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JPH0824665B2 - 内視鏡装置 - Google Patents

内視鏡装置

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Publication number
JPH0824665B2
JPH0824665B2 JP61283565A JP28356586A JPH0824665B2 JP H0824665 B2 JPH0824665 B2 JP H0824665B2 JP 61283565 A JP61283565 A JP 61283565A JP 28356586 A JP28356586 A JP 28356586A JP H0824665 B2 JPH0824665 B2 JP H0824665B2
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JP
Japan
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endoscope
signal
image
observation
blood vessel
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JP61283565A
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芳夫 田代
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Olympus Corp
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Olympus Optical Co Ltd
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Publication date
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Description

【発明の詳細な説明】 ［産業上の利用分野］ この発明は、血管の内腔を観察するための内視鏡装
置。
［従来の技術］ 近年、動脈硬化症の治療のため血管内腔観察、または
経皮経管的血管形成術あるいは血管バイパス手術後の血
管内腔観察のための極細の内視鏡が開発されている。こ
の極細内視鏡は血管内に挿入されたガイドシースに挿入
されることにより目的部位まで導かれるが、周知の如く
血管内は血液で充満されているために照明光を照らして
も目的とする血管内壁や弁の様子を観察することができ
ない。そこで、血管内壁等を観察するために一般的には
生理食塩水等の透明液体をガイドシースと内視鏡との隙
間、または内視鏡に設けられたチャンネルに注入し、観
察しようとする部位を一時的に透明液体に置換すること
が行われる。この場合、観察部位の血液は常に流れてい
るために継続して観察するためには、ある圧力で連続し
て透明液体を注入する必要がある。透明液体の注入手段
としては透明液体を吸入した注射器を注管路に差込み、
手動にて透明液体が管路に注入され、またはインジェク
タと呼ばれる自動注入器にり注入される。自動注入の場
合、例えば特開昭59−172621号公報に開示されているよ
うに血管内における反射面の変化に応じて変化する受光
量の変化を検出し、この変化量に応じて透明液体の噴出
量が自動的にコントロールされる。
［発明が解決しようとする問題点］ 従来の血管内観察装置を用いて血液を透明液体に置換
しようとした場合、注入前に設定した圧力が低く過ぎる
と、透明液体の流量が少な過ぎて血圧に対抗して血液を
十分に排除できないので、血管内壁の観察ができなくな
る。逆に、圧力が高過ぎると必要以上に血管内に透明液
体が注入されてしまう。生理学的に見て血管内に注入さ
れる透明液体は必要最少限であることが望ましいことは
言うまでもない。更に、観察するに必要な流量は目的と
する部位の血管内径により様々であり、従来の方法では
最適流量を決定するために試行錯誤を繰り返さなければ
ならない。そのために更に余計な透明液体を血管に注入
しなければならない。
上記のように従来の装置では、血管内の観察状態にか
かわらず、一定の流量で透明液体が注入されていた為に
不必要に注入された透明液体により生理的な面で様々な
障害が生じる虞れがあり、強いては内視鏡による手術の
普及に大きな障害となっている。
特開昭59−172621号に開示の装置では、内視鏡先端部
が非常に複雑な構成が必要となり、技術的にも難しく、
血管内に挿入される極細の内視鏡にその様な機構を設け
