JPH02104332A - 分光測定用内視鏡装置 - Google Patents

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、内視鏡により得た複数の色信号のうちの任意
の色信号に基づいて映像化と数値化を行うことにより生
体組織の情報を得られるようにした分光測定用内視鏡装
置にｌ！ｌする。

［従来の技術］ 近年、体腔内に細長の挿入部を挿通することにより、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
視鏡が広く用いられている。

ところで、従来の内視鏡装置は第１４図に示すような構
成になっている。この図に示すように、従来の内視鏡装
置１は、生体２の体腔内に細長の挿入部３が挿通される
電子内７４！ｉ４と、この電子内祝Ｒ４のユニバーサル
コード５のコネクタ５Ａを介して接続される映像信号処
理を行う機構を有する観察装置６と、この観察袋Ｎ６に
接続される映像信号をカラー表示するモニタ７と、前記
コネクタ５Ａから分岐された吸引ケーブル８を介して電
子内視鏡４に接続される吸引器９とにより構成されてい
る。

この内視鏡装置１の画像信号の流れを第１５図に示す。

この図に示すように、ランプ１１から出射された光は、
モータ１２により回転駆動される回転フィルタ１３によ
り赤（Ｒ）、緑（Ｇ）、青（Ｂ）の各波長域に時系列的
に分離され、絞りとしてのメツシュフィルタ１４により
光量を調整された後、前記電子内視鏡４のライトガイド
１５０入射端に入射される。この面順次照明光は、前記
ライトガイド１５により前記電子内祝１１４の先端部に
導かれ、この先端部から出射され、被写体に照射される
。この照明光のうち被写体から反射された光が、撮像光
学系により内視鏡の先端部に設けられたＣＣＤ２１上に
結像される。このＣＣＤ２１からの画像信号は、アンプ
２２に入力されて、所定の範囲の電圧レベルに増幅され
る。このアンプ２２の出力は、γ補正回路２３に入力さ
れて、そこでγ補正される。ＲＧＢ面順次方式の場合に
は、このγ補正された後の信号が、Ａ／Ｄ変換器２４に
よりディジタル信号に変換された後に、切り換えスイッ
チ２５を通じてＲ，Ｇ、Ｂの各信号に対応するＲメモリ
２６Ｒ，Ｇメモリ２６Ｇ、Ｂメモリ２６Ｂにそれぞれ記
憶される。これらの各メモリ２．６Ｒ１２６Ｇ、２６Ｂ
に記憶された画像信号は、ＴＶ倍信号タイミングで呼び
出されて、それぞれＤ／Ａ変換器２７Ｒ，２７Ｇ、２７
Ｂによりアナログ信号に変換される。アナログ変換され
た各画像信号は、同期信号発生回路３２により発生され
た同期信＠５ＹＮＣと共に、ＲｌＧ、Ｂの各信号出力端
に送られる。そして、このようにして得られたＲＧＢ信
号が第１４図に示すモニタ７に表示されて内視鏡観察が
行なわれるようになっている。

又、前記アンプ２２からの映像信号は、露光量の調整を
行うため、積分回路１７と絞りサーボ部１８とからなる
絞り調整機構部１６に入力される。

この絞り調整機構部１６では、まず、上記積分回路１７
によりＲ，Ｇ、Ｂの各信号を積分し、次いで、積分した
各信号値を、１画面の光Ｍ値として絞りサーボ部１８に
転送する。この絞りサーボ部１８で°は、この光量値に
基づいてモータ１９を制御して、メツシュフィルタ１４
を回転させて露光量の調整を行う。

前記電子内視鏡装置１には、更に、画像信号の行き先と
それを転送する際のタイミングとを制御するための制御
信号発生回路３１も設けられている。この制御信号発生
回路３１は、前記切り換えスイッチ２５と、前記各メモ
リ２６Ｒ，２６Ｇ。

２６Ｂと、前記同期信号発生回路３２と、前記モータ１
２とに接続されており、これらの各要素に対して制御信
号を供給する。

このように、従来例では、可視領域部分をＲｌＧ、Ｂの
３つの領域に分割し、それぞれの領域内で生体の分光特
性をＩ　ｒｌｆ　１；ることにより映像信号を構成して
いる。

［発明が解決しようとする課題］ このため、生体の分光特性における微細な変化が積算さ
れる段階で失われてしまい、生体の正常部と病変部との
差異の検出が困難な場合があった。

