JP2807487B2 - 内視鏡装置 - Google Patents

内視鏡装置

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JP2807487B2 JP1101075A JP10107589A JP2807487B2 JP 2807487 B2 JP2807487 B2 JP 2807487B2 JP 1101075 A JP1101075 A JP 1101075A JP 10107589 A JP10107589 A JP 10107589A JP 2807487 B2 JP2807487 B2 JP 2807487B2
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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、内視鏡装置に関し、特に、可視光以外の波
長域についても映像化を可能とし、あるいは複数の波長
域によって得られる情報の映像化を可能とし、病変部ま
たは通常の観察では観察不能であった生体情報について
詳細に観察可能とした内視鏡装置に関する。
［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、
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。
ところで、従来は、ファイバスコープと呼ばれる内視
鏡を用いて、生体腔内を観察していたが、近年、挿入部
先端に固体撮像素子を設け、可視光域以外の情報を映像
化することが試みられている。
例えば、特開昭58−46929号公報には、近赤外光によ
る映像を取り込み、一定レベル以上の部分を抽出し、輪
郭線で表示する技術が開示されている。
また、特開昭62−174714号公報には、近赤外光による
像を疑似カラー化して観察可能とした技術が開示されて
いる。
［発明が解決しようとする課題］ しかしながら、特開昭58−46929号公報では、近赤外
光画像の変化を、ある範囲にて輪郭表示するため、生体
表面の微細な凹凸，粘膜下の血管像または血流画像等の
変化の激しい画像に対して、映像化が困難であるばかり
でなく、全て近赤外光のみを使用しているので、他の波
長により得られる生体情報が得られないという問題点が
ある。
また、前記特開昭58−46929号公報では、近赤外領域
の波長を疑似カラー化しているため、通常の色調と異な
り、オリエンテーションが困難になると共に、病変部位
の診断に最も必要な色相の変化を同時に正確に観察でき
ないという問題点がある。また、赤外領域等の１つの波
長領域の像のみでは、微少な情報が得られない場合もあ
る。
本発明は、上記事情に鑑みてなされたものであり、目
的の部位の特徴をより強調することができ、更に、通常
の観察と疑似した色調の観察も可能とした内視鏡装置を
提供することを目的としている。
［課題を解決するための手段］ 本発明の内視鏡装置は、被写体に存在する色素による
吸光度が大きい波長および可視光域の波長を含む撮像波
長領域を有し、該撮像波長領域を複数に分離した分離波
長領域で被写体像をそれぞれ撮像する撮像手段と、前記
撮像手段が前記可視光領域の波長を含む前記分離波長領
域で撮像した撮像信号に基づき、可視光領域に対応する
映像信号を生成する可視光信号処理手段と、前記撮像手
段が前記色素による吸光度が大きい波長を含む前記分離
波長領域で撮像した撮像信号を色素情報信号として分離
する分離手段と、前記分離手段で分離された色素情報信
号に基づき、色素情報に関する強調信号を発生する強調
信号発生手段と、前記強調信号発生手段で発生された強
調信号に基づき、前記可視光信号処理手段で生成された
映像信号を強調処理する強調処理手段と、を備えたもの
である。
［作用］ 本発明では、被写体に存在する色素による吸光度が大
きい波長を含む分離波長領域で撮像した撮像信号を色素
情報信号として分離し、強調信号発生手段でこの色素情
報信号に基づき色素情報に関する強調信号を発生し、こ
の強調信号に基づき可視光信号処理手段で生成された可
視光域で撮像された被写体の映像信号が強調処理され
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６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図は内
視鏡装置の全体を示す側面図、第３図は回転フィルタを
示す説明図、第４図は回転フィルタの各フィルタの透過
特性を示す特性図、第５図はICGの吸光特性を示す特性
図、第６図（ａ）ないし（ｃ）はそれぞれ強調回路を示
す回路図である。
本実施例の内視鏡装置は、第２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ユニバーサルコード４が延設さ
れ、このユニバーザルコード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。更に、
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
