JP2954596B2 - Endoscope device - Google Patents
Endoscope deviceInfo
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- JP2954596B2 JP2954596B2 JP1030643A JP3064389A JP2954596B2 JP 2954596 B2 JP2954596 B2 JP 2954596B2 JP 1030643 A JP1030643 A JP 1030643A JP 3064389 A JP3064389 A JP 3064389A JP 2954596 B2 JP2954596 B2 JP 2954596B2
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- light
- image
- wavelength
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- Measurement Of The Respiration, Hearing Ability, Form, And Blood Characteristics Of Living Organisms (AREA)
- Endoscopes (AREA)
Description
【発明の詳細な説明】 ［産業上の利用分野］ 本発明は、例えば血液中のヘモグロビンの量や酸素飽
和度等の変化を表す画像と、通常画像とを選択して観察
できるよう改良した内視鏡装置に関する。DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION [Industrial Application Field] The present invention relates to an improved image that can be selected and observed, for example, between an image showing a change in the amount of hemoglobin in blood, oxygen saturation, and the like, and an ordinary image. The present invention relates to an endoscope apparatus.
［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、必要に応じて処置具チャン
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。[Prior art] In recent years, by inserting an elongated insertion portion into a body cavity,
2. Description of the Related Art Endoscopes capable of observing organs in body cavities and the like and performing various treatments using a treatment tool inserted into a treatment tool channel as necessary are widely used.
また、電化結合素子（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。Also, various electronic endoscopes using a solid-state imaging device such as a charge-coupled device (CCD) as an imaging unit have been proposed.
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、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。By the way, it is known that knowing the amount of hemoglobin in blood and the distribution of oxygen saturation is useful for early detection of a lesion and the like. As a method of obtaining the amount of hemoglobin in blood and the oxygen saturation, there is a method of obtaining from a plurality of images of specific wavelength regions related to hemoglobin in blood.
［発明が解決しようとする課題］ しかしながら、これらの方法を用いた従来の装置で
は、例えば血液中のヘモグロビンの量或いは酸素飽和度
等の変化を表す画像と可視領域の通常画像とを観察する
場合、異なる光の透過特性を有する複数のフィルタ群を
一枚の回転フィルタ上に同一半径上に配置すると各フィ
ルタ照明光の照射期間が短くなり、その結果、照明光量
が低下してしまうという問題点があった。また、前記異
なる光の透過特性を有する複数のフィルタ群をそれぞれ
異なる回転フィルタとして照明光路上に配置可能とした
場合でも、複数枚の回転フィルタを必要とするため装置
が大型になるという欠点があった。[Problems to be Solved by the Invention] However, in a conventional apparatus using these methods, for example, when observing an image representing a change in the amount of hemoglobin or oxygen saturation in blood and a normal image in the visible region, However, when a plurality of filter groups having different light transmission characteristics are arranged on the same radius on one rotating filter, the irradiation period of each filter illumination light becomes short, and as a result, the amount of illumination light decreases. was there. Further, even when the plurality of filter groups having different light transmission characteristics can be arranged on the illumination optical path as different rotation filters, there is a disadvantage that the apparatus becomes large because a plurality of rotation filters are required. Was.
本発明は、これらの事情に鑑みてなされたものであっ
て、照明光量を低下させることなく、また、装置を大型
化することなく、例えば血液中のヘモグロビンの量或い
は酸素飽和度等の変化を表す画像と可視領域の通常画像
とを選択して観察できるようにした内視鏡装置を提供す
ることを目的とする。The present invention has been made in view of these circumstances, and does not reduce the amount of illumination and the change in, for example, the amount of hemoglobin or oxygen saturation in blood without reducing the amount of illumination. It is an object of the present invention to provide an endoscope apparatus capable of selecting and displaying an image to be displayed and a normal image in a visible region.
［課題を解決するための手段］ 前記目的を達成するために、本発明による内視鏡装置
は、光源ランプから発生された照明光に基づき異なる波
長域の照明光を順次照射する内視鏡装置において、円盤
状に形成され、周方向に回転される回転フィルタと、第
１の画像用の異なる波長域の光が透過可能な複数のフィ
ルタが前記回転フィルタの同一半径上に形成された第１
のフィルタ群と、この第１のフィルタ群の内側に設けら
れ、第２の画像用の異なる波長域の光が透過可能な複数
のフィルタが前記回転フィルタの同一半径上に形成され
た、前記第１のフィルタ群とは異なる光の透過特性を有
する第２のフィルタ群と、前記回転フィルタを移動さ
せ、少なくとも前記第１のフィルタ群または第２のフィ
ルタ群を前記照明光の光路上に位置可能とするフィルタ
群切換手段と、このフィルタ群切換手段に対応して、前
記第１の画像用の異なる波長域の光による第１の画像ま
たは前記第２の画像用の異なる波長域の光による第２の
画像を表示する画像表示手段と、具備したことを特徴と
する。[Means for Solving the Problems] To achieve the above object, an endoscope apparatus according to the present invention is an endoscope apparatus that sequentially irradiates illumination light of different wavelength ranges based on illumination light generated from a light source lamp. In the first, a rotary filter formed in a disk shape and rotated in the circumferential direction, and a plurality of filters capable of transmitting light of different wavelength ranges for the first image are formed on the same radius of the rotary filter.