又、色彩に閏する強調処理を行う場合、Ｒ，Ｇ。

Ｂ信号からでは微細な変化がとられられないため、粘度
の良い処理を行うことが困難であった。

【発明の目的］ 本発明は、上記の事情に鑑みてなされたものであり、生
体［Ｉ織の有する分光特性の微細な変化をとらえること
のできる分光測定用内視鏡装置を提供することを目的と
する。

［課題を解決するだめの手段］ 本発明の分光測定用内視鏡装置は、内視鏡からの映像を
複数の色信号に分解し且つ電気信号に変換する分光測定
用内視鏡装置において、上記複数の色信号を得るために
照明光を複数の波長域に分離して供給する検光手段と、
上記複数の色信号を記憶する記憶手段と、上記記憶手段
に記憶された上記複数の色信号のうちから任意の信号を
選択する選択手段と、上記選択手段により選択された信
号に基づいて映像化及び数値化を行う算出手段とを具備
するものである。

［作用］ 即ち、本発明の分光測定用内視鏡装置においては、内視
鏡により得られた複数の色信号のうちから、任意の信号
が選択されて、その信号に基づいて映像化及び数値化が
行なわれるようにされている。

［実施例］ 以下、添附図面を参照しながら本発明の実施例について
述べる。

第１図ないし第７図は本発明の第１実施例に係わり、第
１図は分光測定用内視鏡装置の構成を示すブロック図、
第２図は内視鏡装置全体の説明図、第３図は回転フィル
タの正面図、第４図は各色透過フィルタが透過する光の
波長域を示す図、第５図はヘモグロビンの分光特性を示
す図、第６図は演算処理回路の構成を示すブロック図、
第７図は演算処理回路の動作を示すフローチｔｒ−トで
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４１を具備している。この電子内視鏡４１は、生体
内に挿入される細長で例えば可撓性の挿入部４２を有し
ており、この挿入部４２の後端に大径の操作部４３が連
設されている。この操作部４３の後端部から、その側方
に可撓性のユニバーサルコード４４が延接されており、
このユニバーサルコード４４の先端部には、コネクタ４
５が設けられている。前記電子内視鏡４１は、前記コネ
クタ４５を介して、光源装置と信号処理回路とが内蔵さ
れたビデオプロセッサ４６に接続されるようになってい
る。このビデオプロセッサ４６には、観察用のモニタ４
７や、図示しない各種信号処理装置等が接続されるよう
になっている。

前記挿入部４２の先端側には硬性の先端部４９が設けら
れており、この先端部４９に隣接する後方側には湾曲可
能な湾曲部５０が設けられている。

又、前記操作部４３には湾曲操作ノブ５１が設けられて
おり、この湾曲操作ノブ５１を回転操作することにより
、前記湾曲部５０を上下／左右方向に湾曲できるように
なっている。又、前記操作部４３には、前記挿入部４２
内に設けられた処置具チ１／ンネルに連通する挿入口５
２が設けられている。

第１図を参照すれば、電子内視鏡４１の挿入部４２内に
は、照明光を伝達するライトガイド６６が挿通されてい
る。このライトガイド６６の先端面は、前記挿入部４２
の先端部４９に配置され、この先端部から照明光を出射
できるようになっている。又、前記ライトガイド６６の
入ＤＪ端側は、前記ユニバーサルコード４４内を挿通さ
れ、前記コネクタ４５に接続されている。そして、この
コネクタ４５を前記観察装置４６に接続１゛ることによ
って、この観察装置４６内の光源装置から出射される照
明光が前記ライトガイド６６の入射端に入射されるよう
になっている。又、先端部４９には対物レンズ系７１が
設けられており、この対物レンズ系７１の結像位置には
固体１１ｍ素子例えばＣ０Ｄ７２が配設されている。こ
のＣ０Ｄ７２には、信号線６７．６８が接続されており
、これらの信号線６７．６８は、前記挿入部４２及び前
記ユニバーサルコード４４内に挿通されて前記コネクタ
４５に接続されている。

一方、ビデオプロセッサ４６内には、紫外光から赤外光
に至る広い帯域の光を発するランプ６２と、このランプ
６２へ電流を供給する電源６１と、前記ランプ６２の照
明光路中に配設されていて、前記ランプ６２の発する光
を時系列的に色分離する回転フィルタ６３と、この回転
フィルタ６３を回転駆動するモータ６４と、このモータ
６４を制御するモータドライバ６５とを有する、検光手
段としての光源部が備えられている。

