JPH01280442A

JPH01280442A - 内視鏡装置

Info

Publication number: JPH01280442A
Application number: JP63109739A
Authority: JP
Inventors: Kazunari Nakamura; 一成中村; Nobuhiro Satou; 信紘佐藤
Original assignee: Olympus Optical Co Ltd
Current assignee: Olympus Corp
Priority date: 1988-05-02
Filing date: 1988-05-02
Publication date: 1989-11-10
Anticipated expiration: 2012-08-27
Also published as: JP2648494B2

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、血液中のヘモグロビンの酸素飽和度の変化を
観察できるようにした内ｉｍ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、必要に応じ処置具ヂャンネル
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）等の固体撮像素子をｒｉ
像手段に用いた電子内視鏡も種々提案されている。

また、近年、前記電子内？Ｊ！ｆｆｌにより、従来のフ
ァイバスコープでは？６Ｊ察することが困難であった病
変及び粘膜における変化を観察する内視鏡装置が提案さ
れている。

ところで、血液中のヘモグロビンの酸素飽和度（血液中
のヘモグロビンのうち、酸素と結合したヘモグロビンの
割合）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酸素飽和
度の測定法としては、酸素飽和度の変化により吸光度の
変化しない波長、例えば５６９ｎｍ及び５８６ｎｍの吸
光度と、酸素飽和度の変化により大きく吸光度の変化す
る波長、例えば５７７ｎｍの吸光度との差より、粘膜に
おける酸素飽和度の変化を測定する方法がある。

また、例えば、実開昭６１−１５１７０４号公報に開示
されている眼底カメラにおいては、２波長の差より酸素
飽和度画像を得ている。

［発明が解決しようとする課題］しかしながら、従来の酸素飽和度の測定機では、各部位
の測定は可能ではあるが、酸素飽和度の画像として得る
ことは困難である。

また、前記従来例に示されるカメラのように、酸素飽和
度の変化により吸光度の変化しない波長と酸素飽和度の
変化により大きく吸光度の変化する波長とにより、酸素
飽和度画像を得ようとすると、酸素飽和度の変化により
吸光度の変化しない波長は単一の波長であるため、十分
な光量が得られず、映像化は困難である。

また、更に、前記従来例に示されるカメラのように波長
領域が固定されていると、一般的な可視領域の画像が得
られず、粘膜の微妙な色調から病変を検出することがで
きない。

［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、粘膜等におけるヘモグロビンの
１１ｉ素飽和度の変化を示す画像とを観察できるように
した内視鏡装置を提供することを目的としている。

［課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、前記結像光学系によって結像される被写体像
を撮像する撮像手段と、可視領域の画像を得るために被
写体像を複数の波長領域の像に分離するための第１の波
長分離手段と、ヘモグロビンの酸素飽和度の変化により
前記搬像手段の受光部に入射する光量がほとんど変化し
ない波長帯域の像を分離するための第２の波長分離手段
と、ヘモグロビンの酸素飽和度の変化により前記撮像手
段の受光部に入射する光量が変化する波長帯域の像を分
離するための第３の波長分離手段と、前記第１の波長分
離手段による可視領域の画像と前記第２の波長分離手段
及び第３の波長分離手段によるヘモグロビンの酸素飽和
度の情報を含む画像とを切換える切換手段とを備えたも
のである。

［作用］本発明では、第１の波長分離手段によって可視領域の画
像が得られ、第２の波長分離手段及び第３の波長分離手
段によってヘモグロビンの酸素飽和度の情報を含む画像
が得られ、これら２種の画像が、切換手段によって切換
えられる。また、第２の波長分離手段と第３の波長分離
手段は、イれぞれ、単波長に限らず、へ王グロビンの酸
素飽和度の変化によりｆｌｉｔ像手段の受光部に入射す
る先負ｌが変化しない波長帯域とヘモグロビンの酸素飽
和度の変化により搬像手段の受光部に入射する光量が変
化する波長帯域とを設定しているため、十分な光量を得
ることができる。

