JP3050569B2

JP3050569B2 - 内視鏡用画像処理装置

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Publication number: JP3050569B2
Application number: JP2122711A
Authority: JP
Inventors: 建夫鶴岡
Original assignee: Olympus Optic Co Ltd
Current assignee: Olympus Corp
Priority date: 1990-05-10
Filing date: 1990-05-10
Publication date: 2000-06-12
Anticipated expiration: 2015-06-12
Also published as: JPH0417076A

Description

【発明の詳細な説明】［産業上の利用分野］本発明は立体的に血流量等の特徴量を算出する機能を
備えた内視鏡用画像処理装置に関する。

［従来技術］近年、胃等の臓器粘膜の血液動態と疾患との対応が種
々研究され明らかにされつつあり、血流量とか酸素飽和
度を計算して判断に役立てようとする試みが行われてい
る。

文献「医療用組織スペクトル分析装置］（［レーザー
研究］）昭和60年第13巻第２号、平木順一氏ならびに神
出昌彦氏著）において、胃粘膜の分光反射スペクトルを
計測して、吸光度と血流量（ヘモグロビン量）及び酸素
飽和度との間に、ある相関がある事が表わされている。
第19図に人血中のヘモグロビンの吸収スペクトルを示
す。

同図において波長569nm（ナノメートル、以下同じ）
および波長586nmの２点では、全ヘモグロビン中の酸化
ヘモグロビンの割合、つまり酸素飽和度（SO₂）の増減
に関係なく、スペクトル値が変化せず（不動点）、波長
577nmの点では酸素飽和度（SO₂）が増せば吸収が増加
し、波長650nmの点では逆に酸素飽和度（SO₂）が増せ
ば、減少する。

これらの特性を利用して、同図中の線分A,B及びＣに
て示される値を測定する事により、酸素飽和度（SO₂）
及び血流量（ヘモグロビン量IHb）を式 SO₂＝0.673A/B 及び IHb＝200C を用いて求める事ができる。

ところで、上記のようなスペクトル計測を粘膜表面の
一点一点について計測するのでは、広い表面全体を調整
するのに長時間を要する事になってしまう。

内視鏡検査においは、特にこのような調査方法では患
者に少なからぬ苦痛を与える事、ならびに胃等の計測対
象が鼓動の心臓の拍動により絶えず動いている事、等に
より再現性の観点から実用的でない。

このため、２次元画像情報として短時間に、血流量お
よび酸素飽和度の分布が計測できる事が望まれていた。

このため、特開昭63−311637号公報には、２次元の胃
粘膜等の血流量及び酸素飽和度イメージングを高速に得
られる内視鏡装置が開示されている。

［発明が解決しようとする問題点］上記公報の従来例は、１枚の２次元画像から血流量及
び酸素飽和度が得られるものであるが、第20図に示すよ
うな問題点がある。

第20図（Ａ）に示すように、生体組織は凹凸構造を有
する為に、例えば面積の異なる２つの部位s1,s2の断面
部分が内視鏡に投影された場合、（内視鏡）観察画面上
ではこれら同一面積の部分s1′,s2′になってしまうの
で、単位面積当りの血流量及び酸素飽和度等を計測して
も精度上問題がある。

また、第20図（Ｂ）に示すように表層の血管層201の
血流量の計測に関しても、内視鏡202が血管層201の面に
垂直な方向から計測した時と、傾斜した方向から計測し
た時とでは、観察方向に関する血管層201の厚みD1,D2が
異なることになってしまい、同一部位に対しても観察方
向が異なると計測結果も異なるという問題があった。

本発明は上述した点にかんがみてなされたもので、生
体組織が立体的な構造の場合とか、観察方向が異なる場
合にもこれらの条件に左右されることなく、血流量とか
酸素飽和度等の特徴量を計測することのできる内視鏡用
画像処理装置を提供することを目的とする。

［問題点を解決する手段及び作用］本発明による内視鏡用画像処理装置は、内視鏡が挿入
される被検体を撮像して得られた撮像信号を処理して前
記被検体の血液情報を算出する内視鏡用画像処理装置に
おいて、前記撮像信号に基づき前記被検体に関する３次
元座標情報を算出する３次元座標算出手段と、前記３次
元座標算出手段で算出された前記３次元座標情報に基づ
き前記撮像信号を演算して前記被検体の各領域に関する
血液情報を算出する血液情報算出手段と、前記血液情報
算出手段で算出された血液情報と前記３次元座標算出手
段で算出された前記３次元座標情報とに基づき前記被検
体における血液情報を表す血流情報画像を表示する血流
情報画像表示手段とを具備したことを特徴とする。

また、本発明による内視鏡用画像処理装置は、内視鏡
が挿入される被検体を撮像して得られた撮像信号を処理
して前記被検体の血液情報を演算する内視鏡用画像処理
装置において、前記被検体を第１の視点から撮像した第
１の撮像信号と前記第１の視点とは所定の視差を有する
第２の視点から撮像した第２の撮像信号を記憶する画像
情報記憶手段と、前記画像情報記憶手段に記憶された前
記第１の撮像信号と前記第２の撮像信号とにおける相関
状態の高い画像領域を検出するマッチング処理手段と、
前記マッチング処理手段で検出された画像領域の情報に
基づいて該画像領域の関する３次元座標情報を算出する
３次元座標算出手段と、前記第１の撮像信号と前記第２
の撮像信号とに基づき前記マッチング処理手段で検出さ
れた画像領域における血液情報を算出する血液情報算出
手段と、前記血液情報算出手段で算出された血液情報と
前記座標算出手段で算出された３次元座標情報とに基づ
き前記被検体における血流情報を表す血流情報画像を表
示する血流情報画像表示手段とを具備したことを特徴と
する。

更に、本発明による内視鏡用画像処理装置の画像処理
方法は、内視鏡が挿入される被検体を撮像して得られた
撮像信号を処理して前記被検体の血流情報を演算する内
視鏡用画像処理装置の画像処理方法において、前記被検
体を第１の視点から撮像した第１の撮像信号を画像情報
記憶手段に記憶する第１の撮像信号記憶工程と、前記第
１の視点とは所定の視差を有する第２の視点から前記被
検体を撮像した第２の撮像信号を前記画像情報記憶手段
に記憶する第２の撮像信号記憶工程と、前記画像情報記
憶手段に記憶された前記第１の撮像信号と前記第２の撮
像信号とにおける相関状態の高い画像領域を検出するマ
ッチング処理工程と、前記マッチング処理工程で検出さ
れた画像領域の情報に基づいて該画像領域に関する３次
元座標情報を算出する３次元座標算出工程と、前記第１
の撮像信号と前記第２の撮像信号とに基づき前記マッチ
ング処理工程で検出された画像領域における血液情報を
算出する血液情報算出工程と、前記血液情報算出工程で
算出された血液情報と前記３次元座標算出工程で算出さ
れた３次元座標情報とに基づき前記被検体における血流
情報を表す血流情報画像を表示する血流情報画像表示工
程とを具備したことを特徴とする。

