JP2660009B2

JP2660009B2 - 内視鏡装置

Info

Publication number: JP2660009B2
Application number: JP63202899A
Authority: JP
Inventors: 一成中村
Original assignee: Olympus Corp
Current assignee: Olympus Corp
Priority date: 1988-02-08
Filing date: 1988-08-15
Publication date: 1997-10-08
Anticipated expiration: 2012-10-08
Also published as: JPH01297042A

Description

【発明の詳細な説明】［産業上の利用分野］本発明は、一般的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（CCD）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61−151705号公報
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、一般的に可視領域の
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り、一
般的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。

［問題点を解決するための手段］本発明の内視鏡装置は、カラー画像を得るための第１
の波長領域及び血液情報を得るための第２の波長領域の
光を透過可能な第１の色分離手段（フィルタ）と、カラ
ー画像を得るための前記第１の波長領域とは異なる第３
の波長領域及び血液情報を得るための前記第２の波長領
域とは異なる第４の波長領域の光を透過可能な第２の色
分離手段（フィルタ）と、前記第１の色分離手段及び前
記第２の色分離手段によって異なる波長領域に分離され
た被写体像が撮像面に結像される撮像手段と、前記第１
の色分離手段及び前記第２の色分離手段によって前記撮
像面に結像される前記被写体像の波長領域を選択的に制
限して、前記第１の色分離手段及び前記第２の色分離手
段における前記血液情報を得るための波長領域からなる
被写体像を前記撮像面に結像させる波長領域制限手段
と、前記撮像手段から出力される信号を異なる複数の色
情報信号に分離する信号分離手段と、前記信号分離手段
で分離された異なる複数の色情報信号に基づき被写体画
像を表示する表示手段と、前記信号分離手段で分離され
た異なる複数の色情報信号に基づき、前記血液情報を得
るための波長領域からなる前記被写体像が前記撮像面に
結像されたときの被写体に関する血液情報を演算可能な
血液情報演算手段と、前記血液情報演算手段の演算結果
に基づき前記被写体の血液情報を表示可能な血液情報表
示手段とを具備したことを特徴とするものである。

［作用］本発明の内視鏡装置では、第１の色分離手段（フィル
タ）が、カラー画像を得るための第１の波長領域及び血
液情報を得るための第２の波長領域の光を透過し、第２
の色分離手段（フィルタ）が、カラー画像を得るための
前記第１の波長領域とは異なる第３の波長領域及び血液
情報を得るための前記第２の波長領域とは異なる第４の
波長領域の光を透過する。したがって前記第１の色分離
手段及び前記第２の色分離手段によって被写体像が異な
る波長領域に分離される。

この異なる波長領域に分離された被写体像を撮像手段
が撮像面に結像させる。このとき波長領域制限手段が、
前記第１の色分離手段及び前記第２の色分離手段によっ
て前記撮像面に結像される前記被写体像の波長領域を選
択的に制限して、前記第１の色分離手段及び前記第２の
色分離手段における前記血液情報を得るための波長領域
からなる被写体像を前記撮像面に結像させる。

そして、信号分離信号が、前記撮像手段から出力され
る信号を異なる複数の色情報信号に分離し、前記信号分
離手段で分離された異なる複数の色情報信号に基づい
て、表示手段が被写体画像を表示する。

また、血液情報演算手段が、前記信号分離手段で分離
された異なる複数の色情報信号に基づいて前記血液情報
を得るための波長領域からなる前記被写体像が前記撮像
面に結像されたときの被写体に関する血液情報を演算
し、前記血液情報演算手段の演算結果に基づいて、血液
情報表示手段が前記被写体の血液情報を表示する。

［実施例］以下、図面を参照して本発明の実施例を説明する。

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すブロック図、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
視鏡装置の全体を示す側面図、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。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する挿入口12が設けられ
ている。

第１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。前記固体撮像素子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
ランプやストロボランプは、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、通常観察用の赤（Ｒ），緑（Ｇ），青（Ｂ）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６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
近傍の波長領域Ｂ′も透過する複透過特性を有し、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′も透過する複透過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２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５種類のフィルタ51a,51b,51c,51d,51
eが、周方向に沿って配設されている。各フィルタ51a〜
51eの透過特性を、第７図ないし第11図に示す。