又、前記回転フィルタ６３には、第３図に示すように、
複数の色分離フィルタ６３ａ、６３ｔ）。

６３ｃ、６３ｄ、６３ｅ、６３ｆ、６３ｇおよび６３ｈ
が、周方向に沿って配列されている。これらの色分離フ
ィルタ６３ａ、６３ｂ、６３ｃ、６３ｄ、６３ｅ、６３
ｆ、６３Ｑおよび６３ｈは、それぞれ、第４図に示すａ
、ｂ、ｃ、ｄ、ｅ、ｆ。

ｇおよびｈの波長域の光を透過する特性を有している。

前記ランプ６１から出射された光は、前記回転フィルタ
６３により前記ａ、ｂ、、、、ｈの各波長域に時系列的
に分離されて、前記ライトガイド６６の入射端に入射さ
れるようになっている。この色分離された照明光は、前
記ライトガイド６６により先端部４９に導かれ、この先
端部４９から出射されて、被写体に照射されるようにな
っている。

一方、前記対物レンズ系７１の結像位置には、前記した
ように、Ｃ０Ｄ７２が配設されている。

そして、前記面順次照明光により照明された被写体像は
、前記対物レンズ系７１により結像されて、前記Ｃ０Ｄ
７２により電気信号に変換される。このＣ０Ｄ７２から
の画像信号は、ＣＯＤドライバ７３からの駆動信号の印
加により高速に読み出されて、プロセス回路７４に入力
され、処理されて映像信号に変換されるようになってい
る。この映像信号は、次いで、Ａ／Ｄ変換器７５に入力
されてディジタル信号に変換され、更にセレクタ回路７
６に入力されて各波長域別に分岐されて、記憶手段とし
てのメモリ部７７内の各メモリ７７ａ。

７７ｂ、、、、７７ｈにそれぞれ記憶されるようになっ
ている。そして、このメモリ部７７に記憶された各映像
信号は、次いで、Ｄ／Ａ変換部７８に入力され、このＤ
／Ａ変換部７８内の各Ｄ／Ａ変換器７８ａ、７８ｂ、、
、、７８ｈによりそれぞれアナログ信号に変換されるよ
うになっている。

これらのアナログ変換された各映像信号は、選択手段と
しての選択回路７９により選択された後に演算処理回路
８０により演算処理され、次いで、エンコーダ回路８１
によりビデオ信号として表示可能な信号に変換されて、
モニタ４７に画像が表示されるようになっている。

この内祝鏡装置４２には、更に、前記演算処理回路８０
によって処理された映像のレベルを検出して数値データ
化するためのレベル検出回路８２も設けられている。

そして、前記ｗＡ算処理回路８０と、前記エンコーダ８
１と、前記レベル検出回路８２とにより、算出手段を構
成している。

又、上記の各回路が動作するタイミングを制御するため
のタイミングジェネレータ９１も設けられている。この
タイミングジェネレータ９１は、前記モータドライバ６
５と、前記ＣＯＤドライバ７３と、前記プロセス回路７
４と、前記Ａ／Ｄ変換器７５と、前記セレクタ回路７６
と、前記メモリ部７７の各メモリと前記Ｄ／Ａ変換部７
日の各Ｄ／Ａ変換器と、前記選択回路７９と、前記レベ
ル検出回路８２とに接続されており、これらの各要素に
対して同期信号を発生するようになっている。

次に、以上のように構成された本実流例の動作について
述べる。

モータドライバ６５から、回転フィルタ６３を回転駆動
するモータ６４に対してモータ駆動信号が送られる。前
記モータ６４は、この駆動信号により前記回転フィルタ
６３を回転させる。ランプ６２から出射された照明光は
、前記回転フィルタ６３を通過することによって、第４
図に示すａ。

ｂ、ｃ、ｄ、ｅ、ｆ、ｇ及びｈの各波長域の光に時系列
的に分離されて、電子内視＃Ａ４１のライトガイド６６
の入射端に入射される。この照明光は、前記ライトガイ
ド６６により先端部４９に導かれ、先端面から出射され
、被写体に照射される。