［実施例］以下、図面を参照して本発明を具体的に説明する。

第１図ないし第７図は本発明の１実施例に係り、第１
図は１実施例の構成図、第２図は回転フィルタの構成
図、第３図は回転フィルタの透過帯域特性図、第４図は
画像処理に関するフローチャート図、第５図はマッチン
グ処理に関する説明図、第６図は３次元座標の算出に関
する説明図、第７図は表示に関する説明図である。

第１図に示すように第１実施例を備えた内視鏡画像処
理システム１は、立体内視鏡２と、この立体内視鏡２に
照明光を供給する光源部３及び信号処理部４を備えたビ
デオプロセッサ５と、このビデオプロセッサ５と接続さ
れ、画像処理を行う（内視鏡用）画像処理装置６と、ビ
デオプロセッサ５から出力される各映像信号を表示する
２つのモニタ7a,7bと、ビデオプロセッサ５から出力さ
れる両映像信号から立体画像を生成する立体画像合成回
路８と、この立体画像合成回路８から出力される立体画
像に対応する映像信号を表示するモニタ９から構成され
る。

上記立体内視鏡２は、細長の挿入部を有し、この挿入
部内にはライトガイド11が挿通され、光源部３からの照
明光を伝送して、先端部12側の端面から前方の被写体13
に照明光を出射する。

上記光源部３は、照明光を発生するランプ14の光をモ
ータ15で回動駆動される回転フィルタ16を通すことによ
り、赤（Ｒ）、緑（Ｇ）、青（Ｂ）の３色光又は３種を
狭帯域の照明光（F1,F2,F3光と記す。）を出射できるよ
うにしている。つまり、この回転フィルタ16は第２図に
示すように円板の外周寄りの周方向には３つのR,G,B色
透過フィルタ17R,17G,17Bが、第３図（ａ）に示すよう
に可視域を３等分するように設けてあり、その内側の周
方向には狭帯域の透過フィルタF1,F2,F3が設けてある。

上記狭帯域の透過フィルタF1,F2,F3は、第３図（ｂ）
に示すようにそれぞれ波長548nm,650nm,815nmを中心と
する３種の狭帯域の波長帯のみをそれぞれ通すものであ
る。フィルタF1とF3による各波長では酸素飽和度（S
O₂）の変動による影響を受けない波長であり、フィルタ
F2の波長は大きく影響を受ける波長である。

上記回転フィルタ16は、フィルタ切替装置19によっ
て、例えばモータ15と共に、第１図の上下方向に移動可
能であり、第１図に示す状態から上方に移動することに
より、照明光路に介在していたフィルタは色透過フィル
タ17R,17G,17Bから狭帯域の透過フィルタF1,F2,F3に切
替えられるようになっている。このフィルタ切替装置19
は、切替回路21からの切替信号により、回転フィルタ16
を切替えるようになっている。

上記R,G,B照明光又はF1,F2,F3光で照明された被写体1
3は、先端部12に設けた２つの対物レンズ22a,22bによっ
て、各対物レンズ22a,22bの焦点面に配設されたCCD23a,
23bに結像される。これら２つの対物レンズ22a,22bは、
３例えば中心間（光軸間）距離がｄ（第６図参照）だけ
離して配設され、視差のある画像を得ることができるよ
うにしてある。

上記CCD23a,23bで光電変換された画像信号はそれぞれ
アンプ24a,24bに入力され、増幅されて所定の範囲の電
圧、本実施例では０ボルトから１ボルトに変換される。
アンプ24a,24bから出力される各画像信号はそれぞれγ
補正回路25a,25bに入力され、所定のγ特性を持った画
像信号に変換される。その後A/Dコンバータ26a,26bにそ
れぞれ入力され、例えば８ビットで量子化され、ディジ
タル信号に変換される。その後、それぞれセレクタ27a,
27bを経由して、制御信号発生部28からの制御信号によ
り、メモリ30a,30bに一時記憶される。この制御信号発
生部28は画像信号の転送先と転送時の転送タイミング等
の制御を行うもので、A/Dコンバータ26a,26b、セレクタ
27a,27b、メモリ部30a,30b、D/Aコンバータ部31a,31b、
画像処理装置６と接続されている。

上記メモリ部30a,30bはそれぞれ３つのＲメモリ30Ra,
30Rb、Ｇメモリ30Ga,30Gb、Ｂメモリ30Ba,30Bbで構成さ
れている。これらメモリ部30a,30bに記憶される場合、
Ｒ光又はF1光での照明のもとで撮像された場合にはＲメ
モリ30Ra,30Rbに、Ｇ光又はF2光の照明のもとで撮像さ
れた場合にはＧメモリ30Ga,30Gbに、Ｂ光又はF3光の照
明のもとで撮像された場合にはＢメモリ30Ba,30Bbにそ
れぞれ記憶されるよう、制御信号発生部28からの制御信
号で制御される。

R,G,Bメモリ30Ra,30Ga,30Baと30Rb,30Gb,30Bbから読
出された画像データは、それぞれD/Aコンバータ部31a,3
1b、つまりD/Aコンバータ31Ra,31Ga,31Ba,31Rb,31Gb,31
Bbに入力され、それぞれアナログ信号に変換される。D/
Aコンバータ31Ra,31Ga,31Ba,31Rb,31Gb,31Bbで変換され
たアナログ画像信号は制御信号発生部28の制御のもとで
同期信号発生回路32で生成された同期信号33a,33bと共
に、RGB・SYNC出力端34a,34bからそれぞれ出力される。

上記出力端34a,34bから出力される信号は、それぞれ
モニタ7a,7bに入力され、それぞれCCD23a,23bで撮像さ
れた画像がモニタ画面上に画像A,Bとして表示される。
又、両出力端34a,34bから出力される信号は、立体画像
合成回路８の入力と共に、立体画像信号が生成され、モ
ニタ９で立体的に表示される。又、上記R,G,Bメモリ30R
a,30Ga,30Baと30Rb,30Gb,30Bbの画像データは、制御信
号発生部28の制御のもとで必要に応じて画像処理装置６
に転送される。