［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８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図は回転
フィルタを示す説明図、第３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４図は各帯域制限
フィルタの透過波長領域を示づ説１１図、第５図は内祝
１１装置の全体を示す側面図、第６図はオキシヘモグロ
ビンとデオキシヘモグロビンの吸光スペクトルを示す説
明図、第７図は酸素濃度の変化によるヘモグロビンの吸
光度の変化を示す説明図、第８図は酸素飽和度の変化に
より受光部に入射する光量が変化しない波長帯域を示す
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ｌｔ１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
、ＣＯＤ等の固体撮像素子１６が配設されている。この
固体搬像素子１６は、可視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２６．２
７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、可視光から赤外光に
至る広帯域の光を発光するキセノンランプ等のランプ２
１が設けられている。このランプ２１は、ランプ用電源
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、第２図に示すように、通常の可視領域観
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５０Ｒ，５０Ｇ、５０Ｂと、ヘモグ
ロビンの酸素飽和度の変化をカラー画像化するために赤
外領域における特定の波長領域ＩＲ１，ＩＲ２，ＩＲ３
の光を透過するフィルタ５０ａ、５０ｂ、５０ｃとが、
５０Ｒ，５０ａ。

５０Ｇ、５０ｂ、５０Ｂ、５０ｃの順に、すなわち、Ｒ
，ＩＲｙ　、Ｇ、ＩＲ２、Ｂ、ＩＲ３の順に周方向に沿
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３図に示す。

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とランプ２１との間には、
フィルタ駆動装置５３によって照明光路に挿脱自在に駆
動される２つの帯域制限フィルタ５１．５２が配設され
ている。第４図に示すように、一方の帯域制限フィルタ
５１は、約６５０ｎｍ以下の可視領域を透過し、他方の
帯域制限フィルタ５２は、約６５０ｎｍ以上の赤外領域
を透過するようになっている。

また、通常の可視画像とヘモグロビンの酸素飽和度の変
化を示す画像とを切換える切換え回路５５が設けられ、
前記フィルタ駆動装置５３は、前記切換え回路５５の指
定に応じて、前記帯域制限フィルタ５１．５２の一方を
照明光路中に挿入するようになっている。すなわち、通
常の可視画像を選択した場合には帯域制限フィルタ５１
が、ヘモグロビンの酸素飽和度の変化を示す画像を選択
した場合には帯域制限フィルタ５２が照明光路中に挿入
される。そして、帯域制限フィルタ５１が照明光路中に
挿入された場合には、照明光は回転フィルタ５０によっ
てＲ，Ｇ、Ｂの各波長領域の光に時系列的に分離され、
帯域制限フィルタ５２が照明光路中に挿入された場合に
は、照明光は回転フィルタ５０によってＩＲｌ、ＩＲ２
、ＩＲ３の各波長領域の光に時系列的に分離される。

前記帯域制限フィルタ５１．５２の一方と回転フィルタ
５０とを透過し、Ｒ，Ｇ、ＢまたはＩＲｌ、Ｉｎ２．Ｉ
ｎ２の各波長領域の光に時系列的に分離された光は、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２６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Ａ／Ｄ
コンバータ３４によって時系列的にＡ／Ｄ変換される映
像信号は、スイッチ回路３５によって振り分けられて、
各波長毎の映像信号が、それぞれ、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、それぞれ、
Ｄ／Ａコンバータ３７，３７，３７によって、アナログ
信号に変換されて、マトリクス回路３８に入力されるよ
うになっている。このマトリクス回路３８は、照明光が
Ｒ，Ｇ、Ｂの場合には、前記各Ｄ／Ａコンバータ３７か
ら出力されるＲｌＧ、Ｂ信号より、輝度信号Ｙと色差信
号Ｒ−Ｙ。