And a plurality of filters provided inside the first filter group and capable of transmitting light of different wavelength ranges for the second image are formed on the same radius of the rotating filter. A second filter group having a light transmission characteristic different from that of the first filter group and the rotating filter are moved, and at least the first filter group or the second filter group can be located on the optical path of the illumination light Filter group switching means, and corresponding to the first image by light of a different wavelength range for the first image or the second image by light of a different wavelength range for the second image corresponding to the filter group switching means. Image display means for displaying the second image.
［作用］ フィルタ群切換手段によって、回転フィルタを移動さ
せ、この回転フィルタに同一半径上に形成された第１の
フィルタ群、またはこの第１のフィルタ群の内側に回転
フィルタの同一半径上に形成され前記第１のフィルタ群
とは異なる光の透過特性を有する第２のフィルタ群を照
明光の光路上に選択的に位置させ、第１のフィルタ群の
各波長域による照明光と、第２のフィルタ群の各波長域
による照明光とを任意に切り換えて照射する。そして、
切り換えられたフィルタ群に対応した画像、例えば血液
中のヘモグロビンの量や酸素飽和度等の変化を表す画像
と、通常画像とを選択して観察することができる。[Operation] The rotating filter is moved by the filter group switching means, and the first filter group formed on the same radius on the rotating filter, or formed on the same radius of the rotating filter inside the first filter group. A second filter group having a light transmission characteristic different from that of the first filter group is selectively positioned on the optical path of the illumination light; Irradiation light of each wavelength range of the filter group is arbitrarily switched for irradiation. And
An image corresponding to the switched filter group, for example, an image representing a change in the amount of hemoglobin in blood, oxygen saturation, or the like, and a normal image can be selected and observed.
［実施例］ 以下、図面を参照して本発明の実施例を説明する。Embodiment An embodiment of the present invention will be described below with reference to the drawings.
第１図ないし第10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図は内視鏡装置の全体を
示す側面図、第４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５図は回転
フィルタの特殊画像用の各フィルタの透過波長域を示す
説明図、第６図は回転フィルタの特殊画像用の各フィル
タの透過波長域の他の例を示す説明図、第７図は回転フ
ィルタの通常観察用の各フィルタの分光透過特性を示す
説明図、第８図は回転フィルタの特殊画像用の各フィル
タの分光透過特性を示す説明図、第９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10図はヘモグロビンの量や酸素飽和度を求める
ための処理回路の他の例を示すブロック図である。1 to 10 relate to a first embodiment of the present invention, FIG. 1 is a block diagram showing a configuration of an endoscope apparatus, FIG. 2 is an explanatory view showing a rotary filter, and FIG. FIG. 4 is a side view showing the entire mirror device, FIG. 4 is an explanatory diagram showing a change in blood absorbance due to a change in oxygen saturation of hemoglobin, and FIG. 5 is a transmission wavelength range of each filter for a special image of a rotating filter. FIG. 6 is an explanatory diagram showing another example of the transmission wavelength range of each filter for a special image of the rotating filter, and FIG. 7 is an explanatory diagram showing the spectral transmission characteristics of each filter for normal observation of the rotating filter. , FIG. 8 is an explanatory diagram showing the spectral transmission characteristics of each filter for a special image of the rotation filter, FIG. 9 is a block diagram showing a processing circuit for obtaining the amount of hemoglobin and oxygen saturation, and FIG. Other processing circuits to determine the amount of oxygen and oxygen saturation It is a block diagram showing an example.
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。The endoscope apparatus of the present embodiment includes an electronic endoscope 1 as shown in FIG. The electronic endoscope 1 has a slender, for example, flexible insertion section 2, and a large-diameter operation section 3 is connected to the rear end of the insertion section 2. A flexible cable 4 extends laterally from a rear end of the operation unit 3, and a connector 5 is provided at a distal end of the cable 4. The electronic endoscope 1 is connected via the connector 5 to a video processor 6 having a light source device and a signal processing circuit built therein. Further, a monitor 7 is connected to the video processor 6.
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。On the distal end side of the insertion portion 2, a rigid distal end portion 9 and a bending portion 10 which can be bent rearward adjacent to the distal end portion 9 are sequentially provided. By rotating a bending operation knob 11 provided on the operation section 3, the bending section 10 is rotated.
Can be bent in the horizontal direction or the vertical direction. The operation section 3 is provided with an insertion port 12 communicating with a treatment instrument channel provided in the insertion section 2.