た場合、挿入部の外形が太くなり、患者の負担を増大さ
せる。更には、内視鏡先端部の圧力もしくは流速のみを
検知しているので、先端部の流体が血液であるか透明液
体であるかを判別することは不可能であり、しかも断続
的な観察しかできない。
従って、この発明は、血管内の観察状態に応じて自動
的に透明液体の注入を制御することにより、より簡便
に、しかも患者の負担を少なく、血管内の観察を可能に
した内視鏡装置を提供することを目的とする。
［問題点を解決するための手段］ この発明によると、内視鏡と、該内視鏡の観察視野を
確保するために透明流体を観察視野内に注入する透明流
体注入装置を有する内視鏡装置において、前記内視鏡に
よる観察画像を画像信号に変換する撮像手段と、前記画
像信号から所定の色信号を検出することにより前記内視
鏡の観察状態を分析する分析手段と、前記分析手段の分
析結果に応じて、前記透明流体注入装置の注入量を制御
する注入力制御手段とを具備することを特徴とする内視
鏡装置が提供される。
［作用］ 分析手段が、撮像手段により得られる画像信号から所
定の色信号を検出し、この色信号に基づき内視鏡の観察
状態、即ち観察視野の状態を分析し、この分析結果、即
ち観察視野の状態に応じて観察視野に注入される透明流
体の注入量を制御する。
［実施例］ 第１図に示すように、内視鏡１は血管内に挿入される
挿入部２、接眼部３、光源装置４に接続されるライトバ
イドコード５、内視鏡挿入部内のチャンネルに連通して
いる鉗子口を有する。接眼部３には、接像素子または撮
像管を内蔵したカメラ７が装着される。カメラ７の出力
端子は画像処理装置８に接続される。この画像処理装置
８はカメラ７から得られる画像信号を信号処理し、複合
ビデオ信号（NTSC信号）を出力する。
画像処理装置８の出力端子はテレビモニタ９に接続さ
れると共に経内視鏡像分析装置10に接続される。この分
析装置10はビデオ信号に基づき経内視鏡像の状態に応じ
たインジェクタ制御信号を出力する。分析装置10の出力
端子はインジェクタ装置11に接続される。
インジェクタ装置11は生理食塩水を収納するタンクを
内蔵し、インジェクタ制御信号に応じた機械的圧力によ
りタンクの生理食塩水を送出す。インジェクタ装置11の
流出口と鉗子口６とは送液管12により接続されており、
インジェクタ装置11から送出される生理食塩水は送液管
12を介して内視鏡チャンネルに送込まれる。
上記実施例において、内視鏡先端部で得られる画像が
カメラ７によって撮像され、画像信号が画像処理装置８
に入力されると、この画像処理装置８はビデオ信号をモ
ニタ９に出力する。モニタ９は内視鏡先端部で得られる
画像を表示する。この画像は内視鏡の視野内の中心付近
にしか血液が存在しない状態では第３図に示す経内視鏡
像Ａとなる。この像Ａは血管内における内視鏡挿入部先
端部の前方が生理食塩水により置換された状態を示す。
これに対して内視鏡像Ｂは視野内の大部分が血液で覆わ
れ、殆んど血管内壁が観測できない状態を示す。
像Ａの場合、画像の中心を通る走査線のビデオ信号は
波形１で示すように中心付近の血液の部分のみが色信号
となり、他の血管内壁の部分は殆んど白色であり、輝度
信号のみとなる。
上記のような画像に応じたビデオ信号は経内視鏡像分
析装置10に入力されるが、この分析装置10は第２図に示
すように構成されており、ビデオ信号は先ず、3.58MHz
バンドパスフイルタ14に入力される。バンドパスフイル
タ14を介した信号は波形２で示されるように色信号と同
期信号のみを含む。波形２の信号は検波器15に入力さ
れ、波形３で示すように波形２の包絡線の信号を出力す
る。波形３の信号は積分器16に入力され、積分される。
積分器16は検波器15の出力（波形３）を積分し、波形４
に示す積分信号を出力する。積分信号（波形４）はコン
パレータ17に出力され、可変電圧源18の出力電圧Vcomp
と比較される。
撮像画像が経内視鏡像Ａの場合は血管内壁が十分に観
察されている状態であるからインジェクタ装置11からの
生理食塩水の送液流量を減らす必要がある。従って、可
変電圧源18の電圧Vcompが積分電圧VAより大きくなるよ
うに可変電圧源18の出力電圧が設定される。コンパレー
タ17はVA−Vcompの比較演算を行ない、波形５に示すよ
うに低レベル信号VLを出力する。この信号VLがインジェ
クタ装置11に入力されると、インジェクタ装置11は生理
食塩水のタンクに加える圧力を減じ、送水管12を通って
チャンネル開口部13から血管内に噴出される食塩水の量
を減少する。これにより、余分な生理食塩水の注入が抑
制される。
撮像画像が画像Ｂの場合には、内視鏡先端部の周囲に
多量の血液が存在し、血管内壁の観察が困難な状態であ
