JPH01308528A

JPH01308528A - 内視鏡装置

Info

Publication number: JPH01308528A
Application number: JP1030644A
Authority: JP
Inventors: Kazunari Nakamura; 一成中村
Original assignee: Olympus Optical Co Ltd
Current assignee: Olympus Corp
Priority date: 1988-02-08
Filing date: 1989-02-08
Publication date: 1989-12-13
Anticipated expiration: 2013-02-10
Also published as: JP2710386B2

Abstract

(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。

Description

【発明の詳細な説明】［産業上の利用分野］本発明は、−殻内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Ｑ
器等を観察したり、必要に応じ処Ｖ！Ｉ貝ヂャンネル内
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（ＣＯＤ）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６１−１５１７０
５＠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、−殻内に可視領域のカ
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リ、−殻
内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。

［問題熱を解決するだめの手段］本発明の内視鏡装置は、少なくとも結像光学系を右づる
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、１）を２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を備えたものである。

［作用１本発明では、照明光路ないし観察光路−Ｆ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、−殻内な可視領域のカラー画像を得ること
が可能になり、１１ａ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詳細な説明する。

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１ブロック図、第２図はバ
ンドバスフィルタターレツ１〜を示Ｊ説明図、第３図は
内視鏡装置の全体を示１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Ｆａ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。

萌記礫作部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］ネクタ５が設
けられている。前記電子内視１１１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Ｊる後方側に湾曲可能な湾曲部１０が順次
段番すられている。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づる挿入口１２が
設けられている。

第１図に丞ずように、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１１ｉＨ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、ビデオブロセツ＋＋　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が設りられて
いる。このランプ２１としては、−殻内なキセノンラン
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
光及び赤外光を天吊に発光する。このランプ２１は、電
源部２２によってミノＪが供給されるようになっている
。ｆｉｉ’ｒ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Ｊ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。この図に示すにうに、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ｓｏｏｎｍ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
′も透過づ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人ＯＡ
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ｊ″
＋３　／；るバンドパス特性を右づる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１゜すなわち、フィルタ５１ａは、第７図に示すように、５
６９ｎｍを中心と１“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
示ずように、８０５ｎｍを中心とする狭帯域と、９００
ｎｍ以上の波長を透過Ｊる。フィルタ５１ｃは、第９図
に示づように、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の幅を右りる帯域を透過する。

また、フィルタ５１ｅは、第１１図に示づように、約４
００〜７５０ｎｍ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、観察波長を選択づ
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のうら、前記切換え回路４
３で選択したＩ）！Ｊ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ａＡ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、固体搬＠木子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、１１４記信号線１２６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ＩＩａ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内に設りられた
プリアンプ３２に人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３
３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ｔす（
１）３６ａ、メモ！Ｊ　（２）３６ｂ、メモリ（３）３
６Ｃ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
人力され、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、前記ビデオブロヒッ壷す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、七−
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−Ｃ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ＩｆＩ！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１１ｆｉ像素子１６によって撮像される。ぞして、
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（８０
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、Ｓ０２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ωの観察が可能である。尚、第４図から分かるよ
うに、Ｓ０２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、５６９ｎ　ｒｒｌ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
８０５ｎｍ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Ｉｌｌ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（ＩｎｄＯｃＶ
ａｎ　ｉ　ｎｅ　　０ｒｌＥｉｅｎ）を混入した血液は
、８０５ｎｍ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９ＱＱｎｍ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１１４１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
６５０ｎｍ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″ｉＸ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８０ｏｎｍ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、１３の画
像として出力される。

ところで、第５図に、８０２の変化による血液の吸光度
の変化を示すために、オキシ（ｉＩ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８００ｎ
ｍ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、８０２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、Ｓ０２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
４００ｎｍ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ｍＦＩＩ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、ヘモクロピン
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、８０２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人力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６２
ａ、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！１．ｌＪ　ｉｌｌ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ｌｏ
ｇ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に人力され、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＋ｏｇアンプ６５ｂ、６５
Ｇ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５１
Ｃが選択された場合には、前記差動アンプ６６ａ、６６
ｂによって、８０２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、８０２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
だけ溶は込んでいるか、りなわら、酸素飽和度を知るこ
とができる。また、酸素が多く溶は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８
０２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ｎを行うことにより、フィル
タ５１ｃを選択したときには、前記８０２が求められる
。また、前記差動アンプ６６ｂの出力は、フィルタ５１
ａ、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、ヘモグロビン間の変化を観察。

