JPH02224635A - 内視鏡装置 - Google Patents

内視鏡装置

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JPH02224635A
JPH02224635A JP1101075A JP10107589A JPH02224635A JP H02224635 A JPH02224635 A JP H02224635A JP 1101075 A JP1101075 A JP 1101075A JP 10107589 A JP10107589 A JP 10107589A JP H02224635 A JPH02224635 A JP H02224635A
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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、内視鏡装置に関し、特に、可視光以外の波長
域についても映像化を可能とし、あるいは複数の波長域
によって得られる情報の映像化を可能とし、病変部また
は通常の観察では観察不能であった生体情報について詳
細に観察可能とした内視鏡装置に関１Ｊる。
［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？Ｉ！察したり、必要に応じ処置具チャン
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。
ところで、従来は、ファイバスコープと呼ばれる内視鏡
を用いて、生体腔内を観察していたが、近年、挿入部先
端に固体撮像素子を設け、可視光域以外の情報を映像化
することが試みられている。
例えば、特開昭５８−４６９２９号公報には、近赤外光
による映像を取り込み、一定レベル以上の部分を抽出し
、輪郭線で表示する技術が開示されている。
また、特開昭６２−１７４７１４号公報には、近赤外光
による像を疑似カラー化して観察可能とした技術が開示
されている。
［発明が解決しようとする課題］ しかしながら、特開昭５８−４６９２９号公報では、近
赤外光画像の変化を、ある範囲にて輪郭表示するため、
生体表面の微細な凹凸、粘膜下の血管像または血流画像
等の変化の激しい画像に対して、映像化が困難であるば
かりでなく、全て近赤外光のみを使用しているので、他
の波長により得られる生体情報が得られないという問題
点がある。
また、前記特開昭５８−４６９２９号公報では、近赤外
領域の波長を疑似カラー化しているため、通常の色調と
異なり、オリエンテーションが困難になると共に、病変
部位の診断に最も必要な色相の変化を同時に正確に観察
できないという問題点がある。また、赤外領域等の１つ
の波長領域の像のみでは、微少な情報が得られない場合
もある。
本発明は、上記事情に鑑みてなされたものであり、目的
の部位の特徴をより強調することができ、更に、通常の
観察と類似した色調の観察も可能とした内視鏡装置を提
供することを目的としている。
［１ｉ！題を解決するための手段］ 本発明の内視鏡装置は、少なくとも結像光学系を有する
内視鏡と、被写体像を複数の波長領域の像に分離する波
長分離手段と、前記結像光学系によって結像されると共
に、前記波長分離手段によって分離された各波長領域の
像を搬像する撮像手段と、前記撮像手段によって撮像さ
れた各波長領域の像のうちの少なくとも２つの波長領域
の像に基づいて新たに１つ以上の像を形成すると共に、
この新たな像を含む１つ以上の像によりｖＡ′ｇ、像を
構成する信号処理手段とを備えたものである。
［作用］ 本発明では、信号処理手段において、波長分離手段によ
り波長分離した各波長領域の像のうちの少なくとも２つ
の波長領域の像に基づいて新たに１つ以上の像が形成さ
れ、この新たな像を含む１つ以上の像により観察像が構
成される。
［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６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図は内視
鏡装置の全体を示す側面図、第３図は回転フィルタを示
す説明図、第４図は回転フィルタの各フィルタの透過特
性を示す特性図、第５図はＩＣＧの吸光特性を示す特性
図、第６図（ａ）ないしくＣ）はそれぞれ強調回路を示
す回路図である。
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の後端に大径
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ユニバーサ
ルコード４が延設され、このユニバーサルコード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Ｒ１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。更に、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Ｊ゛る挿入口１２が
設けられている。
第１図に示すように、前記電子内視ｌｔｌ内には、コネ