鹸記各波長域の光により照明された被写体像は、対物レ
ンズ系７１によりＣ０Ｄ７２上に結像され、このＣ０Ｄ
７２により電気的な画像信号に変換される。この画像信
号は、ＣＯＤドライバ７３からのドライブ信すの印加に
より読み出されて、プロセス回路７４により映像信号に
変換され、次いで、Ａ／Ｄ変換器７５によりディジタル
信号に変換され、更に、セレクタ回路７６に入力されて
、このセレクタ回路７６から、時系列的に狭帯域の波長
に分離された画像信号として、メモリ部７７の各メモリ
７７ａ、７７ｂ、、、、７７ｔＮＣ対応スル波長域毎に
それぞれ記憶される。これらの各メモリ７７ａ、７７ｂ
、、、、７７ｈに記憶サレｆｃ　画像信号は、同時化さ
れて読み出されて、Ｄ／Ａ変換部７８の各Ｄ／Ａ変換器
によりアナログ型式の画像信号に変換された後、選択処
理手段７９により選択され、演算処理回路８０に入力さ
れる。

第５図にはヘモグロビンの分光特性が示されている。こ
の図から明らかなように、ヘモグロビンｉ？ｌ累飽和度
（８０２）が変化すると、それに伴い血液の分光特性も
変化する。この第５図には、この８０２の変化に伴う血
液の吸光度の変化を表すために、オキシ（酸化）へｔ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、ここから、波長が５８０ｎｍの近傍と８０
０ｎｍの近傍の領域は、８０２が変化しても血液の吸光
度は殆ど変化しないということがわかる。又、波長が６
５０ｎｍの近傍の領域は、８０２の変化により血液の吸
光度が変化する領域であることがわかる。従って、これ
ら３つの波長域による画像によってＳ０２の変化を求め
ることが可能となる。

一方、血液の吸光度が大きく変化する６００ｎｍから８
００ｎｍの波長の画像信号を検出して前記演算処理回路
８０によって処理することにより、へ七グロビンの分布
堡とその２次元データを得ることが可能になる。

第６図には、前記演算処理回路８０の回路構成が示され
ている。この図に示すように、前記演算処理回路８０は
、３人力１出力の３つのセレクタ１０１ａ、１０１ｂ、
１０１ｃを有している。これらの各セレクタ１０１ａ、
１０１ｂ、１０１ｃの各入力には、各波長に対応する画
像信号がそれぞれ入力されるようになっている。そして
、前記各セレクタ１０１ａ、１０１ｂ、１０１ｃＧ、Ｌ
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１０１ａ。

１０１ｂ、１０１ｃの出力は、それぞれ、逆γ補正回路
１０２ａ、１０２ｂ、１０２ｃに入力されて、前記ビデ
オプロセッサ４６で既にγ補正が行なわれていることか
ら、これをもとに戻すための逆γ補正が行なわれるよう
になっている。前記逆γ補正回路１０２ａ、１０２ｂ、
１０２ｃの出力は、それぞれレベル調整回路１０３ａ、
１０３ｂ。

１０３ｃに入力される。これらのレベル調整回路１０３
ａ、１０３ｂ、１０３ｃは、レベル調整制御信号発生回
路１０４から出力されるレベル調整制御信号によりレベ
ルを調整されるようになっており、これらのレベル調整
回路１０３ａ、１０３ｂ、１０３Ｇにより全体のレベル
が調整されるにうになっている。更に、例えば第５図に
示す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１０３ａ、１０３ｂ、１０３ｃの出力は、それ
ぞれｌｏｇアンプ１０５ａ、１０５ｂ。

１０５Ｃによって対数変換される。

これら３つのｌｏｇアンプ１０５ａ、１０５ｂ。

１０５ｃのうちの２つのｌｏｇアンプ１０５ａ。

１０５ｂの出力は、差動アンプ１０６ａに人力されて、
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。同様に、２つのｌｏｇアンプ１０５ｂ、１
０５ｃの出力は、差動アンプ１０６ｂに入力されて、他
の組合せの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Ｄ／Ａ変換部７８の各出力のうち、色透過フィルタ
６３ｅ、６３０．６３ｈからの出力が切換回路７９によ
り選択された場合には、前記差動アンプ１０６ａ、１０
６ｂによッテ、８０２の変化によって血液の吸光度が殆
ど変化しない領域に対応する画像信号と、Ｓ０２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ＰＡｔｉされて、この差から、被検体にどれだ
け酸素が溶は込んでいるか、即ち、酸素飽和度を知るこ
とができる。