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。As shown in FIG. 1, a light guide 14 for transmitting illumination light is inserted into the insertion section 2 of the electronic endoscope 1. The distal end surface of the light guide 14 is arranged at the distal end 9 of the insertion section 2 so that illumination light can be emitted from the distal end 9. The light guide 14 has an incident end inserted into the universal cord 4 and connected to the connector 5. Further, an objective lens system 15 is provided at the distal end portion 9, and a solid-state imaging device 16 is provided at an image forming position of the objective lens system 15. This solid-state imaging device 16
Has sensitivity in a wide wavelength range from the ultraviolet region to the infrared region including the visible region. Signal lines 26 and 27 are connected to the solid-state imaging device 16. The signal lines 26 and 27 are inserted into the insertion section 2 and the universal cord 4 and connected to the connector 5.
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は、
第２図に示すように、同心状に区分された３つの部分を
有している。最外周部には、通常観察用の赤（Ｒ），緑
（Ｇ），青（Ｂ）の波長領域の光を透過するフィルタ51
a,51b,51cが、周方向に沿って同一半径上に配列され、
中央部には、特殊画像用の波長λ11,λ12,λ13を中心と
する狭帯域の光を透過するフィルタ52a,52b,52cが、周
方向に沿って同一半径上に配列され、また、最内周部に
は、特殊画像用の波長λ21,λ22,λ23を中心とする狭帯
域の光を透過するフィルタ53a,53b,53cが、周方向に沿
って同一半径上に配列されている。On the other hand, the video processor 6 is provided with a lamp 21 that emits light in a wide band from ultraviolet light to infrared light. As the lamp 21, a general xenon lamp, a strobe lamp, or the like can be used. The xenon lamp and the strobe lamp emit a large amount of ultraviolet light and infrared light as well as visible light. This lamp 21 is connected to a power supply 22
Is supplied with power. A rotary filter 50 driven by a motor 23 is provided in front of the lamp 21. This rotary filter 50
As shown in FIG. 2, it has three parts that are concentrically divided. A filter 51 for transmitting light in the red (R), green (G), and blue (B) wavelength regions for normal observation is provided at the outermost periphery.
a, 51b, 51c are arranged on the same radius along the circumferential direction,
In the center, filters 52a, 52b, 52c that transmit light in a narrow band centered on wavelengths λ11, λ12, λ13 for special images are arranged on the same radius along the circumferential direction. In the peripheral portion, filters 53a, 53b, and 53c that transmit light in a narrow band around the wavelengths λ21, λ22, and λ23 for special images are arranged on the same radius in the circumferential direction.
尚、前記フィルタ51a,51b,51cの透過特性は、第７図
に示す。一方、前記波長λ11,λ12,λ13及び、波長λ2
1,λ22,λ23は、第５図に示すように設定されている。
すなわち、λ11,λ12,λ13等の特殊画像用の１組の波長
群は、第５図に示すように、ヘモグロビンの酸素飽和度
（SO2とも記す。）の変化により血液の吸光度の変化す
る波長、例えばλ12と、その波長の近傍であって、SO2
の変化による血液の吸光度の変化の少ない波長、例えば
λ11,λ13の組み合わせになっている。The transmission characteristics of the filters 51a, 51b, 51c are shown in FIG. On the other hand, the wavelengths λ11, λ12, λ13 and the wavelength λ2
1, .lambda.22 and .lambda.23 are set as shown in FIG.
That is, as shown in FIG. 5, a set of wavelength groups for special images such as λ11, λ12, λ13, etc., is a wavelength at which the absorbance of blood changes due to the change in the oxygen saturation of hemoglobin (also referred to as SO 2 ). , For example, λ12 and its vicinity, and SO 2
, A combination of wavelengths, for example, λ11 and λ13, in which the change in blood absorbance is small due to the change in the light absorption.
尚、第５図では、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吸光特性を示している。FIG. 5 shows the spectral absorption characteristics of oxy (oxidized) hemoglobin and deoxy (reduced) hemoglobin in order to show the change in blood absorbance due to the change in SO 2 .
また、500〜600nm付近におけるSO2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、第４図に示
す。この帯域における特殊画像用の波長群としては、第
４図に示すように、例えば、569nm,577nm,586nmの組が
選択される。Also, the change in absorbance of the blood (scattered reflection spectrum) due to changes in SO 2 in the vicinity of 500 to 600 nm, shown in Figure 4. As a group of wavelengths for a special image in this band, for example, a set of 569 nm, 577 nm, and 586 nm is selected as shown in FIG.