回転フィルタ16の内周側のフィルタF1,F2,F3が照明光
路中に介装されている場合、切替回路21を介して制御信
号発生部28には、切替回路21から切替信号が伝送されて
くるので、この切替時に制御信号発生部28は画像処理装
置６に、メモリ部30a,30bの画像データを転送する。転
送された画像情報は演算処理装置40の制御のもとに作業
用メモリ41を介して、光ディスク又は光磁気ディスク等
の大容量記録媒体に記録することのできる補助記憶装置
42に記録される。この画像処理装置６は、上記補助記憶
装置42に記録された画像情報を、必要時に演算処理装置
43の制御により作業用メモリ41に転送される。第４図に
示すフローにより、２つの画像A,Bの入力画像間に関す
るマッチング処理＆切出し、共通領域の３次元座標算
出、共通領域の血流量（IHb）または酸素飽和度（SO₂）
の算出を行い、その画像を表示したり、ビデオプリンタ
等で構成される外部出力装置43に出力する。

この実施例では、視差を有する２つの画像に対して、
共通領域の３次元座標を算出し、共通領域の血流量（HI
b）又は酸素飽和度（SO₂）を算出するようにして、生体
組織の３次元的構造とか計測状況に影響されない血行動
態を把握できるようにしている。つまり計測時には、３
次元面で関心領域を設定する事により、単位面積当りの
計測を高精度で行うことができる。又、傾斜面は、傾斜
面として認識した上で測定するため、誤認識を生じる事
を解消できるようにしている。

このように構成された１実施例の動作を以下に説明す
る。

第１図において、信号の流れを説明する。CCD23a,23b
からの画像信号は、アンプ24a,24bにより所定の範囲の
電圧、本実施例では０ボルトから１ボルトに変換され
る。この画像信号はγ補正回路25a,25bへ入力され、所
定のγ特性を持った画像信号に変換される。その後A/D
コンバータ26a,26bにおいて、ある量子化レベル（例え
ば8bit）でディジタル化される。その後セレクタ27a,27
bを経由して、制御信号発生部28からの制御信号によ
り、CCD23a,23bに入る映像が赤（Ｒ）または815nm近傍
（F3）の照明の時はＲメモリ30Ra,30Rb、緑（Ｇ）また
は650nm近傍（F2）の照明の時はＧメモリ30Ga,30Gb、青
（Ｂ）または548nm近傍（F1）の照明の時はＢメモリ30B
a,30Bb上に記録される。各メモリは入出力が独立してお
り、入力と出力をそれぞれ独自のタイミングで行うこと
が出来る。RGB各メモリ30Ra,30Ga,30Baと30Rb,30Gb,30B
bの出力信号は、D/Aコンバータ31Ra,31Ga,31Baと31Rb,3
1Gb,31Bbに転送される。D/Aコンバータ31Ra,31Ga,31Ba
と31Bb,31Gb,31Bbからの画像信号は、制御信号発生部28
の制御のもとに同期信号発生回路32で作られた同期信号
33a,33bと共にRGB画像信号出力端34a,34bから、それぞ
れモニタ7a,7bに出力される。

また、RGB各メモリ30Ra,30Ga,30Baと30Rb,30Gb,30Bb
上の信号は、制御信号発生部28の制御により、必要に応
じて画像処理装置６へ転送される。

一方、制御信号発生部28からは回転フィルタ16を駆動
するモータ15に対し、モータ制御信号が送られている。
モータ15は、制御信号によりセレクタ27a,27bの切換え
タイミングに合わせて回転フィルタ16を回転させる。回
転フィルタ16により、ランプ14からの照明光は、赤
（Ｒ）、緑（Ｇ）、青（Ｂ）の３色、または波長548n
m、650nm、815nmを中心とする３種の狭帯域の照明光と
して、内視鏡のライトガイド11に導かれる。この照明方
法は、いわゆる面順次カラー方式である。

回転フィルタ16は、切替回路21にてフィルタ切替装置
19を制御することにより、照明光路中にフィルタ16の外
周部を挿入した場合（RGBの通常照明）とフィルタ16の
内周部（血流、酸素飽和度等の計測用照明）とを切換え
る。回転フィルタ16の状態は、切替回路21を介して制御
信号発生部28へ通達される。制御信号発生部28は、フィ
ルタ16が内周部（血流、酸素飽和度等の計測用照明）の
時に画像処理装置６へRGB各メモリ30Ra,30Ga,30Baと30R
b,30Gb,30Bbの出力信号を導く。画像処理装置６では、
送られてきた映像信号を作業用メモリ41を介して補助記
憶装置42へ記録させる。

この画像処理装置６は第４図のような画像処理を行
う。画像処理がスタートすると、ステップS1にて２つの
画像A,Bが演算処理装置40に入力される。

つまり、補助記憶装置42に記録された画像情報は、必
要時に演算処理装置40の制御により作業用メモリ41へ転
送される。この場合、RGBメモリ30Ra,30Ga,30Baからの
画像情報（画像Ａ）とRGBメモリ30Rb,30Gb,30Bbからの
画像情報（画像Ｂ）が組となり転送される。

次に、ステップS2の画像間に関するマッチング処理＆
切出しが行われる。画像Ａと画像Ｂを重ね合わせる処理
が、マッチング処理により求められる。これにより画像
Ａ上の座標に対応する画像Ｂ上の座標を求める事が可能
となる。この処理は、IEEE.Trans.vol1.C−21,pp.179−
186“A class of algorithms for fast digital image
registration"等に記載の残差逐次検定法に基づくマッ
チング処理より行われる。第５図において、残差逐次検
定法の説明を行う。第５図（ａ）に示すように画像Ａに
おける中心部分が検索を行う対象領域、すなわちテンプ
レート画像（Ｔ）として登録される。このテンプレート
画像（Ｔ）を第５図（ｂ）に示す画像Ｂの全領域に対し
て１画素毎に移動を行いながら、以下の尺度値Ｍを求め
る。

ここでx,yはテンプレート画像のＸ方向とＹ方向のサ
イズである。

この尺度値Ｍは、テンプレート画像（Ｔ）と画像Ｂが
一致した場合は０になり（実際にはノイズ等の影響で０
にはならない）、不一致のは場合は正の大きな値とな
る。ゆえに、最小の尺度値Mminを与える位置がマッチン
グがとれた位置となる。これにより画像Ａと画像Ｂを重
ね合わせが行われるが、第５図（ｃ）に示すように画像
周辺部で画像Ａと画像Ｂに共通しない領域が存在する。
この非共通部分を削除し、第５図（ｄ）に示すように共
通領域のみが切出される。

次にステップS3の共通領域の３次元座標の算出が行わ
れる。共通領域に関して、対象となる生体組織の３次元
座標が算出される。これは、第６図に示す三角測量を原
理として行われる。