Ｂ−Ｙとを作り、一方、照明光がＩＲＩ、Ｉｎ２゜Ｉｎ
２の場合には、前記各Ｄ／Ａコンバータ３７から出力さ
れる疑似カラー化されたＲ、Ｇ、Ｂ信号より、疑似カラ
ー化された輝度信号Ｙと色差信号Ｒ−Ｙ、Ｂ−Ｙとを作
るようになっている。前記マトリクス回路３８からの輝
度信＠Ｙと色差信号Ｒ−Ｙ、Ｂ−Ｙは、エンコーダ３９
に入力され、このエンコーダ３９は、前記輝度信号Ｙと
色差信号Ｒ−Ｙ、Ｂ−ＹをＮＴＳＣ映像信号に変換して
出力するようになっている。そして、このＮＴＳＣ映像
信号が、モニタ７に入力され、このモニタ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、前記各Ｄ／Ａコンバータ３７から出力されるＲ、
Ｇ、Ｂ信号は、セレクタ回路４５にも入力されるように
なっている。このセレクタ回路４５は、図示しない選択
手段からの選択信号に応じて、各Ｄ／Ａコンバータ３７
から出力される３種の映像信号のうちの２種の映像信号
を選択して出力するようになっている。このセレクタ回
路４５から出力される２種の映像信号は、演算回路４６
に入力されるようになっている。この演算回路４６は、
前記２種の映像信号の差を＠専して出力するようになっ
ている。そして、この演算回路４６の出力信号はモニタ
に入力され、このモニタに、ヘモグロビンの酸素飽和度
の変化を示すモノクロ画像が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、ドライ
バ回路３１とその他の各回路の同期が取られている。

また、前記切換え回路５５は、回転フィルタ５０のＲ，
Ｇ、ＢまたはＩＲＩ、Ｉｎ２．Ｉｎ２のどちらのタイミ
ングで固体撮像素子１６を読み出させるかを指定すると
共に、この固体撮像素子１６の読み出しのタイミングに
同期してスイッチ回路３５を切換えるようになっている
。

次に、第６図ないし第８図を参照して、本実施例の作用
について説明する。

まず、通常の可視領域の画像を観察する場合は、帯域制
限フィルタ５１を照明光路中に挿入する。

そして、ランプ用電源２２にてランプ２１を点灯させ、
可視光領域から赤外光領域にわたる光を発光させ、帯域
制限フィルタ５１により可視光領域のみの光として、回
転フィルタ５０に入射させる。

この回転フィルタ５０は、時系列的にＲ，Ｇ、８の各波
長領域に色分離を行い、ライトガイド１４に光を入射さ
せると共に、ＩＲｔ　、ＩＦ５　、Ｉｎ２のフィルタ５
０ａ、５０ｂ、５０ｃの区間は遮光期間となり、この遮
光期間中に固体撮像素子１６がＲ，Ｇ、Ｂの各画像を読
み出すことが可能となる。

前記ライトガイド１４に入射された光は、体腔内に挿入
された内視鏡１による観察部位まで伝達され、観察組織
を時系列に照明する。この照明された部位における反射
光は、対物レンズ系１５によって光学像とされ、この光
学像は固体搬像素子１６によって光電変換される。この
固体Ｒ像木子１６の出力信号は、プリアンプ３２．プロ
セス回路３３にて信号処理され、Ａ／Ｄコンバータ３４
にてデジタル信号化され、スイッチ回路３５にて、メモ
リ＜１）３６ａにＲの画像、メモリ（２）３６ｂにＧの
画像、メモリ（３）３６ｃにＢの画像が各々記録される
。この各メモリ３６ａ、３６ｂ。

３６Ｃから読み出された映像信号は、Ｄ／Ａコンバータ
３７にてアナログ信号化された後、マトリクス回路３８
にて評度信号及び色差信号となり、エンコーダ３９にて
ＮＴＳＣＩｎ信号となり、モニタ７に出力される。イし
て、このモニタ７にて、通常の可視領域のカラー画像が
表示される。

一方、ヘモグロビンの酸素飽和度の変化を示づ画像を観
察する場合は、帯域制限フィルタ５２を照明光路中に押
入りる。この帯域制限フィルタ５２を透過した赤外光領
域の光は、回転フィルタ５０にて、時系列的にＩＲｔ　
、ＩＦ５．Ｉｎ２の各波長領域に色分離され、ライトガ
イド１４に入射する。また、Ｒ，Ｇ、Ｂのフィルタ５０
Ｒ，５０Ｇ、５０Ｂの区間は遮光期間となる。