前記差動アンプ１０６ａ、１０６ｂの出力は、酸素飽和
度８０２を求めるために用いられ、除算器１０７に入力
され、この除算器１０７によって所定の演算を行うこと
により、前記色透過フィルタ６３Ｇ、６３０．６３ｈに
よる出力が選択されたときには、前記Ｓ０２が求められ
る。又、前記差動アンプ１０６ｂの出力は、前記色透過
フィルタ６３ｅ及び６３ｈからの各出力又は前記色透過
フィルタ６３ｅ及び６３ｆからの各出力が選択された場
合には、どちらの組み合せの場合にも、血流量、血管の
走行状態及びヘモグロビン和の変化を観察及び計測する
ために用いられる。前記除算器１０７の出力と前記差動
アンプ１０６ｂの出力は、２人力のセレクタ１０８に入
力されて、このセレクタ１０８から、Ｓ０２を示す信号
と、血流量、血管の走行状態及びヘモグロビン聞の変化
を示り信号のうちの一方が選択的に出力される。

前記セレクタ１０８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レベル検出回路８２により数値
データ化されて出力され、一方、表示に使用する場合に
はγ補正回路１０９により再度γ補正が行われた後にエ
ンコーダ８１により符号化されて前記モニタ４７に画像
が出力される。

尚、第６図に示１演算処理回路７９は、゛演算をハード
的に行うものであるが、これをソフト的に行うようにし
ても良い。

第７図に、ヘモグロビン量を求めるための演算の７０−
チｔＩ−トを示す。いま、画像を２次元配列ＩＭ　（Ｘ
、Ｙ）で表わすと、ＸはＸ方向の画像のサイズを、Ｙは
Ｙ方向の画像のサイズをｍ昧する。又、ヘモグロビン像
をＨｂ　（Ｘ、Ｙ）で表わし、ＸがＹはそれぞれＸ方向
とＹ方向のヘモグロビン像のサイズを意味する。又、波
長へに対応する画像をλ＾で表すものとする。

そして、まず、初期設定として、Ｘ方向の位置を示す変
数１と、Ｙ方向の位置を示す変数Ｊと、最大値を示す変
数ＭＡＸとを初期化（０を代入）する。

次いで、画像入力として、処理すべき３つの画＆ＩＭ１
　（Ｘ、Ｙ）、１Ｍ２　（Ｘ、Ｙ）、１Ｍ３（Ｘ、Ｙ）
に、それぞれ、波長６５２ｎｍにおける画像λ　　と、
波長６７５ｎｍにおける画像λ６７５と、波長５５２ｎ
ｍにおける画像λ　　とを代入する。

次に、演算処理として、ヘモグロビンの最大値を求める
処理を行う。この演算処理は、以下に示すステップによ
り行なわれる。

（１）■を１カウントアツプする。

（２）Ｊを１カウントアツプする。

（３）ヘモグロビン像Ｈｂ（１，Ｊ）に、ＩＭＩ（１，
Ｊ）と１Ｍ２　（１，Ｊ）との差と１Ｍ３　（１，Ｊ）
とＩＭｌ　（１，Ｊ）との差の対数比に３２を掛は合せ
たものを代入し、このヘモグロビン像ｔｕｂ　（１，Ｊ
）の値がＭΔＸよりも大きい場合にはＭＡＸ＝Ｈｂ（１
，Ｊ）　　とする。

＜４）Ｊ＜Ｙならば（２）へ戻り、そうでなＧＪれば（
５）へ移る。

（５）Ｉ＜Ｘならば（１）へ戻り、そうでなければ次の
正規化のステップへ移る。

以上のステップにより、ヘモグロビンの最大値が求めら
れる。

次いで、正規化が行われる。この正規化は、次に示す各
ステップにより行なわれる。

（１）■を１カウントアツプする。

（２）Ｊを１カウントアツプする。

（３）ヘモグロビン像を示すＨｂ（１，Ｊ）を、Ｈｂ　
（１，Ｊ）＝Ｈｂ　（１，Ｊ）／ＭＡＸとする。

（４）Ｊ＜Ｙならば（２）へ戻り、そうでなければ（５
）へ移る。

（５）Ｉ＜Ｘならば（１）へ戻り、そうでなければ終了
である。

以上のステップにより、演算処理のステップで求められ
たヘモグロビンの最大値が正規化されて、ヘモグロビン
の量が求められる。

述べたように、本実施例によれば、複数の帯域に分割さ
れた照明光による複数の色信号のうちのいくつかを組み
合わせて選択的に読み出しこれに処理を施すことにより
、深部血管像やヘモグロビン分布像等の診断に有効な画
像を得ることができる。又、生体組織の分光特性を求め
てその色彩データを数値化して出力することもそれを画
像として表示することもでき、診断において判断を客観
的に行うための補助的な情報が得られる。

