JP2710386B2

JP2710386B2 - 内視鏡装置

Info

Publication number: JP2710386B2
Application number: JP1030644A
Authority: JP
Inventors: 一成中村
Original assignee: Olympus Optic Co Ltd
Current assignee: Olympus Corp
Priority date: 1988-02-08
Filing date: 1989-02-08
Publication date: 1998-02-10
Anticipated expiration: 2013-02-10
Also published as: JPH01308528A

Description

【発明の詳細な説明】［産業上の利用分野］本発明は、一般的な可視領域の画像と、特定の波長領
域による画像とを得ることができるようにした内視鏡装
置に関する。

［従来の技術と発明が解決しようとする問題点］近年、体腔内に細長の挿入部を挿入することにより、
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。

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。

ところで、血液中のヘモグロビンの量や酸素飽和度の
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。血液中のヘモグロビンの量や酸素飽和度を
求める方法としては、例えば、実開昭61-151705号公報
に示されるように、血液中のヘモグロビンに関連のある
複数の特定の波長領域の画像から求める方法がある。

しかしながら、前記従来例に示されるカメラでは、観
察波長領域が固定されているため、一般的に可視領域の
カラー画像が得られず、例えば血液の情報を含む特殊画
像と一般的な可視領域の画像とを比較することができな
かった。

［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、特定の波長領域による画像と
を得ることが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。

［問題点を解決するための手段］本発明による内視鏡装置は、少なくとも結像光学系を
有する内視鏡と、カラー画像を得るために被写体像を複
数の波長領域の像に分離する色分離手段と、前記結像光
学系によって結像されると共に、前記色分離手段によっ
て分離された各波長領域の像を撮像する撮像手段と、前
記撮像手段に至る照明光路ないし観察光路上に挿脱自在
に設けられ前記色分離手段が分離する波長領域の一部を
透過可能な波長制限手段と、前記波長制限手段を前記照
明光路ないし観察光路に挿入して撮像した各波長領域の
像の撮像信号を用いて生体の特定のパラメータを演算し
て出力する演算手段とを備えたことを特徴とする。

［作用］本発明では、照明光路ないし観察光路上から、波長制
限手段を退避させると、被写体像が色分離手段によって
色分離され、一般的な可視領域のカラー画像を得ること
が可能になり、前記波長制限手段を挿入すると、この波
長制限手段によって制限された特定の波長領域による画
像を得ることが可能になる。

［実施例］以下、図面を参照して本発明の実施例を説明する。

第１図ないし第12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図はバ
ンドパスフィルタターレットを示す説明図、第３図は内
視鏡装置の全体を示す側面図、第４図及び第５図はヘモ
グロビンの酸素飽和度の変化による血液の吸光度の変化
を示す説明図、第６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７図ないし第11図はバンド
パスフィルタターレットの各フィルタの透過波長領域を
示す説明図、第12図はヘモグロビンの量や酸素飽和度を
求めるための処理回路を示すブロック図である。

本実施例の内視鏡装置は、第３図に示すように、電子
内視鏡１を備えている。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。前記操作部３の後端部
からは側方に可撓性のケーブル４が延設され、このケー
ブル４の先端部にコネクタ５が設けられている。前記電
子内視鏡１は、前記コネクタ５を介して、光源装置及び
信号処理回路が内蔵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。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。

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
設けられてる。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。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。

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。このライトガイド14の先端面は、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。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に
接続されている。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、固
体撮像素子16が配設されている。この固体撮像素子16
は、可視領域を含め紫外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。前記固体撮像素子16には、信
号線26,27が接続され、これら信号線26,27は、前記挿入
部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。

一方、ビデオプロセッサ６内には、紫外光から赤外光
に至る広帯域の光を発光するランプ21が設けられてい
る。このランプ21としては、一般的なキセノンランプや
ストロボランプ等を用いることができる。前記キセノン
ランプやストロボランプは、可視光のみならず紫外光及
び赤外光を大量に発光する。このランプ21は、電源部22
によって電力が供給されるようになっている。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。この回転フィルタ50に
は、通常観察用の赤（Ｒ），緑（Ｇ），青（Ｂ）の各波
長領域の光を透過するフィルタが、周方向に沿って配列
されている。この回転フィルタ50の各フィルタの透過特
性を第６図に示す。この図に示すように、本実施例で
は、Ｂを透過するフィルタは、赤外帯域における800nm
近傍の波長領域Ｂ′も透過する特性を有し、Ｇを透過す
るフィルタは、赤外帯域における約900nm以上の波長領
域Ｇ′も透過する特性を有するものになっている。

