JPH02279131A - 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、生体における色素濃度や色素の分光特性の変
化を観察するのに適した内視鏡装置に関する。

【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
腔内臓器等を観察したり、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。

また、電荷結合素子（ＣＯＤ）等の固体搬像素子を搬像
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、生体情報の有効なものに、特開昭６１−２５
７６９２号公報や時開゛昭６３−３１１９３７号公報に
開示されているように、血液中のヘモグロビンｆｄ（Ｈ
ｂ）やヘモグロビンの酸素飽和ａ　（８０２）がある。

［発明が解決しようとする課題］ 前記従来例においては、前記ヘモグロビン量に対応する
血流量の分布を示す像やヘモグロビンの酸素飽和度の分
布を示す像を、各々別途に表示していたため、これらの
画像は、医師が病変部の形態及び色調から診断を下して
いた画像と全く異なる画像であるため、原画像との対応
が困難となり、診断に際し、多くの時間を必要とすると
いう問題点がある。また、前記ヘモグロビン量やヘモグ
ロビン酸素飽和度等の複数の情報を対応づけることも困
難であった。

本発明は、上記事情に鑑みてなされたものであり、被検
体における分光特性に関連する複数の情報を同時に観察
可能にして、総合的な診断能をより向上させることがで
きる内視鏡装置を提供することを目的としている。

［課題を解決するための手段］ 本発明の内視鏡装置は、被検体の画像情報を得ることの
可能なものにおいて、前記被検体の画像情報から、被検
体における分光特性に関連する複数の情報を得る手段と
、前記情報を得る手段によって１ｑられた複数の情報を
、互いに目視的に分離可能で且つ同時に表示可能な複数
の画像信号に割り当てる手段と、前記割り当てる手段に
よって割り当てられた複数の画像信号を表示する表示手
段とを備えたものである。

［作用］ 本発明では、被検体の画像情報から、被検体における分
光特性に関連する複数の情報が得られ、この複数の情報
は、互いに目視的に分離可能で且つ同時に表示可能な複
数の画像信号に割り当てられ、この複数の画像信号が表
示される。

［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１０図は本発明の第１実施例に係り、第
１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２図は生体情報の画像信号への割当てを示寸
説明図、第３図は内視鏡装置の概略の構成を示すブロッ
ク図、第４図はバンドパスフィルタターレットを示す説
明図、第５図は内視鏡装置の全体を示す側面図、第６図
及び第７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９図及び
第１０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である。

本実施例の内視鏡装置は、第５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ケーブル４
が延設され、このケーブル４の先端部にコネクタ５が設
けられている。前記電子内視鏡１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
ブロセツ丈６に接続されるようになっている。さらに、
前記ビデオブロセッナ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に隣接する模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ずる挿入口１２が
設けられている。

第３図に示すように、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。

眞記固体躍像素子１６には、信号線２６．２７が接続さ
れ、これら信号１ｉ１２６．２７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、ビデオプロセッサ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が設けられている
。このランプ２１としては、一般的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Ｏボランブは、可視光のみならず紫外光及
び赤外光を大量に発光する。このランプ２１は、電源部
２２によって電力が供給されるようになっている。前記
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ｍｌ察用の赤（Ｒ）、
緑（Ｇ）、青（８）の各波長領域の光を透過するフィル
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８図
に示す。この図に示すように、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８００ｎｍ近傍の波
長領１ｉｉＩＢ′も透過す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ｉｉｌ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入射端
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４図に示すように、それぞれ異なる
バンドパス特性を有する２種類のフィルタ５１ａ、５１
ｂが、周方向に沿って配列されている。各フィルタ５１
８．５１ｂの透過・特性を、第９図及び第１０図に示す
。

すなわち、フィルタ５１８は、第９図に示すように、５
６９ｎｍを中心とする狭帯域と、６５０ｎｍを中心とす
る狭帯域と、ｓｏｏｎｍを中心とする狭帯域とを透過す
る。フィルタ５１ｂは、第１０図に示すように、約４０
０〜７５０ｎｍ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、観察波長を選択す
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、５１ｂのうら、前記切換え回路４
３で選択したｖ４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の入射端に入射され、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、固体搬像素子１６上に結像され、光電
変換されるようになっている。この固体搬像素子１６に
は、前記信号線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。この固体搬像素子１６から読み出された
映像信号は、前記信号！２２７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内に設けられたプリア
ンプ３２に入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３３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つのメモリ（１）３
６ａ、メモリ（２）３６ｂ、メモリ（３）３６ｃ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）３６０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
に入力され、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、前記ビデオプロセッサ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、モータ
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ている。