３１測Ｊ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人力のセレクタ６８に
入力され、このセレクタ６８から、Ｓ０２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１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図に尽す信号処理回路６０は、計咋をハード
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のうらの１つを選
択的に照明光路中に介装づることによって、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ずブロック図、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
端部に、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Ａづるフィルタは、赤外帯域における約９００
ｎｍ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
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υ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Ｒ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５
１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（Ｌｒ’Ｆ
）１２３．１２４及びバンドパスフィルタ（ＢＰＦ）１
２５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１２６．１
２７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０ｔｆｃ側の輝度信号ＹＨ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ＢＰＦｌ　
２５を通して色信号成分が抽出され、この色信号成分は
１１−Ｉ　Ｄ　Ｌ　（Ｉ　Ｈデイレイライン）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Ｉ　ＨＤ　Ｌ
　１３４の出力は、プロセス回路１２７で処即し、さら
に垂直補正回路１３７で垂直アパーヂャ補正した低域側
の輝度信すＹＬ−と混合器１３８で混合され、この混合
出力が前記加算器１３５及び減口器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１４１．１４２に入力さ
れ、補正回路１３３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ＹＨとＹＬ
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りＯ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１
４５から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
同期信号が人力され、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５１８〜５１ｅのうらの
１つを選択的に照明光路中に介装することににって、通
常画像、及び血液中のヘモグロビンの酸素飽和度、血流
Ｍ、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０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承りブロック図、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１
８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寸
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＠２６０は、例えば、第１２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１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
５１８．５１ｂ、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２５
１ａは、第１９図に示寸ように、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Ｊる特性になっている。一方、フィルタ２
５１ｂ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どの組合わせにより
、第２１図に示づように、Ｒ，Ｇ、Ｂの各部に時系列的
に分光された照明光が出力される。そして、この照明光
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５
０と前記フィルタ２５１ａとの紺合わせにより、第２２
図に示１ような照明光が得られる。すなわら、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−（−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５
０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８８０〜１１０００
ｎ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１ヘモグロビンの吸収（吸光）
特性から、ヘモグロビンの吊を輝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図に示ず血液に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、ＩＣ
Ｇｊｉ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８の画像を用いて、血液中のＩ　ＣＧ１１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２５１ａｍ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ＩＣＧ３１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惇処理覆ることで
、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、診所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図は内祝１１装置の構成を示すブロック図、第２
５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）ないしく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、Ｍａ（マゼンタ）、Ｙｅ（イエロー）、ＣＶ
（シアン）各補色系の色分離フイルタを設【ノでいる。

前記Ｍｏを透過するフィルタは、第２６図（ａ）に示す
ように略５００ｎｍ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５００ｎｍ　〜７９０ｎｍ
の領域を透過し、前記Ｃｙを透過するフィルタは、第２
６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図に承りように、Ｄ／Δ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４３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、処理方法を切り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Ｒ２Ｏ，Ｂ
信号は、そのまま出力される共に、エンコーダ３８にて
ＮＴＳＧ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５
１ａ、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２５
１ｂ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づる赤外カットフィルタになってお
り、フィルタ２５１ｃは、第２８図に示ずように略７１
０ｎｍ以下の可視光領域の光をカットする可視カットフ
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、Ｍ
ｏ、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ｆｉＪＩ演算処理装置２７０において、Ｍ
ａｉｉ！ｉｉ像とＹｅ画像の出力レベル差より、第２９
図に示すａｏｏｎｍ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１’　９００　ｎ　ｍ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
８１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５
０）を補色系とづることにより、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Ｊること
ができる。

また、波長制限手段としては、異なる透過特性を右する
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６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、Ｉｉｉ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、−殻内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１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
視鏡装置の仝休を示す側面図、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？ｌＡｌ１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Ｊ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ポジ説
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
を示り説明図、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）ないしく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
承り説明図、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１説明図である
。１・・・電子内視鏡　　　　６・・・ビデオブロセッリ
７・・・モニタ　　　　　　１５・・・対物レンズ系１
６・・・固体囚像素子　　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第４図液受（ｎｍ）第６図ｉｔＬ長（ｎｍ）第７図 −ＪＬ長（ｎｍ）第８図第９図第１０図第１ｆ図第１５図１支長（ｎｍ）波長（面）

Claims

【特許請求の範囲】

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つ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を
備えたことを特徴とする内視鏡装置。