尚、本実施例では、各色透過フィルタからの各信号を選
択して読み出しているが、回転フィルタ６３に色透過フ
ィルタ６３ｅ、６３Ｑ、６３ｈのみを設けて、選択回路
７９を設けない構成として、８０２のみを出力するよう
な構成とすることもできる。

第８図は、本発明の第２実施例の構成を示すものである
。この第２実施例は、前記第１実施例の演算処理回路８
０が設けられずに、選択手段７９により選択された映像
信号を演算処理せずに映像化するものである。

この第２実施例は、上記演算処理回路８０が設けられな
い点を除けば、上記第１実施例と同様である。

この第２実施例において、紫外域から赤外域までの広帯
域にわたって分光されて信号化された各画像信号のうち
から、色透過フィルタ６３ｂからの信号と色透過フィル
タ６３Ｃからの信号とを、色透過フィルタ６３ｄからの
信号と色透過フィルタ６３ｅからの信号とを、色透過フ
ィルタ６３ｆからの信号と色透過フィルタ６３９からの
信号とをそれぞれ組み合せて選択手段７９により選択し
て読み出した場合には、通常の、即ち従来の内視鏡装置
によるものと同様のＲＧＢ映像信号が得られる。このよ
うなＲＧＢ映像信号は、第９図（Ａ）に示すように、被
写体となる生体組織の分光反射特性上の可視領域全体が
３分割されて構成されることになる。この場合に再現す
ることのできる色再現範囲を第９図（Ｂ）に示す。この
ように映像信号を構成した場合、即ち従来の内視鏡の場
合、全ての帯域を用いて映像信号を構成しているため、
３原色ＲＧＢの彩度を上げることが困難である。

そこで、前記各画像信号のうちから、色透過フィルタ６
３ｂからの信号と、色透過フィルタ６３ｄからの体丹と
、色透過フィルタ６３ｆからの信号を、それぞれ８．Ｇ
、Ｒの信号とするように選択することにより、ＲＧＢの
各置載は第９図（Ｃ）に示すように狭められ、これによ
り、第９図（Ｄ）に示すように、３原色ＲＧＢの彩度を
上げることができ、扱うことのできる色再現範囲を拡げ
ることができる。尚、このようにして映像信号を構成し
た場合には、通常のビデメ信りとは異なるために、再現
される画像は完全な自然色にはならないが、病変ｎ１等
の微妙な色彩の変化を扱う上では有用である。

又、第１０図に示すように、ＲＧＢ信号を生体組織上で
色彩が最も集中する赤領域にシフトして、赤色領域の各
色透過フィルタからの映像信号のみにより画像を構成す
るようにすることによって、赤色の微妙な変化を疑似カ
ラーとして表示することもできる。更に、メチルブルー
等の染色を行った場合も、その染色液の色調領域にＲＧ
Ｂ信号をシフトすることにより、染色部の境界を疑似カ
ラーとして表示することができ、これにより識別が容易
になる。

以上述べたように、この第２実施例においては、ＲＧＢ
信号の帯域を任意に選択することができるので、通常の
ＲＧＢ映像信号を得るようにすることも、ＲＧＢ信号の
帯域を狭めることにより扱うことのできる色再現範囲を
拡大させて病変部等の微妙な色彩の変化をとらえること
もできる。更に、ＲＧＢ信号を１つの色領域に集中する
ようにシフトさせることにより、その色についての微妙
な変化を観察することもできる。

第１１図は、本発明の第３実施例における回転フィルタ
を示すものである。ここに示１回転フィルタ１１１は、
上記第１実施例における回転フィルタ６３のようにバン
ドパスフィルタを複数種枠に組み込んだ構成ではなく、
円周上の位置により透過する波長が連続的に変化する構
成のリニア干渉フィルタである。この回転フィルタ１１
１は、上記第１実施例の回転フィルタ６３と比べて波長
の分割数が多いため、メモリ部７７とＤ／Ａ変換部７８
とをそれぞれ構成する各メモリと各Ｄ／Ａ変換器の個数
も、それに伴い必要な数だけ設けらている。

この第３実施例の内視鏡装置のその他の構成は上記第１
実施例と同様であり、同一の要素は同一の符号を記して
説明し、第１実施例と共通の動作の動作については説明
を省略する。