り、このときの積分信号VBは可変電圧源18の出力電圧Vc
ompより大きくなる。従って、コンパレータ17の出力はV
Hとなる。この電圧信号VHがインジェクタ装置11に入力
されると、インジェクタ装置11は生理食塩水のタンクに
加える圧力を増加し、送水管12を通ってチャンネル開口
部13から血管内に噴出される食塩水の量を増加する。こ
れにより、内視鏡先端部前方の血液が生理食塩水と置換
され、血管内壁の観察が可能となる。
尚、上記実施例において、可変電圧源18の出力電圧Vc
ompは任意に調整できるためにコンパレータの出力がVL
となるかVHとなるかの境界は経内視鏡画像を観察しなが
ら自由に選択できる。
上記実施例において、光源装置４、画像処理装置８、
経内視鏡像分析装置10、テレビモニタ９及びインジェク
タ装置11は一体的に構成してもよい。
第４図に示す実施例によると、画像処理装置８の出力
端子が同期分離回路19に接続される。この同期分離回路
19はビデオ信号から垂直同期信号（Vsync）及び水平同
期信号（Hsync）を分離する。同期分離回路19の垂直及
び水平同期信号出力端子はタイミング発生回路20に接続
される。タイミング発生回路20は垂直及び水平同期信号
（Vsync、Hsync）に応答して経内視鏡像に相当する範囲
の期間だけ高レベル信号を出力する。
タイミング発生回路20の出力端子はスイッチング回路
21のコントロール端子に接続される。このスイッチング
回路21の入力端子は画像処理装置８の出力端子に接続さ
れ、スイッチング回路21の出力端子は3.58MHzバイパス
フイルタ（BPF）14に接続される。
上記実施例によると、同期分離回路19によりビデオ信
号から分離された垂直及び水平同期信号がタイミング発
生回路20に入力されることによりタイミング発生回路20
から画像の１フレーム（または１フイールド）に対応す
るタイミング信号を発生する。このタイミング信号によ
りスイッチング回路21が開放され、１フレームの画像信
号がバンドパスフイルタ14に入力される。バンドパスフ
イルタ14を介したビデオ信号は第２図に示す検波器15を
介して積分器16に入力され、積分される。積分出力は先
の実施例と同様にして基準電圧Vcompと比較され、比較
結果がインジェクタ装置11の制御に利用される。
上記のように画像の１フレームの範囲のビデオ信号が
分析されるため、モニタに占める内視鏡の視野の大きさ
に関係なく、常に高精度で画像の分析ができる。
尚、同期分離回路19、タイミング発生回路20及びスイ
ッチング回路21は積分器16と画像処理装置８のビデオ信
号出力端子との間にあれば、どの箇所に設けてもよい。
第５図には、他の実施例における経内視鏡像分析装置
10の回路が示されている。この回路によると、画像処理
装置８から出力されるＲ、Ｇ、Ｂ画像信号の内のＧ画像
信号が積分器16に入力される。積分器16の出力端子はコ
ンパレータを構成するオペアンプ17の反転入力端子に接
続される。オペアンプの非反転入力端子には可変電圧源
18が接続されると共に抵抗を介してオペアンプ17の出力
端子に接続される。このオペアンプ17を含む回路は公知
のヒステリシス回路22を構成する。
第５図の回路において、ビデオ信号はＲ、Ｇ、Ｂ信号
として画像処理装置10から出力されるが、これらのＲ、
Ｇ、Ｂ信号は第６図に示す波形１、２、３を夫々表わ
す。周知のようにRGB方式では白信号はＲ、Ｇ、Ｂ信号
が全て出力される。従って、血管内壁の白い部分はＲ、
Ｇ、Ｂ信号を全て含むが、中心付近の血液の部分はＧ及
びＢ信号が極端に低下する。従って、Ｒ、Ｇ、Ｂ信号は
第６図に示すように波形１、２、３に示すような波形と
なる。
Ｒ、Ｇ、Ｂ信号の内のＧ信号が積分器16に入力され、
積分される。この積分器16は経内視鏡像Ａに対する積分
信号としてVAGなる電圧信号をコンパレータ17に出力す
る。この電圧VAGはコンパレータ17によって可変電圧源1
8の電圧Vcompと比較される。この比較においてVAG＞Vco
mpであるので、コンパレータ17は信号VLをインジェクタ
装置11に出力する。従って、インジェクタ装置11は生理
食塩水の供給量を低下するように作動する。経内視鏡像
Ｂに対する積分信号VBGがコンパレータ17に出力される
と、この電圧VBGはコンパレータ17によって可変電圧源1
8の電圧Vcompと比較される。この比較においてVBG＜Vco
mpであるので、コンパレータ17は信号VHをインジェクタ
装置11に出力する。従って、インジェクタ装置11は生理
食塩水の供給量を増加するように作動する。この回路で
ヒステリシス回路が構成されているので、積分出力（V
AGまたはVBG）がVcompに略等しくなると、可変電圧源18