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。

また、前記回転フィルタ50とライトガイド14の入射端
との間の照明光路上には、バンドパスフィルタターレッ
ト51が配設されている。このバンドパスフィルタターレ
ット51には、第２図に示すように、それぞれ異なるバン
ドパス特性を有する５種類のフィルタ51a,51b,51c,51d,
51eが、周方向に沿って配列されている。各フィルタ51a
〜51eの透過特性を、第７図ないし第11図に示す。

すなわち、フィルタ51aは、第７図に示すように、569
nmを中心とする狭帯域と、650nmを中心とする狭帯域と
を透過する。フィルタ51bは、第８図に示すように、805
nmを中心とする狭帯域と、900nm以上の波長を透過す
る。フィルタ51cは、第９図に示すように、580nm近傍の
狭帯域、650nm近傍の狭帯域及び800nm近傍の狭帯域を透
過する。フィルタ51dは、第10図に示すように、約400nm
を中心とする約80nmの幅を有する帯域を透過する。ま
た、フィルタ51eは、第11図に示すように、約400〜750n
mの可視帯域を透過する。

前記バンドパスフィルタターレット51は、フィルタ切
換装置55によって回転が制御されるモータ52によって回
転されるようになっている。また、前記フィルタ切換装
置55は、切換え回路43からの制御信号によって制御され
るようになっている。そして、前記切換え回路43によっ
て、観察波長を選択することにより、前記バンドパスフ
ィルタターレット51の各フィルタ51a〜51eのうち、前記
切換え回路43で選択した観察波長に対応するフィルタが
照明光路上に介装されるようにモータ52が回転され、前
記バンドパスフィルタターレット51の回転方向の位置が
変更されるようになっている。

前記回転フィルタ50を透過し、R,G,Bの各波長領域の
光に時系列的に分離された光は、更に、前記バンドパス
フィルタターレット51の選択されたフィルタを透過し、
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。

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、光電変
換されるようになっている。この固体撮像素子16には、
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。この固体撮像素子16から読み出された映像信号は、
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。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
によって、デジタル信号に変換されるようになってい
る。このデジタルの映像信号は、セレクト回路35によっ
て、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。前
記メモリ（１）36a,メモリ（２）36b,メモリ（３）36c
は、同時に読み出され、D/Aコンバータ37によって、ア
ナログ信号に変換され、R,G,B色信号として出力される
と共に、エンコーダ38に入力され、このエンコーダ38か
らNTSCコンポジット信号として出力されるようになって
いる。

そして、前記R,G,B色信号または、NTSCコンポジット
信号が、カラーモニタ７に入力され、このカラーモニタ
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。

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42が設けら
れ、このタイミングジェネレータ42によって、モータド
ライバ25,ドライバ回路31,セレクト回路35等の各回路間
の同期が取られている。

本実施例では、切換え回路43にて、フィルタ切換装置
55を制御し、バンドパスフィルタターレット51の各フィ
ルタ51a〜51eのうちの１つを選択的に照明光路中に介装
すると、この選択されたフィルタによって、前記回転フ
ィルタ50を透過した光の波長領域が更に制限される。

フィルタ51aを選択すると、回転フィルタ50のＲ透過
フィルタが照明光路に介装されるタイミングで650nmを
中心とする狭帯域が透過し、Ｇ透過フィルタが照明光路
に介装されるタイミングで569nmを中心とする狭帯域が
透過する。この２つの狭帯域の光は、それぞれ、R,Gの
タイミングで被写体に照射され、この照明光による被写
体像が、固体撮像素子16によって撮像される。そして、
前記２つの波長域の画像が、それぞれR,Gの画像として
出力される。

