JPH02206423A - 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、複数の単色光画像の吸光度の差から粘膜下の
目脂情報を画像として得る内視鏡装置に関し、特に機能
情報画像の解像度を向上させる技術の改良に関する。

（従来の技術） 従来のこの種の内視鏡装置は、例えばソレノイド駆ｌｊ
ＪＲ構により干渉フィルタを１枚づつ選択して光源出射
光の光路上に差し換え挿入し、各挿入された干渉フィル
タを通して体腔内に照射光を導く各照射下で体腔内を画
像して複数の単色光画像を作成し、この複数のＢ１色光
画像の吸光度の差を演算により求め、求められた吸光度
の差から体腔内の粘膜下の機能情報を画像として得てい
た。

（発明が解決しようとする課題》 しかしながら、従来のように光源出射光の路上に干渉フ
ィルタを１枚づつ挿・入する方式どした場合にＪ５いて
は、単色光画像相互の時間差を少なくすることに限界が
あり、従って、従来は演算して求めた機能情報画像の解
像度を更に向上させることができなかった。

本発明は、係る事情に鑑みてなされたもので、その目的
とするところは、単色光画像相互の時間差を可及的に少
なくすることができる内視鏡装置を提供することにある
。

［発明の構成］ （課題を解決するための手段） 本発明は、上記の目的を達成するため、複数の単色光画
像の吸光度の差を演算により求め、この演算結果を基に
臓器粘膜下の機能情報を画像として得る内視鏡装置にお
いて、 前記演算に対応する干渉フィルタ相互を円周方向に沿っ
て隣接配置してなるフィルタ円板と、このフィルタ円板
を回転駆動して前記各干渉フィルタを時系列的に連続し
て光源出射光の光路上に挿入する円板駆動制御手段と、
を具備することを特徴とする。

（作用） 本発明による内視鏡装置であれば、吸光度の差を求める
演算に対応する各干渉フィルタを光源出射光の光路上に
時間差最小で１枚づつ挿入することができるから、単色
光画像間の時間差が最小に抑λ３れることになる。従っ
て、吸光度の差を求める演算結果を基に得られる機能情
報画像の解像度が従来に比して向上される。

（実施例） 第１図は、本発明が適用された一実施例の内視鏡装置の
構成を示すブロック図である。

この一実施例の内視鏡装置は、システム全体の制御中枢
としてＣＰＵ　１を設けており、このＣＰＵ１により光
源コントローラ２、カメラコントローラユニット（以下
ＣＣＵという）３、Ａ／Ｄ変換器４、切換器５、通常光
フレームメモリ６、λフレームメモリ７、λ２フレーム
メモリ８、λ３フレームメモリ９、λ４フレームメモリ
１０１演算回路１１、機能画像フレームメモリ１２、デ
イスプレィメモリ１３、Ｄ／Ａ変換器１４等をマイクロ
プロセッサ制御するようになされている。

そして、内視鏡スコープ１５の導中部を被検体の体腔内
に導入してその体腔内を撮影する際、光源コントローラ
２によりキセノン（Ｘｅ　）ランプ１６及び駆動モータ
１７を駆動制御するようになされている。

更に駆動モータ１７の回転軸に、フィルタ円板１８が着
説自在に構成されており、このフィルタ円板１８は、ヘ
モグロビン量に対応した機能情報画像を得る場合、第２
図に示す如くλ１．λ２で示す各干渉フィルタを円周方
向に沿って隣接配置し、また０ＰＥＮで示す素通しフィ
ルタと、ＮＤで示す光量減衰フィルタとを配置してなる
フィルタ円板とする。

また、ヘモグロビンｍ及びヘモグロビンの配素飽和度の
それぞれに対応した機能情報画像を得る場合、第３図に
示す如くλ３．λ４．λ１．λ２で示す各干渉フィルタ
を円周方向に沿って隣接配置し、また０ＰＥＮで示す素
直通しフィルタと、ＮＤで示す光量減衰フィルタとを配
置してなるフィルタ円板とする。

但し、干渉フィルタにおいて、λ１は５６９　ｎ１１１
λ２は６５０　ｎｉ、λ３は５７７　ｒｌｍ、λ４５８
６０１を各々中心透過波長とするものである。

即ち、第２図に示す如くのフィルタ配列としたフィルタ
円板は、０ＰＥＮ→ＮＤ→λ１→λ２の順番でＸｅラン
プ１６の出射光の光路上に繰り返し挿入する構成とされ
ている。

また、第３図に示す如くのフィルタ配列としたフィルタ
円板は、０ＰＥＮ−＋ＮＤ→λ３→λ４→λ１→λ２の
順番でＸｅランプ１６の出射光の光路上に繰り返し挿入
する構成とされている。

なお、第１図中、１９は集光レンズ、２０は反射板、２
１はＣＲＴとしたデイスプレィである。

このような第２図及び第３図に示す如くのフィルタ配列
構成とすることによって、吸光度の差を求めるＰｔＡ算
に対応した各干渉フィルタλ１〜λ４は、互に隣接され
ることになるとともに、吸光度の大きい中心透過波長か
ら低い中心透過波長へ変化させることができる。この関
゛係を中心透過波長−吸光度特性で示すと第４図に示す
通りとなり、また第４図に示す特性の関係から、配素飽
和度：１５０２及びヘモグロビンｆｆｉ：１ｌ−１ｂが
求まる。