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、５１ｂのうちの一方を選択的に照明光
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６５０
ｎｒｎ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
する狭帯域が透過し、８透過フイルタが照明光路に介装
されるタイミングでｓｏｏｎｍを中心とする狭帯域が透
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２つの波長域の画像が、それぞれＲｌＧの
画像として出力される。

ところで、第６図に、ヘモグロビンの酸素飽和度（Ｓ０
２とも記す。）の変イヒ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、８０２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る。また、第７図に、８
０２の変化による血液の吸光度の変化を示すために、オ
キシ（Ｒ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、
８００ｎｍ近傍は、Ｓ０２の変化によって血液の吸光度
がほとんど変化しない領域であり、また、前記５６９ｎ
ｍに比べて吸光度の小さい領域である。また、６５０ｎ
ｍ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、５６９ｎｍと８００ｎｍの２つ
の波長領域の画像によってヘモグロビンＭの分布を観察
することができ、６５０ｎｍと８００ｎｍの２つの波長
領域による画像によって、ＳＯ２の変化を観察すること
ができる。

また、フィルタ５１ｂを選択すると、回転フィルタ５０
の８透過フイ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Ｉｆｉ（ｉｌｌされる。従って、可視帯域における
通常のカラー画像が１！察可能となる。

本実施例では、第３図に示すような内？Ｊ２１ｍ装置か
ら出力される生体粘膜面における色素であるヘモグロビ
ンの量及び酸素飽和度の情報を得るのに必要な３種の異
なった波長領域の画像信号が、更に、第１図に示す信号
処理回路に入力されるようになっている。この信号処理
回路は、入力される３種の画像信号をクランプするクラ
ンプ回路１０１．１０２．１０３を億え、このクランプ
回路１０１〜１０３により一定値にクランプされた信号
は、それぞれ、γ′補正回路１０４，１０５，１０６に
入力されるようになっている。このγ−補正回路１０４
〜１０６は、内視鏡装置においてテレビ画面等に表示す
るためにγ補正された画像データを、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補正を本実施例ではγ−補正と呼ぶ。）するもの
である。

前記γ′補正回路１０４〜１０６の出力は、それぞれ、
Ａ／Ｄコンバータ１０７，１０８，１０９にて、アナロ
グ画像データからデジタル画像データに変換され、演算
処理部１１０に入力されるようになっている。この演痺
処理部１１０は、３種の異なった波長領域の画像データ
から、遠近または影による明暗を示す画像データ（Ｖ）
と、ヘモグロビンの分布を示す画像データ（Ｈｂ）と、
ヘモグロビンＭ索飽和度を示す画像データ（８０２＞と
を演算処理するようになっている。この演算処理部１１
０の３つの出力画像データは、それぞれ、Ｄ／Ａコンバ
ータ１１１．１１２，１１３にてアナログ画像データに
変換され、マトリクス回路１１４に入力されるようにな
っている。このマトリクス回路１１４は、明暗情報Ｖと
ヘモグロビン分布情報ト１ｂとヘモグロビン酸素飽和度
情報３０２の各信号レベルを、テレビ画面に出力時に、
輝度情報及び２つの直交する色を示すベクトル、一般的
にはＲ−Ｙ、Ｂ−Ｙの平面になるように分配するように
なっている。前記マトリクス回路１１４の３つの出力は
、それぞれ、γ補正回路１１５゜１１６．１１７にて、
テレビ画面に表示するためにγ補正され、バッファ回路
１１８，１１９．１２０を介して、Ｒ，Ｇ、Ｂ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。

３Ｐ！の異なった波長領域の画像信号は、クランプ回路
１０１〜１０３によりクランプされ、γ補正回路１０４
〜１０６にてγ′補正され、Ａ／Ｄコンバータ１０７〜
１０９にてデジタル画像データに変換され、演算処理部
１１０に入力される。

そして、この演算処理部１１０にて、３種の異なつだ波
長領域の画像データから、明暗情報Ｖ、ヘモグロビン分
布情報Ｈｂ及びヘモグロビン酸素飽和度情報ＳＯ２が、
演痺処理によって得られる。