すなわち、フィルタ51aは、第７図に示すように、590
nmを中心とする狭帯域と、650nmを中心とする狭帯域と
を透過する。フィルタ51bは、第８図に示すように、805
nmを中心とする狭帯域と、900nm以上の波長を透過す
る。フィルタ51cは、第９図に示すように、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の幅を有する帯域を透過する。ま
た、フィルタ51eは、第11図に示すように、約400〜750n
m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、前記ハンドパスフ
ィルタターレット51の各フィルタ51a〜51eのうち、前記
切換え回路43で選択した観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によって固体撮像素子16上に結像され、光電変換
されるようになっている。この固体撮像素子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３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。この固体撮像素子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）36a,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）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〜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を
中心とする狭体帯域が透過し、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、この照射光による被
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（SO
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、SO₂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、粘膜の血流量の観察が
可能である。尚、第４図から分かるように、SO₂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、569nm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80
5nm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、この照射光による被写体像
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（Indocyanine g
reen,インドシアニングリーン）を混入した血液は、805
nm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90
0nm以上の波長域の画像によって、粘膜下の欠陥走行状
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、光が組織の深部まで到達す
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65
0nm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近傍の狭帯域が通過
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800nm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,Bの画像として出力される。

ところで、第５図に、SO₂の変化による血液の吸光度
の変化を示すために、オキシ（酸化）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800nm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、SO₂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、SO₂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40
0nm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によって撮像される。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、ヘモグロビンの
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、SO₂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入力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
62a,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
らのレベル調整制御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log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つのlogアンプ65a,65bの
出力は、差動アンプ66aに入力され、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logアンプ65b,65c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51c
が選択された場合には、前記差動アンプ66a,66bによっ
て、SO₂の変化によって血液の吸光度がほとんど変化し
ない領域に対応する画像信号と、SO₂の変化によ血液の
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、被写体に酸素がどれだけ溶け込んでい
るか、すなわち、酸素飽和度を知ることができる。

前記差動アンプ66a,66bの出力は、酸素飽和度SO₂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で所定の演算を行うことにより、フィルタ51cを選択
したときには、前記SO₂が求められる。また、前記差動
アンプ66bの出力は、フィルタ51a,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
ビン量の変化を観察，計測す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入力の
セレクタ68に入力され、このセレクタ68から、SO₂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
す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図に示す信号処理回路60は、計算をハード的
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のうちの１つを選択的に
照明光路中に介装することによって、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すブロック図、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′も透過する複透過特性を有し、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′も透過する複透過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、可視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、照射光路中に選
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の撮像面に結ばれる。その際、カ
ラーフィルタアレイ102によってG,Gy,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51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（LPF）123,124及び
バンドパスフィルタ（BPF）125を通される。

前記LPF123,124は、例えば3MHz,0.86MHz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Y_Hと低域の輝度信号Y_Lに分けられてそれぞれ
プロセス回路126,127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を通した高域側の輝度
信号Y_H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BPF125を通して色信
号成分が抽出され、この色信号成分は1HDL（1Hディレイ
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1HDL
134の出力は、プロセス回路127で処理し、さらに垂直補
正回路137で垂直アパーチャ補正した低域側の輝度信号Y
_Lと混合器138で混合され、この混合出力が前記加算器13
5及び減算器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1
41,142に入力され、補正回路133を通した低域側の輝度
信号Y_L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Y_HとY_L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
直交変調したクロ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145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
信号が入力され、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。

本発明では、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51a〜51eのうちの１つを選
択的に照明光路中に介装することによって、通像画像、
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。

その他の構成，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20図は本発明の第３実施例に係り、第
16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17図はバンドパスフィルタターレットの１つ
のフィルタの透過波長域を示す説明図、第18図は回転フ
ィルタ及び第17図のフィルタを透過した光の波長領域を
示す説明図、第19図はバンドパスフィルタターレットの
他の１つのフィルタの透過波長域を示す説明図、第20図
は回転フィルタ及び第19図のフィルタを透過した光の波
長領域を示す説明図である。