ＩＲｔ、ＩＦ５．Ｉｎ２の光により時系列的に照明され
た観察部位からの反射光は、Ｒ，Ｇ、Ｂの照明時と同様
に、対物レンズ１５によって光学像化され、固体撮像素
子１６にて光電変換される。

この固体１ｄ像素子１６の出力信号は、プリアンプ３２
、プロセス回路３３．Ａ／Ｄコンバータ３４゜スイッチ
回路３５を経て、メモリ＜１　）３６ａにはＩＲｌの画
像、メモリ（２）３６ｂにはＩＦ５の画像、メモリ（３
）３６ｃにはＩｎ２の画像が各々記録される。この各メ
モリ３６ａ、３６ｂ。

３６Ｃから読み出された′映像信号は、Ｄ／Ａコンバー
タ３７にてアナログ信号化され、各Ｄ／Ａコンバータ３
７からＩＲｌ、ＩＦ５　、Ｉｎ２の各波長領域の画像の
映像信号が出力される。

ここで、第６図及び第７図に示すように、血液中のヘモ
グロビンは、その酸素飽和度によって、その吸光度の分
光特性が変化する。本実施例では、酸素飽和度によって
吸光度が大きく変化Ｊる６００〜７００ｎｍの波長領域
内にある波長領域ＩＲ１、吸光度の変化がほとんどない
８０５ｎｍを中心とする狭帯域ＩＲ２及びＩＲｌに比べ
変化率は少ないが酸素飽和度の変化による違いが検出可
能な約９００〜１１０００ｎの波長領域ＩＲ３の各波長
領域の画像が、各々疑似カラー化される。そして、前記
各Ｄ／Ａコンバータ３７からの映像信号は、マトリクス
回路３８にて疑似色差信号として信号処理され、エンコ
ーダ３９にてＮＴＳＣ映像信号となり、モニタ７に出力
される。そして、このモニタ７に、組織の酸素飽和度の
相違が疑似カラー化されて表示される。

ところで、酸素飽和度の変化により吸光度の変化が起こ
らない波長は約８００ｎｍの単波長であるが、この単波
長の像を得るために光源の光を非常に狭帯域のフィルタ
にて制限すると、光量不足となって映像化が困難となる
。また、フィルタの透過波長の僅かなずれによる誤差が
大きくなる。

そこで、本実施例では、ヘモグロビンの酸素飽和度の変
化により固体撮像素子１６に入射する光量が変化しない
波長帯域（ＩＦ５）として、第８図に示すように、等吸
光度点（８０５ｎｍ）の短波長側と長波長側とを含むあ
る程度の幅を右する波長帯域λ１またはλ２を設定して
いる。このλ１゜λ２のような波長帯域では、等吸光度
点の短波長側と長波長側で、酸素飽和度の大小に対して
吸光度の大小が入れかわるため、ある程度の幅を持たせ
ても酸素飽和度の変化により固体撮像素子１６に入射す
る光Ｒがほとんど変化しない。このように、ある程度の
幅を有１６波長帯域を設定することにより、映像化に十
分な光量が得られると共に、酸素飽和度の変化によりそ
の映像信号レベルに実使用上影響のない画像を得ること
ができる。

また、セレクタ回路４５ｒは、各Ｄ／Ａコンバータ３７
からの各波長領域の映像信号のうちの２種の映像信号が
選択される。例えば、ＩＲｔ、ＩＲｚの映像信号が選択
された場合、演輝回路４６により、その各々の映像の差
が検出され、この差の画像がモニタにモノクロ表示され
る。従って、この画像によって、組織における酸素飽和
度の変化がコントラスト良く観察することができる。

このように、本実施例によれば、一般的な可視領域のカ
ラー画像により、組織における色調の変化による従来ど
おりの診衛が可能であると共に、組織におけるヘモグロ
ビンの酸素飽和度の変化が疑似カラー化またはモノクロ
によりコントラスト良く映像として観察可能になる。従
って、病変部の早期発見が可能となり、従来のカラー画
像との比較を行うことにより、診断能が向上される。