第５図に示すように、300〜1000nmのにおいては、特
殊画像用の波長群としては、300〜400nmにおける前記λ
11,λ12,λ13、400nm付近における前記λ21,λ22,λ23
の他にも、400〜500nmにおけるλ31,λ32,λ33、500〜6
00nmにおけるλ41,λ42,λ43、450〜850nmにおけるλ5
1,λ52,λ53等も設定可能であり、前記回転フィルタ50
の中央部及び最内周部の領域のフィルタ52a,52b,52c及
び53a,53b,53cの透過波長としては、前記λ11,λ12,λ1
3及びλ21,λ22,λ23に限らず、例えば、前述の５つの
波長群のうちの任意の波長群を選択することができる。As shown in FIG. 5, in the wavelength range of 300 to 1000 nm, the wavelength group for the special image includes the λ in the wavelength range of 300 to 400 nm.
11, λ12, λ13, λ21, λ22, λ23 around 400nm
Besides, λ31, λ32, λ33 at 400 to 500 nm, 500 to 6
Λ41, λ42, λ43 at 00 nm, λ5 at 450-850 nm
1, λ52, λ53, etc. can also be set.
As the transmission wavelengths of the filters 52a, 52b, 52c and 53a, 53b, 53c in the central part and the innermost peripheral area, the λ11, λ12, λ1
The wavelength group is not limited to 3 and λ21, λ22, λ23, and, for example, an arbitrary wavelength group among the above-described five wavelength groups can be selected.
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。The rotation of the motor 23 is controlled by a motor driver 25 to be driven.
本実施例では、切換え回路43からの制御信号によって
制御されるフィルタ切換装置55が設けられている。この
フィルタ切換装置55は、ランプ21とライトガイド14入射
端との間の照明光路の光軸に対する前記回転フィルタ50
及びモータ23の位置を変化させることによって、前記回
転フィルタ50の最外周部と中央部と最内周部のいずれか
の部分を、選択的に、前記照明光路に介装するようにな
っている。In this embodiment, a filter switching device 55 controlled by a control signal from the switching circuit 43 is provided. The filter switching device 55 is provided with the rotary filter 50 with respect to the optical axis of the illumination optical path between the lamp 21 and the light guide 14 entrance end.
And, by changing the position of the motor 23, any one of the outermost peripheral portion, the central portion, and the innermost peripheral portion of the rotary filter 50 is selectively interposed in the illumination optical path. .
前記回転フィルタ50を透過し、選択された波長群内の
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。The light transmitted through the rotary filter 50 and separated in time series into light of each wavelength region in the selected wavelength group is incident on the incident end of the light guide 14, and the leading end is transmitted through the light guide 14. The light is guided to the section 9, emitted from the tip 9, and illuminates the observation site.
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。The return light from the observation site due to the illumination light is imaged on the solid-state imaging device 16 by the objective lens system 15, and is photoelectrically converted. This solid-state imaging device 16 includes:
A driving pulse from a driver circuit 31 in the video processor 6 is applied via the signal line 26, and reading and transferring are performed by the driving pulse. The video signal read from the solid-state imaging device 16 is
The signal is input to a preamplifier 32 provided in the video processor 6 or the electronic endoscope 1 via the signal line 27. The video signal amplified by the preamplifier 32 is input to a process circuit 33, subjected to signal processing such as γ correction and white balance, and is subjected to an A / D converter 34.
Is converted into a digital signal. The digital video signal is supplied by a select circuit 35 to three memories (1) 36a, memories (2) 36b, and memories (3) corresponding to, for example, each color of red (R), green (G), and blue (B). 36c is selectively stored. The memory (1) 36a, the memory (2) 36b, and the memory (3) 36c
Are read out at the same time, converted into analog signals by the D / A converter 37, output as R, G, B color signals, input to the encoder 38, and output as NTSC composite signals from the encoder 38. It has become.
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。Then, the R, G, B color signals or the NTSC composite signals are input to a color monitor 7, and the color monitor 7 displays the observation region in color.
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。In the video processor 6, a timing generator 42 for generating the timing of the entire system is provided, and the timing generator 42 synchronizes the circuits such as the motor driver 25, the driver circuit 31, and the select circuit 35. ing.
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、回転フィルタ50の最外周部を、照明光路中
に介装すると、前記ランプ21から出射された光は、前記
回転フィルタ50のR,G,Bを透過するフィルタ51a,51b,51c
を順次透過して、R,G,Bの各波長領域の光に時系列的に
分割される。そして、このR,G,Bの光が、ライトガイド1
4を介して、先端部９に伝達され、被写体に照射され
る。この可視帯域におけるR,G,Bの面順次照明光による
被写体からの戻り光は、対物レンズ系15によって固体撮
像素子16上に結像され、この固体撮像素子16によって被
写体像が撮像される。従って、モニタ７には、通常の可
視画像がカラー表示される。In this embodiment, the switching circuit 43 includes a filter switching device.