この第３実施例においては、ランプ６１からの照明光が
、リニア干渉フィルタ１１１により連続的に分光される
。そして、この分光された照明光により得た画像信号を
、タイミングジェネレータ９１の制御のもとに所定のタ
イミングで読み出し、任意の波長域の画像信号をメモリ
部７７の各メモリに記憶させる。次いで、前記各メモリ
に記憶された信号をＤ／Ａ変換部７８の各Ｄ／Ａ変換器
を介して選択手段７９により読み出した後、第１２図に
示すフローチャートに従って演算回路８０により処理を
行って観察像の各点の色度座標を算出する。

第１２図のフローチャートの各ステップについて述べる
前に、ＣＩＥ　（国際照明委員会）の表色系とＬ＊ａ＊
ｂ＊色度空間を示す式について説明する。

分光組成をφ（λ）とすると、その色刺激は、次の３刺
激値Ｘ、Ｙ、Ｚで表される。

Ｐ＝ＡΣψ（λ）ｘｐ （Ｐ：Ｘ、Ｙ、Ｚ　　； ｐ：Ｘ　（Ｋ＞、Ｖ　（Ｋ＞、Ｚ　（Ｋ））ここで、観
察光源の分光組成をＰｏ　　（Ｋ）とし、物体の分光反
射率をＩＭ（１，Ｊ、Ｋ）とすれば、ψ（λ）＝Ｐｏ　
　（Ｋ）ＩＭ　（１，Ｊ、Ｋ）Ｃあるので、 Ｘ＝△ΣｒＭ　（１，Ｊ、Ｋ）ｘ Ｐａ　（Ｋ）ｘｘ　（Ｋ）　　　（第１式）％式％） Ｐｏ　（Ｋ）Ｘ”／（Ｋ＞　　　（第２式）Ｚ＝ΔΣＩ
Ｍ　（１，Ｊ、Ｋ）ｘ Ｐｏ　（Ｋ）ＸＺ　（Ｋ）　　　（第３式）刺激値Ｙは
測光量に比例し、ψ（λ）が［Ｗ／ｎｍｌで与えられて
いる場合、定数Ａは、ｋ＝６８３　［１ｍ／Ｗ］ である。

そして、３刺檄値をＩＭ（１，Ｊ、Ｋ）＝１のときのＹ
の値で正規化して表わすと、 Ａ−１００／Ｐｏ　（Ｋ）Ｖ　（Ｋ）　　（第４式）と
なり、この場合のＹの値は視覚反射（透過）率である。

又、ＣＩＥのＬａｂ　　色度空間は、次の各式で与えら
れる。

ＬＡＢ　（１，Ｊ、１）＝ １１６　（Ｙ／Ｙｏ　）　　　−１６（第５式）％式％
） ）］ （第６式） ＬＡＢ　（１，Ｊ、３）＝ １　／３　　　　　　　１　／３ ２００　［（Ｙ／Ｙｏ　）　　　−（Ｚ／Ｚｏ　）　　
　］（第７式） 次に、フローチャートの各ステップを説明する。

まず、初期設定トシテ、ＬＭ　（Ｘ、　Ｙ、　４１　）
と、ＬＡＢ　（Ｘ、Ｙ、３）とＰｏ　　（Ｘ、Ｙ）と、
ｘ　（４１）、Ｖ　（４１）、ｚ　（４１）を設定し、
Ｘ方向の位置を表わす変数■とＹ方向の位置を表わづ変
数Ｊを初期化（０を代入）する。ここで、１Ｍは画像を
表わし、ＸとＹはそれぞれＸ方向とＹ方向のＩｉ！！ｉ
４＆の座標であり、４１というのは波長の分割数であり
、ＬＡＢ　（Ｘ、Ｙ、３）は上記したようにＣＩＥのＬ
＊ａ＊ｂ＊色度空間を表わし、Ｐｏ　　（Ｘ、Ｙ）は観
察光源の分光組成を表わし、ｘ　（４１）、Ｖ　（４１
）、ｚ　（４１）はＣＩＥの等色間数を表わ１ものであ
る。

次に、画像入力のステップとして、３８０ｎｍ〜７８０
ｎｍの波長域を１０ｎｍ間隔に分割した各波長に対応す
る画像λ３８０＋（１−１）＄１０を画像入力ＩＭ（Ｘ
、Ｙ、Ｉ）に入力する。