クタ５から先端部９まで、体腔内へ光を導くファイババ
ンドルよりなるライトガイド１３が挿通されている。ま
た、前記先端部９には、前記ライトガイド１３を介して
伝達された照明光にて照明された体腔内壁等の観察部位
からの戻り光を、光学像として結像するレンズ１４と、
このレンズ１４にて結像される光学像を光電変換する固
体録像素子であるＣＣＤ１５とが設けられている。前記
ＣＣＤ１５に接続された信号線は、挿入部２゜操作部３
及びユニバーサルコード４内を挿通された前記コネクタ
５に接続されている。
一方、前記ビデオプロセッサ６内には、前記ＣＣＤ１５
を駆動するＣＣＤドライバ３１と、このＣＣＤドライバ
３１にて駆動されるＣＣＤ１５から読み出された信号を
増幅するプリアンプ１６が設けられている。前記プリア
ンプ１６の後段には、プリアンプ１６で増幅された信号
に対してホワイトバランス、γ補正等の信号処理を行い
映像信号とするプロセス回路１７が設けられている。こ
のプロセス回路１７の後段には、このプロセス回路１７
にて処理された信号をデジタル信号に変換するＡ／Ｄコ
ンバータ１８が設けられている。このＡ／Ｄコンバータ
１８の後段には、時系列的に読み出された各波長領域の
画像を順次セレクトするセレクタ１９が設けられている
。このセレクタ１つの後段には、５画面分のメモリ群２
０が設けられ、前記セレクタ１９により順次セレクトさ
れた信号は、前記メモリ群２０の各メモリ（１）２０ａ
〜メモリ（５）２０ｅに順次記憶されるようになってい
る。前記メモリ（１）２０ａ〜メモリ（５）２０ｅの後
段には、各メモリから読み出された画像信号をアナログ
信号に変換し、同時化する５つのＤ／Ａコンバータ（１
）〜（５）からなるＤ／Ａコンバータ群２１が設けられ
ている。前記Ｄ／Ａコンバータ群２１のうち、Ｄ／Ａコ
ンバータ（４）及びＤ／Ａコンバータ（５）の後段には
、Ｄ／Ａコンバータ〈４）とＤ／Ａコンバータ（５）の
出力のレベル差を検出するレベル差検出回路２３が設（
Ｊられている。また、前記Ｄ／Ａコンバータ（１）〜（
３）の後段には、それぞれ、前記レベル差検出回路２３
にて検出されたレベル差に基づき、Ｒ，Ｇ、Ｂ各信号を
強調処理する強調回路２２ａ、２２ｂ、２２ｃｈ＜ＹＡ
けられティる。
前記強調回路２２　（２２ａ、２２ｂ、２２ｃを代表す
る。）の出力は、Ｒ，Ｇ、Ｂ信号として出力されると共
に、ＮＴＳＣエンコーダ２４に入力されてＮＴＳＣ信号
に変換されて出力されるようになっている。
一方、ビデオプロセッサ６内の光源装置側は、紫外光か
ら可視光までの広帯域の光を発光づるランプ２５と、こ
のランプ２５に電力を供給する電源２６と、前記ランプ
２５から発光される光を、狭帯域の波長幅に色分離する
回転フィルタ２９と、この回転フィルタ２つを回転駆動
するモータ２８と、このモータ２８を制御するモータド
ライバ２７とを備えている。前記回転フィルタ２９には
、第３図に示ずように、５種類の波長域に色分離を行え
るように、５種類のフィルタ２９ａ〜２９ｅが周方向に
沿って配列されている。各フィルタ２９８〜２９ｅの透
過特性を第４図に示す。フィルタ２９ａ、２９ｂ、２９
ｃは、それぞれ、Ｒ，Ｇ。
Ｂの各波長域を透過し、フィルタ２９（ｊは８０５ｎｍ
を中心とした波長域を透過し、フィルタ２９ｅは９００
〜１１０００ｎ近傍の近赤外の赤外光を透過するように
なっている。
また、ビデオプロセッサ６内には、各回路間のタイミン
グを発生するタイミングジェネレータ３０が設けられて
いる。
次に、本実施例の作用について説明する。
ランプ２５から発光された光は、回転フィルタ２９にて
、時系列的に色分離が行われる。ここで、。
回転フィルタ２９は、第３図及び第４図に示すように、
５種類の波長域に色分離を行えるようになっているため
、ライトガイド１３に−Ｃ体腔内に導かれる光は、Ｒ，
Ｇ、Ｂの各可視光域の光に加え、８０５ｎｍを中心とし
たものと、９００〜１１００ｎの近赤外の赤外光に色分
離され、生体に照（ト）される。
ここで、生体にインドシアニングリーン（ＴＣＧ）なる
色素を例えば静脈注射にて血液に混入させた場合、８０
５ｎｍに最大吸収ピークを持ち、９００ｎｍ以上の赤外
光についてＩＣＧ混入による変化は示さない。尚、第５
図において、Ｈ３は人間の血液の漿液の溶液（×１０．
１ｃｍ）、ＩＣＧはＩＣＧ溶液（０，１１Ｐｊ／ｄｆＪ
・１ｃ１１）、ＩＣＧ　＋　ｌ−Ｉ　ＧはＩＣＧと人間
の血液の漿液の溶液（０゜１Ｒｇ／ｄｊ　・１Ｃ１１×
１０）の各透過率曲線を示している。
生体で反射した光は、レンズ１４にて結像され、ＣＣＤ
１５にて光電変換され、プリアンプ１６゜プロセス回路
１７．Ａ／Ｄコンバータを経て、セレクタ１９にて、時
系列的に読み出されたフィルタ２９ａ〜２９ｅに対応す
るＲ、Ｇ、Ｂの各画像及び２種の近赤外画像は、各々メ
モリ（１）２９ａ〜メモリ（５）２９ｅに記憶され、Ｄ
／Ａコンバータ群２１にて同時化したアナログ信号に変
換される。このうち、Ｄ／Ａコンバータ（１）〜（３）
から出力されるＲ、Ｇ、Ｂ信号は、それぞれ、強調回路
２２ａ〜２２ｃに入力され、Ｄ／Ａコンバータ（４）、
（５）から出力される２種の近赤外画像の信号は、レベ
ル差検出回路２３に入力される。