ところで、第４図に、ヘモグロビンの酸素飽和度（SO
₂とも記す）の変化による血液の吸光度（散乱反射スペ
クトル）の変化を示しているが、この図に示すように、
569nmは、SO₂の変化によって血液の吸光度がほとんど変
化しない波長であり、650nmは、SO₂の変化による血液の
吸光度の変化の少ない（569nm近傍における変化の度合
いに比べて少ない）波長である。従って、この２つの波
長における吸光度の差より、粘膜の血流量の観察が可能
である。尚、第４図から分かるように、SO₂の変化によ
って血液の吸光度がほとんど変化しない波長としては、
569nmの代わりに、548.5nmや586nmを用いても良い。

また、フィルタ51bを選択すると、回転フィルタ50の
Ｂ透過フィルタが照明光路に介装されるタイミングで80
5nmを中心とする狭帯域が透過し、Ｇ透過フィルタが照
明光路に介装されるタイミングで900nm以上の帯域が透
過する。この２つの帯域の光は、それぞれ、B,Gのタイ
ミングで被写体に照射され、この照明光による被写体像
が、固体撮像素子16によって撮像される。そして、前記
２つの波長域の画像が、それぞれB,Gの画像として出力
される。

ところで、赤外線吸収色素であるICG（Indocyanine g
reen）を混入した血液は、806nmに最大吸収を有すると
共に、900nm以上ではほとんど吸収率の変化が認められ
ない。そこで、例えば、静脈注射により、血液中に前記
ICGを混入し、前記805nm及び900nm以上の波長域の画像
によって、粘膜下の血管走行状態が観察可能になる。す
なわち、組織の透過度の良い赤外光を使用することによ
り、光が組織の深部まで到達することが可能となる一
方、805nmの波長域の画像では、血管部において陰影と
なる。従って、この805nmの波長域の画像と、900nm以上
の波長域の画像との差をとることにより、コントラスト
良く、血管の走行状態を映像化することが可能になる。

また、フィルタ51cを選択すると、回転フィルタ50の
Ｒ透過フィルタが照明光路に介装されるタイミングで65
0nm近傍の狭帯域が透過し、Ｇ透過フィルタが照明光路
に介装されるタイミングで580nm近傍の狭帯域が透過
し、Ｂ透過フィルタが照明光路に介装されるタイミング
で800nm近傍の狭帯域が透過する。この３つの狭帯域の
光は、それぞれ、R,G,Bのタイミングで被写体に照射さ
れ、この照明光による被写体像が、固体撮像素子16によ
って撮像される。そして、前記３つの波長域の画像が、
それぞれR,G,Bの画像として出力される。

ところで、第５図に、SO₂の変化による血液の吸光度
の変化を示すために、オキシ（酸化）ヘモグロビンとデ
オキシ（還元）ヘモグロビンの分光特性を示している
が、この図に示すように、580nm近傍及び800nm近傍は、
SO₂の変化によって血液の吸光度がほとんど変化しない
領域であり、650nm近傍は、SO₂の変化によって血液の吸
光度が変化する領域である。従って、この３つの波長領
域による画像によって、SO₂の変化を観察することがで
きる。

また、フィルタ51dを選択すると、回転フィルタ50の
Ｂ透過フィルタが照明光路に介装されるタイミングで40
0nm近傍の帯域が透過する。この帯域の光は、Ｂのタイ
ミングで被写体に照射され、この照明光による被写体像
が、固体撮像素子16によって撮像される。そして、この
波長域の画像が、Ｂの画像として出力される。

第５図に示すように、400nm近傍は、ヘモグロビンの
吸光度の大きい領域である。従って、この400nm近傍の
波長領域の画像によって、粘膜表面のヘモグロビン分布
をコントラスト良く観察可能となる。

また、フィルタ51eを選択すると、回転フィルタ50の
B,G透過フィルタの透過波長領域が、可視光のみに制限
され、通常のR,G,Bの面順次光が被写体に照射され、こ
の照明光による被写体像が、固体撮像素子16によって撮
像される。従って、可視帯域における通常のカラー画像
が観察可能となる。

また、前記バンドパスフィルタターレット51の各フィ
ルタにより波長領域が制限され、R,G,Bに割当てられた
画像信号を、第12図に示すような信号処理回路60にて処
理することにより、SO₂や、ヘモグロビン量を示す画像
を得ることが可能である。