第６図において、空間上の座標の原点０は内視鏡先端
面に存在し、かつ対物レンズ22a,22bの結ぶ線分上の中
点とする。Ｘ−Ｙ平面は内視鏡先端面であり、Ｘ軸は対
物レンズ22a,22bを結ぶ線分、Ｙ軸は原点０を通りＸ軸
と直交する。また、Ｚ軸は原点０を通りＸ−Ｙ平面に直
交するものと規定する。なお、対物レンズ22a,22b間の
距離（視差）はｄ、焦点距離はｆで表わされる。この場
合、対物レンズ22a,22bの中心点RC,LCはそれぞれ（d/2,
0,0），（−d/2,0,0）となる。いま、共通領域に含まれ
る画像Ａ上の任意の１点をRP（xr,yr,−ｆ）、これに対
応する画像Ｂ上の点をLP（x1,y1,−ｆ）、この点に対応
する生体組織の点をＥ（xe,ye,ze）とすると、 xe＝（−d/2−x1）ｔ−d/2 ye＝y1・ｔ ze＝ｆ・ｔとなる。ここで、ｔ＝d/（xr−x1−ｄ）である。

このようにして、画像ＡとＢに共通する領域にある生
体組織の３次元座標が定まる。

ステップS3の共通領域の３次元座標の算出が行われる
と、次にステップS4の共通領域のIHbまたはSO₂の算出が
行われる。画像ＡとＢの共通領域に関して血流量（IH
b）または酸素飽和度（SO₂）が次式の様に算出される。

IHb＝log（F1）−log（F3） SO₂＝｛log（F2）−log（F3）｝/IHb ここでF1,F2,F3は夫々のフィルタで照明した時の画像
を意味する。

この血流量（IHb）と酸素飽和度（SO₂）の算出が行わ
れると、次にステップS5の画像の表示または外部出力装
置への出力が行われる。

上記IHbまたはSO₂を生体組織の３次元情報に基づき表
示する。表示においては、例えば第７図（Ａ）の様に生
体組織の原画像に対し、その３次元構造で表示した表示
例のように血行動態の情報をマッピングして表示する。
この場合、血行動態の情報は擬似カラーとして値の大小
（多い少ない）が視認し易い状態で表示される。また同
図（Ｂ）の様に特定又は任意の断面Ｄ−Ｄに対して表示
しても良い。また必要に応じて、これらの情報をビデオ
プリンタ等の外部出力装置43へ転送し記録する事も可能
である。

このステップS5を行うと、この画像処理を終了する。

このような構成及び作用の本実施例によれば、生体組
織の３次元的構造や計測状況の影響されない血行動態の
把握が可能となる。また従来例と同様に、ステレオ内視
鏡で可能であった測距や面積算出等も行う事が出来る。
計測時には、３次元面上で関心領域を設定する事により
単位面積あたりの計測が高精度で行う事が出来る。ま
た、傾斜面は傾斜面として認識した上で測定するため、
誤認識を生じる事はなくなる。

なお、本願実施例では面順次式電子内視鏡に関して述
べたが、内視鏡としては光学ファイバによるイメージガ
イドを経由して、被観察物の外部に像を導いてから撮像
素子で受けるタイプでも適応する事が出来る。

ところで、従来例では表層の血液と深層の血液が混在
した画像を対象としており、３次元的な血行動態の把握
をする事は容易ではなかった。

このため、以下の構成にして表層の血液と深層の血液
を分離し、血流量・酸素飽和度の立体的な変化を調べる
ことでより詳細な情報を得られるようにして、病変の深
達度や病変間の差異を識別可能とする（内視鏡用）画像
処理装置47を実現している。

第８図に示すように電子内視鏡48の先端部には対物レ
ンズ50が取付けられ、この対物レンズ50の焦点面にはCC
D51が配設され、生体の画像を電気信号に変換する。CCD
51からの出力電気信号は、所定の範囲の電気信号（例え
ば０−１ボルト）に増幅する為のアンプ52に入力され
る。アンプ52からの出力電気信号は、γ補正回路53とA/
Dコンバータ54を経由した後、セレクタ55に入力され
る。セレクタ55の出力は６つのメモリ、つまり、Ａメモ
リ56A、Ｂメモリ56B、Ｃメモリ56C、Ｄメモリ56D、Ｅメ
モリ56E、Ｆメモリ56Fからなるメモリ部56に導かれ記録
される。各メモリはD/Aコンバータ57A,57B,57C,57D,57
E,57FからなるD/Aコンバータ部57に接続されている。D/
Aコンバータ57A,57B,57Cは画像処理部58を、D/Aコンバ
ータ57D,57E,57Fは画像処理部59を経由し、RGBそれぞれ
の信号出力60,61,62と63,64,65を出力する出力端に接続
されている。

一方、画像信号の行き先と画像信号転送時の転送タイ
ミングを制御する制御信号発生部66があり、A/Dコンバ
ータ54、セレクタ55、メモリ56A,56B,56C,56D,56E,56
F、D/Aコンバータ57A,57B,57C,57D,57E,57Fに接続され
ている。制御信号発生部66は同期信号発生回路67にも接
続されており、同期信号発生回路67からは上記RGB信号
出力60,61,62と63,64,65に対する同期信号がSYNC68,69
に出力される。また制御信号発生部66は、回転フィルタ
71を駆動するモータ72に接続されている。ランプ73から
の光は、回転フィルタ71、ライトガイド74を経由して、
内視鏡48の先端に導かれる。

第９図は、画像処理部58,59の構成図である。入力信
号A,B,CならびにD,E,Fはそれぞれ逆γ補正回路81A,81B,
81Cと81D,81E,81Fを経由した後、レベル調整回路82A,82
B,82C、レベル調整制御信号発生回路83とレベル調整回
路82D,82E,82F、レベル調整制御信号発生回路89に入力
される。レベル調整制御信号発生回路83,89からの制御
信号はレベル調整回路82A,82B,82Cと82D,82E,82Fに導か
れる。レベル調整回路82A,82B,82Cと82D,82E,82Fからの
出力は、各々logアンプ84A,84B,84Cと84D,84E,84Fに入
力される。logアンプ84A,84Bからの信号は差動アンプ85
へ、logアンプ84B,84Cからの信号は差動アンプ86へ入力
され、各差動アンプ85,86の出力は除算器87へ導かれ
る。同様に、logアンプ84D,84Eからの信号は差動アンプ
90へ、logアンプ84E,84Fからの信号は差動アンプ91へ入
力されており、各差動アンプ90,91の出力は除算器92へ
導かれる。除算器87からの出力は、差動アンプ93とγ補
正回路88へ入力しており、γ補正回路88を経由した信号
は、RGB信号として出力される。除算器87,92の出力は差
動アンプ93へ入力されており、その後γ補正回路94を経
由し、RGB信号として出力される。