設けられている。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、前記電子内視鏡１内には、コネ
クタ５から先端部９まで、体腔内へ光を導くファイババ
ンドルよりなるライトガイド13が挿通されている。ま
た、前記先端部９には、前記ライトガイド13を介して伝
達された照明光にて照明された体腔内壁等の観察部位か
らの戻り光を、光学像として結像するレンズ14と、この
レンズ14にて結像される光学像を光電変換する固体撮像
素子であるCCD15とが設けられている。前記CCD15に接続
された信号線は、挿入部2,操作部３及びユニバーサルコ
ード４内を挿通された前記コネクタ５に接続されてい
る。
一方、前記ビデオプロセッサ６内には、前記CCD15を
駆動するCCDドライバ31と、このCCDドライバ31にて駆動
されるCCD15から読み出された信号を増幅するプリアン
プ16が設けられている。前記プリアンプ16の後段には、
プリアンプ16で増幅された信号に対してホワイトバラン
ス，γ補正等の信号処理を行い映像信号とするプロセス
回路17が設けられている。このプロセス回路17の後段に
は、このプロセス回路17にて処理された信号をデジタル
信号に変換するA/Dコンバータ18が設けられている。こ
のA/Dコンバータ18の後段には、時系列的に読み出され
た各波長領域の画像を順次セレクトするセレクタ19が設
けられている。このセレクタ19の後段には、５画面分の
メモリ群20が設けられ、前記セレクタ19により順次セレ
クトされた信号は、前記メモリ群20の各メモリ（１）20
a〜メモリ（５）20eに順次記憶されるようになってい
る。前記メモリ（１）20a〜メモリ（５）20eの後段に
は、各メモリから読み出された画像信号をアナログ信号
に変換し、同時化する５つのD/Aコンバータ（１）〜
（５）からなるD/Aコンバータ群21が設けられている。
前記D/Aコンバータ群21のうち、D/Aコンバータ（４）及
びD/Aコンバータ（５）の後段には、D/Aコンバータ
（４）とD/Aコンバータ（５）の出力のレベル差を検出
するレベル差検出回路23が設けられている。また、前記
D/Aコンバータ（１）〜（３）の後段には、それぞれ、
前記レベル差検出回路23にて検出されたレベル差に基づ
き、R,G,B各信号を強調処理する強調回路22a,22b,22cが
設けられている。前記強調回路22（22a,22b,22cを代表
する。）の出力は、R,G,B信号として出力されると共
に、NTSCエンコーダ24に入力されてNTSC信号に変換され
て出力されるようになっている。
一方、ビデオプロセッサ６内の光源装置側は、紫外光
から可視光までの広帯域の光を発光するランプ25と、こ
のランプ25に電力を供給する電源26と、前記ランプ25か
ら発光される光を、狭帯域の波長幅に色分離する回転フ
ィルタ29と、この回転フィルタ29を回転駆動するモータ
28と、このモータ28を制御するモータドライバ27とを備
えている。前記回転フィルタ29には、第３図に示すよう
に、５種類の波長域に色分離を行えるように、５種類の
フィルタ29a〜29eが周方向に沿って配列されている。各
フィルタ29a〜29eの透過特性を第４図に示す。フィルタ
29a,29b,29cは、それぞれ、R,G,Bの各波長域を透過し、
フィルタ29dは805nmを中心とした波長域を透過し、フィ
ルタ29eは900〜1000nm近傍の近赤外の赤外光を透過する
ようになっている。
また、ビデオプロセッサ６内には、各回路間のタイミ
ングを発生するタイミングジェネレータ30が設けられて
いる。
次に、本実施例の作用について説明する。
ランプ25から発光された光は、回転フィルタ29にて、
時系列的に色分離が行われる。ここで、回転フィルタ29
は、第３図及び第４図に示すように、５種類の波長域に
色分離を行えるようになっているため、ライトガイド13
にて体腔内に導かれる光は、R,G,Bの各可視光域の光に
加え、805nmを中心としたものと、900〜1000nmの近赤外
の赤外光に色分離され、生体に照射される。
ここで、生体にインドシアニングリーン（ICG）なる
色素を例えば静脈注射にて血液に混入させた場合、805n
mに最大吸収ピークを持ち、900nm以上の赤外光について
ICG混入による変化は示さない。尚、第５図において、H
Sは人間の血液の漿液の溶液（×10.1cm）、ICGはICG溶
液（0.1mg/dl・1cm）、ICG＋HGはICGと人間の血液の漿
液の溶液（0.1mg/dl・1cm×10）の各透過率曲線を示し
ている。
生体で反射した光は、レンズ14にて結像され、CCD15
にて光電変換され、プリアンプ16,プロセス回路17,A/D
コンバータを経て、セレクタ19にて、時系列的に読み出
されたフィルタ29a〜29eに対応するR,G,Bの各画像及び
２種の近赤外画像は、各々メモリ（１）29a〜メモリ
（５）29eに記憶され、D/Aコンバータ群21にて同時化し
たアナログ信号に変換される。このうち、D/Aコンバー
タ（１）〜（３）から出力されるR,G,B信号は、それぞ
れ、強調回路22a〜22cに入力され、D/Aコンバータ