前記信号処理回路60は、３入力１出力の３つのセレク
タ61a,61b,61cを有し、各セレクタの各入力には、各波
長に対応する画像信号が、それぞれ印加されるようにな
っている。また、前記各セレクタは、互いに異なる波長
に対応する画像信号を選択して出力するようになってい
る。前記各セレクタの出力は、それぞれ、逆γ補正回路
62a,62b,62cに入力され、前記ビデオプロセッサ６で既
にγ補正が行われていることから、これを元に戻すため
に逆γ補正が行われる。前記逆γ補正回路の出力は、そ
れぞれ、レベル調整回路63a,63b,63cに入力される。こ
のレベル調整回路は、レベル調整制御信号発生回路64か
らのレベル調整制御信号によってレベルが調整され、３
つのレベル調整回路63によって、全体のレベル調整が行
われる。更に、例えば第５図のような酸素飽和度の変化
による血液の吸光度の変化を示す図の縦軸がlog軸であ
ることから、前記レベル調整回路の出力は、それぞれ、
logアンプ65a,65b,65cによって、対数変換される。

３つのlogアンプのうちの２つlogアンプ65a,65bの出
力は、差動アンプ66aに入力され、２つの波長に対応す
る画像信号の差が演算されるようになっている。また、
同様に、２つのlogアンプ65b,65cの出力は、差動アンプ
66bに入力され、他の組み合わせの２つの波長に対応す
る画像信号の差が演算されるようになっている。

前記バンドパスフィルタターレット51のフィルタ51c
が選択された場合には、前記差動アンプ66a,66bによっ
て、SO₂の変化によって血液の吸光度がほとんど変化し
ない領域に対応する画像信号と、SO₂の変化によって血
液の吸光度が変化する領域に対応する画像信号の差が演
算され、この差から、被検体に酸素がどれだけ溶け込ん
でいるか、すなわち、酸素飽和度を知ることができる。
また、酸素が多く溶け込んでいるということは、つま
り、酸素を多く消費しているということであり、これに
よって、血流がどれ位かが分かる。

前記差動アンプ66a,66bの出力は、酸素飽和度SO₂を求
めるために用いられ、除算器67に入力され、この除算器
67で所定の演算を行うことにより、フィルタ51cを選択
したときには、前記SO₂が求められる。また、前記差動
アンプ66bの出力は、フィルタ51a,51b,51dを選択したと
きには、それぞれ、血流量，血管の走行状態，ヘモグロ
ビン量の変化を観察，計測するために用いられる。前記
除算器67の出力及び差動アンプ66bの出力は、２入力の
セレクタ68に入力され、このセレクタ68から、SO₂を示
す信号と血流量，血管の走行状態，ヘモグロビン量を示
す信号の一方が選択的に出力されるようになっている。

前記セレクタ68の出力信号は、計測に使用する場合に
は、そのまま取り出され、一方、表示させる場合には、
γ補正回路69によって、再度γ補正を行い、モニタに出
力される。

尚、第12図に示す信号処理回路60は、計算をハード的
に行うものであるが、ソフト的に（つまり、マイコン
で）処理を行うようにしても良い。

このように、本実施例では、バンドパスフィルタター
レット51の各フィルタ51a〜51eのうちの１つを選択的に
照明光路中に介装することによって、通常画像、及び血
液中のヘモグロビンの酸素飽和度，血流量，血管の走行
状態，ヘモグロビン量等の変化を示す各画像を切換えて
観察することが可能になる。

第13図ないし第15図は本発明の第２実施例に係り、第
13図は内視鏡装置の構成を示すブロック図、第14図はカ
ラーフィルタアレイを示す説明図、第15図はカラーフィ
ルタアレイの各フィルタの透過波長領域を示す説明図で
ある。

本実施例は、カラー撮像方式として同時方式を用いた
例を示す。

第13図に示すように、電子内視鏡101は、挿入部先端
部、対物レンズ系108を有し、この対物レンズ系108の結
像位置には、前面に、カラーフィルタアレイ102が設け
られた固体撮像素子103が配設されている。