55, and when the outermost peripheral portion of the rotary filter 50 is interposed in the illumination optical path, light emitted from the lamp 21 is filtered through the R, G, and B filters 51a, 51b, 51a, 51b, 51c
Are sequentially transmitted, and are divided in time series into lights of R, G, and B wavelength regions. And this R, G, B light is the light guide 1
The light is transmitted to the distal end portion 9 via 4 and illuminated on the subject. The return light from the subject due to the R, G, B field sequential illumination light in the visible band is formed on the solid-state imaging device 16 by the objective lens system 15, and the solid-state imaging device 16 captures the subject image. Therefore, a normal visible image is displayed in color on the monitor 7.
一方、前記切換え回路43にて、フィルタ切換装置55を
制御し、回転フィルタ50の中央部または最内周部を、照
明光路中に介装すると、前記ランプ21から出射された光
は、前記回転フィルタ50の波長群（λ11,λ12,λ13）ま
たは（λ21,λ22,λ23）を透過するフィルタ52a,52b,52
cまたは53a,53b,53cを順次透過して、前記波長群内の各
波長領域の光に時系列的に分割される。そして、この光
が、ライトガイド14を介して、先端部９に伝達され、被
写体に照射される。この照明光による被写体からの戻り
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、この固体撮像素子１によって被写体像が撮像され
る。したがって、モニタ７には、波長群（λ11,λ12,λ
13）または（λ21,λ22,λ23）による画像が疑似カラー
表示される。この画像によって、SO2やヘモグロビン量
の変化を観察することができる。On the other hand, when the filter switching device 55 is controlled by the switching circuit 43 and the central portion or the innermost peripheral portion of the rotary filter 50 is interposed in the illumination optical path, the light emitted from the lamp 21 is Filters 52a, 52b, 52 transmitting the wavelength group (λ11, λ12, λ13) or (λ21, λ22, λ23) of the filter 50
c or sequentially passes through 53a, 53b, and 53c, and is divided in time series into light of each wavelength region in the wavelength group. Then, this light is transmitted to the distal end portion 9 via the light guide 14, and is irradiated on the subject. The return light from the subject due to the illumination light is formed on the solid-state imaging device 16 by the objective lens system 15, and the solid-state imaging device 1 captures a subject image. Therefore, the monitor 7 displays the wavelength groups (λ11, λ12, λ
13) or an image according to (λ21, λ22, λ23) is displayed in pseudo color. With this image, it is possible to observe changes in SO 2 and hemoglobin amounts.
尚、メモリ36a,36b,36cのうちの一つまたは二つを選
択的に読み出すことにより、前記波長群のうちの一つま
たは二つの波長域による画像を得ることも可能である。By selectively reading one or two of the memories 36a, 36b and 36c, it is also possible to obtain an image in one or two wavelength ranges of the wavelength group.
また、特殊画像を選択したときには、前記ビデオプロ
セッサ６からのR,G,B信号を、第９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。Further, when selecting the special image, said R from the video processor 6, G, B signals, by processing by the signal processing circuit 60 as shown in FIG. 9, an image showing SO 2 and the amount of hemoglobin It is possible to obtain
選択された波長群内の各波長をλ1,λ2,λ３として、
前記信号処理回路60について説明する。尚、前記波長λ
1,λ３は、SO2によって吸光度がまったく変らない波
長、波長λ２は、SO2によって吸光度が大きく変化する
波長である。Let λ1, λ2, λ3 be each wavelength in the selected wavelength group,
The signal processing circuit 60 will be described. The wavelength λ
1, [lambda] 3 is the wavelength, the wavelength λ2 of absorbance unchanged at all the SO 2 is the wavelength at which the absorbance by SO 2 largely changes.
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端には、選
択された波長群内の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。例えば、セレクタ61aは波
長λ１に対応する画像信号を、セレクタ61bは波長λ２
に対応する画像信号を、セレクタ61cは波長λ３に対応
する画像信号を、それぞれ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63a,63b,63c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。The signal processing circuit 60 has three selectors 61a, 61b, and 61c each having three inputs and one output. At each input terminal of each selector, an image signal corresponding to each wavelength in the selected wavelength group is provided. Is applied. Each of the selectors selects and outputs an image signal corresponding to a different wavelength. For example, the selector 61a outputs an image signal corresponding to the wavelength λ1, and the selector 61b outputs the image signal corresponding to the wavelength λ2.
, And the selector 61c outputs an image signal corresponding to the wavelength λ3.
The outputs of the selectors are respectively inverted gamma correction circuits 62a,
62b and 62c, and the video processor 6
Since the correction has been performed, the inverse γ correction is performed to restore the correction. Outputs of the inverse γ correction circuit are input to level adjustment circuits 63a, 63b, 63c, respectively. The level of this level adjustment circuit is adjusted by a level adjustment control signal from a level adjustment control signal generation circuit 64, and the entire level is adjusted by three level adjustment circuits 63a, 63b, and 63c. Further, for example, the vertical axis of the graph showing a change in blood absorbance due to a change in oxygen saturation as shown in FIG.