すなわち、５６９ｎｍとｓｏｏｎｍの２つの波長領域の
画像の差によってヘモグロビン給分布情報Ｈｂが得られ
、６５０ｎｍと８００ｎｍの２つの波長領域による画像
の差によってヘモグロビン酸素飽和度情報Ｓ０２が得ら
れ、例えば５６９ｎｍと８００ｎｍの２つの波長領域の
画像の和によって明暗情報■が得られる。この演算処理
部１１００３つの出力画像データＶ、１−１ｂ、３０２
は、Ｄ／Ａコンバータ１１１〜１１３にてアナログ画像
データに変換され、マトリクス回路１１４に入力され、
前記明暗情報Ｖとヘモグロビン分布情報Ｈｂとヘモグロ
ビン酸素飽和度情報３０２の各信号レベルを、輝度情報
及び２つの直交する色を示すベクトルＲ−Ｙ、Ｂ−Ｙに
分配する。そして、このマトリクス回路１１４の出力が
、γ補正回路１１５〜１１７にてγ補正され、バッフ７
回路１１８〜１２０を介して、Ｒ，Ｇ、Ｂ信号として出
力される。

ここで、前記マトリクス回路１１４において、第２図に
示１ように、Ｒ−Ｙ軸にヘモグロビン分布情報Ｈｂを、
Ｂ−Ｙ軸にヘモグロビン酸素飽和度情報８０２を割り当
てると、遠近または影は、輝度信号Ｙとして映像化され
るため、目視上違和感を与えない映像となり、また、こ
の映像では、ヘモグロビン量及びヘモグロビン酸素飽和
度の変化の組み合わせにより、色相が次のように変化す
る。

正常または一般的なヘモグロビン量及びヘモグロビン酸
素飽和度のレベルをＲ−Ｙ、Ｂ−Ｙ各々が原点、すなわ
ち無彩色に設定すると、酸素飽和度が変化せずヘモグロ
ビンが多い粘膜の部位は、ＲまたはＭｇ（マゼンタ）方
向に色調が変化するので、赤く表現され、ヘモグロビン
が少ない部位は、Ｇ、Ｃｙ（シアン）方向に色調が変化
するので、青緑に表現される。

また、ヘモグロビン量が多く且つヘモグロビン酸素飽和
度も大きい部位は彩度の高いオレンジとなり、ヘモグロ
ビンＭが設定値で且つヘモグロビン酸素飽和度が大きい
部位はＹｅ（黄）となる。

このように本実施例によれば、生体の情報として非常に
重要であるヘモグロビン量の分布及びヘモグロビン・酸
素飽和度の変化が、色の変化として同時に且つ互いに識
別可能に把握可能となると共に、同時に明暗の情報も付
加されているため、病変部の形態診断も併せて行うこと
ができる。従って、医師の今までの医学知識を応用可能
となると共に、従来、微少なヘモグロビンｍ及びヘモグ
ロビン酸素飽和度の変化により生じていた微少な色差の
目視上の確認が容易になり、総合的な診断能が向上する
という効果がある。

尚、本実施例において、マトリクス回路による変換を行
わず、３種の映像信号をそのままＲ，Ｇ。

已に割り当てても良い。

第１１図及び第１２図は本発明の第２実施例に係り、第
１１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１２図は生体情報の画像信号への割当てを
示す説明図である。

本実施例では、第１実施例における演算処理部１１０の
代りに、３種の異なった波長領域の画像データから明暗
情報■、ヘモグロビン分布情報及びヘモグロビン酸素飽
和度情報を演算処理する演算処理回路１２１と、このｔ
ｔ算処理回路１２１の出力を座標変換する座標変換回路
１２２とを設けている。その他の構成は、第１実施例と
同様である。

本実施例では、演算処理回路１２１において算出される
ヘモグロビン量は、第１２図に示すＲ−Ｙ、Ｂ−Ｙ平面
におけるベクトルの大きさであるＥとして算出され、ヘ
モグロビン酸素飽和度は、そのベクトルの角度であるθ
で表される値として咋出される。