本実施例は、回転フィルタ50の各フィルタの特性と、
バンドパスフィルタターレット51内のバンドパスフィル
タの特性が異なる他は、第１実施例と同様の構成であ
る。

前記回転フィルタ50に設けたR,G,Bの各色分離フィル
タの透過特性は、第16図に示すように設定されている。
すなわち、可視光域では、R,G,Bに分光すると共に、Ｂ
透過フィルタは、約790nm以上の赤外光域Ｂ′も透過す
る複透過特性を有している。

一方、バンドパスフィルタターレット51には、第17図
に示すように、約750nm以上の波長領域の光を遮断する
赤外カット特性を有する赤外カットフィルタと、第19図
に示すように、約570〜820nmの波長領域の光を透過する
バンドパス特性を有するフィルタとが設けられている。

本実施例では、前記回転フィルタ50を透過し、時系列
的に色分離された光は、前記バンドパスフィルタターレ
ット51に設けた各波長領域制限用のフィルタにて透過波
長が制限される。

すなわち、第17図に示す特性の赤外カットフィルタを
照明光路中に介装すると、ライトガイド14に達する光
は、第18図に示すように、可視光域を３分割するR,G,B
の特性となる。そして、この照明光によって、可視光域
における通常のカラー画像が観察可能となる。

一方、第19図に示す特性のバンドパスフィルタを照明
光路中に介装すると、ライトガイド14に達する光は、第
20図に示すように、約580nmを中心とする狭帯域と、約8
00nmを中心とする狭帯域の２つの狭帯域の波長に時系列
的に分光される。

第20図に示すように分光された光のうち、一方の800n
mを中心とした波長域は、第５図に示すようにヘモグロ
ビンの酸素飽和度の変化によりその吸光度の変化がほと
んどない特性を有し、この波長域の画像は、Ｂ画像とし
て得られる。また、580nmを中心とする波長域は、第５
図に示すようにヘモグロビンの吸光度が大きい特性を有
し、この波長域の画像は、Ｇ画像として得られる。従っ
て、前記２つの波長域の画像を、第12図に示す信号処理
回路60にて処理することにより、粘膜のヘモグロビン分
布画像を得ることができる。また、この粘膜のヘモグロ
ビン分布画像と、通常のカラー画像とを切換え可能とな
る。

その他の作用及び効果は、第１実施例と同様である。

第21図ないし第26図は本発明の第４実施例に係り、第
21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22図はバンドパスフィルタターレットの１つ
のフィルタの透過波長域を示す説明図、第23図は回転フ
ィルタ及び第22図のフィルタを透過した光の波長領域を
示す説明図、第24図はバンドパスフィルタターレットの
１つのフィルタの透過波長域を示す説明図、第25図は回
転フィルタ及び第24図のフィルタを透過した光の波長領
域を示す説明図、第26図はICGを加えたヘモグロビンの
透過特性を示す説明図である。

前記回路フィルタ50に設けたR,G,Bの各色分離フィル
タの透過特性は、第21図に示すように設定されている。
すなわち、可視光域では、R,G,Bに分光すると共に、Ｂ
透過フィルタは、約900nm以上の赤外光域Ｂ′も透過す
る複透過特性を有している。また、Ｒ透過フィルタは、
長波長側は約820nmまで透過するようになっている。

一方、バンドパスフィルタターレット51には、第22図
に示すように、約700nm以上の波長領域の光を遮断する
赤外カット特性を有する赤外カットフィルタと、第24図
に示すように、第790nm以上の波長領域の光を透過する
波長制限フィルタとが設けられている。

すなわち、第22図に示す特性の赤外カットフィルタを
照明光路中に介装すると、ライトガイド14に達する光
は、第23図に示すように、可視光域を３分割するR,G,B
の特性となる。そして、この照明光によって、可視光域
における通常のカラー画像が観察可能となる。

一方、第24図に示す特性の帯域制限フィルタを照明光
路中に介装すると、ライトガイド14に達する光は、第25
図に示すように、約800nmを中心として狭帯域と、約900
nm以上の波長域の２つの波長域の光に時系列的に分光さ
れる。

そして、約800nmを中心とした波長域の画像はＲの画
像として、また、約900nm以上の波長域の画像はＢ′、
すなわちＢの画像として、映像化される。

ここで、生体内の血液の主色素であるヘモグロビン内
にICG（インドシアニングリーン）を加えると吸光度の
最大ピークを805nmに持つことが知られており、また、
その透過率の特性は、第26図に示すようになる。