Because of the axis, the output of the level adjustment circuit is logarithmically converted by log amplifiers 65a, 65b, 65c, respectively.
３つのlogアンプのうちの２つのlogアンプ65a,65bの
出力は、差動アンプ66aに入力され、波長λ１に対応す
る画像信号と波長λ２に対応する画像信号との差が演算
されるようになっている。また、同様に、２つlogアン
プ65b,65cの出力は、差動アンプ66bに入力され、波長λ
２に対応する画像信号と波長λ３に対応する画像信号と
の差が演算されるようになっている。このように、２つ
の波長に対応する画像信号の差から、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。Outputs of two log amplifiers 65a and 65b of the three log amplifiers are input to a differential amplifier 66a so that a difference between an image signal corresponding to the wavelength λ1 and an image signal corresponding to the wavelength λ2 is calculated. Has become. Similarly, the outputs of the two log amplifiers 65b and 65c are input to the differential amplifier 66b, and the wavelength λ
The difference between the image signal corresponding to 2 and the image signal corresponding to the wavelength λ3 is calculated. Thus, from the difference between the image signals corresponding to the two wavelengths, it is possible to know how much oxygen is dissolved in the subject, that is, the oxygen saturation. In addition, the fact that a large amount of oxygen is dissolved means that a large amount of oxygen is consumed, and thus, it is possible to know how much the blood flow is.
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、前記SO2が求められ
る。また、前記差動アンプ66bの出力は、血流量，ヘモ
グロビン量を求め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，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。The differential amplifier 66a, the output of 66b is used to determine the oxygen saturation SO 2, is input to a divider 67, the divider
By performing a predetermined calculation at 67, the SO 2 is obtained. The output of the differential amplifier 66b is used to determine the blood flow and hemoglobin amount. The output of the divider 67 and the output of the differential amplifier 66b are connected to a two-input selector 68.
Is input to, from the selector 68, so that the signal and blood flow showing an SO 2, one signal indicating the amount of hemoglobin is selectively output.
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。When the output signal of the selector 68 is used for measurement, it is taken out as it is, while when it is displayed,
The γ correction is performed again by the γ correction circuit 69 and output to the monitor.
第10図に示す信号処理回路70は、第９図に示す信号処
理回路60が計算をハード的に行うものであるのに対し、
ソフト的に（つまり、マイコンで）処理を行うものであ
る。すなわち、前記信号処理回路70は、選択された波長
群内の各波長に対応する画像データをそれぞれ記憶する
３つのメモリ71a,71b,71cを有し、この各メモリに記憶
されたデータは、マイクロプロセッサ72に入力され、こ
のマイクロプロセッサ72によって、SO2や、血流量，ヘ
モグロビン量を求めるための所定の計算が行われる。In the signal processing circuit 70 shown in FIG. 10, the signal processing circuit 60 shown in FIG.
Processing is performed by software (that is, by a microcomputer). That is, the signal processing circuit 70 has three memories 71a, 71b, and 71c for respectively storing image data corresponding to the respective wavelengths in the selected wavelength group. is input to the processor 72, by the microprocessor 72, SO 2 or, a predetermined calculation for determining blood flow, the amount of hemoglobin is performed.
尚、血流量の観察，測定を行う場合には、第６図にお
いて、a,b,c,dで示す各波長領域のうちのａとｂ、ｂと
ｃ、またはｂとｄの波長領域の組み合わせを使用するよ
うにしても良い。In the case of observing and measuring the blood flow, in FIG. 6, a and b, b and c, or b and d of the wavelength regions indicated by a, b, c, and d are used. A combination may be used.