（４），（５）から出力される２種の近赤外画像の信号
は、レベル差検出回路23に入力される。
ここで、２種の近赤外光の吸光度の差は血管部を示す
こととなり、且つ近赤外光であるため、可視光領域より
生体の透過度が良く、可視光では観察困難な粘膜下の血
管像またはヘモグロビンの集中度を示すこととなる。
従って、レベル差検出回路23にて検出された２波長間
の差は、可視光では観察困難な粘膜下の生体情報であ
る。このレベル差検出回路23にて検出された信号にて、
R,G,Bの各信号を、強調回路22a,22b,22cにて強調処理を
行う。前記強調回路22には、例えば、第６図（ａ）に示
すように、アナログマルチプライヤ101で構成し、R,G,B
の各信号（Ｘ）とレベル差である強調信号（Ｙ）との積
Ｘ・Y/SF（ただし、SFはスケールファクタ）を演算し、
強調処理を行うように構成されている。
このように強調処理されたR,G,B各画像信号は、直接
R,G,B信号として出力されるか、または、NTSCエンコー
ダ24にてNTSC信号に変換して出力する。
このように、本実施例では、回転フィルタ29によって
分離され、CCD15によって撮像された複数の波長領域の
画像のうちのR,G,Bの各画像を、前記複数の波長領域の
画像のうちの他の２種の近赤外領域の画像の差の変化に
応じて強調することにより、新たなR,G,B画像を形成
し、この新たなR,G,B画像によりカラー観察像を構成し
ている。
従って、通常の観察画像と類似した色調の観察が可能
であると共に、通常の可視光領域の観察では観察困難で
あった粘膜下の血管の走行状態や、ヘモグロビンの分布
の変化が、高コントラストの画像として観察可能とな
り、診断能が向上される。
尚、強調回路22としては、第６図（ａ）に示すものの
他に、第６図（ｂ）に示すようなゲインコントロールア
ンプ102で構成し、R,G,B各信号のゲインを、強調信号に
てコントロールするようにしても良い。また、第６図
（ｃ）に示すように、R,G,B各信号に、強調信号を加算
するものでも良い。第６図（ｃ）に示す回路は、抵抗R3
で負帰還し、非反転入力端を抵抗R4を介して接地したオ
ペアンプ103の反転入力端に、それぞれ、抵抗R1,R2を介
して、R,G,B各信号と強調信号とを入力するように構成
した加算回路である。
また、第１図に示すように、レベル差検出回路23を、
ON,OFF信号にて、外部からオン，オフすることで、完全
な可視画像（通常観察画像）を得ることも可能である。
第７図は本発明の第２実施例の内視鏡装置の構成を示
すブロック図である。
本実施例では、第１実施例の回転フィルタ29の代わり
に、R,G,Bと805nmを中心として近赤外とに色分離を行う
回転フィルタ33を設けている。また、メモリ群20の代わ
りに、メモリ（１）34a〜メモリ（４）34dの４つのメモ
リからなるメモリ群34を設け、D/Aコンバータ群21の代
わりに、４つのD/AコンバータからなるD/Aコンバータ群
35を設けている。また、レベル差検出回路23の代わりに
強調信号発生回路32を設けている。
本実施例では、第１実施例と同様に映像化されたR,G,
Bの各映像信号と、回転フィルタ33にて色分離された805
nm中心として近赤外の映像信号は、メモリ群34及びD/A
コンバータ群35にて同時化される。ここで、805nmを中
心とした近赤外の映像は、第１実施例と同様に、ICGの
静注によりその吸光度が大きく変化するため、この近赤
外の映像信号より強調信号を強調信号発生回路32にて発
生し、第１実施例と同様に、R,G,B各信号に対して強調
処理を行う。
本実施例によれば、回転フィルタ，メモリ群及びD/A
コンバータ群の構成が簡単になる。
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８図及び第９図は本発明の第３実施例に係り、第８
図は内視鏡装置の構成を示す説明図、第９図はヘモグロ
ビンの吸光度の分光特性を示す特性図である。
本実施例では、第１実施例の回転フィルタ29の代わり
に、通常の可視画像を得るためのR,G,Bの３波長域に色
分離を行う回転フィルタ38が設けられている。また、メ
モリ群20に代わるメモリ群36は、前記回転フィルタ38に
て色分離されたR,G,B各波長域の映像を記憶可能なよう
に、メモリ（１）36a〜メモリ（３）36cの３個で構成
し、同様に、D/Aコンバータ群21に代わるD/Aコンバータ
群37も３個のD/Aコンバータ（１）〜（３）で構成して
いる。
また、レベル差検出回路23は、第１実施例と同様の構
成であるが、本実施例では、メモリ（１）36a及びメモ
リ（２）36bからのＲとＧのレベル差を検出するように
構成している。
本実施例では、第１実施例と同様に、体腔内の画像を
得るわけであるが、ここで、生体の粘膜の色素の大部分
を占めるヘモグロビンの吸光度の分光特性は、第９図に
示すようになっており、ヘモグロビンの量はその吸光度
の変化に略比例するため、変化量の大きいＧ成分と、Ｒ
成分の差を、レベル差検出回路23にて検出すると共に、
このレベル差を強調信号として、強調回路22にて、ヘモ
グロビン量に応じて強調処理を行い、映像化する。