尚、前記セレクタ回路４５により、ＩＲｚのみを選択し
て表示することで、酸素飽和度の変化を観察しても良い
。

第９図ないし第１３図は本発明の第２実施例に係り、第
９図は内視１１装置の構成を示１ブロック図、第１０図
は回転フィルタを示す説明図、第１１図はヘモグロビン
の酸素飽和度の変化による吸光度の変化を示す説明図、
第１２図は回転フィルタにおけるヘモグロビン酸素飽和
度の変化を示す画像形成用の各フィルタの透過波長領域
を示す説明図、第１３図は第２実施例の変形例における
回転フィルタの２つのフィルタの透過波長領域を示す説
明図である。

本実施例では、第１実施例における帯域制限フィルタ５
１，５２、フィルタ駆動装置５３が設けられていない。

また、回転フィルタ５０の代わりに、第１０図に示１よ
うな回転フィルタ６０が設けられている。この回転フィ
ルタ６０は、通常の可視領域観察用のＲ，Ｇ、Ｂの各波
長領域の光を透過するフィルタ６０Ｒ，６０Ｇ、６０Ｂ
と、ヘモグロビンの酸素飽和度の変化をカラー画像化す
るために可視領域における特定の波長領［Ｇｔ　。

Ｇ２　、Ｇ３の光を透過するフィルタ６０ａ、６０ｂ、
５Ｑｃとが、６０Ｒ，６０ａ、６０Ｇ、６０ｂ、６０Ｂ
、６０ｃの順に、すなわち、Ｒ，Ｇ１゜Ｇ、Ｇ２　、Ｂ
、Ｇ３の順に周方向に沿って配列されている。前記Ｇ１
．Ｇ２　、Ｇ３の波長領域を第１２図に示す。第１１図
及び第１２図に示すように、前記Ｇ１．Ｇ２　、Ｇ３の
波長領域は、いずれもヘモグロビンの酸素飽和度の変化
によって吸光度が変化する領域であり、且つ、Ｇ＋　、
Ｇ２間、Ｇ２．０３間では、それぞれ、酸素飽和度の大
小に対して吸光度の大小が入れかわっている。また、本
実施例では、ランプ用電源２２が、切換え回路５５によ
って制御され、ランプ２１は、切換え回路５５からのタ
イミングに応じて、回転フィルタ６０のＧ１．Ｇ２　、
Ｇ３のタイミングまたはＲ２Ｏ，Ｂのタイミングで発光
するようになっている。

その他の構成は、第１実施例と同様である。

本実施例では、ランプ用！＋１！２２及びランプ２１を
、切換え回路５５からのタイミングでＲ，Ｇ。

ＢまたはＧ］、Ｇ２　、Ｇ３のどちらかの組み合わせで
発光させることにより、ライトガイド１４には、時系列
的にＲ，Ｇ、ＢまたはＧ１．Ｇ２　、Ｇ３に色分離され
た光が入射する。

Ｒ，Ｇ、Ｂの光が入射した場合は、第１実施例と同様に
信号処理され、一般的な可視領域のカラー画像が得られ
る。一方、Ｇ１．Ｇ２　、Ｇ３に色分離された光により
観察する場合には、第１実施例と同様に、Ｇ１．Ｇ２　
、Ｇ３が各々疑似カラー化され、酸素飽和度（Ｓ０２と
も記す。）の変化が観察される。

また、Ｇ１．Ｇ２　、Ｇ３の各々の映像信号は、Ｍｉ飽
和度の相違により変化するため、セレクタ回路４５によ
り選択した２種の映像の差を検出することにより、モノ
クロ画像により酸素飽和度の変化が輝度の変化として映
像化される。

本実施例によれば、Ｇ１．Ｇ２　、Ｇ３の全ての波長領
域が酸ん飽和度の変化によって吸光度が変化し、且つ、
Ｇ＋　、０２間、Ｇ２　、Ｇ３間では、それぞれ、酸素
飽和度の大小に対して吸光度の大小が入れかわっている
ため、第１実施例に比べて、酸素飽和度の変化のカラー
画像によるｌ察が容易になる。