次に、この装置47の作用を以下に説明する。

ランプ73から照射される紫外さら赤外にかけての光
は、モータ72により回転される回転フィルタ71に入射さ
れる。ここで回転フィルタ71は、第10図に示されるよう
に複数の狭帯域干渉フィルタが設けられている。狭帯域
干渉フィルタは、第11図に示す波長群（λ11,λ12,λ1
3）から（λ51,λ52,λ53）のうちの、例えば波長群
（λ11,λ12,λ13）と（λ41,λ42,λ43）が装着されて
いる。これらの波長群は、血液中のヘモグロビンの分光
特性と密接に関連する。ヘモグロビンの分光特性は、SO
₂（ヘモグロビン酸素飽和度）の変動により変化する事
が知られている。これは、ヘモグロビンが酸素と結合し
た状態（オキシヘモグロビン）と、酸素と分離した状態
（デオキシヘモグロビン）の分光特性が異なる事に起因
する。上記波長群は、SO₂の変化により血液の吸光度と
変化しない波長（λi1,λi3,i＝１〜５）と、血液の吸
光度が変化する波長（λi2,i＝１〜５）とから成る。こ
の３つの波長による画像によりSO₂の変化を求める事が
可能となる。

ランプ73からの光は時系列的に各狭帯域フィルタに対
応する波長に分解され、ライトガイド74を経由し体腔内
に照明光として導かれる。各照明光は体腔内を照明した
後、CCD51上に結像され、電気信号に変換される。この
後、アンプ52で増幅され、γ補正回路53にて所定のγ特
性に変換される。さらにA/Dコンバータ54にてディジタ
ル信号に変換され、セレクタ55を経由し、時系列的に各
波長に分解され画像としてメモリ部56、つまりメモリ56
A,56B,56C,56D,56E,56Fに記憶される。メモリ56A,56B,5
6C,56D,56E,56Fから読み出された映像信号は同時化さ
れ、D/Aコンバータ部57、つまりD/Aコンバータ57A,57B,
57C,57D,57E,57Fにて画像処理部58,59に入力される。

この為、画像処理部58,59は第９図に示される様に、
上記２つの波長群に対応する映像信号が入力される。各
入力信号は、各々逆γ補正回路81A,81B,81Cと81D,81E,8
1Fに入力され、前記γ補正回路53で既にγ補正が行われ
ている事から、これを元に戻す為逆γ補正が行われる。
逆γ補正回路81A,81B,81Cと81D,81E,81Fの出力は、レベ
ル調整回路82A,82B,82Cと82D,82E,82Fに入力される。こ
れらのレベル調整回路82A,82B,82Cと82D,82E,82Fは、レ
ベル調整制御信号発生回路83,89からのレベル調整制御
信号によて制御され、各レベル調整回路82A,82B,82Cと8
2D,82E,82Fの全体のレベル調整が行われる。さらに、ヘ
モグロビン酸素飽和度の変化による血液の吸光度の変化
がlog軸である事から、レベル調整回路82A,82B,82Cと82
D,82E,82Fの出力は、それぞれlogアンプ84A,84B,84Cと8
4D,84E,84Fによって対数変換される。logアンプ84A,84B
の出力は差動アンプ85へ、logアンプ84B,84Cの出力は差
動アンプ86に入力され、２つの波長に対応する映像信号
の差が演算される。同様に、logアンプ84D,84Eの出力は
差動アンプ90へ、logアンプ84E,84Fの出力は差動アンプ
91に入力され、２つの波長に対応する映像信号の差が演
算される。

これは、SO₂の変化により血液の吸光度が変化しない
領域に対応する映像信号とSO₂の変化により血液の吸光
度が変化する領域に対応する映像信号の差を求め、この
両者から、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求める事を意味する。２つの差動
アンプ85,86の出力は、除算器87に入力され所定の演算
を行う事により、SO₂が求められる。この信号は、γ補
正回路88により再度γ補正が行われRGB信号として出力
される。すなわち、RGB3つの信号は同一のものであり、
白黒画像が出力される。このSO₂画像は、波長群（λ11,
λ12,λ13）すなわち短波長領域により算出されたもの
で、生体組織の表層部分の血液による情報を示す。

同様に、２つの差動アンプ90,91の出力は、除算器92
に入力され所定の演算を行う事により、SO₂が求められ
る。このSO₂画像は、波長群（λ41,λ42,λ43）すなわ
ち長波長領域により算出されたもので、生体組織の表層
部分と深層部分の情報を含む。このSO₂から表層部分の
情報を除去する為、差動アンプ93にて、除算器92と除算
器87との差分を行う。これにより、深層部分の情報のみ
が抽出される。この信号は、γ補正回路94により再度γ
補正が行われRGB信号として出力される。

上記の構成及び作用により、表層部分と深層部分のヘ
モグロビン酸素飽和度の映像が同時に観察出来る。ま
た、これらの映像をビデオ、光ディスク等の記憶装置に
記録する事も可能である。なお、本願実施例では面順次
式電子内視鏡に関して述べたが、内視鏡としては光学フ
ァイバによるイメージガイドを経由して、被観察物の外
部に像を導いてから撮像素子で受けるタイプでも適応す
る事が出来る。

第12図は第８図に示す装置47の第２実施例の構成を示
し、第８図と同一の構成要素に対しては同一の符号を割
当てて示す。第８図と基本的には同様であるので、異な
る部分のみを説明する。

第12図に示す装置100では、第８図に示す装置47にお
けるメモリ56A,56B,56C,56D,56E,56F、D/Aコンバータ57
A,57B,57C,57D,57E,57F、画像処理部58,59がなくなり、
新たに４つのメモリ56R,56G,56B,56W、３つのD/Aコンバ
ータ57R,57G,57B、及び画像処理部101が設けてある。画
像処理部101の入力信号はメモリ56R,56G,56B,56Wであ
り、出力信号はD/Aコンバータ57R,57G,57Bに出力され
る。画像処理部101は、作業用メモリ102、演算処理装置
103、補助記憶装置104、外部出力装置105から成る。ま
た、画像処理部101には制御信号発生部66からの制御信
号が入力されるようになっている。また、切替回路106
は、フィルタ切替装置107を経由してモータ72へ接続さ
れており、また制御信号発生部66とも接続されている。