なお、第４図中、吸光度差Ａは、中心透過波長：λ＋　
　（５６９ｎｌｎ）と中心透過波長：λ４との各吸光度
点を結ぶ線分に対し、中心透過波長：λ３（５７７ｎｌ
）の吸光度点の吸光度高さを差で示したものである。吸
光度差Ｂは、中心透過波長：λ（５６９ｎｍ）と中心透
過波長：λ４　（５８６ｒ＋ａ＋）との各吸光度の差を
示したものである。吸光度差Ｃは、中心透過波長：λ＋
　　（５６９ｎｍ）と中心透過波長：λ２　　（６５０
ｎｎ＋）との各吸光度の差を示したものである。

即ち、酸素飽和度：ｌＳＯ２は、 ｌ５Ｏ２−０，６７３・Ａ／８ となる。

また、ヘモグロビン量：Ｉ）−１ｂは、ＩＨｂ−２００
−Ｃ で求まる。

前述の如く構成において、フィルタ円板１８における０
ＰＥＮは通常観察時に用いる。ＮＤは機能画像撮影時の
通常光画像を得る場合に用いる。

そして、ｖ１能情報撮影時に、吸光度の差を求める演算
に対応した各干渉フィルタが互いに隣接し、連続してｘ
ｅランフ１６の出射光の光路上に挿入することができる
場合、臓器粘膜の動きによる画像上の被写体像の位置ず
れを最小に抑えることができる。

また、吸光度の大きい中心透過波長による照明下で得ら
れる画像がＮＤ照明下で得られる画像と時間的に近けれ
ば演算して求めた機能情報画像とＮＤ両画像の間の動き
による画像上の被写体像の位置ずれを小さくすることが
できる。これは、吸光度の大きい波長の画像には、被写
体の構造に関する情報が多く含まれていることによる。

次に、動作を説明すると、通常観察時には、フィルタ円
板１８の０ＰＥＮ８Ｉ１分がＣＰ０１制御の光源コント
ローラ２によるモータ１７の駆動制御で選択されてＸ１
３ランプ１６の光路上に配置されている。そして、内視
鏡スコー゛プ１５で体腔内を搬像して得られた電気信号
は、ＣＣＩＪ３によりアナログの画像データに変換され
、Ａ／Ｄ変換器４によりディジタル化され切替器５を通
して通常光フレームメモリ６に記憶される。ＣＰＵＩの
読出し制ｗＪＰにより通常光フレームメモリ６からデイ
スプレィメモリ１３への画像データが送出され、ここで
−旦記憶された画像データはＤ／Ａ変換器１４によりア
ナログの画像データに変換されてデイスプレィ２１へ送
出される。従って、デイスプレィ２１上に通常搬彰内容
が画像表示される。

このように通常観察を行っている際、ヘモグロビン量を
測定する必要が生じたとする。この場合、フィルタ円板
１８として例えば第２図のフィルタ円板を用いる。この
状態下で内視鏡スコープ１５のグリップ部に設けた画像
収集ボタン（不図示）が押されると、ＣＰＵ１の制御の
下に光源コントローラ２によるモータ１７の駆動制御で
フィルタ円板１８が回転され、順次、２１部分、２２部
分が繰り返し選択されて）（ｅランフ１６の出射光の光
路上に挿入される。これに同期してＣＰＵ１の制御によ
り切替器５がλ１フレームメモリ７及びλ２フレームメ
モリ８を順次選択するので、λ１λ２の各フィルタ画像
がλ１フレームメモリ７及びλ２フレームメモリ８にそ
れぞれ格納される。

このとき、ＣＰＩＪｌの制御の下に演算回路１１におい
て、λ零フレームメモリ７及びλ２フレームメモリ８に
格納されている各フィルタ画像の各画素についてヘモグ
ロビン量を求める演算が実行され、この演算結果が機能
画像フレームメモリ１２に機能情報画像データとして一
旦記憶された後、デイスプレィメモリ１３へ送出される
。デイスプレィメモリ１３において一旦記憶された機能
情報画像データはＤ／Ａ変換器１４によりアナログの機
能情報画像データに変換されてデイスプレィ２１へ送出
される。従って、デイスプレィ２１上にヘモグロビン量
を示す機能情報画像が表示される。

このようにして、デイスプレィ２１上にヘモグロビン量
を示す機能情報画像を表示する際、干渉フィルタ：λ１
と、干渉フィルタ：λ２とがｐＩ４Ｍ配置されているた
め、臓器粘膜の動きによる撮影をほとんど受けず、従っ
て従来に比し機能情報画像の解像度が向上された。

