surface of an object image composed of a wavelength region in which the intensity changes in response to changes in oxygen saturation of hemoglobin in blood, the visible color object a captured image switching means for focusing selectively to the imaging surface of an object image formed by the object image or the oxygen saturation information image forming means are formed by the image forming means, a plurality of different based on the output signal of the imaging means a color information signal generating means for generating a color information signal, based on the plurality of color information signals outputted from the color information signal generating means, the color of the formed image on the imaging surface 像信号を生成するカラー画像信号生成手段と、 前記色情報信号生成手段で生成された前記複数の色情報信号のうち、特定の色情報信号間の差分情報が演算可能な演算手段と、 前記演算手段の演算結果を出力する演算結果出力手段と、 を具備したことを特徴とする内視鏡装置。 And a color image signal generating means for generating an image signal, among the plurality of color information signals generated by the color information signal generating means, and difference information can be calculated arithmetic means between specific color information signals, the calculation the endoscope apparatus characterized by equipped with operation result output means for outputting the operation result of the unit.
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