次に、第12図に示す装置100の作用について、第８図
に示す装置47と異なるところを記す。回転フィルタ71
は、第13図に示すように複数のフィルタが設けられ、外
周は赤色光（Ｒ）、緑色光（Ｇ）、青色光（Ｂ）を透過
する３つのフィルタが装着されている。その内周には、
第11図に示すSO₂の変化により血液の吸光度が変化しな
い波長（λi1,λi3,i＝１〜５）のうち、例えば波長群
（λ11,λ13）と（λ41,λ43）が装着されている。回転
フィルタ71は、切替回路106にてフィルタ切替装置107を
制御することにより、照明光路中にフィルタの外周部を
挿入した場合（RGBの通常照明）とフィルタの内周部
（血流の計測用照明）とを切替える事が出来る。回転フ
ィルタ71の状態は、切替回路106を介して制御信号発生
部66へ通達される。制御信号発生部66は、フィルタの外
周部が挿入された場合（RGBの通常照明）、セレクタ55
の出力メモリ56R,56G,56Bへ転送させる。メモリ56R,56
G,56Bの出力信号は、画像処理部101へは転送されず、D/
Aコンバータ57R,57G,57Bのみに転送され、RGBの通常の
観察像が出力される。

一方、フィルタが内周部（血流の計測用照明）の場合
は、セレクタ55の出力をメモリ56R,56G,56B,56Wへ転送
させる。メモリ56R,56G,56B,56Wの出力信号は、画像処
理部101へ転送され、D/Aコンバータ57R,57G,57Bには転
送されない。画像処理部101では、送られてきた４つの
映像信号を作業用メモリ102へ記録させる。

第14図（ａ），（ｂ）において、画像処理部101の説
明をする。演算処理装置103は、作業用メモリ102中の画
像に対し、第14図に示すフローに従い血流量（IHb）算
出処理を行う。第14図（ａ）において、Image R（X_siz
e,Y_size）とImage G（X_size,Y_size）はメモリ56R,56
Gすなわち波長群（λ11,λ13）の画像成分をおのおの現
わし、IHb（X_size,Y_size）はIHb値を、Ｒ（X_size,Y_
size）,G（X_size,Y_size）,B（X_size,Y_size）はそれ
ぞれ擬似カラーデータを格納する配列である。Light（X
_size,Y_size）は、予め酸化マグネシウム等の基準白色
板を撮影し、中心部分の光量に対し1/2以下の光量にな
る領域を０、そうでない領域を１としたデータを持つ。
Color（35,3）は、擬似カラーデータ32種と無効領域表
示用データ３種をRGB個別に格納する配列である。例え
ば１〜32が正規のデータで、33〜35が無効領域用のデー
タとする。Light（X_size,Y_size）とColor（35,3）の
データは補助記憶装置105から読み出される。また、x,
y,high,loWが作業用変数として用いられる。

初期設定の後の演算処理の過程で、Image_RとImage_G
が共に０でない場合IHbが算出される。また、IHbの最大
値と最小値がそれぞれmax,minとして求められる。第14
図（ｂ）の擬似カラー処理の過程では、まずIHbが０〜3
2の正規化され、対応する擬似カラーデータがColorの配
列から読み出されR,G,Bへ代入される。次に、Image_Rと
Image_Gのデータが規定値（例えば8bitデータならば23
0）より高い場合にはハレーション部分と判断し、無効
領域表示用データ（この場合33番地のデータ）をR,G,B
へ代入する。同様にImage_GとImage_Bのデータが規定値
（例えば8bitデータならば30）より低い場合にはシャド
ー部分と判断し、無効領域表示用データ（この場合34番
地のデータ）をR,G,Bへ代入する。また、Lightが０であ
り（照明条件の劣悪な部分）、Image_RとImage_Gが０で
ある（演算処理不可能な部分）に対しては精度が保証で
きない部分として無効領域表示用データ（この場合35番
地のデータ）をR,G,Bへ代入する。上記の構成により得
られたIHb画像は、波長群（λ11,λ13）すなわち短波長
領域により算出されたもので、生体組織の表層部分の血
液による情報を示す。同様に、Image_RとImage_GをImag
e_BとImage_Wへ置換する事により、メモリ56B,56Wすな
わち波長群（λ11,λ13）の画像成分に対応するIHb画像
を得る事が出来る。ただし、擬似カラー処理の前に、波
長群（λ11,λ13）すなわち短波長領域により算出され
たIHb画像との差分処理が付加される。これにより、深
層部分の情報のみが抽出される。

この様にして得られた表層または深層のIHb画像は、D
/Aコンバータ57R,57G,57Bを介して表示される。また必
要に応じて、磁気ディスクまたは光ディスク等の補助記
憶装置104へ送られ記録する事も可能である。

第８図又は第12図に係る装置47,100によれば、血流量
・酸素飽和度の血行動態を算出するに必要な狭帯域フィ
ルタ群を短波長から長波長にかけ複数用意し、それぞれ
のフィルタ群で血流量・酸素飽和度等を算出する。短波
長の光により生体組織の表層の情報が、長波長の光によ
り生体組織の表層と深層であり情報が得られる。長波長
の光で算出した血流量・酸素飽和度から短波長の光で算
出した血流量・酸素飽和度を差分する事により、深層部
分の情報が得られる。

これにより、生体組織の表層と深層分離が可能とな
り、より詳細な診断情報を得ることが可能となり、病変
の深達度や病変間の差異を識別可能とする。

ところで、従来例では静止画像を対象にして、血流量
・酸素飽和度を求める装置はあったが、経時的な変化を
計測する事は容易ではなかった。

これに対し第15図に示す構成の装置147により、時系
列画像を対象とし、血流量・酸素飽和度等の経時的な変
化を調べることを可能にして、病変の深達度や病変間の
差異を識別可能にすることができる。

第15図に示す画像処理装置147では、内視鏡148の先端
部に対物レンズ150が設けられ、その焦点面にCCD151が
配設されている。

このCCD151は、生体の画像を電気信号に変換する。CC
D151からの出力電気信号は、所定の範囲の電気信号（例
えば０−１ボルト）に増幅する為のアンプ152に入力さ
れる。アンプ152からの出力電気信号は、γ補正回路153
5とA/Dコンバータ154を経由した後、セレクタ155に入力
される。セレクタ155の出力は３つあり、Ｒメモリ156
R、Ｇメモリ156G、Ｂメモリ156Bに導かれ、記録され
る。RGB各メモリ156R,156G,156Bは、D/Aコンバータ157
R,157G,157Bと画像処理部158に接続されている。画像処
理部158は、作業用メモリ159、演算処理装置160、補助
記憶装置161、外部入力装置162から構成される。D/Aコ
ンバータ157R,157G,157Bは、RGBそれぞれの信号出力16
3,164,165を出力する出力端に接続されている。