ここで、２種の近赤外光の吸光度の差は血管部を示すこ
ととなり、且つ近赤外光であるため、可視光領域より生
体の透過度が良く、可視光では観察困難な粘膜下の血管
像またはヘモグロビンの集中度を示すこととなる。
従って、レベル差検出回路２３にて検出された２波長間
の差は、可視光では観察困難な粘膜下の生体情報である
。このレベル差検出回路２３にて検出された信号にて、
Ｒ，Ｇ、Ｂの各信号を、強調回路２２ａ、２２ｂ、２２
ｃにて強調処理を行う。前記強調回路２２は、例えば、
第６図（ａ）に示すように、アナログマルチプライヤ１
０１で構成し、Ｒ，Ｇ、Ｂの各信号（Ｘ）とレベル差で
ある強調信号（Ｙ）との積Ｘ−Ｙ／ＳＦ（ただし、ＳＦ
はスケールファクタ）を演算し、強調処理を行うように
構成されている。
このように強調処理されたＲ、Ｇ、Ｂ各画像信号は、直
接Ｒ，Ｇ、Ｂ信号として出力されるか、または、ＮＴＳ
Ｃエンコーダ２４にてＮＴＳＣ信号に変換して出力する
。
このように、本実施例では、回転フィルタ２９によって
分離され、ＣＣＤ１５によってＩａ像された複数の波長
領域の画像のうちのＲ，Ｇ、Ｂの各画像を、前記複数の
波長領域の画像のうちの他の２種の近赤外領域の画像の
差の変化に応じて強調することにより、新たなＲ，Ｇ、
８画像を形成し、この新たなＲ，Ｇ、８画像によりカラ
ー観察像を構成している。
従って、通常の観察画像と類似した色調の観察が可能で
あると共に、通常の可視光領域の観察では観察困難であ
った粘膜下の血管の走行状態や、ヘモグロビンの分布の
変化が、高コントラストの画像として観察可能となり、
診断能が向上される。
尚、強調回路２２としては、第６図（ａ）に示すものの
他に、第６図（ｂ）に示すようなゲインコントロールア
ンプ１０２で構成し、Ｒ，Ｇ、Ｂ各信号のゲインを、強
調信号にてコントロールづるようにしても良い。また、
第６図（Ｃ）に示すように、Ｒ，Ｇ、Ｂ各信号に、強調
信号を加算するものでも良い。第６図（Ｃ）に示す回路
は、抵抗Ｒ３で負帰還し、非反転入力端を抵抗Ｒ４を介
して接地したオペアンプ１０３０反転入り端に、それぞ
れ、抵抗Ｒ１，Ｒ２を介して、Ｒ，Ｇ、Ｂ各信号と強調
信号とを入力するように構成した加算回路である。
また、第１図に示すように、レベル差検出回路２３を、
ＯＮ、ＯＦＦ信号にて、外部からオン。
オフすることで、完全な可視画像（通常観察画像）を得
ることも可能である。
第７図は本発明の第２実施例の内視鏡装置の構成を示す
ブロック図である。
本実施例では、第１実施例の回転フィルタ２９の代わり
に、Ｒ，Ｇ、Ｂと８０５ｎｍを中心として近赤外とに色
分離を行う回転フィルタ３３を設けている。また、メモ
リ群２００代わりに、メモリ（１）３４ａ〜メモリ（４
）３４ｄの４つのメモリからなるメモリ群３４を設け、
Ｄ／Ａコンバータ群２１の代わりに、４つのＤ／Ａコン
バータからなるＤ／Ａコンバータ群３５を設けている。
また、レベル差検出回路２３の代わりに強調信号発生回
路３２を設けている。
本実施例では、第１実施例と同様に映像化されたＲ、Ｇ
、Ｂの各映像信号と、回転フィルタ３３にて色分離され
た８０５ｎｍ中心とした近赤外の映像信号は、メモリ群
３４及びＤ／Ａコンバータ群３５にて同時化される。こ
こで、８０５ｎｍを中心とした近赤外の映像は、第１実
施例と同様に、ＩＣＧの静注によりその吸光度が大きく
変化するため、この近赤外の映像信号より強調信号を強
調信号発生回路３２にて発生し、第１実施例と同様に、
Ｒ，Ｇ、Ｂ各信号に対して強調処理を行う。
本実施例によれば、回転フィルタ、メモリ群及びＤ／Ａ
コンバータ群の構成が簡単になる。
その他の構成２作用及び効果は、第１実施例と同様であ
る。
第８図及び第９図は本発明の第３実施例に係り、第８図
は内視鏡装置の構成を示す説明図、第９図はへログロビ
ンの吸光度の分光特性を示す特性図である。
本実施例では、第１実施例の回転フィルタ２つの代わり
に、通常の可視画像を得るためのＲ，Ｇ。
Ｂの３波長域に色分離を行う回転フィルタ３８が設けら
れている。また、メモリ群２０に代わるメモリ群３６は
、前記回転フィルタ３８にて色分離されたＲ、Ｇ、Ｂ各
波長域の映像を記憶可能なように、メモリ（１）３６ａ
〜メモリ（３）３６ｃの３個で構成し、同様に、Ｄ／Ａ
コンバータ群２１に代わるＤ／Ａコンバータ群３７も３
個のＤ／Ａコンバータ（１）〜（３）で構成している。
また、レベル差検出回路２３は、第１実施例と同様の構
成であるが、本実施例では、メエリ（１）３６ａ及びメ
モリ（２）３６ｂからのＲとＧのレベル差を検出するよ
うに構成している。
本実施例では、第１実施例と同様に、体腔内の画像を得
るわけであるが、ここで、生体の粘膜の色素の大部分を
占めるヘモグロビンの吸光度の分光特性は、第９図に示
すようなっており、ヘモグロビンの吊はその吸光度の変
化に略比例するため、変化量の大きいＧ成分と、Ｒ成分
の差を、レベル差検出回路２３にて検出すると共に、こ
のレベル差を強調信号として、強調回路２２にて、ヘモ
グロビン口に応じて強調処理を行い、映像化づる。
尚、第９図において、８０２はヘモグロビンの酸素飽和
度である。
本実施例によれば、通常の観察時には、ごくわずかな血