尚、第９図において、SO2はヘモグロビンの酸素飽和
度である。
本実施例によれば、通常の観察時には、ごくわずかな
血液量の変化に伴う色調差の変化が強調処理され、検出
能が向上し、また、ヘモグロビン分布の変化が高コント
ラストの画像にて観察可能であることから、診断能向上
という効果がある。
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10図ないし第13図は本発明の第４実施例に係り、第
10図は内視鏡装置の構成を示すブロック図、第11図はカ
ラーフィルタアレイの説明図、第12図はカラーフィルタ
アレイの各フィルタの透過特性を示す特性図、第13図は
皮膚色素の吸収スペクトルを示す特性図である。
本実施例における電子内視鏡39は、カラーフィルタア
レイ40を有するCCD41を用いた同時方式のものである。
ビデオプロセッサ６内の光源部は、電源42によって発
光されるランプ43を有し、このランプ43から発光された
光は、電子内視鏡39のライトガイド44にて、挿入部の先
端部まで導かれ、被写体に照射されるようになってい
る。
照明された被写体の光学像は、対物レンズ45にて、CC
D41の撮像面に結像される。その際、カラーフィルタア
レイ40によって色分離される。このカラーフィルタアレ
イ40は、第11図に示すように、Ｇ（緑）,Cy（シアン）,
Ye（黄）の３色の色透過フィルタをモザイク状に配列し
たものである。G,Cy,Yeの各フィルタの透過特性を第12
図に示す。
前記CCD41は、ビデオプロセッサ６内のドライバ46か
らのドライブ信号の印加により読み出され、ビデオプロ
セッサ６内のアンプ47で増幅された後、LPF48,49及びBP
F50を通される。前記LPF48,49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YHと低域の輝度信号YLに分けられ
てそれぞれプロセス回路51,52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51を通した高域側
の輝度信号YHは、水平補正回路53で水平輪郭補正、水平
アパーチャ補正通が行われた後、強調処理回路56に入力
される。
また、プロセス回路52を通した低域側の輝度信号Y
Lは、映像表示用のマトリクス回路54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BPF50を通すことに
よっ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）57、加算器58及び減算器59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、1HDL57の出力は、プロセス回路52で処理し、更に
垂直補正回路60で垂直アパーチャ補正した低域側の輝度
信号YLと、混合器61で混合され、この混合出力が前記加
算器58及び減算器59に入力される。そして、加算器58の
色信号Ｂと減算器59の色信号Ｒは、それぞれ、γ補正回
路62,63に入力され、補正回路55を通した低域側の輝度
信号YLを用いてγ補正され、それぞれ復調器64,65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54に入力される。
一方、復調器64で復調されたＢ信号は、強調信号発生
回路66に入力され、この強調信号発生回路66からの強調
信号は、強調処理を行う強調処理回路56に入力される。
また、マトリクス回路54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67に入力さ
れ、輝度信号YLとYH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行復調したクロマ信号
とが混合され、更に、同期信号が重畳されて、NTSC出力
端68から複合映像信号が出力される。
尚、ドライバ46には、同期信号発生回路69により同期
信号が入力され、このドライバ46は、同期信号に同期し
たドライブ信号を出力する。また、この同期信号発生回
路69は、パルス発生器70に入力され、各種のタイミング
パルスを出力する。
以上のように構成された本実施例では、マトリクス回
路54からは、通常の色差信号が得られ、カラーエンコー
ダ67に入力される。一方、生体における各種の色素（オ
キシヘモグロビン，デオキシヘモグロビン，ビリルビ
ン，メラニン等）は、第13図より明らかなように、Ｂま
たは紫外領域において、その吸光度が増大する。すなわ
ち、Ｂまたは紫外領域の画像は、少量色素について、高
コントラストな画像を得ることが可能である。
そこで本実施例では、復調回路64から出力されるＢ信
号を、強調信号発生回路66にて強調処理用の信号とし、
第１実施例と同様な強調処理回路56にて強調処理を行
い、カラーエンコーダ67に入力することで、粘膜の表面
におけるごく少量の色素変化に対する画像を得るように
している。
このように、本実施例によれば、通常の画像と類似し
た色調にて観察可能であると共に、通常の輝度信号とし
ては、その影響の少ないＢ成分により、輝度信号を強調