前記カラーフィルタアレイ102は、第14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。また、第15図に示すように、本実施例では、Cy
を透過するフィルタは、赤外帯域における800nm近傍の
波長領域Cy′も透過する特性を有し、Ｇを透過するフィ
ルタは、赤外帯域における約900nm以上の波長領域Ｇ′
も透過する特性を有するものになっている。

また、ビデオプロセッサ６に内蔵された光源部104
は、紫外光から赤外光に至る広帯域の光を発光するラン
プ105を有し、このランプ105から発光された光は、レン
ズ106で集光されてライトガイド107の入射端に入射され
るようになっている。

本実施例では、前記レンズ106とライトガイド107の入
射端との間に、第１実施例と同様なバンドパスフィルタ
ターレット51が配設されている。このバンドパスフィル
タターレット51は、第１実施例と同様に、フィルタ切換
装置55によって回転が制御されるモータ52によって回転
され、フィルタ51a〜51eのうちの１つが、照明光路中に
選択的に介装されるようになっている。

前記照明光で照明された被写体は、対物レンズ108に
より固体撮像素子103の撮像面に結ばれる。その際、カ
ラーフィルタアレイ102によってG,Cy,Yeに色分離される
が、前記バンドパスフィルタターレット51によって波長
が制限されている。

前記固体撮像素子103は、ドライバ120のドライブ信号
の印加により読出される。前記固体撮像素子103の出力
信号は、プリアンプ122によって増幅された後、ビデオ
プロセッサ６内のローパスフィルタ（LPF）123,124及び
バンドパスフィルタ（BPF）125を通される。

前記LPF123,124は、例えば3MHz,0.8MHzのカットオフ
特性を示すもので、これらをそれぞれ通した信号は高域
の輝度信号Y_Hと低域の輝度信号Y_Lに分けられてそれぞれ
プロセス回路126,127にそれぞれ入力され、γ補正等が
行われる。前記プロセス回路126を通した高域側の輝度
信号Y_Hは、水平補正回路128で水平輪郭補正、水平アパ
ーチャ補正等が行われた後、カラーエンコーダ129に入
力される。また、プロセス回路127を通した低域側の輝
度信号Y_Lは、マトリクス回路131に入力されると共に補
正回路133に入力され、トラッキング補正が行われる。

一方、3.58±0.5MHzの通過帯域のBPF125を通して色信
号成分が抽出され、この色信号成分は1HDL（1Hディレイ
ライン）134、加算器135及び減算器136に入力され、色
信号成分ＢとＲとが分離抽出される。尚、この場合1HDL
134の出力は、プロセス回路127で処理し、さらに垂直補
正回路137で垂直アパーチャ補正した低域側の輝度信号Y
_Lと混合器138で混合され、この混合出力が前記加算器13
5及び減算器136に入力される。そして、加算器135の色
信号Ｂと減算器136の色信号Ｒは、それぞれγ補正回路1
41,142に入力され、補正回路133を通した低域側の輝度
信号Y_Lを用いてγ補正され、それぞれ復調器143,144に
入力され、復調された色信号ＢとＲにされた後、マトリ
クス回路131に入力される。このマトリクス回路131によ
って、色差信号Ｒ−Y,B−Ｙが生成され、その後カラー
エンコーダ129に入力され、輝度信号Y_HとY_Lとを混合し
た輝度信号と、色差信号Ｒ−Y,B−Ｙをサブキャリアで
直交変調したクロマ信号とが混合され（さらに図示しな
い同期信号が重畳され）て、NTSC出力端145から複合映
像信号が出力される。この出力端145が出力される映像
信号により観察部位がカラーで映像表示される。

尚、ドライバ120には、同期信号発生回路152より同期
信号が入力され、この同期信号に同期したドライブ信号
を出力する。又、この同期信号発生回路152はパルス発
生器153に入力され、このパルス発生器153は、各種のタ
イミングパルスを出力する。

本実施例では、第１実施例と同様に、バンドパスフィ
ルタターレット51の各フィルタ51a〜51eのうちの１つを
選択的に照明光路中に介装することによって、通常画
像、及び血液中のヘモグロビンの酸素飽和度，血流量，
血管の走行状態，ヘモグロビン量等の変化を示す各画像
を切換えて観察することが可能になる。