液伍の変化に伴う色調差の変化が強調処理され、検出能
が向上し、また、ヘモグロビン分布の変化が高コントラ
ストの画像にて観察可能であることから、診断能向上と
いう効果がある。
その他の構成１作用及び効果は、第１実施例と同様であ
る。
第１０図ないし第１３図は本発明の第４実施例に係り、
第１０図は内視鏡装置の構成を示１ブロック図、第１１
図はカラーフィルタアレイの説明図、第１２図はカラー
フィルタアレイの各フィルタの透過特性を示す特性図、
第１３図は皮膚色素の吸収スペクトルを示す特性図であ
る。
本実施例における電子内視鏡３９は、カラーフィルタア
レイ４０を右するＣＣＤ４１を用いた同時方式のもので
ある。
ビデオプロセッサ６内の光源部は、電源４２によって発
光されるランプ４３を有し、このランプ４３から発光さ
れた光は、電子内ｍ鏡３９のライトガイド４４にて、挿
入部の先端部まで導かれ、被写体に照射されるようにな
っている。
照明された被写体の光学像は、対物レンズ４５にて、Ｃ
ＣＤ４１の撮像面に結像される。その際、カラーフィル
タアレイ４０によって色分離される。
このカラーフィルタアレイ４０は、第１１図に示りよう
に、Ｇ（緑）、ＣＶ（シアン）、Ｙｅ（黄）の３色の色
透過フィルタをモザイク状に配列したものである。Ｇ、
Ｃｙ、Ｙｅの各フィルタの透過特性を第１２図に示す。
前記ＣＣＤ４１は、ビデオプロセッサ６内のドライバ４
６からのドライブ信号の印加により読み出され、ビデオ
プロセッサ６内のアンプ４７で増幅された後、ＬＰＦ４
８，４９及びＢＰＦ５０を通される。前記ＬＰＦ４８．
４９は、例えば３ＭＨ２，０，８ＭＨ７のカットオフ特
性を示づもので、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５１．５２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５１を通した高域側の
輝度信号ＹＨは、水平補正回路５３で水平輪郭補正、水
平アパーチャ補正等が行われた後、強調処理回路５６に
入力される。
また、プロセス回路５２を通した低域側の輝度信号ＹＬ
は、映像表示用のマトリクス回路５４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ＢＰＦ５０
を通すことによって色信号成分が抽出され、この色信号
成分はＩＨＤＬ（１Ｈデイレイライン）５７、加算器５
８及び減算器５９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、ＩＨＤＬ５７の出力は、
プロセス回路５２で処理し、更に垂直補正回路６０で垂
直アパーチャ補正した低域側の輝度信号Ｙしと、混合器
６１で混合され、この混合出力が前記加算器５８及び減
算器５９に入力される。そして、加算器５８の色信号Ｂ
と減算器５９の色信号Ｒは、それぞれ、γ補正回路６２
．６３に入力され、補正回路５５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６４．６
５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５４に入力される。
一方、復調器６４で復調されたＢ信号は、強調信号発生
回路６６に入力され、この強調信号発生回路６６からの
強調信号は、強調処理を行う強調処理回路５６に入力さ
れる。
また、マトリクス回路５４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６７に入
力され、輝度信＠ＹＬとＹＨ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復調した
クロマ信号とが混合され、更に、同期信号が重畳されて
、ＮＴＳＣ出力端６８から複合映像信号が出力される。
尚、ドライバ４６には、同期信号発生回路６９により同
期信号が入力され、このドライバ４６は、同期信号に同
期したドライブ信号を出力する。また、この同期信号発
生回路６９は、パルス発生器７０に入力され、各種のタ
イミングパルスを出力する。
以上のように構成された本実施例では、マトリクス回路
５４からは、通常の色差信号が得られ、カラーエンコー
ダ６７に入力される。一方、生体における各種の色素（
オキシヘモグロビン、デオキシヘモグロビン、ビリルビ
ン、メラニン等）は、第１３図より明らかなように、Ｂ
または紫外領域において、その吸光度が増大する。すな
わち、Ｂまたは紫外領域の画像は、少量色素について、
高コントラストな画像を得ることが可能である。
そこで本実施例では、復調回路６４から出力されるＢ信
号を、強調信号発生回路６６にて強調処理用の信号とし
、第１実施例と同様な強調処理回路５６にて強調処理を
行い、カラーエンコーダ６７に入力することで、粘膜の
表面におけるごく少量の色素変化に対する画像を得るよ
うにしている。
このように、本実施例によれば、通常の画像と類似した
色調にて観察可能であると共に、通常の輝度信号として
は、その影響の少ない８成分により、輝度信号を強調処
理することで、粘膜表面の微細な凹凸及び色素量の変化
、特にヘモグロビンの集中によるわずかな病変部の発赤