処理することで、粘膜表面の微細な凹凸及び色素量の変
化、特にヘモグロビンの集中によるわずかな病変部の発
赤について高コントラストな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。
尚、第１ないし第４実施例において、強調処理として
は、カラー画像が不自然にならない。すなわち診断に悪
影響を与えない範囲において、濃淡の変化以外に、彩度
の変化を強調しても良い。
第14図ないし第16図は本発明の第５実施例に係り、第
14図及び第15図は内視鏡装置の概略の構成を示すブロッ
ク図、第16図は本実施例の主要部である信号処理回路を
示すブロック図である。
本実施例では、第14図または第15図に示すような一般
的な内視鏡装置から出力されるR,G,Bの画像信号が、更
に、第16図に示すような信号処理回路に入力され処理さ
れるようになっている。
第14図に示す内視鏡装置は、第８図に示す内視鏡装置
において、レベル差検出回路23を設けていないものであ
る。また、強調回路22a,22b,22cの代りに、一般的な輪
郭強調等を行う強調回路111a,111b,111cが設けられてい
るが、この強調回路は必ずしも必要ではない。
また、第15図に示す内視鏡装置は、第10図に示す内視
鏡装置において、強調信号発生回路66を設けず、且つ、
R,G,B出力を設けたものである。また、強調回路56の代
りに、一般的な輪郭強調等を行う強調回路115が設けら
れているが、この強調回路は必ずしも必要ではない。こ
の装置では、輝度信号YL,YHと、復調器64,65で復調され
た色信号B,RとがRGBマトリクス回路114に入力され、こ
のRGBマトリクス回路114によって、R,G,B信号が生成さ
れ出力される。
第16図に示す信号処理回路は、入力されるR,G,Bの各
映像信号をクランプするクランプ回路201,202,203を備
え、このクランプ回路201〜203によりクランプされた信
号は、それぞれ、γ′回路204,205,206に入力されるよ
うになっている。このγ′回路204〜206は、第14図また
は第15図に示すような内視鏡装置においてテレビ画面等
に表示するためにγ補正された信号を、映像信号レベル
と映像の明るさとが直線関係となるようにγ補正（この
ようなγ補正を、以下ではγ′補正ともいう。）するも
のである。前記γ′回路204〜206の後段には、R,G,Bの
各映像信号のうちの最適な映像信号を選択する５つのセ
レクタ回路207,208,209,210,211が設けられている。各
セレクタ回路207〜211は、それぞれ、３つの入力端と１
つの出力端を有し、３つの入力端には、それぞれ、前記
γ′回路204,205,206の各出力が入力されるようになっ
ている。前記セレクタ回路207〜211は、セレクト信号発
生回路212からのセレクト信号によって、どの信号を選
択するか制御されている。前記各セレクタ回路207〜211
の出力は、それぞれ、ゲイン可変アンプ213,214,215,21
6,217に入力され、信号のレベルが可変されるようにな
っている。前記ゲイン可変アンプ213〜217は、それぞ
れ、ゲインコントロール回路218によって、ゲインが制
御されている。
前記ゲイン可変アンプ213と214の出力は、差動増幅回
路219に入力され、両出力の差が演算されるようになっ
ている。前記差動増幅回路219では、抵抗R13を介して負
帰還されたオペアンプ219aの各入力端に、それぞれ抵抗
R11,R12を介して、ゲイン可変アンプ213,214の出力が印
加されている。
また、前記ゲイン可変アンプ215と216の出力は、差動
増幅回路220に入力され、両出力の差が演算されるよう
になっている。前記差動増幅回路220では、抵抗R16を介
して負帰還されたオペアンプ220aの各入力端に、それぞ
れ抵抗R14,R15を介して、ゲイン可変アンプ215,216の出
力が印加されている。
前記差動増幅回路219,差動増幅回路220,ゲイン可変ア
ンプ217の各出力は、それぞれ、映像信号のペデスタル
レベルを設定するペデスタルレベル設定回路221,222,22
3に入力されるようになっている。前記ペデスタルレベ
ル設定回路221〜223の各出力は、それぞれ、映像信号の
出力レベル幅を規定するリミッタ回路224,225,226に入
力されるようになっている。前記リミッタ回路224〜226
の各出力は、それぞれ、テレビの画面に出力するための
γ補正を行うγ補正回路227,228,229に入力されるよう
になっている。前記γ補正回路227〜229の各出力は、そ
れぞれ、バッファ回路230,231,232を介して、G,B,Rの映
像信号として出力されるようになっている。
次に、本実施例の作用について説明する。
第14図に示すような一般的な面順次式の電子内視鏡装
置、または第15図に示すような一般的な同時式の電子内
視鏡装置から出力されるR,G,Bの映像信号が、第16図に
示す信号処理回路に入力される。
入力された映像信号は、クランプ回路201〜203にてク
ランプされ、γ′回路204〜206に入力され、各レベルに
応じ、電子内視鏡装置においてγ補正された信号を逆補