その他の構成，作用及び効果は、第１実施例と同様で
ある。

第16図ないし第23図は本発明の第３実施例に係り、第
16図は内視鏡装置の構成を示すブロック図、第17図はバ
ンドパスフィルタターレットを示す説明図、第18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19図及び第20図はバンドパスフィルタターレットの各
フィルタの透過波長領域を示す説明図、第21図は回転フ
ィルタ及びバンドパスフィルタターレットの一つのフィ
ルタを透過した出力光の波長領域を示す説明図、第22図
は回転フィルタ及びバンドパスフィルタターレットの他
の一つのフィルタを透過した出力光の波長領域を示す説
明図、第23図は血液にICGを混入した場合の光の減衰量
を示す特性図である。

本実施例では、第16図に示すように、第１実施例にお
けるD/Aコンバータ37から出力されるR,G,B信号を入力し
て、各種の画像演算処理を行う画像演算処理装置260を
設けている。この画像演算処理装置260は、例えば、第1
2図に示すような回路構成のものである。

また、回転フィルタ50の各フィルタの透過特性は、第
18図に示すようになっている。すなわち、Ｒを透過する
フィルタは略820nmまでの光を透過し、Ｂを透過するフ
ィルタは略880nm以上の赤外領域Ｂ′も透過する特性を
有している。

また、第17図に示すように、バンドパスフィルタター
レット51には、少なくとも２種類のフィルタ251a,251b
が、周方向に沿って配列されている。尚、第17図に示す
バンドパスフィルタターレット51では、第１実施例と同
様に、５つのフィルタが設けられているが、前記フィル
タ251a,251b以外のフィルタ51a,51b,51cは、本実施例で
は使用しないので、必ずしも必要ではない。

前記バンドパスフィルタターレット51のフィルタ251a
は、第19図に示すように、50％透過波長として、略520
〜570m及び略790〜1000mの２つの透過帯を有する特性に
なっている。一方、フィルタ251bは、第20図に示すよう
に、略650nm以上の長波長側の光をカットする赤外カッ
トフィルタになっている。

その他の構成は、第１実施例と同様である。

本実施例では、前記バンドパスフィルタターレット51
のフィルタ251bを照明光路中に介装すると、回転フィル
タ50と前記フィルタ251bとの組合わせにより、第21図に
示すように、R,G,Bの各光に時系列的に分光された照明
光が出力される。そして、この照明光により、通常のカ
ラー画像が得られる。

一方、前記バンドパスフィルタターレット51のフィル
タ251aを照明光路中に介装すると、回転フィルタ50と前
記フィルタ251aとの組合わせにより、第22図に示すよう
な照明光が得られる。すなわち、回転フィルタ50のＧ透
過フィルタを透過した光は、第22図におけるＧで示すよ
うに略520〜570mの狭帯域に制限され、回転フィルタ50
のＲ透過フィルタを透過した光は、第22図におけるＲで
示すように略790〜820mの狭帯域に制限される。また、
回転フィルタ50のＢ透過フィルタを透過した光は、その
長波長側の透過特性Ｂ′の特性のみの照明光として使用
されるため、第22図におけるＢで示すように略880〜100
0nmの帯域の照明光となる。

このように、バンドパスフィルタターレット51のフィ
ルタを切換えることにより、照明光は、第21図のような
通常のカラー画像を得るためのR,G,Bの照明光と、第22
図のようなR,G,Bの各照明タイミングに照明される特定
の波長域の照明光とに切換えることが可能となる。

ここで、第22図ような照明光によって得られた画像
は、第16図の画像演算処理装置260により、ＧとＲの画
像を用いて第５図に示すヘモグロビンの吸収（吸光）特
性から、ヘモグロビンの量を算出することが可能である
ため、粘膜面のヘモグロビンの分布を画像として得るこ
とが可能となる。

また、第23図に示す血液にICG（インドシアニングリ
ーン）を混入した場合の吸収（吸光）特性より、ICG量
の増加に伴い、最大吸収ピークの805nmとほとんど吸収
特性の変化しない900nmの吸収特性の差が拡大すること
から、前記画像演算処理装置260により、ＲとＢの画像
を用いて、血液中のICG濃度を測定可能である。