このように、本実施例では、照明光路の光軸に対する
回転フィルタ50及びモータ23の位置を変化させることに
よって、照明光を時系列的に分離する波長の組み合わせ
を、（R,G,B）、（λ11,λ12,λ13）、（λ21,λ22,λ2
3）の３つの波長群から選択することができる。従っ
て、観察部位や観察目的等に応じて最適な波長領域を選
択して、通常画像、及び異なる波長領域における血液中
のヘモグロビンの酸素飽和度や量，血流量等の変化を示
す画像を切換えて観察することができる。また、回転フ
ィルタ50の最外周部には、通常観察用の波長領域の光を
透過するフィルタ51a,51b,51cが中央部と最内周部には
特殊画像用の波長領域の光を透過するフィルタ52a,52b,
52cとフィルタ53a,53b,53cがそれぞれ周方向に沿って同
一半径上に配列されているので、従来のように、異なる
光の透過特性を有するフィルタ群の全てを回転フィルタ
の周方向に沿って同一半径上に設ける必要がなく、フィ
ルタの開口率を上げることができ、また、その結果、各
フィルタの照明光の照射期間が長くなり、十分な照明光
量を得ることができる。また、十分な照明光量が得られ
るのでランプ21を小型化することも可能となる。As described above, in the present embodiment, by changing the positions of the rotation filter 50 and the motor 23 with respect to the optical axis of the illumination light path, the combination of wavelengths that separates the illumination light in time series is represented by (R, G, B). , (Λ11, λ12, λ13), (λ21, λ22, λ2
It can be selected from the three wavelength groups of 3). Therefore, by selecting the optimal wavelength region according to the observation site, the observation purpose, and the like, the normal image and the image showing changes in the oxygen saturation and amount of hemoglobin in blood in different wavelength regions, blood flow, and the like are switched. Can be observed. In addition, filters 51a, 51b, and 51c that transmit light in the wavelength region for normal observation are transmitted to the outermost peripheral portion of the rotary filter 50, and light in the wavelength region for special images is transmitted to the central portion and the innermost peripheral portion. Filters 52a, 52b,
Since 52c and the filters 53a, 53b, 53c are arranged on the same radius along the circumferential direction, all the filters having different light transmission characteristics are arranged along the circumferential direction of the rotary filter as in the related art. It is not necessary to provide them on the same radius, the aperture ratio of the filters can be increased, and as a result, the irradiation period of the illumination light of each filter becomes longer, and a sufficient amount of illumination light can be obtained. In addition, since a sufficient amount of illumination light can be obtained, the size of the lamp 21 can be reduced.
また、粘膜に対する光の透過特性が、各波長群によっ
て異なることから、選択する波長群によって、観察また
は計測される画像に粘膜の厚さ方向の変化による違いが
生じる。従って、例えば、各波長群毎のSO2やヘモグロ
ビン量を示す画像間の差をとって比較することにより、
粘膜の極表面のSO2やヘモグロビン量の変化から、内部
における変化までを観察，計測可能になり、粘膜の厚さ
方向を含む３次元的なSO2やヘモグロビン量の変化を観
察，計測可能になる。このことは、病変の早期発見及び
浸潤範囲の決定等に役立つという効果がある。In addition, since the light transmission characteristics to the mucous membrane differ depending on each wavelength group, the observed or measured image varies depending on the change in the thickness direction of the mucous membrane depending on the selected wavelength group. Thus, for example, by comparing taking the difference between the images showing the SO 2 and hemoglobin amount for each wavelength group,
Observation and measurement of changes in the amount of SO 2 and hemoglobin from the very surface of the mucous membrane to changes in the interior of the mucosa are possible. Observation and measurement of three-dimensional changes in SO 2 and hemoglobin including the thickness direction of the mucous membrane are possible. Become. This has an effect that it is useful for early detection of a lesion and determination of an infiltration range.
尚、回転フィルタ50に設ける波長群の数は、３つに限
らず、複数であれば良い。The number of wavelength groups provided in the rotary filter 50 is not limited to three, and may be any number as long as it is plural.
尚、本発明は、上記実施例に限定されず、例えば、波
長領域群の組み合わせは、第５図や第６図に示すものに
限らず、任意の組み合わせが可能である。The present invention is not limited to the above-described embodiment. For example, the combination of the wavelength region groups is not limited to those shown in FIGS. 5 and 6, and any combination is possible.
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。Further, the present invention is not limited to the one that receives the reflected light of the object to be observed, but may be the one that receives the light transmitted through the object to be observed.
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。In addition, the present invention is not limited to an electronic endoscope having a solid-state imaging device at the distal end of the insertion portion, and may be replaced with an eyepiece of an endoscope such as a fiberscope capable of observing the naked eye or with the eyepiece. Thus, the present invention can also be applied to an endoscope apparatus used by connecting a television camera.
［発明の効果］ 以上説明したように、本発明によれば、照明光として
第１のフィルタ群の各波長域による照明光と、第２のフ
ィルタ群の各波長域による照明光とを、容易に切り換え
て照射でき、例えば血液中のヘモグロビンの量或いは酸
素飽和度の変化を表す画像と可視領域の画像とを選択し
て観察することができる。[Effects of the Invention] As described above, according to the present invention, illumination light of each wavelength region of the first filter group and illumination light of each wavelength region of the second filter group can be easily emitted as illumination light. For example, an image representing a change in the amount of hemoglobin in blood or oxygen saturation and an image in the visible region can be selected and observed.
さらに、回転フィルタの最外周部、中央部、最内周部
に異なる光の透過特性を有するフィルタ群をそれぞれ配
置できるので、フィルタの開口率を上げることができ、
その結果、各フィルタの照明光の照射期間が長くなり十
分な照明光量を得ることができる。また、十分な照明光
量が得られるのでランプを小型化することができ、装置
自体の小型化も可能となる。Furthermore, since the outermost peripheral portion, the central portion, and the innermost peripheral portion of the rotary filter can each include a filter group having different light transmission characteristics, the aperture ratio of the filter can be increased,
As a result, the illumination light irradiation period of each filter is lengthened, and a sufficient illumination light amount can be obtained. Further, since a sufficient amount of illumination light can be obtained, the size of the lamp can be reduced, and the size of the device itself can be reduced.