正（γ′補正）し、映像信号レベルと映像の明るさとが
直線関係となるようにγ補正される。
次に、各セレクト回路207〜211にて、R,G,Bの各信号
のうちの一つを、セレクト信号発生回路212の発生する
信号に応じて選択する。ここで、一例として、第３実施
例で述べたように、粘膜のヘモグロビンの分布を良く示
すＧ信号と、変化の少ないＲ信号を、各々セレクタ回路
207,208で選択し、ゲインコントロール回路218にて可変
ゲインアンプ213,214のゲインを指定して、このゲイン
で前記可変ゲインアンプ213,214にてＧ及びＲ信号を増
幅することにより、前記Ｇ及びＲ信号に所定の係数を掛
ける。
また、一般的な粘膜面においてその画像間の相関の高
いＧ信号とＢ信号を、セレクタ回路209及び210にて選択
し、前述と同様に、これらの信号に可変ゲインアンプ21
5,216にて所定の係数を掛ける。
前記可変ゲインアンプ213,214の出力は、差動増幅回
路219に入力され、その映像信号間のレベル差が演算処
理される。また、差動増幅回路220にて、可変ゲインア
ンプ215,216の出力である映像信号間のレベル差が演算
処理される。このようにレベル差を演算して得られた２
つの映像信号は、前記レベル差が最大に表示可能なよう
に、信号レベルの平均値が表示時の映像信号の平均値と
略等しくなるように、ペデスタルレベル設定回路221,22
2にてペデスタルレベルが調整される。このようにペデ
スタルレベルが調整された映像信号は、リミッタ回路22
4,225にて、表示可能な信号レベル範囲内に制限され、
テレビモニタに表示するために、γ補正回路227,228に
てγ補正され、バッファ回路230,231を介して、それぞ
れ、ＧとＢの映像信号として出力される。
一方、セレクタ回路211では、粘膜面の全体の色調を
形成しているＲ信号を選択し、このＲ信号は、可変ゲイ
ンアンプ217に入力される。この可変ゲインアンプ217で
は、最終的なテレビモニタでの表示時の色調に違和感を
与えないように、ゲインを設定する。この可変ゲインア
ンプ217の出力は、ペデスタルレベル設定回路223にてペ
デスタルレベルが調整され、リミッタ回路226にて、表
示可能な信号レベル範囲内に制限され、テレビモニタに
表示するために、γ補正回路229にてγ補正され、バッ
ファ回路232を介してＲの映像信号として出力される。
本実施例によれば、Ｇ信号とＲ信号の差を表示可能と
なることで、微妙な色調差の赤い発赤部の検出が可能に
なり、また、相関の高いＧ信号とＢ信号の差を強調して
表示可能となることで、微妙病変部の検出が可能にな
り、これらにより、診断能が向上するという効果があ
る。
また、メチレンブルー等の染色時における微かな染色
の境界等の強調処理も、リアルタイムで可能となる。
尚、本実施例において、可変ゲインアンプにおいてlo
gアンプを設けることにより、各色素濃度に比例した画
像データを得ることが可能となる。
第17図は本発明の第６実施例の主要部である信号処理
回路を示すブロック図である。
本実施例では、第５実施例における差動増幅回路219,
220の代りに、割算回路233,234を設けている。その他の
構成は、第５実施例と同様である。
本実施例では、第５実施例と同様の作用にて、セレク
タ回路207により選択された映像信号は、可変ゲインア
ンプ213から、ゲインコントロール回路218で指定した増
幅率で増幅されて出力される。同様に、セレクタ回路20
8にて選択された映像信号は、可変ゲインアンプ214か
ら、ゲインコントロール回路218にて前記可変ゲインア
ンプ213の増幅率と同じかまたは異なる増幅率で増幅さ
れて出力される。
前記可変ゲインアンプ213及び214から出力される映像
信号は、割算回路233に入力され、両映像信号の比が算
出される。
同様にして、セレクタ回路209,210により選択された
各映像信号は、可変ゲインアンプ215,216で増幅され、
割算回路234に入力される。そして、この割算回路234に
て、両映像信号の比が算出される。
前記割算回路233,234から出力される映像信号は、ペ
デスタルレベル設定回路221,222にてペデスタルレベル
が設定され、リミッタ回路224,225にて、映像信号とし
て表示可能な範囲または有効なデータ範囲のみの信号に
制限され、γ補正回路227,228にてテレビモニタに表示
するためにγ補正され、バッファ回路230,231を介して
出力される。
その他の作用は、第５実施例と同様である。
本実施例によれば、第５実施例の効果の他に、２つの
映像信号間の比を算出することにより、遠近による各映
像信号間の明るさの影響をキャンセルすることが可能と
なるため、影等に影響されずに、粘膜面における色素変
化を強調可能となり、診断能向上という効果がある。
第18図は本発明の第７実施例の主要部である信号処理
回路を示すブロック図である。
本実施例では、第14図または第15図に示すような内視
鏡装置で得られる複数の映像信号のうちの２種の映像信
号を、更に、第18図に示す信号処理回路に入力し処理す
るようになっている。
この信号処理回路は、入力される２種の映像信号をク
ランプするクランプ回路235,236を備え、このクランプ