の電圧Vcompが変化する。
尚、積分器に入力される信号はＧ信号でなく、Ｂ信号
でもよいが、内視鏡光源にキセノン光源が用いられた場
合に、血管内壁から光源光が青色光として反射されるの
で、正確に画像分析するためにはＧ信号を用いた方がよ
い。
第５図の実施例によると、Ｒ、Ｇ、Ｂ色信号を分析し
ているためにビデオ信号を分析する場合と比較して分析
装置の構成が簡略できる。また、コンパレータをヒステ
リシス回路に構成しているので、インジェクタ制限信号
がVHからVLまたはVLからVHに変化する場合に安定した動
作が得られる。
第５図の実施例において、可変電圧源18の出力電圧が
３段階、即ち第７図に示すようにV1comp、V2comp、V3co
mpとして出力され、コンパレータ17への入力電圧がこれ
ら電圧と比較される。この比較の結果がVG＜V1comp、V1
comp＜VG＜V2comp、V2comp＜VG＜V3comp、及びV3comp＜
VGとなった場合に、V1、V2、V3、及びV4が夫々コンパレ
ータ17から出力される。
積分器16の積分電圧VGが上記各電圧V1comp、V2comp、
V3compと比較され、V2comp＜VG＜V3compの結果が得られ
ると、コンパレータ17は電圧V3を出力し、インジェクタ
装置11は電圧V3に応じた送液流量に応じて生理食塩水を
送出す。
上記のように可変電圧源18の出力電圧を３段階に設定
することによりインジェクタ装置11は４段階に送液流量
を変化できるために経内視鏡像の変化に敏速に反応して
生理食塩水の流量を調節することができる。従って、よ
り安定した経内視鏡像が得られる。尚、可変電圧源18の
出力電圧は３段階に限定される任意の段階に設定でき
る。
第８図に示す実施例においては、送液管12と加圧装置
24との間に、経内視鏡像分析装置11からのコンパレータ
出力信号を受けて応動する圧力調整弁23が設けられる。
加圧装置24には生理食塩水のタンクが設けられ、常に一
定の圧力でタンクを加圧している。このような装置によ
ると、加圧装置24内の生理食塩水には、常に一定の圧力
が加えられており、圧力調整弁23が経内視鏡像分析装置
10からの制御信号に応じて開弁量を調整されることによ
り生理食塩水が開弁量に応じた量だけ送液管を通って内
視鏡挿入部先端から血管内に噴出される。
第８図の装置によると、インジェクタ装置が直接制御
される装置に比べて弁の開閉を調整するだけで、生理食
塩水が適正に送液できるので、送液系統の構造が簡単に
なる。また、故障の可能性の高い調整機構が送液源とは
別体に構成されているので、修理及び交換が容易に行な
える。
尚、上記実施例において、送液に連動して光源をフラ
ッシュさせて撮影を行なうようにしてもより。この場
合、撮影の時だけ送液させるので、送液量はかなり少な
くて済み、長時間掛けての血液内壁検査も支障なく行な
える。
［発明の効果］ この発明によると、血管内を観測するために必要最少
限の液体流量で血液置換が行われるために患者に対して
生理学的障害を与える危険性が少ない。また、観察部位
に応じた最適流量が自動的に判断され、調整が行われる
ので、術者の経験に頼ったり、試行錯誤を繰返す必要が
ない。このために、術者に対する負担が軽減され、また
検査及び治療時間が短縮でき、患者に対する負担が軽減
される。更に、内視鏡本体には、特別な構造を必要とし
ないために、挿入部の細径化が計れ、従来タイプの内視
鏡でも発明の装置を取付けることだけで継続して使用で
きる。
【図面の簡単な説明】
第１図はこの発明の一実施例に従った血管内観察装置を
備えた内視鏡装置のブロック回路図、第２図は第１図に
示される経内視鏡像分析装置のブロック回路図、第３図
は第１図の実施例の動作を説明するためのタイムチャー
ト図、第４図は他の実施例の血管内観察装置に用いられ
る経内視鏡像分析装置のブロック回路図、第５図は更に
他の実施例の血管内観察装置に用いられる経内視鏡像分
析装置のブロック回路図、第６図は第５図の経内視鏡像
分析装置を用いた血管内観察装置の動作を説明するため
のタイムチャート図、第７図は第３図の実施例において
複数段に設定した基準電圧と検出電圧との関係を示すグ
ラフ図、そして第８図は他の実施例の血管内観察装置を
備えた内視鏡装置のブロック回路図である。 １……内視鏡、２……内視鏡挿入部、３……接眼部、４
……光源装置、６……鉗子口、７……カメラ、８……画
像処理装置、９……モニタ、10……経内視鏡像分析装
置、11……インジェクタ装置、12……送液管、14……バ
イパスフイルタ、15……検波器、16……積分器、17……
コンパレータ、18……可変電圧源、19……同期分離回
路、20……タイミング発生回路、23……圧力調整弁、24
……加圧装置。