また、Ｇ１．Ｇ２　、Ｇ３の波長領域は、赤外光領域に
比べ、組織の透過数が低いため、組織表面のみにおける
ＭＸ飽和度の検出が可能となる。

尚、Ｇｌ　、Ｇ３の波長領域として、第１３図に示すλ
４．λ３のように、等吸収点の短波長側と長波長側で酸
素飽和度の大小に対して吸光度の大小が入れかわること
で、酸素飽和度の変化により映像信号レベルの変化がほ
とんどない波長帯域を設定しても良い。このように、等
吸光度点の短波長側と長波長側とを含むある程度の幅を
有する波長帯域を設定することとにより、映像化に十分
な光示を得ることができる。

その他の作用及び効果は、第１実施例と同様である。

第１４図ないし第１７図は本発明の第３実施例に係り、
第１４図は内視鏡装置の構成を示すブロック図、第１５
図はモザイクフィルタを示す説明図、第１６図はモザイ
クフィルタの各フィルタの透過波長領域を示づ一説明図
、第１７図はレーザ発振装置の発光特性を示す説明図で
ある。

本実施例は、カラ−１１１＠方式として同時方式を用い
た例である。

第１４図に示すように、本実施例における電子内視鏡７
０の挿入部先端部９に設けられた対物レンズ系１５の結
像位置には、固体搬像素子７１が配設され、この固体搬
像素子７１の前面には、モザイクフィルタ７２が設けら
れている。このモザイクフィルタ７２は、第１５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。このモザイクフィルタ７２の各フィ
ルタの透過波長領域を第１６図に示す。この図に示すよ
うに、本実施例では、各フィルタは、赤外光も透過する
ようになっている。電子内視鏡７０のその他の構成は、
第１実施例の電子内視鏡１と同様である。

一方、ビデオプロセッサ側では、光源として、ランプ用
電源２２から電力が供給され可視光から赤外光までの広
帯域の光を発光するランプ２１と、第１７図に示すよう
な発光特性を有するレーザ発振装置６８とが設けられて
いる。前記ランプ２１とライトガイド１４入射端との間
には、ライトガイド１４側の面が反射面であるミラー６
６が、照明光路に挿脱自在に設けられている。このミラ
ー６６は、ミラー駆動装置６７によって照明光路に挿脱
されるようになっており、照明光路に挿入されたときに
は、反射面が光軸に対して略４５度となるようになって
いる。また、前記レーザ発振装置６８の前方には、この
レーザ発振Ｉｉｉ冒６８から出射された光を、照明光路
に挿入されたミラー６６へ導き、このミラー６６を介し
てライトガイド１４に入射させるためのミラー６９が配
設されている。このように、前記ミラー６６を照明光路
がら退避させた場合には、ランプ２１からの光がライト
ガイド１４に入射し、前記ミラー６６を照明光路に挿入
した場合には、レーザ発振装置６８からの光がミラー６
９．６６を経てライトガイド１４に入射するようになっ
ている。

このライトガイド１４から出射される照明光による観察
部位からの戻り光は、モザイクフィルタ７２を透過する
と共に、対物レンズ系１５によって、固体搬像素子７１
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７１には、信号線７４を介して、ビデオプ
ロセッサ内のドライバ回路７５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、信号線７３を介して、前記ビデオプ
ロセッサ内または電子内視鏡内に設けられたプリアンプ
７８に入力されるようになっている。このプリアンプ７
８で増幅された映像信号は、輝度信号を分離するローパ
スフィルタ（以下、Ｌ　Ｐ　Ｆと記Ｊ゛。）８１、色差
信号生成のための狭帯域の輝度信号を分離するＬＰＦ８
３及びモヂイクフィルタ７２により変調された色信号を
分離するバンドパスフィルタ（以下、Ｂ（〕［と記１．
。