この算出されたθ及びＥは、座標変換回路１２２にて極
座標系から直交座標系のＲ−Ｙ、Ｂ−Ｙ座標系に座標変
換される。尚、前記座標変換回路１２２では、演算処理
回路１２１で算出される明暗情報■は、第１実施例と同
様に、輝度信号Ｙに割り当てられる。前記座標変換回路
１２２の３つめ出力画像データは、第１実施例と同様に
、それぞれ、Ｄ／Ａコンバータ１１１〜１１３にてアナ
ログ画像データに変換され、マトリクス回路１１４にて
Ｒ，Ｇ、Ｂ信号に適する配分比に分配された後、γ補正
回路１１５〜１１７にてγ補正され、バッファ回路１１
８〜１２０を介して、Ｒ，Ｇ。

Ｂ信号として出力される。

本実施例では、テレビモニタ上に表現されるヘモグロビ
ン量及びヘモグロビン酸素飽和度の変化は、第１２図に
示すように、ヘモグロビン量は彩度の変化として、ヘモ
グロビン酸素飽和度は色相の変化として表現される。

このように本実施例によれば、へ七グロビン量とヘモグ
ロビン酸素飽和度の変化を同時に観察できると共に、２
種の映像信号データを目視上分離可能となる。すなわら
、色の三属性の色相、彩度。

明度のうち、色相と彩度にそれぞれヘモグロビン酸素飽
和度とヘモグロビン量とを割り当てることにより、ヘモ
グロビンＭの多いすなわち血液の多い部位は赤の彩度が
高くなり、ヘモグロビン量の少ない部位は赤の彩度が低
くなる。一方、ヘモグロビン酸素飽和度の変化は、従来
の内視鏡では観察困難であったが、本実施例によれば、
算出したＳＯ２の変化を広範囲な色相領域にて表現する
ことで、診断能の向上という効果がある。

尚、色相の変化領域は、３６０°とはせずに、ある一定
の範囲に限定することで、ヘモグロビン酸素飽和度の最
大と最小の分離が容易となる。また、色相、彩度、明度
の各々への生体情報の割当は、本実施例の例に限らず、
例えば、明度にヘモグロビン量を割り当てても良い。

尚、本発明は、上記各実施例に限定されず、例えば、生
体情報としてヘモグロビン量とヘモグロビン酸素飽和度
のみではなく、メチレンブルーインドシアニングリーン
等の色素との組み合わせにおける生体の分光特性の変化
を表示してら良い。

また、ヘモグロビン量やヘモグロビン酸素飽和度の情報
を得るための波長領域は、実施例に示したものに限らず
、種々選択可能である。

また、内視鏡！ｉｓ！察部位を透過照明により観察して
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等の固体搬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、被検体における分
光特性に関連する複数の情報を、互いに目視的に分離可
能で且つ同時に表示可能な複数の画像信号に割り当てた
ので、被検体の複数の情報を同時に観察可能になり、総
合的な診断能がより向上されるという効果がある。

【図面の簡単な説明】

第１図ないし第１０図は本発明の第１実施例に係り、第
１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２図は生体情報の画像信号への割当てを示す
説明図、第３図は内視鏡装置の概略の構成を示すブロッ
ク図、第４図はバンドパスフィルタターレットを示す説
明図、第５図は内視鏡装置の全体を示す側面図、第６図
及び第７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８図は回転フィルタ
の各フィルタの透過波長領域を示ず説明図、第９図及び
第１０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１１図及び第１２図は
本発明の第２実施例に係り、第１１図は本実ＩＭ＠の主
要部である信号処理回路を示すブロック図、第１２図は
生体情報の画像信号への割当てを示す説明図である。 １・・・電子内視＆ｌｔ　　　　　５０・・・回転フィ
ルタ５１・・・バンドパスフィルタターレット１１０・
・・演算処理部 １１４・・・マトリクス回路 Ｗ＆６図 第７ｅ！１ 三安畏− （ｎｍ） 第８！！ｌ 波ｆ＋ｎｍ） 第９図 ５〕フ πつ ａフ０ 波＋（ｎｍ） 第１ｏ因 波長（ｎｍｌ

Claims (1)

【特許請求の範囲】
1. 被検体の画像情報を得ることの可能な内視鏡装置におい
   て、前記被検体の画像情報から、被検体における分光特
   性に関連する複数の情報を得る手段と、前記情報を得る
   手段によって得られた複数の情報を、互いに目視的に分
   離可能で且つ同時に表示可能な複数の画像信号に割り当
   てる手段と、前記割り当てる手段によって割り当てられ
   た複数の画像信号を表示する表示手段とを備えたことを
   特徴とする内視鏡装置。