Claims (2)

    【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】内視鏡と、該内視鏡の観察視野を確保する
    ために透明流体を観察視野内に注入する透明流体注入装
    置を有する内視鏡装置において、 前記内視鏡による観察画像を画像信号に変換する撮像手
    段と、前記画像信号から所定の色信号を検出することに
    より前記内視鏡の観察状態を分析する分析手段と、前記
    分析手段の分析結果に応じて、前記透明流体注入装置の
    注入量を制御する注入力制御手段とを具備することを特
    徴とする内視鏡装置。
  2. 【請求項２】前記分析手段はヒステリシス回路を内蔵す
    る特許請求の範囲第１項に記載の内視鏡装置。
JP61283565A 1986-11-28 1986-11-28 内視鏡装置 Expired - Lifetime JPH0824665B2 (ja)

Priority Applications (3)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP61283565A JPH0824665B2 (ja) 1986-11-28 1986-11-28 内視鏡装置
US07/123,642 US4827907A (en) 1986-11-28 1987-11-20 Intra-observation apparatus
DE19873740316 DE3740316A1 (de) 1986-11-28 1987-11-27 Blutgefaess-beobachtungsvorrichtung

Applications Claiming Priority (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP61283565A JPH0824665B2 (ja) 1986-11-28 1986-11-28 内視鏡装置

Publications (2)

Publication Number Publication Date
JPS63135117A JPS63135117A (ja) 1988-06-07
JPH0824665B2 true JPH0824665B2 (ja) 1996-03-13

Family

ID=17667174

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
JP61283565A Expired - Lifetime JPH0824665B2 (ja) 1986-11-28 1986-11-28 内視鏡装置

Country Status (3)

Country Link
US (1) US4827907A (ja)
JP (1) JPH0824665B2 (ja)
DE (1) DE3740316A1 (ja)

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* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2011206375A (ja) * 2010-03-30 2011-10-20 Terumo Corp 光画像診断装置及びその表示制御方法

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