について高コントラストな画像を得ることが可能となり
、診断能の向上という効果がある。
尚、第１ないし第４実施例において、強調処理としては
、カラー画像が不自然にならない、すなわち診断に悪影
響を与えない範囲において、濃淡の変化以外に、彩度の
変化を強調しても良い。
第１４図ないし第１６図は本発明の第５実施例に係り、
第１４図及び第１５図は内視鏡装置の概略の構成を示す
ブロック図、第１６図は本実施例の主要部である信号処
理回路を示すブロック図である。
本実施例では、第１４図または第１５図に示すような一
般的な内視鏡装置から出力されるＲ、Ｇ。
Ｂの画像信号が、更に、第１６図に示すような信号処理
回路に入力され処理されるようになっている。
第１４図に示す内視鏡装置は、第８図に示す内視鏡装置
において、レベル差検出回路２３を設けていないもので
ある。また、強調回路２２ａ、２２ｂ、２２ｃの代りに
、−膜内な輪郭強調等を行う強調回路１１１ａ、１１１
ｂ、１１１ｃが設けられているが、この強調回路は必ず
しも必要ではない。
また、第１５図に示す内視鏡装置は、第１０図に示す内
視鏡装置において、強調信号発生回路６６を設けず、且
つ、Ｒ，Ｇ、Ｂ出力を設けたものである。また、強調回
路５６の代りに、−膜内な輪郭強調等を行う強調回路１
１５が設けられているが、この強調回路は必ずしも必要
ではない。この装置ＦＪ１’＄；Ｌ　ｔｌｉＵ（ｉ号Ｙ
Ｌ、Ｙ）Ｉ　と、ＩＩＩｔ４６４゜６５で復調された色
信号Ｂ、ＲとがＲＧＢマトリクス回路１１４に入力され
、このＲＧＢマトリクス回路１１４によって、Ｒ，Ｇ、
Ｂ信号が生成され出力される。
第１６図に示す信号処理回路は、入力されるＲｌＧ、Ｂ
の各映像信号をクランプするクランプ回路２０１．２０
２．２０３を備え、このクランプ回路２０１〜２０３に
よりクランプされた信号は、それぞれ、γ′回路２０４
，２０５．２０６に入力されるようになっている。この
γ′回路２０４〜２０６は、第１４図または第１５図に
示すような内視鏡装置においてテレビ画面等に表示する
ためにγ補正された信号を、映像信号レベルと映像の明
るさとが直線関係となるようにγ補正（このようなγ補
正を、以下ではγ−補正ともいう。）するものである。
前記γ′回路２０４〜２０６の後段には、Ｒ，Ｇ、Ｂの
各映像信号のうちの最適な映像信号を選択する５つのセ
レクタ回路２０７゜２０８．２０９，２１０．２１１が
設けられて０る。各セレクタ回路２０７〜２１１は、そ
れぞれ、３つの入力端と１つの出力端を有し、３つの入
力端には、それぞれ、前記γ−回路２０４，２０５゜２
０６の各出力が入力されるようになっている。
前記セレクタ回路２０７〜２１１は、セレク１〜信号発
生回路２１２からのセレクト信ｑによって、どの信号を
選択するか制御されている。前記各セレクタ回路２０７
〜２１１の出力は、それぞれ、ゲイン可変アンプ２１３
．２’１４，２１５，２１６．２１７に入力され、信号
のレベルが可変されるようになっている。前記ゲイン可
変アンプ２１３〜２１７は、それぞれ、ゲインコントロ
ール回路２１８によって、ゲインが制御されている。
前記ゲイン可変アンプ２１３と２１４の出力は、差動増
幅回路２１９に入力され、再出力の差が演算されるよう
になっている。前記差動増幅回路２１９では、抵抗Ｒ１
３を介して負帰還されたオペアンプ２１９ａの各入力端
に、それぞれ抵抗Ｒ１１゜Ｒ１２を介して、ゲイン可変
アンプ２１３．２１４の出力が印加されている。
また、前記ゲイン可変アンプ２１５と２１６の出力は、
差動増幅回路２２０に入力され、再出力の差が演算され
るようになっている。前記差動増幅回路２２０では、抵
抗Ｒ＋ｓを介して負帰還されたオペアンプ２２０ａの各
入力端に、それぞれ抵抗Ｒ１４，ＲＩＳを介して、ゲイ
ン可変アンプ２１５゜２１６の出力が印加されている。
前記差動増幅回路２１９．差動増幅回路２２０゜ゲイン
可変アンプ２１７の各出力は、それぞれ、映像信号のペ
デスタルレベルを設定するペデスタルレベル設定回路２
２１，２２２，２２３に入力されるようになっている。
前記ペデスタルレベル設定回路２２１〜２２３の各出力
は、それぞれ、映像信号の出力レベル幅を規定するリミ
ッタ回路２２４．２２５．２２６に入力されるようにな
っている。前記リミッタ回路２２４〜２２６の各出力は
、それぞれ、テレビの画面に出力するためのγ補正を行
うγ補正回路２２７，２２８，２２９に入力されるよう
になっている。前記γ補正回路２２７〜２２９の各出力
は、それぞれ、バラフッ回路２３０，２３１，２３２を
介して、Ｇ、Ｂ。
Ｒの映像信号として出力されるようになっている。
次に、本実施例の作用について説明する。
第１４図に示すような一般的な面順次式の電子内視鏡装
置、または第１５図に示すような一般的な同時式の電子
内視鏡装置から出力されるＲ、Ｇ。
Ｂの映像信号が、第１６図に示す信号処理回路に入力さ
れる。
入力された映像信号は、クランプ回路２０１〜２０３に
てクランプされ、γ′回路２０４〜２０６に入力され、
各レベルに応じ、電子内視鏡装置においてγ補正された
信号を逆補正（γ′補正）し、映像信号レベルと映像の
明るさとが直線関係となるようにγ補正される。
次に、各セレクト回路２０７〜２１１にて、ＲｌＧ、Ｂ