そこで、第24図の特性の波長制限フィルタを照明光路
内に挿入するこによって、ICGを生体に例えば静脈注射
によって混入した場合の吸光度の最大ピーク波長域と、
略収光度の変化のない波長域とによる画像を得ることが
できる。

このように、本実施例によれば、第24図の特性の波長
制限フィルタを照明光路内に挿入することによって得ら
れる２つの画像の差を、例えば第12図に示す信号処理回
路60を用いて検出することにより、粘膜上及び可視光で
は観察困難な粘膜下の血管の像を、高コントラストで抽
出することが可能になり、粘膜下においてその検出が困
難な粘膜下癌についても検出が可能になり、飛躍的な観
察能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。

尚、第1,第３及び第４実施例において、回転フィルタ
50とバンドパスフィルタターレット51は、光路上の位置
が逆であっても良い。

第27図ないし第29図は本発明の第５実施例に係り、第
27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、第28図はカラーフィルタアレイ及び第
17図のフィルタを透過した光の波長領域を示す説明図、
第29図はカラーフィルタアレイ及び第19図のフィルタを
透過した光の波長領域を示す説明図である。

本実施例は、カラーフィルタアレイ102の各フィルタ
の特性と、バンドパスフィルタターレット51内のバンド
パスフィルタの特性が異なる他は、第２実施例と同様の
構成である。

前記カラーフィルタアレイ102の透過特性は、第27図
に示すように設定されている。すなわち、可視光域で
は、Cy,G,Yeに色分離すると共に、Cy透過フィルタは、
約790nm以上の赤外光域Cy′も透過する複透過特性を有
している。尚、前記カラーフィルタアレイ102の配列
は、例えば、第14図に示すようになっている。

本実施例では、通常観察の場合には、フィルタ切換装
置55にて、第17図の特性の赤外カットフィルタを照明光
路内に介装する。すると、このフィルタによって、前記
カラーフィルタアレイ102の透過波長領域が制限され、
第28図に示すように、Cy,G,Yeに色分離される。そし
て、第２実施例と同様の作用にて、映像信号が出力さ
れ、可視光域における通常のカラー画像が観察可能とな
る。

一方、照明光路内に第19図の特性のバンドパスフィル
タを介装すると、第29図に示すように、約580nmを中心
とする狭帯域と、約800nmを中心とする狭帯域の２つの
狭帯域の波長に色分離される。そして、第２実施例と同
様の信号処理が行われるため、Cy及びＧフィルタを透過
する580nmを中心とする波長域の画像は、Ｇ画像として
映像化され、Cyの複透過領域であるCy′の波長域の光
は、Cy透過フィルタのみを透過するため、この波長域の
画像は、Ｂ画像として映像化される。

このように本実施例によれば、第12図に示す信号処理
回路60を用いて、第29図に示す２つの波長域の画像を処
理することにより、第３実施例と同様の効果が、同時方
式にて得ることが可能となる。

その他の作用及び効果は、第２実施例と同様である。

第30図及び第31図は本発明の第６実施例に係り、第30
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、第31図はカラーフィルタアレイ及び第24
図のフィルタを透過した光の波長領域を示す説明図であ
る。

前記カラーフィルタアレイ102の透過特性は、第30図
に示すように設定されている。すなわち、可視光域で
は、Cy,G,Yeに色分離すると共に、Cy透過フィルタは、
約900nm以上の赤外光域Cy′も透過する複透過特性を有
している、また、Ye透過フィルタは、長波長側は約820n
mまで透過するようになっている。

一方、バンドパスフィルタターレット51には、第22図
に示すように、約700nm以上の波長領域の光を遮断する
赤外カット特性を有する赤外線カットフィルタと、第24
図に示すように、約790nm以上の波長領域の光を透過す
る波長制限フィルタとが設けられている。

本実施例では、通常観察の場合には、第22図の特性の
赤外カットフィルタを照明光路内に介装することによっ
て、第５実施例と同様に第28図に示すように、Cy,G,Ye
に色分離され、可視光域における通常のカラー画像が観
察可能となる。