このように、本実施例によれば、バンドパスフィルタ
ターレット51のフィルタ251a選択時に得られるR,G,Bの
各画像の各々の組合わせにより、生体粘膜上のヘモグロ
ビン分布量の変化と、ICGを静注後の粘膜面各部位また
は血管各部のICG濃度を時系列的に測定することによ
り、血液循環の違いを観察及び測定可能となる。

すなわち、通常の可視光によるカラー画像のみでな
く、照明光路内に挿入するフィルタを切り換えることに
より得られた２画像間の濃淡の差を画像演算処理するこ
とで、ヘモグロビン分布画像及び血液循環の変化の画像
を得ることが可能となり、診断能の向上という効果があ
る。

その他の作用及び効果は、第１実施例と同様である。

第24図ないし第29図は本発明の第４実施例に係り、第
24図は内視鏡装置の構成を示すブロック図、第25図はバ
ンドパスフィルタターレットを示す説明図、第26図
（ａ）ないし（ｃ）はそれぞれ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27図及び第28図はバ
ンドパスフィルタターレットの各フィルタの透過波長領
域を示す説明図、第29図は計測用の２つの波長域を示す
説明図である。

本実施例では、色分離用の回転フィルタ50の各フィル
タとして、Mg（マゼンタ）,Ye（イエロー）,Cy（シア
ン）各補色系の色分離フィルタを設けている。前記Mgを
透過するフィルタは、第26図（ａ）に示すように略500n
m以下の領域と略600〜820nmの領域とを透過し、前記Ye
を透過するフィルタは、第26図（ｂ）に示すように略50
0nm〜790nmの領域を透過し、前記Cyを透過するフィルタ
は、第26図（ｃ）に示すように略600nm以下の領域と略9
00nm以上の領域とを透過する特性になっている。

また、回転フィルタ50を補色系としたことに伴い、第
24図に示すように、D/Aコンバータ37から出力される各
補色画像からR,G,Bの画像に変換する信号処理を行う色
差信号処理回路271と、前記D/Aコンバータ37から出力さ
れる補色系の映像信号から計測の画像信号を生成する画
像演算処理装置270を設けている。この画像演算処理装
置270は、例えば、第12図に示すような回路構成のもの
である。尚、前記画像演算処理装置270は、切換え回路4
3からの制御信号によって制御され、バンドパスフィル
タターレット51の切換えに応じて、処理方法を切換える
ようになっている。

前記色差信号処理回路271から出力されるR,G,B信号
は、そのまま出力されると共に、エンコーダ38にてNTSC
信号に変換されて出力されるようになっている。

また、第25図に示すように、バンドパスフィルタター
レット51には、少なくとも２種類のフィルタ251b,251c
が、周方向に沿って配列されている。尚、第25図に示す
バンドパスフィルタターレット51では、第１実施例と同
様に、５つのフィルタが設けられているが、前記フィル
タ251b,251c以外のフィルタ51a,51b,251aは、本実施例
では使用しないので、必ずしも必要ではない。

前記バンドパスフィルタターレット51のフィルタ251b
は、第27図に示すように、略680nm以上の長波長側の光
をカットする赤外カットフィルタになっており、フィル
タ251cは、第28図に示すように略710nm以下の可視光領
域の光をカットする可視光カットフィルタになってい
る。

その他の構成は、第１実施例と同様である。

本実施例では、通常のカラー画像を観察する場合は、
バンドパスフィルタターレット51のフィルタ251bによっ
て赤外光領域の光をカットし、時系列的にYe,Mg,Cyの補
色系の照明を行い、この照明による画像信号は、色差信
号処理回路271にてR,G,Bの各波長の画像信号に処理され
た後、R,G,B信号またはエンコーダ38を介してNTSC信号
として出力される。

一方、照明光路内にバンドパスフィルタターレット51
のフィルタ251cを挿入し、可視光領域の光をカットした
場合、画像演算処理装置270において、Mg画像とYe画像
の出力レベル差より、第29図に示す800nm近辺の画像情
報を得ると共に、Cyフィルタにより第29図に示す900nm
以上の波長の画像情報が得られる。この２種の画像情報
より、前記画像演算処理装置270において、第３実施例
と同様に、ICG静注による色素濃度変化を計測すること
が可能となり、第３実施例と同様の効果が得られる。