）８５に入力されるようになっている。前記ＬＰＦ８１
からの輝亀信号は、プロセス回路８２に入力され、波形
成形及びγ補正等の信号処理が施されるようになってい
る。また、前記ＬＰＦ８３からの狭帯域の輝度信号は、
同様に、プロセス回路８４に入力され信号処理が施され
るようになっている。また、前記ＢＰＦ８５の出力信号
は、１１−１期間だけ信号を遅延させる１Ｈｆイレーラ
イン（以下、ＩＨＤＬと記す。）８６．加算器８７及び
減算器８８に入力されるようになっている。前記加算器
８７は、ＢＰＦ８５からの直接の信号と１ｌ−ＩＤＬ８
６にてＩＨｉｌＶ延された信号とを加算し、前記減ｎ器
８８は、ＢＰＦ８５からの直接の信号と１ＨＤＬ８６に
て１ｔ−Ｉｎ延された信号とを減筒するようになってい
る。前記加算器８７と減算器８８の各出力信号は、それ
ぞれ、γ補正回路８９゜９０にてγ補正され、復調回路
９１．９２にて各々の変調された色信号が復調されるよ
うになっている。Ｉ）を記ブ［」ヒス回路８４からの狭
帯域の節電信号及び復調回路９１．９２からの色信号は
、マトリクス回路９３に人力され、この７トリクス回路
９２にて色差信号が生成されるようになっている。この
マトリクス回路９３からの色差信号及びブ［ＩＬ７ス回
路８２からの輝Ｉｆｆ　（３号は、カラーエンコーダ９
４に入力され、このカラーエンコーダ９４にて、ＮＴＳ
Ｇ信号に変換されるようになっている。そして、このＮ
ＴＳＣ信号がモニタ７に入力され、このモニタ７によっ
て、ＴＩＡ察部位がカラー表示されるようになっている
。

また、前記プロセス回路８４．復調回路９１゜９２から
の各色信号は、セレクタ回路９５にも入力されるように
なっている。このセレクタ回路９５は、図示しない選択
手段かぼろの選択信号に応じて、３種の映像信号のうち
の２種の映像信号を選択して出力づるようになっている
。このセレクタ回路９５から出力される２種の映像信号
は、演静回路９６に入力されるようになっている。この
演算回路９６は、前記２種の映像信号の差を演算して出
力するようになっている。そして、この演算回路９６の
出力信号は［ニタに入力され、この［２夕に、ヘモグロ
ビンの酸素飽和度の変化を示すモノクロ画像が表示され
るようになっでいる。

また、ビデオプロセッサ内には、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７６が設けられ、こ
のタイミングジェネレータ７６によって、ドライバ回路
７５とその他の各回路の同期が取られている。

次に、本実施例の作用について説明する。

ミラー駆動装置６７がミラー６６をランプ２１の照明光
路から退避させている場合は、−殻内な電子内視鏡と同
様に、ランプ２１の照明光にて照明された観察部位の像
が、可視カラー画像とし一〇得られる。

一方、組織のヘモグロビンの酸素飽和度の変化を観察づ
る場合は、前記ミラー駆８装置６７にてランプ２１の照
明光路中にミラー６６を挿入し、ランプ用電源２２にて
ランプ２１を消灯し、且つ、レーザ発掘Ｖ装置６８にて
、第１７図に示すような６５０ｎｍを中心とする光と８
０５ｎｍを中心とづる光を発光させる。前記レーザ発娠
装置６８からの光は、ミラー６９．６６で反射されて、
ライトガイド１４に入射し、電子内視鏡７０による観察
部位を照明する。ここで、レーザ光は、単波長で非常に
強力な単位波長当りのエネルギーが高密度であるので、
このレーザ光による照明にて十分に映像化が可能である
。前記ライトガイド１４から出射されたレーザ光は、粘
膜組織を照明し、組織中のへ七グロビンの酸素飽和度の
変化により６５Ｑｎｍ近辺のレーザ光は反射率が大きく
変化し、８０５ｎｍ近辺のレーザ光はその反射率がほと
んど変化しない。組織から反射された光は、対物レンズ
系１５に【光学像とされ、モザイクフィルタ７２を透過
し、固体搬像素子７１受光面に結像する。ここで、前記
モザイクフィルタ７２は、第１６図に示すような透過特
性を有しているため、６５Ｑｎｍの光による照明では、
Ｙｅのフィルタのみ透過するのでＲの信号として処理さ
れ、８５０ｎｍの光による照明では、Ｃｙ、Ｙｅ、Ｇ仝
てのフィルタを透過Ｊるので、Ｇの信舅として疑似カラ
ー処理され、カラーエンコーダ９４から出力される。こ
のとき、セレクタ回路９５に【、ＲとＧの映像信号を選
択し、演算回路９６にて、これら映像信号の差を検出す
ることにより、酸素飽和度の粘膜組織における違いが、
濃度差により表示可能となる。