の各信号のうちの一つを、セレクト信号発主回路２１２
の発生する信号に応じて選択する。
ここで、−例として、第３実施例で述べたように、粘膜
のヘモグロビンの分布を良く示すＧ信号と、変化の少な
いＲ信号を、各々セレクタ回路２０７゜２０８で選択し
、ゲインコントロール回路２１８にて可変ゲインアンプ
２１３，２１４のゲインを指定して、このゲインで前記
可変ゲインアンプ２１３．２１４にてＧ及びＲ信号を増
幅することにより、前記Ｇ及びＲ信号に所定の係数を掛
ける。
また、−膜内な粘膜面においてその画像間の相関の高い
Ｇ信号と８信号を、セレクタ回路２０９及び２１０にて
選択し、前述と同様に、これらの信号に可変ゲインアン
プ２１５，２１６にて所定の係数を掛ける。
前記可変ゲインアンプ２１３．２１４の出力は、差動増
幅回路２１９に入力され、その映像信号間のレベル差が
演算処理される。また、差動増幅回路２２０にて、可変
ゲインアンプ２１５．２１６の出力である映像信号間の
レベル差が演算処理される。このようにレベル差を演算
して得られた２つの映像信号は、前記レベル差が最大に
表示可能なように、信号レベルの平均値が表示時の映像
信号の平均値と略等しくなるように、ペデスタルレベル
設定回路２２１，２２２にてペデスタルレベルが調整さ
れる。このようにペデスタルレベルが調整された映像信
号は、リミッタ回路２２４，２２５にて、表示可能な信
号レベル範囲内に制限され、テレビモニタに表示するた
めに、γ補正回路２２７．２２８にてγ補正され、バッ
ファ回路２３０．２３１を介して、それぞれ、ＧとＢの
映像信号として出力される。
一方、セレクタ回路２１１では、粘膜面の全体の色調を
形成しているＲ信号を選択し、このＲ信号は、可変ゲイ
ンアンプ２１７に入力される。この可変ゲインアンプ２
１７では、最終的なテレビモニタでの表示時の色調に違
和感を与えないように、ゲインを設定する。この可変ゲ
インアンプ２１７の出力は、ペデスタルレベル設定回路
２２３にてペデスタルレベルが調整され、リミッタ回路
２２６にて、表示可能な信号レベル範囲内に制限され、
テレビモニタに表示するために、γ補正回路２２９にて
γ補正され、バッファ回路２３２を介してＲの映像信号
として出力される。
本実施例によれば、Ｇ信号とＲ信号の差を表示可能とな
ることで、微妙な色調差の赤い発赤部の検出が可能にな
り、また、相関の高いＧ信号と８信号の差を強調して表
示可能となることで、微少病変部の検出が可能になり、
これらにより、診断能が向上するという効果がある。
また、メチレンブルー等の染色時における微かな染色の
境界等の強調処理も、リアルタイムで可能となる。
尚、本実施例において、可変ゲインアンプにおいてρｏ
ｇアンプを設けることにより、各色素濃度に比例した画
像データを得ることが可能となる。
第１７図は本発明の第６実施例の主要部である信号処理
回路を示すブロック図である。
本実施例では、第５実施例における差動増幅回路２１９
．２２０の代りに、割算回路２３３．２３４を設けてい
る。その他の構成は、第５実施例と同様である。
本実施例では、第５実施例と同様の作用にて、セレクタ
回路２０７により選択された映像信号は、可変ゲインア
ンプ２１３から、ゲインコントロール回路２１８で指定
した増幅率で増幅されて出力される。同様に、セレクタ
回路２０８にて選択された映像信号は、可変ゲインアン
プ２１４から、ゲインコントロール回路２１８にて前記
可変ゲインアンプ２１３の増幅率と同じかまたは異なる
増幅率で増幅されて出力される。
前記可変ゲインアンプ２１３及び２１４から出力される
映像信号は、割算回路２３３に入力され、両映像信号の
比が算出される。
同様にして、セレクタ回路２０９．２１０により選択さ
れた各映像信号は、可変ゲインアンプ２１５．２１６で
増幅され、割算回路２３４に入力される。そして、この
割算回路２３４にて、両映像信号の比が算出される。
前記割口回路２３３．２３４から出力される映像信号は
、ペデスタルレベル設定回路２２１．２２２にてペデス
タルレベルが設定され、リミッタ回路２２４，２２５に
て、映像信号として表示可能な範囲または有効なデータ
範囲のみの信号に制限され、γ補正回路２２７，２２８
にてテレビモニタに表示するためにγ補正され、バッフ
ァ回路２３０．２３１を介して出力される。
その他の作用は、第５実施例と同様である。
本実施例によれば、第５実施例の効果の他に、２つの映
像信号間の比を算出することにより、遠近による各映像
信号間の明るさの影響をキャンセルすることが可能とな
るため、影等に影響されずに、粘膜面における色素変化
を強調可能となり、診断能向上という効果がある。
第１８図は本発明の第７実施例の主要部である信号処理
回路を示すブロック図である。
本実施例では、第１４図または第１５図に示すような内
視鏡装置で得られる複数の映像信号のうらの２種の映像
信号を、更に、第１８図に示す信号処理回路に入力し処
理するようになっている。
この信号処理回路は、入力される２種の映像信号をクラ
ンプするクランプ回路２３５．２３６を備え、このクラ
ンプ回路２３５．２３６によりクランプされた信号は、
それぞれ、γ′回路２３７゜２３８に入力されるように