次いで、演算処理のステップとして、以下に示１ステッ
プの処理を行う。

（１）■を１カウントアツプする。

（２）Ｊを１カウントアツプする。

（３）前記第１式ないし第７式の演算を行う。

（４）Ｊ＜Ｙならば（２）へ戻り、そうでなければ（５
）へ移る。

（５）Ｉ＜Ｘならば（１）へ戻り、そうでな番プれば終
了する。

上記のステップ（３）において、Ｘｏ　、　Ｙｏ　。

Ｚｏには、観察光源により定まる基準白色点の定数を代
入しである。

上記フローチャートに従って演算を行うことににより得
たＣＩＥ　　Ｌ　　ａ　　ｂ　　色度空間の値は、数値
データとして出力することもできるし、ある特定の色と
の色差を算出して疑似カラーの映像として出力すること
もできる。

このように、この第３実施例によれば、細かく分割され
た波長域の照明光による多数の色信号に基づいて観察部
位の色度座標が算出され、それがデータあるいは映像と
して出力されるので、この出力が色彩の変化を客観的に
判断する上での補助的な情報となる。又、色瓜空固の値
を分光特性に基づいて算出しているので、空間内の分布
の拡張やヒストグラムの平坦化等による色彩強調処理も
高い精度で行うことができる。

又、リニア干渉フィルタの波長域を８種類程度用いて求
めた分光特性から３次スプライン関数等の公知の補間方
法を用いて分光特性を算出しても良い。

又、ＣｒＥの等色関数は、人間の視覚特性を基本として
おり、第５図に示すような紫外領域及び赤外領域に分布
するヘモグロビンの分布特性を表すには必ずしも適切で
はない。そこで、紫外領域と赤外領域に拡張した色度座
標系を埠出することが必要になる場合もあるが、これは
本実施例では容易に行うことができる。

又、上記各実施例においては、先端部に固体搬像素子を
設けたタイプの内視鏡について述べたが、本発明はこれ
に限定されるものではなく、光学ファイバ等によるイメ
ージガイドを経由させて被観察物の外部に像を尋いてこ
の像を固体狛像素子により撮像するタイプの内視鏡装置
についても適応することができる。

［発明の効果］ 以上述べたように、本発明によれば、照明光を複数の波
長域に分割しで供給してそれらの波長域に対応する複数
の色信号を得て、それらの複数の色信号を順次記憶した
後に選択的に読み出して処理を行うことにより、生体の
分光特性が高分解能にとらえられ、生体組織の有する分
光特性の微細な変化を観察することができる。

【図面の簡単な説明】

第１図ないし第７図は本発明の第１実施例に係わり、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
視鏡装置全体の構成を示ず説明図、第３図は回転フィル
タの正面図、第４図は各色透過フィルタが透過する光の
波長域を示１図、第５図はヘモグロビンの分光特性を示
す図、第６図は演算処理回路の構成を示すブロック図、
第７図は演算処理回路の動作を示すフローチャートであ
り、第８図ないし第１０図は本発明の第２実施゛例に係
わり、第８図は内ｐＡ鏡装置の構成を示すブロック図、
第９図はＲＧＢ信号の帯域を狭めた場合に色再現可能な
範囲を示す図、第１０図はＲＧＢ信号の帯域を移動させ
た場合の説明図であり、第１１図ないし第１３図は本発
明の第３実施例に係わり、第１１図は回転フィルタの正
面図、第１２図は演算処理回路の動作を示すフローチャ
ート、第１３図はＣＩＥ等色関数を示す説明図であり、
第１４図及び第１５図は従来例に係わり、第１４図は従
来の内視鏡装置全体を示す図、第１５図は従来の内視鏡
装置の構成を示すブロック図である。 ４１・・・電′子内視鏡 ６３．１１１・・・回転フィルタ ７６・・・セレクタ　　　７７・・・メモリ部７９・・
・選択回路　　　８０・・・演算処理回路８２・・・レ
ベル検出回路 ９１・・・タイミングジェネレータ １０６・・・差動アンプ　１０７・・・除粋器１０８・
・・けレクタ 第２図 第３図 第４図 第９図 （Ａ）　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　（
８）（Ｃ）（Ｄ） ８ＧＲＹ 第１Ｏ図 第１１図 第１３ｇ１ｌ 入な「１

Claims (1)

【特許請求の範囲】
1. 内視鏡からの映像を複数の色信号に分解し且つ電気信号
   に変換する分光測定用内視鏡装置において、上記複数の
   色信号を得るために照明光を複数の波長域に分離して供
   給する給光手段と、上記複数の色信号を記憶する記憶手
   段と、上記記憶手段に記憶された上記複数の色信号のう
   ちから任意の信号を選択する選択手段と、上記選択手段
   により選択された信号に基づいて映像化及び数値化を行
   う算出手段とを具備することを特徴とする分光測定用内
   視鏡装置。