また、ランプ２１による照明時に、ＧとＲの映像信号を
セレクタ回路９５にて選択し、演ｎ回路９６にてその差
を検出して映像化することも可能である。

このように本実施例によれば、第１．第２実施例と同様
に、粘膜組織におけるヘモグロビンの酸素飽和度の変化
を映像化できる。また、第１．第２実施例のように時系
列的に色分離を行わないので、波長の異なる映像間の演
算を行う場合に時間ずれが生じないので、演粋誤差が少
ない。

また、レーザ光を使用するので、より狭い帯域で最も有
効な波長を選択可能となる。

尚、ヘモグロビンの酸素飽和度の変化を観察するだめの
照明光としては、レーザ光に限らず、ＬＥＤ６９の光源
を使用しても良い。

イの伯の作用及び効果は、第１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、第１
ないし第３実施例において内視鏡１ｆ！Ｊ東部位を透過
照明により観察しても良い。この場合ぽ、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搬像素子を有する
電子内視鏡に限らず、従来の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。

また、へ［グロビンの酸素飽和度の変化を観察芝るため
の波長帯域は、各実施例に示したものに限らず、任意に
選択、設定することができる。

［発明の効果コ以上説明したように本発明によれば、第１の波長分離手
段によって可視領域の画像が得られ、第２の波長分離手
段及び第３の波長分離手段によってヘモグロビンの酸素
飽和度の情報を含む画像が得られるので、−膜内な可視
領域の画像と、粘膜等におけるヘモグロビンの酸素飽和
度の変化を示づ画像とを観察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８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図は回転
フィルタを示す説明図、第３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４図は各帯域制限
フィルタの透過波長領域を示す説明図、第５図は内視鏡
装置の全体を示づ側面図、第６図はオキシヘモグロビン
とデオキシヘモグロビンの吸光スベクｉ・ルを示す説明
図、第７図は酸素濃度の変化によるヘモグロビンの吸光
度の変化を示す説明図、第８図は酸素飽和度の変化によ
り受光部に入射する光呈が変化しない波長帯域を示す説
明図、第９図ないし第１３図は本発明の第２実施例に係
り、第９図は内視鏡装置の構成を示すブロック図、第１
０図は回転フィルタを示す説明図、第１１図はヘモグロ
ビンの酸素飽和度の変化による吸光度の変化を示１説明
図、第１２図は回転フィルタにおけるヘモグロビン酸素
飽和度の変化を示１画像形成用の各フィルタの透過波長
領域を示す説明図、第１３図は第２実施例の変形例にお
ける回転フィルタの２つのフィルタの透過波長領域を示
す説明図、第１４図ないし第１７図は本発明の第３実施
例に係り、第１４図は内視鏡装置の構成を示すブロック
図、第１５図はモザイクフィルタを示す説明図、第１６
図はモザイク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図はレーザ発振装置の発光特性を示ず
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１
６・・・固体搬像素子　　２１・・・ランプ５０・・・
回転フィルタ第２図５０ｂ第３図液長　（ｎｍ）第４図５皮灸（ｎｍ）第６図第８図金線づ

Claims

【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、前記結像光学系によつて結像される被写体像を撮像する
撮像手段と、可視領域の画像を得るために被写体像を複数の波長領域
の像に分離するための第１の波長分離手段と、ヘモグロビンの酸素飽和度の変化により前記撮像手段の
受光部に入射する光量がほとんど変化しない波長帯域の
像を分離するための第２の波長分離手段と、ヘモグロビンの酸素飽和度の変化により前記撮像手段の
受光部に入射する光量が変化する波長帯域の像を分離す
るための第３の波長分離手段と、前記第１の波長分離手
段による可視領域の画像と、前記第２の波長分離手段及
び第３の波長分離手段によるヘモグロビンの酸素飽和度
の情報を含む画像とを切換える切換手段とを備えたことを特徴とする内視鏡装置。