回路235,236によりクランプされた信号は、それぞれ、
γ′回路237,238に入力されるようになっている。この
γ′回路237,238は、第14図または第15図に示すような
内視鏡装置においてテレビ画面等に表示するためにγ補
正された信号を、映像信号レベルと映像の明るさとが直
線関係となるようにγ補正するするものである。
前記γ′回路237,238から出力される映像信号は、そ
れぞれ、アンプ239,240にて所定の増幅率で増幅される
ようになっている。前記アンプ239,240から出力される
各映像信号は、差動増幅回路241に入力され、両映像信
号の差が演算されるようになっている。前記差動増幅回
路241では、可変抵抗VR1を介して負帰還されたオペアン
プ241aの各入力端に、それぞれ抵抗R21,R22を介して、
アンプ239,240の出力が印加されている。前記差動増幅
回路241の出力は、映像信号のペデスタルレベルを設定
するペデスタルレベル設定回路242に入力されるように
なっている。前記ペデスタルレベル設定回路242の出力
は、映像信号の出力レベル幅を規定するリミッタ回路24
3に入力されるようになっている。前記リミッタ回路243
の出力は、入力レベルと出力レベルの関係を非直線にす
る折れ線回路244に入力されるようになっている。
前記γ′回路237及び238と前記折れ線回路244からの
各映像信号は、各々所定の比率でR,G,B等の３信号に分
配するマトリクス回路245に入力されるようになってい
る。このマトリクス回路245から出力される３信号は、
それぞれ、テレビ画面に表示するためにγ補正を行うγ
補正回路246,247,248に入力され、このγ補正回路246〜
248の各出力が、映像信号出力用のバッファ回路249,25
0,251を介して出力されるようになっている。
また、前記クランプ回路235,236にてクランプされた
映像信号は、それぞれ、A/Dコンバータ252,253でA/D変
換され、この両A/Dコンバータ252,253から出力される映
像信号は、ルックアップテーブル（LUT）254に入力され
るようになっている。このルックアップテーブル254に
は、前記A/Dコンバータ252,253からのデジタルの映像信
号の組み合わせに対応して、両映像信号の対数変換後の
差の値が記憶されている。前記ルックアップテーブル25
4から出力される演算後の画像データは、メモリ255に記
憶され、必要に応じてこのメモリ255からデータを読み
出すことができるようになっている。
次に、本実施例の作用について説明する。
本実施例では、例えば、第１実施例で述べたようなIC
G静注後の吸光度の変化の大きい800nm近辺の映像信号と
変化の少ない900nm以上の映像信号の組み合わせ、また
は、第３実施例で述べたような血液中のヘモグロビンに
よる光の吸収の大きいＧ信号と吸光度の変化の少ないＲ
信号の組み合わせ、また、メチレンブルー等の色素染色
時の光の吸収の大きい波長領域の画像信号と吸収の少な
い波長領域の画像信号の組み合わせ等の２種の画像信号
を、クランプ回路235とクランプ回路236に入力する。
尚、前述のような波長域の画像信号は、例えば第３実施
例における回転フィルタの各フィルタの透過特性を変更
することにより、容易に得ることができる。
前記クランプ回路235,236でクランプされた映像信号
は、入出力の直線関係を維持するためにγ′回路237,23
8でγ′補正を行った後、２種の映像信号を最適の比率
で演算するために、アンプ239及び240にて各々の増幅率
で増幅された後、差動増幅回路241に入力され、２種の
画像間のレベル差が演算される。
前記差動増幅回路241による演算処理にて生成される
映像信号は、前記２種の画像間のレベル差を最大に表示
可能なように、信号レベルの平均値が表示時の映像信号
の平均値と略等しくなるように、ペデスタルレベル設定
回路242にてペデスタルレベルが設定される。このペデ
スタルレベル調整後の映像信号は、リミッタ回路243に
て、表示可能な信号レベル範囲内に制限される。このリ
ミッタ回路243から出力される映像信号は、折れ線回路2
44に入力される。この折れ線回路244は、入力レベルに
応じて増幅率が異なるように入出力関係を設定するもの
で、例えば低レベル時に、高レベル時に比較して増幅率
を上げることにより、低レベルの変化を強調することが
できる。また、レベルの中央付近を強調するように、折
れ線回路244における入出力関係に、Ｓ字状のカーブを
もたせることにより、映像レベルの中央付近を強調する
ことができる。
γ′回路237,238及び折れ線回路244からの各映像信号
は、マトリクス回路245に入力され、各々所定の比率で
R,G,B信号に分配される。例えば、折れ線回路244から出
力される信号を明暗の信号とする場合、この折れ線回路
244の出力信号のR,G,Bへの各比率を3:6:1とする。ま
た、γ′回路237の出力を輝度信号とし、他の出力を色
信号とすることもできる。このように、マトリクス回路
245の出力時のR,G,B信号に対する入力信号の比率を変化
させることで、γ′回路237,238及び折れ線回路244の各