なっている。このγ回路２３７．２３８は、第１４図ま
たは第１５図に示すような内視鏡装置においてテレビ画
面等に表示するためにγ補正された信号を、映像信に）
レベルと映像の明るさとが直線関係となるようにγ補正
するするものである。
前記γ−回路２３７．２３８から出力される映像信号は
、それぞれ、アンプ２３９，２４０にて所定の増幅率で
増幅されるようになっている。前記アンプ２３９．２４
０から出力される各映像信号は、差動増幅回路２４１に
入力され、両映像信号の差が演算されるようになってい
る。前記差動増幅回路２４１では、可変抵抗ＶＲ＋を介
して負帰還されたオペアンプ２４１ａの各入力端に、そ
れぞれ抵抗Ｒ２１，Ｒ２２を介して、アンプ２３９゜２
４０の出力が印加されている。前記差動増幅回路２４１
の出力は、映像信号のペデスタルレベルを設定するペデ
スタルレベル設定回路２４２に入力されるようになって
いる。前記ペデスタルレベル設定回路２４２の出力は、
映像信号の出力レベル幅を規定するリミッタ回路２４３
に入力されるようになっている。前記リミッタ回路２４
３の出力は、入力レベルと出力レベルの関係を非直線に
する折れ線回路２４４に入力されるようになっている。
前記γ′回路２３７及び２３８と前記折れ線回路２４４
からの各映像信号は、各々所定の比率でＲ，Ｇ、Ｂ等の
３信号に分配するマトリクス回路２４５に入力されるよ
うになっている。このマトリクス回路２４５から出力さ
れる３信号は、それぞれ、テレビ画面に表示−４６ため
にγ補正を行うγ補正回路２４６，２４７．２４８に入
力され、このγ補正回路２４６〜２４８の各出力が、映
像信号出力用のバッファ回路２４９，２５０，２５１を
介して出力されるようになっている。
また、前記クランプ回路２３５，２３６にてクランプさ
れた映像信号は、それぞれ、Ａ／Ｄコンバータ２５２，
２５３でＡ／Ｄ変換され、この両Ａ／Ｄコンバータ２５
２，２５３から出力される映像信号は、ルックアップテ
ーブル（ＬＵＴ）２５４に入力されるようになっている
。このルックアップテーブル２５４には、前記Ａ／Ｄコ
ンバータ２５２．２５３からのデジタルの映像信号の組
み合わせに対応して、両映像信号の対数変換後の差の値
が記憶されている。前記ルックアップテーブル２５４か
ら出力される演算後の画像データは、メモリ２５５に記
憶され、必要に応じてこのメモリ２５５からデータを読
み出すことができるようになっている。
次に、本実施例の作用について説明する。
本実施例では、例えば、第１実施例で述べたようなＩＣ
Ｇ静注後の吸光度の変化の大きい８００ｎｍ近辺の映像
信号と変化の少ない９００ｎｍ以上の映像信号の組み合
わせ、または、第３実施例で述べたような血液中のヘモ
グロビンによる光の吸収の大きいＧ信号と吸光度の変化
の少ないＲ信号の組み合わせ、また、メチレンブルー等
の色素染色時の光の吸収の大きい波長領域の画像信号と
吸収の少ない波長領域の画像信号の組み合わせ等の２種
の画像信号を、クランプ回路２３５とクランプ回路２３
６に入力する。尚、前述のような波長域の画像信号は、
例えば第３実施例における回転フィルタの各フィルタの
透過特性を変更することにより、容易に得ることができ
る。
前記クランプ回路２３５，２３６でクランプされた映像
信号は、入出力の直線関係を維持するためにγ′回路２
３７．２３８でγ−補正を行った後、２種の映像信号を
最適の比率で演算するために、アンプ２３９及び２４０
にて各々の増幅率で増幅された後、差動増幅回路２４１
に入力され、２種の画像間のレベル差が演算される。
前記差動増幅回路２４１による演算処理にて生成される
映像信号は、前記２種の画像間のレベル差を最大に表示
可能なように、信号レベルの平均値が表示時の映像信号
の平均値と略等しくなるように、ペデスタルレベル設定
回路２４２にてペデスタルレベルが設定される。このペ
デスタルレベル調整後の映像信号は、リミッタ回路２４
３にて、表示可能な信号レベル範囲内に制限される。こ
のリミッタ回路２４３から出力される映像信号は、折れ
検回路２４４に入力される。この折れ検回路２４４は、
入力レベルに応じて増幅率が異なるように入出力関係を
設定するもので、例えば低レベル時に、高レベル時に比
較して増幅率を上げることにより、低レベルの変化を強
調することができる。また、レベルの中央付近を強調す
るように、折れ検回路２４４における入出力関係に、Ｓ
字状のカーブをもたせることにより、映像レベルの中央
付近を強調することができる。
γ′回路２３７．２３８及び折れ検回路２４４からの各
映像信号は、マトリクス回路２４５に入力され、各々所
定の比率でＲ，Ｇ、Ｂ信号に分配される。例えば、折れ
検回路２４４から出力される信号を明暗の信号とする場
合、この折れ検回路２４４の出力信号のＲ，Ｇ、Ｂへの
各比率を３二６：１とする。また、γ−回路２３７の出
力を輝度信号とし、他の出力を色信号とすることもてき
る。このように、マトリクス回路２４５の出力時のＲ，
Ｇ、Ｂ信号に対する入力信号の比率を変化させることで
、γ−回路２３７，２３８及び折れ検回路２４４の各出
力信号を、Ｒ，Ｇ、Ｂのいずれかに割り当てる場合より
も、目視上で高い強調効果を得ることができる。