一方、画像信号の行き先と画像信号転送時の転送タイ
ミングを制御する制御信号発生部166があり、A/Dコンバ
ータ154、セレクタ155、RGB各メモリ156R,156G,156B、D
/Aコンバータ157R,157G,157B、画像処理部158に接続さ
れている。制御信号発生部166は同期信号発生回路167に
も接続されており、同期信号発生回路167からは上記RGB
信号出力163,164,165に対する同期信号SYNC168が出力端
から出力される。また制御信号発生部166は、RGB回転フ
ィルタ169を駆動するモータ170に接続されている。ラン
プ171からの光は、RGB回転フィルタ169、ライトガイド1
72を経由して、内視鏡148の先端に導かれる。また、切
替回路173は、フィルタ切替装置174を経由してモータ17
0へ接続されており、また制御信号発生部166にも接続さ
れている。

第16図は、RGB回転フィルタ169の構成図である。RGB
回転フィルタ169の最外周には、第３図（ａ）に示され
る様に可視域を３等分したR,G,Bの３フィルタ169が装着
されている。また、その内周には第３図（ｂ）に示され
る様な狭帯域フィルタF1,F2,F3が装着されている。フィ
ルタF1は波長548nmを中心とし、F2は650nmを中心とし、
F3は815nmを中心とする狭帯域フィルタである。フィル
タF1とF3は酸素飽和度（SO₂）の変動による影響を受け
ない波長であり、F2は大きく影響を受ける波長である。

次に動作を説明する。

第15図において、信号の流れを説明する。CCD151から
の画像信号は、アンプ152により所定の範囲の電圧、本
実施例では０ボルトから１ボルトに変換される。この画
像信号はγ補正回路153に入力され、所定のγ特性を持
った画像信号に変換される。その後A/Dコンバータ154に
おいて、ある量子化レベル（例えば8bit）でディジタル
化される。その後セレクタ155を経由して、制御信号発
生部166からの制御信号により、CCD151に入る映像が赤
（Ｒ）または815nm近傍（F3）の照明の時はＲメモリ156
R、緑（Ｇ）または650nm近傍（F2）の照明の時はＧメモ
リ156G、青（Ｂ）または548nm近傍（F1）の照明の時は
Ｂメモリ156B上に記録される。各メモリは入出力が独立
しており、入力と出力をそれぞれ独自のタイミングで行
うことが出来る。RGB各メモリ156R,156G,156Bの出力信
号は、D/Aコンバータ157R,157G,157Bに転送される。D/A
コンバータ157R,157G,157Bからの画像信号は、制御信号
発生部166の制御のもとに同期信号発生回路167で作られ
た同期信号SYNC168と共にRGB画像信号出力163,164,165
と図示しないモニタ等へ出力される。また、RGB各メモ
リ156R,156G,156B上の信号は、制御信号発生部166の制
御により、必要に応じて画像処理部158へ転送される。

一方、制御信号発生部166からはRGB回転フィルタ169
を駆動するモータ170に対し、モータ制御信号が送られ
ている。モータ170は、制御信号によりセレクタ155の切
換えタイミングに合わせてRGB回転フィルタ169を回転さ
せる。RGB回転フィルタ169により、ランプ171からの照
明光は、赤（Ｒ），緑（Ｇ），青（Ｂ）の３色、または
波長548nm,650nm,815nmを中心とする３種の狭帯域の照
明光として、内視鏡のライトガイド172に導かれる。こ
の照明方式は、いわゆる面順次カラー方式である。

回転フィルタ169は、切替回路173にてフィルタ切替装
置174を制御することにより、照明光路中にフィルタの
最外周部を挿入した場合（RGBの通常照明）とフィルタ
の内周部（血流、酸素飽和度等の計測用照明）とを切替
える。回転フィルタ169の状態は、切替回路173を介して
制御信号発生部166へ通達される。制御信号発生部166
は、フィルタが内周部（血流、酸素飽和度等の計測用照
明）の時に画像処理部158へRGB各メモリ156R,156G,156B
の出力信号を導く。画像処理部158では、送られてきた
映像信号を作業用メモリ159を介して補助記憶装置161へ
時系列的に記録させる。補助記録装置161は、光ディス
クまたは磁気ディスク等の大容量記憶媒体である。

第17図において、画像処理部158の説明をする。補助
記憶装置161に記録された複数枚の時系列画像に関し
て、処理をすべき画像を開始画像番号（S_NO）と終了画
像番号（E_NO）で指定する。指定後、補助記憶装置161か
ら開始画像番号（S_NO）の画像が読み出され、D/Aコンバ
ータ157R,157G,157Bに転送され、表示される。次に、マ
ウス、ディジタイザ等の外部入力装置162を用いて画像
中の対象領域の指定を行う。この対象領域は切出され、
保存される。この領域に関して血流量（IHb）または酸
素飽和度（SO₂）は次式の様に算出される。

次に、画像番号（S_NO＋１）の画像から終了画像番号
（E_NO）の画像に関して、上記対象領域の検索処理が行
われる。この検索処理は、IEEE.Trans.vol1.C−21,pp.1
79−186“A class of algorithms for fast digital im
age registration"等に記載の残差逐次検定法に基づく
マッチング処理より行われる。第18図において、残差逐
次検定法の説明を行う。第18図（ａ）に示す検索を行う
対象領域が、テンプレート画像として登録される。この
テンプレート画像（Ｔ）を第18図（ｂ）に示す検索画像
（Ｓ）の前領域に対して１画素毎に移動を行いながら、
以下の尺度値を求める。

ここでx,yはテンプレート画像のＸ方向とＹ方向のサ
イズを示す。

この尺度値は、第18図（Ｃ）に示すようにテンプレー
ト画像（Ｔ）を検索画像（Ｓ）が一致した場合は０にな
り（実際にはノイズ等の影響で０にはならない）、不一
致の場合は正の大きな値となる。ゆえに、最小の尺度値
を与える位置がマッチングがとれた位置となる。

上記の様なマッチング処理により、画像番号（S_NO＋
１）の画像から終了画像番号（E_NO）の画像に関して、
開始画像番号（S_NO）の画像における対象領域が検出さ
れる。次に、この領域に関して血流量（IHb）または酸
素飽和度（SO₂）が算出される。算出された血流量（IH
b）または酸素飽和度（SO₂）は、直前の画像との差分処
理が行われる。この差分処理により、静止状態にある血
液による血流量（IHb）または酸素飽和度（SO₂）の成分
は除去され、動状態にある血流量（IHb）または酸素飽
和度（SO₂）のみが残る。得られた差分画像は、D/Aコン
バータ157R,157G,157Bを介して表示される。また必要に
応じて、補助記憶装置161へ送られ記録する事も可能で
ある。