出力信号を、R,G,Bのいずれかに割り当てる場合より
も、目視上で高い強調効果を得ることができる。
前記マトリクス回路245から出力される３信号は、γ
補正回路246,247,248にてテレビモニタに表示するため
にγ補正され、バッファ回路249,250,251を介して出力
される。
一方、クランプ回路235,236からの映像信号は、A/Dコ
ンバータ252,253にてA/D変換され、ルックアップテーブ
ル254に入力される。このルックアップテーブル254に
は、２種の映像間の信号レベル差により生体における色
素濃度の算出するためにγ′補正，対数変換及び各チャ
ンネル間のレベル補正の係数を計算した結果の色素濃度
データを記憶させてあり、このルックアップテーブル25
4から、A/Dコンバータ252,253のレベルにより指定され
たアドレスに格納された色素濃度データが出力される。
このデータは、メモリ255に記憶され、このメモリ255か
ら、前記色素濃度データ値を読み出して計測することが
できる。
このように、本実施例によれば、色素濃度変化に伴う
２種の画像間の差をカラー画像として強調処理すること
ができ、これにより、微少な色差変化を検出可能とな
り、診断能の向上という効果がある。
尚、本発明は上記各実施例に限定されず、例えば、内
視鏡観察部位を透過照明により観察しても良い。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。
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。
［発明の効果］ 以上説明したように本発明によれば、被写体に存在す
る色素による吸光度が大きい波長を含む分離波長領域で
撮像した撮像信号を色素情報信号として分離し、強調信
号発生手段でこの色素情報信号に基づき色素情報に関す
る強調信号を発生し、この強調信号に基づき、可視光信
号処理手段で生成した可視光域において撮像された被写
体の映像信号を強調処理している。したがって、目的部
位の特徴をより強調できるという効果がある。また、強
調された像によって観察後を構成することにより、通常
の観察と類似した色調観察が可能であるとともに、目的
の部位の特徴をより強調することができるという効果が
ある。このような効果により、通常のカラー画像では観
察困難なまたは不可能な生態情報を得ることが可能とな
り、診断能の向上が可能になる。
【図面の簡単な説明】
第１図ないし第６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図は内視
鏡装置の全体を示す側面図、第３図は回転フィルタを示
す説明図、第４図は回転フィルタの各フィルタの透過特
性を示す特性図、第５図はICGの吸光特性を示す特性
図、第６図（ａ）ないし（ｃ）はそれぞれ強調回路を示
す回路図、第７図は本発明の第２実施例の内視鏡装置の
構成を示すブロック図、第８図及び第９図は本発明の第
３実施例に係り、第８図は内視鏡装置の構成を示す説明
図、第９図はヘログロビンの吸光度の分光特性を示す特
性図、第10図ないし第13図は本発明の第４実施例に係
り、第10図は内視鏡装置の構成を示すブロック図、第11
図はカラーフィルタアレイの説明図、第12図はカラーフ
ィルタアレイの各フィルタの透過特性を示す特性図、第
13図は皮膚色素の吸収スペクトルを示す特性図、第14図
ないし第16図は本発明の第５実施例に係り、第14図及び
第15図は内視鏡装置の概略の構成を示すブロック図、第
16図は本実施例の主要部である信号処理回路を示すブロ
ック図、第17図は本発明の第６実施例の主要部である信
号処理回路を示すブロック図、第18図は本発明の第７実
施例の主要部である信号処理回路を示すブロック図であ
る。 １……電子内視鏡、６……ビデオプロセッサ 15……CCD、20……メモリ群 22a,22b,22c……強調回路 23……レベル差検出回路 29……回転フィルタ

Claims (1)

    (57)【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】被写体に存在する色素による吸光度が大き
    い波長および可視光域の波長を含む撮像波長領域を有
    し、該撮像波長領域を複数に分離した分離波長領域で被
    写体像をそれぞれ撮像する撮像手段と、 前記撮像手段が前記可視光領域の波長を含む前記分離波
    長領域で撮像した撮像信号に基づき、可視光領域に対応
    する映像信号を生成する可視光信号処理手段と、 前記撮像手段が前記色素による吸光度が大きい波長を含
    む前記分離波長領域で撮像した撮像信号を色素情報信号
    として分離する分離手段と、 前記分離手段で分離された色素情報信号に基づき、色素
    情報に関する強調信号を発生する強調信号発生手段と、 前記強調信号発生手段で発生された強調信号に基づき、
    前記可視光信号処理手段で生成された映像信号を強調処
    理する強調処理手段と、 を備えたことを特徴とする内視鏡装置。
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