前記マトリクス回路２４５から出力される３信号は、γ
補正回路２４６，２４７．２４８にてテレビモニタに表
示するためにγ補正され、バッファ回路２４９，２５０
．２５１を介して出力される。
一方、クランプ回路２３５．２３６からの映像信号は、
Ａ／Ｄコンバータ２５２，２５３にてＡ／Ｄ変換され、
ルックアップテーブル２５４に入力される。このルック
アップテーブル２５４には、２種の映像間の信号レベル
差により生体における色素濃度の算出するためにγ′補
正、対数変換及び各チャンネル間のレベル補正の係数を
計算した結果の色素濃度データを記憶させてあり、この
ルックアップテーブル２５４から、Ａ／Ｄコンバータ２
５２．２５３のレベルにより指定されたアドレスに格納
された色素濃度データが出力される。
このデータは、メモリ２５５に記憶され、このメモリ２
５５から、前記色素濃度データ値を読み出して計測する
ことができる。
このように、本実施例によれは、色素濃度変化に伴う２
！！の画像間の差をカラー画像として強調処理すること
ができ、これにより、微少な色差変化を検出可能となり
、診断能の向上という効果がある。
尚、本発明は上記各実施例に限定されず、例えば、内祝
ｍ１ｌｌ察部位を透過照明により１１察しても良い。こ
の場合は、生体の外から照明しても良いし、生体内に光
を導き、組織のみを透過照明しても良い。
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の肉眼観察
が可能な内視鏡の接眼部に、あるいは接眼部と交換して
、ＣＯＤ等の固体ｗｉ像素子を有する外付はテレビカメ
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、波長分離手段によ
り波長分離した各波長領域の像のうちの少なくとも２つ
の波長領域の像に基づいて新たに１つ以上の像を形成し
、この新たな像を含む１つ以上の像により観察像を構成
（）たので、目的の部位の特徴をより強調づることがで
きるという効果がある。また、更に、各波長領域の像の
うちの１つ以上の像を、他の１つ以上の波長領域の像の
変化に応じて強調することによって新たに１つ以上の像
を形成し、この強調された像によって？ｉｕ察像を構成
することにより、通常の観察と類似した色調の観察が可
能であると共に、目的の部位の特徴をより強調すること
ができるという効果がある。
このような効果により、通常のカラー画像では観察困難
または不可能な生体情報を得ることが可能となり、診断
能の向上が可能になる。
【図面の簡単な説明】
第１図ないし第６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図は内視
鏡装置の全体を示す側面図、第３図は回転フィルタを示
す説明図、第４図は回転フィルタの各フィルタの透過特
性を示す特性図、第５図はｔｃＧの吸光特性を示す特性
図、第６図（ａ）ないしくＣ）はそれぞれ強調回路を示
す回路図、第７図は本発明の第２実施例の内ｐＡ鏡装置
の構成を示すブロック図、第８図及び第９図は本発明の
第３実施例に係り、第８図は内視鏡装置の構成を示す説
明図、第９図はへログロビンの吸光度の分光特性を示す
特性図、第１０図ないし第１３図は本発明の第４実施例
に係り、第１０図は内視鏡装置の構成を示すブロック図
、第１１図はカラーフィルタアレイの説明図、第１２図
はカラーフィルタアレイの各フィルタの透過特性を示す
特性図、第１３図は皮膚色素の吸収スペクトルを示す特
性図、第１４図ないし第１６図は本発明の第５実施例に
係り、第１４図及び第１５図は内祝鏡装置の概略の構成
を示すブロック図、第１６図は本実施例の主要部である
信号処理回路を示すブロック図、第１７図は本発明の第
６実施例の主要部である信号処理回路を示すブロック図
、第１８図は本発明の第７実施例の主要部である信号処
理回路を示すブロック図である。 １・・・電子内視ｖＬ　　　　６・・・ビデオプロセッ
サ１５・・・ＣＣＤ　　　　　　　２０・・・メモリ群
２２ａ、２２ｂ、２２ｃ・・・強調回路２３・・・レベ
ル差検出回路 ２つ・・・回転フィルタ ９Ｃ 第４図 深長 第５図 Ｒ表 ミｎｍ） 第６図（ａ） 第６図（ｂ） 第６図（ｃ） ρ１ 第９図 第１３図 波＆（ｎｍｌ 第１１図 第１２図 東℃ ■す ６℃ λ℃ 涯 （ｎ　ｍ）

Claims (1)

  1. 【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、 被写体像を複数の波長領域の像に分離する波長分離手段
    と、 前記結像光学系によって結像されると共に、前記波長分
    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、 前記撮像手段によって撮像された各波長領域の像のうち
    の少なくとも２つの波長領域の像に基づいて新たに１つ
    以上の像を形成すると共に、この新たな像を含む１つ以
    上の像により観察像を構成する信号処理手段と を備えたことを特徴とする内視鏡装置。
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