なお、本願実施例では面順次式電子内視鏡に関して述
べたが、内視鏡としては先端に撮像素子を有するタイプ
でも、光学ファイバによるイメージガイドを経由して、
被観察物の外部に像を導いてから撮像素子で受けるタイ
プのどちらでも適応する事が出来る。

第15図に示す装置147によれば、複数の狭帯域フィル
タを透過した光のもとで撮像した映像信号を、時系列的
に光ディスク等の記録装置に記録する。その後、指定さ
れた複数の画像において同一部位を抽出・位置合わせを
行い、各画像ごとに血液量・酸素飽和度等の特徴量を算
出する。算出された特徴量は、画像間で差分処理される
事により動状態と静止状態に分離され出力される。

これにより、内視鏡画像の経時的な変化から詳細な診
断情報を得ることができ、病変の深達度や病変間の差異
を識別可能とする。

［発明の効果］以上述べたように本発明によれば、被写体の形状デー
タを算出する手段を設けた内視鏡で撮像した内視鏡画像
信号から血流量・酸素飽和度等を算出し、また、被写体
たる生体組織の３次元情報を算出し、３次元映像に血流
量・酸素飽和度等の情報をマッピング等して表示を行う
ようにしているので、これにより、生体組織の３次元的
な変化に適応した診断情報を得る事が出来る。また、任
意の関心領域の計測を行う場合も、観察面ではなく生体
組織上で領域指定が可能の為高精度の計測が可能とな
り、より詳細な診断情報により病変の深達度や病変間の
差異を識別可能とする。

【図面の簡単な説明】

第１図ないし第７図は本発明の１実施例に係り、第１図
は１実施例の構成図、第２図は回転フィルタの構成図、
第３図は回転フィルタの透過帯域特性図、第４図は画像
処理に関するフローチャート図、第５図はマッチング処
理に関する説明図、第６図は３次元座標の算出に関する
説明図、第７図は表示に関する説明図、第８図ないし第
11図は表層の画像と深層の画像を得るための画像処理装
置の第１実施例に係り、第８図は画像処理装置の構成
図、第９図は画像処理部の構成図、第10図は回転フィル
タの構成図、第11図は血液の吸光度特性図、第12図は第
８図とは異なる画像処理装置の構成図、第13図は第12図
の画像処理装置に用いられる回転フィルタの構成図、第
14図は第12図の画像処理装置の画像処理部の処理内容を
示すフローチャート図、第15図ないし第18図は第12図と
は異なる画像処理装置に係り、第15図は画像処理装置の
構成図、第16図は回転フィルタの構成図、第17図は画像
処理の内容を示すフローチャート図、第18図はマッチン
グ処理に関する説明図、第19図は従来例におけるヘモグ
ロビンの吸光度特性を示す特性図、第20図は従来例にお
ける欠点を示す説明図である。１…内視鏡画像処理システム２…立体内視鏡、３…光源部４…信号処理部、５…ビデオプロセッサ６…画像処理装置、7a,7b…モニタ８…立体画像合成回路、９…モニタ 16…回転フィルタ 23a,23b…CCD 40…演算処理装置、41…作業用メモリ 42…補助記憶装置、43…外部出力装置

Claims

(57)【特許請求の範囲】

【請求項１】内視鏡が挿入される被検体を撮像して得ら
れた撮像信号を処理して、前記被検体の血液情報を算出
する内視鏡用画像処理装置において、前記撮像信号に基づき、前記被検体に関する３次元座標
情報を算出する３次元座標算出手段と、前記３次元座標算出手段で算出された前記３次元座標情
報に基づき前記撮像信号を演算して、前記被検体の各領
域に関する血液情報を算出する血液情報算出手段と、前記血液情報算出手段で算出された血液情報と前記３次
元座標算出手段で算出された前記３次元座標情報とに基
づき、前記被検体における血液情報を表す血流情報画像
を表示する血流情報画像表示手段と、を具備したことを特徴とする内視鏡用画像処理装置。
【請求項２】内視鏡が挿入される被検体を撮像して得ら
れた撮像信号を処理して、前記被検体の血液情報を演算
する内視鏡用画像処理装置において、前記被検体を第１の視点から撮像した第１の撮像信号
と、前記第１の視点とは所定の視差を有する第２の視点
から撮像した第２の撮像信号を記憶する画像情報記憶手
段と、前記画像情報記憶手段に記憶された前記第１の撮像信号
と前記第２の撮像信号とにおける相関状態の高い画像領
域を検出するマッチング処理手段と、前記マッチング処理手段で検出された画像領域の情報に
基づいて、該画像領域に関する３次元座標情報を算出す
る３次元座標算出手段と、前記第１の撮像信号と前記第２の撮像信号とに基づき、
前記マッチング処理手段で検出された画像領域における
血液情報を算出する血液情報算出手段と、前記血液情報算出手段で算出された血液情報と前記３次
元座標算出手段で算出された３次元座標情報とに基づ
き、前記被検体における血流情報を表す血流情報画像を
表示する血流情報画像表示手段と、を具備したことを特徴とする内視鏡用画像処理装置。
【請求項３】内視鏡が挿入される被検体を撮像して得ら
れた撮像信号を処理して、前記被検体の血液情報を演算
する内視鏡用画像処理装置の画像処理方法において、前記被検体を第１の視点から撮像した第１の撮像信号を
画像情報記憶手段に記憶する第１の撮像信号記憶工程
と、前記第１の視点とは所定の視差を有する第２の視点から
前記被検体を撮像した第２の撮像信号を前記画像情報記
憶手段に記憶する第２の撮像信号記憶工程と、前記画像情報記憶手段に記憶された前記第１の撮像信号
と前記第２の撮像信号とにおける相関状態の高い画像領
域を検出するマッチング処理工程と、前記マッチング処理工程で検出された画像領域の情報に
基づいて、該画像領域に関する３次元座標情報を算出す
る３次元座標算出工程と、前記第１の撮像信号と前記第２の撮像信号とに基づき、
前記マッチング処理工程で検出された画像領域における
血液情報を算出する血液情報算出工程と、前記血液情報算出工程で算出された血液情報と前記３次
元座標算出工程で算出された３次元座標情報とに基づ
き、前記被検体における血流情報を表す血流情報画像を
表示する血流情報画像表示工程と、を具備したことを特徴とする内視鏡用画像処理装置の画
像処理方法。