一方、照明光路内に第24図の特性の波長制限フィルタ
を介装すると、第31図に示すように、約800nmを中心と
した狭帯域と、約900nm以上の波長域の２つの波長域に
色分離される。そして、約800nmを中心とした波長域の
光は、Ye透過フィルタに対応した画素のみに受光される
ため、この波長域の画像はＲ画像として映像化され、ま
た、約900nm以上の波長域の光は、Cyの複透過領域であ
るCy′の波長域の光は、Cy透過フィルタのみを透過する
ため、この波長域の画像は、Ｂ画像として映像化され
る。

このように本実施例によれば、第12図に示す信号処理
回路60を用いて、第31図に示す２つの波長域の画像を処
理することにより、第４実施例と同様の効果が、同時方
式にて得ることが可能となる。

その他の作用及び効果は、第２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、任意に設定すること
ができる。

また、波長制限手段としては、異なる透過特性を有す
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ものに
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、撮像手段に至る
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、一般的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すブロック図、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
鏡装置の全体を示す側面図、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図は内視鏡装置の
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、第16図ないし第20図
は本発明の第３実施例に係り、第16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17図はバン
ドパスフィルタターレットの１つのフィルタの透過波長
域を示す説明図、第18図は回転フィルタ及び第17図のフ
ィルタを透過した光の波長領域を示す説明図、第19図は
バンドパスフィルタターレットの他の１つのフィルタの
透過波長域を示す説明図、第20図は回転フィルタ及び第
19図のフィルタを透過した光の波長領域を示す説明図、
第21図ないし第26図は本発明の第４実施例に係り、第21
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22図はバンドパスフィルタターレットの１つの
フィルタの透過波長域を示す説明図、第23図は回転フィ
ルタ及び第22図のフィルタを透過した光の波長領域を示
す説明図、第24図はバンドパスフィルタターレットの１
つのフィルタの透過波長域を示す説明図、第25図は回転
フィルタ及び第24図のフィルタを透過した光の波長領域
を示す説明図、第26図はICGを加えたヘモグロビンの透
過特性を示す説明図、第27図ないし第29図は本発明の第
５実施例に係り、第27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、第28図はカラーフ
ィルタアレイ及び第17図のフィルタを透過した光の波長
領域を示す説明図、第29図はカラーフィルタアレイ及び
第19図のフィルタを透過した光の波長領域を示す説明
図、第30図及び第31図は本発明の第６実施例に係り、第
30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、第31図はカラーフィルタアレイ及び第
24図のフィルタを透過した光の波長領域を示す説明図で
ある。１……電子内視鏡、６……ビデオプロセッサ７……モニタ、15……対物レンズ系 16……固体撮像素子、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

Claims

(57)【特許請求の範囲】

【請求項１】カラー画像を得るための第１の波長領域及
び血液情報を得るための第２の波長領域の光を透過可能
な第１の色分離手段（フィルタ）と、カラー画像を得るための前記第１の波長領域とは異なる
第３の波長領域及び血液情報を得るための前記第２の波
長領域とは異なる第４の波長領域の光を透過可能な第２
の色分離手段（フィルタ）と、前記第１の色分離手段及び前記第２の色分離手段によっ
て異なる波長領域に分離された被写体像が撮像面に結像
される撮像手段と、前記第１の色分離手段及び前記第２の色分離手段によっ
て前記撮像面に結像される前記被写体像の波長領域を選
択的に制限して、前記第１の色分離手段及び前記第２の
色分離手段における前記血液情報を得るための波長領域
からなる被写体像を前記撮像面に結像させる波長領域制
限手段と、前記撮像手段から出力される信号を異なる複数の色情報
信号に分離する信号分離手段と、前記信号分離手段で分離された異なる複数の色情報信号
に基づき被写体画像を表示する表示手段と、前記信号分離手段で分離された異なる複数の色情報信号
に基づき、前記血液情報を得るための波長領域からなる
前記被写体像が前記撮像面に結像されたときの被写体に
関する血液情報を演算可能な血液情報演算手段と、前記血液情報演算手段の演算結果に基づき前記被写体の
血液情報を表示可能な血液情報表示手段と、を具備したことを特徴とする内視鏡装置。