第１図ないし第10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図は内視鏡装置の全体を示
す側面図、第４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５図は回転フ
ィルタの特殊画像用の各フィルタの透過波長域を示す説
明図、第６図は回転フィルタの特殊画像用の各フィルタ
の透過波長域の他の例を示す説明図、第７図は回転フィ
ルタの通常観察用の各フィルタの分光透過特性を示す説
明図、第８図は回転フィルタの特殊画像用の各フィルタ
の分光透過特性を示す説明図、第９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10図はヘモグロビンの量や酸素飽和度を求めるた
めの処理回路の他の例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 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 55……フィルタ切換装置1 to 10 relate to a first embodiment of the present invention.
FIG. 2 is a block diagram showing a configuration of the endoscope apparatus, FIG. 2 is an explanatory view showing a rotary filter, FIG. 3 is a side view showing the entire endoscope apparatus, and FIG. 4 is a change in oxygen saturation of hemoglobin. FIG. 5 is an explanatory diagram showing a change in the absorbance of blood due to a change in blood, FIG. 5 is an explanatory diagram showing a transmission wavelength range of each filter for a special image of a rotating filter, and FIG. FIG. 7 is an explanatory diagram showing the spectral transmission characteristics of each filter for normal observation of the rotating filter, and FIG. 8 is a graph showing the spectral transmission characteristics of each filter for a special image of the rotating filter. FIG. 9 is a block diagram showing a processing circuit for calculating the amount and oxygen saturation of hemoglobin, and FIG. 10 is a block diagram showing another example of a processing circuit for calculating the amount and oxygen saturation of hemoglobin. It is. DESCRIPTION OF SYMBOLS 1 ... Electronic endoscope, 6 ... Video processor 7 ... Monitor, 15 ... Objective lens system 16 ... Solid-state image sensor, 21 ... Lamp 50 ... Rotating filter 55 ... Filter switching device
フロントページの続き (56)参考文献 特開 昭62−111227（ＪＰ，Ａ) 特開 昭62−182705（ＪＰ，Ａ) 特開 昭62−217216（ＪＰ，Ａ) 特開 昭62−174716（ＪＰ，Ａ) 特開 昭61−114176（ＪＰ，Ａ) 特開 昭55−63300（ＪＰ，Ａ) 実開 昭61−151705（ＪＰ，Ｕ)Continuation of the front page (56) References JP-A-62-111227 (JP, A) JP-A-62-182705 (JP, A) JP-A-62-217216 (JP, A) JP-A-62-174716 (JP) JP-A-61-114176 (JP, A) JP-A-55-63300 (JP, A) JP-A-61-151705 (JP, U)
Claims (1)
異なる波長域の照明光を順次照射する内視鏡装置におい
て、 円盤状に形成され、周方向に回転される回転フィルタ
と、 第１の画像用の異なる波長域の光が透過可能な複数のフ
ィルタが前記回転フィルタの同一半径上に形成された第
１のフィルタ群と、 この第１のフィルタ群の内側に設けられ、第２の画像用
の異なる波長域の光が透過可能な複数のフィルタが前記
回転フィルタの同一半径上に形成された、前記第１のフ
ィルタ群とは異なる光の透過特性を有する第２のフィル
タ群と、 前記回転フィルタを移動させ、少なくとも前記第１のフ
ィルタ群または第２のフィルタ群を前記照明光の光路上
に位置可能とするフィルタ群切換手段と、 このフィルタ群切換手段に対応して、前記第１の画像用
の異なる波長域の光による第１の画像または前記第２の
画像用の異なる波長域の光による第２の画像を表示する
画像表示手段と、 を具備したことを特徴とする内視鏡装置。An endoscope apparatus for sequentially irradiating illumination light of different wavelength ranges based on illumination light generated from a light source lamp, comprising: a rotating filter formed in a disk shape and rotated in a circumferential direction; A first filter group formed on the same radius as the rotary filter, and a plurality of filters for transmitting light in different wavelength ranges for an image, provided inside the first filter group; A second filter group having a light transmission characteristic different from that of the first filter group, wherein a plurality of filters capable of transmitting light in different wavelength ranges are formed on the same radius of the rotating filter; Filter group switching means for moving a rotary filter so that at least the first filter group or the second filter group can be positioned on the optical path of the illumination light; and the first group corresponding to the filter group switching means. An image display means for displaying a first image formed by light in a different wavelength range for an image or a second image formed by light in a different wavelength range for the second image. apparatus.
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-
1989
- 1989-02-08 JP JP1030643A patent/JP2954596B2/en not_active Expired - Lifetime
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| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPH01308531A (en) | 1989-12-13 |
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