尚、本実施例のように色分離フィルタ（回転フィルタ
50）を補色系とすることにより、照明光用ランプ21の光
の利用率が高くなるため、高効率な照明が可能となる。

その他の作用及び効果は、第１実施例と同様である。

尚、本発明は、上記各実施例に限定されず、例えば、
波長制限手段としてのバンドパスフィルタターレット51
の各フィルタの透過特性及び数は、任意に設定すること
ができる。

また、波長制限手段としては、異なる透過特性を有す
る複数のフィルタを、光路中に挿脱可能に設けても良
い。また、波長制限手段を設ける位置は、ライトガイド
出射端の前面、結像光学系中、固体撮像素子の前面、ラ
イトガイドの途中等、撮像手段に至る照明光路ないし観
察光路上であれば、どこに設けても良い。

また、本発明は、被観察体の反射光を受光するものに
限らず、被観察体を透過した光を受光するものであって
も良い。

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、ファイバスコープ等肉眼観察
が可能な内視鏡の接眼部に、あるいは、前記接眼部と交
換して、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。

［発明の効果］以上説明したように本発明によれば、撮像手段に至る
照明光路ないし観察光路上に、波長制限手段を挿脱する
ことにより、一般的な可視領域の画像と、特定の波長領
域による画像とを選択的に得ることができるという効果
がある。

【図面の簡単な説明】

第１図ないし第12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図はバン
ドパスフィルタターレットを示す説明図、第３図は内視
鏡装置の全体を示す側面図、第４図及び第５図はヘモグ
ロビンの酸素飽和度の変化による血液の吸光度の変化を
示す説明図、第６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７図ないし第11図はバンドパ
スフィルタターレットの各フィルタの透過波長領域を示
す説明図、第12図はヘモグロビンの量や酸素飽和度を求
めるための処理回路を示すブロック図、第13図ないし第
15図は本発明の第２実施例に係り、第13図は内視鏡装置
の構成を示すブロック図、第14図はカラーフィルタアレ
イを示す説明図、第15図はカラーフィルタアレイの各フ
ィルタの透過波長領域を示す説明図、第16図ないし第23
図は本発明の第３実施例に係り、第16図は内視鏡装置の
構成を示すブロック図、第17図はバンドパスフィルタタ
ーレットを示す説明図、第18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19図及び第20図は
バンドパスフィルタターレットの各フィルタの透過波長
領域を示す説明図、第21図は回転フィルタ及びバンドパ
スフィルタターレットの一つのフィルタを透過した出力
光の波長領域を示す説明図、第22図は回転フィルタ及び
バンドパスフィルタターレットの他の一つのフィルタを
透過した出力光の波長領域を示す説明図、第23図は血液
にICGを混入した場合の光の減衰量、第24図ないし第29
図は本発明の第４実施例に係り、第24図は内視鏡装置の
構成を示すブロック図、第25図はバンドパスフィルタタ
ーレットを示す説明図、第26図（ａ）ないし（ｃ）はそ
れぞれ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27図及び第28図はバンドパスフィルタターレ
ットの各フィルタの透過波長領域を示す説明図、第29図
は計測用の２つの波長域を示す説明図である。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……バンドパスフィルタターレット

Claims

(57)【特許請求の範囲】

【請求項１】少なくとも結像光学系を有する内視鏡と、カラー画像を得るために被写体像を複数の波長領域の像
に分離する色分離手段と、前記結像光学系によって結像されると共に、前記色分離
手段によって分離された各波長領域の像を撮像する撮像
手段と、前記撮像手段に至る照明光路ないし観察光路上に挿脱自
在に設けられ、前記色分離手段が分離する波長領域の一
部を透過可能な波長制限手段と、前記波長制限手段を前記照明光路ないし観察光路に挿入
して撮像した各波長領域の像の撮像信号を用いて、生体
の特定のパラメータを演算して出力する演算手段と、を備えたことを特徴とする内視鏡装置。