更に、ヘモグロビン酸及びヘモグロビンの酸素飽和度を
測定する必要が生じたときには、フィルタ円板１８とし
て例えば第３図のフィルタ円板を用いる。この状態下で
内視鏡スコープ１５のグリップ部に設けた画像収集ボタ
ン（不図示）が押されると、ＣＰＵ１の制御の下に光源
コントローラ２によるモータ１７の駆動制御でフィルタ
円板１８が回転され、順次、２３部分、２４部分、２１
部分、２２部分が繰り返し選択されてｘｅプラン１６の
出射光の光路上に挿入される。これに同期してＣＰＬｌ
ｌの制御により切替器５がλ３フレームメモリ９、λ４
フレーム１０、λ１フレームメモリ７、λ２フレームメ
モリ８を順次選択するので、λ３．λ４．λ１．λ２の
各フィルタ画像がλ３フレームメモリ９、λ４フレーム
メモリ１０１λ１フレームメモリ７、λ２フレームメモ
リ８にそれぞれ格納される。

従って、演算回路１１において、λ３フレームメモリ９
及びλ４フレームメモリ１０に格納されている各フィル
タ画像の各画素について酸素飽和度を求める演算が実行
され、続いてλ１フレームメモリ７及びλ２フレームメ
モリ８に格納されている各フィルタ画像の各画素につい
てヘモグロビン量を求める演算が実行され、この演算結
果が機能画像フレームメモリ１２を経てデイスプレィメ
モリ１３へ送出されるから、デイスプレィ２１上には酸
素飽和度及びヘモグロビン量を示す機能情報画像が表示
されることになる。この場合も、従来に比し機能情報画
像の解像度が向上されている。

以上、ヘモグロビン量及び酸素飽和度の機能情報を測定
する場合の各実施例を示したが、本発明は他の種々の機
能情報を測定する場合にも応用することができる。例え
ば、ＩＣＧ（インドシアニングリーン）を被検者に静脈
注射して血管造影した状態下で臓器粘膜下の機能情報を
画像として得る場合にも適用することができる。

この血管造影による測定の場合、第５図に示す示す如く
、中心透過波長：８０５ｎａ＋の干渉フィルタと、中心
透過波長：　６００ｎ−の干渉フィルタとを円周方向に
沿って隣接配置し、また０ＰＥＮで示す素通しフィルタ
と、ＮＤで示す光量減衰フィルタとを配置してなるフィ
ルタ円板を用いる。なお、このフィルタ円板における８
　０５　ｎｉの干渉フィルタと、６００　ｎｉの干渉フ
ィルタとの関係を表わす中心透過波長−吸光度特性は第
６図に示す通りとなる。

第５図に示す通りに干渉フィルタを配置した場合、フィ
ルタ円板は、０ＰＥＮ−＋ＮＤ−＋８０５ｎ＋＋＋→６
００ｒｖの順番で光源出射光の光路上に繰り返し挿入さ
れるので、吸光度の大きい中心透過波長から低い中心透
過波長へ変化させることができる。

そして、システム構成全体を第１図に同様の構成にして
おけば、血管造影下の機能情報画像を高解度で得ること
ができる。

［発明の効果］ 以上説明したように、本発明が適用された内視鏡装置は
、演算に対応する干渉フィルタ相互を円周方向に沿って
隣接配置してなるフィルタ円板を、円板駆動制御手段に
より駆動制御することにより、上記各干渉フィルタを順
次光源出射光の光路上に時間差最小で１枚づつ挿入する
ことができるので、機能情報画像を高解像度で得ること
ができるものである。

【図面の簡単な説明】

第１図は本発明が適用された一実施例の内視鏡装置の構
成を示すブロック図、第２図及び第３図はそれぞれ第１
図の一実施例構成におけるフィルタ円板の詳細説明図、
第４図はその第１図の一実施例構成における干渉フィル
タにおける中心透過波長−吸光度特性を示す特性曲線図
、第５図は本発明が適用された他実施例におけるフィル
タ円板の詳細説明図、第６図はその第５図の他実施例の
干渉フィルタにおける中心透過波長−吸光度特性を示す
特性曲線図である。 １・・・ＣＰＬＪ　　　２・・・光源コントローラ３・
・・ＣＣＬＩ　　　４・・・Ａ／Ｄ変換器５・・・切替
器　　６・・・通常光フレームメモリ７・・・λ１フレ
ームメモリ ８・・・λ２フレームメモリ ９・・・λ３フレームメモリ １０・・・λ４フレームメモリ　１１・・・演算回路１
２・・・機能画像フレームメモリ

Claims (2)

【特許請求の範囲】
1. （１）複数の単色光画像の吸光度の差を演算により求め
   、この演算結果を基に臓器粘膜下の機能情報を画像とし
   て得る内視鏡装置において、 前記演算に対応する干渉フィルタ相互を円周方向に沿っ
   て隣接配置してなるフィルタ円板と、このフィルタ円板
   を回転駆動して前記各干渉フィルタを時系的に連続して
   光源出射光の光路上に挿入する円板駆動制御手段と、を
   具備することを特徴とする内視鏡装置。
2. （２）前記フィルタ円板は、複数枚の干渉フィルタを吸
   光度の大きい波長から低い波長へ変化し得る配列構造と
   したことを特徴とする請求項１記載の内視鏡装置。