JPH01297042A - 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、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Ｉｌ！寮したり、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秒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山や酸素飽和度の分
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鑓や酸素飽和度を求
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リ、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？Ｊ２鏡装置は、少なくとも結像光学系を右
Ｊる内視鏡と、カラー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色分離手段と、前記結像光学
系によって結像されると共に、前記色分離手段によって
分離された各波長領域の像を搬像づるＭ像手段と、前記
撮像手段に至る照明光路ないし観察光路上に挿脱自在に
設けられ、前記色分離手段が分離する波゛長鎖域の一部
を透過可能な波長制限手段とを備えたものである。

［作用］ 本発明では、照明光路ないし観察光路上から、波長制限
手段を退避させると、被写体像が色分離手段によって色
分離され、一般的な可視領域のカラー画像を得ることが
可能になり、前記波長制限手段を挿入すると、この波長
制限手段によって制限された特定の波長領域による画像
を得ることが・可能になる。

［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１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１１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。前記電子内祝１１１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ずる挿入口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
、固体搬像素子１６が配設されている。この固体撮像素
子１６は、可視領域を含め素体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。

前記固体搬像素子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
び赤外光を大船に発光づる。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を透過づる
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右Ｊ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、５１
ｂ、５１ｃ。

５１ｄ、５１ｅが、周方向に沿って配列されている。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、５
６９ｎｍを中心とづる狭帯域と、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、８０５ｎｍを中心とする狭帯域と、９００ｎ
ｍ以上の波長を透過する。フィルタ５１ｃは、第９図に
承りように、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づる。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の幅を右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〜５１ｅのうら、前記切換え回路４
３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。この固体撮像集子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ｍ機素子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ＧＪ１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−ＥＩＪ　（２）３６ｂ、　メ−ＥＩＪ　（
３）３６ｃに選択的に記憶されるようになっている。

ｈｌ記メモ’）（１）３６ａ、　メ−ｆ：’）（２＞３
６ｂ。

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」ンボ
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５１８〜５１ｅのうちの１つを選択的に照用光
路申に介装すると、この選択されたフィルタによって、
前記回転フィルタ５Ｏ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
ｎｍ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５６９　ｎ　ｍを中心
とする狭帯域が透過づる。

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、この照明光による被写体像が、
固体搬像素子１６によって画像される。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（８０
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、３０２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、Ｓ０２
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、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８透過フイルタが照明光路に介装されるタイミングで
８０５ｎｍ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（Ｉｎｄｏｃｙ
ａｎｉｎｅ　　ｇｒｅｅｎ、インドシアニングリーン）
を混入した血液は、８０５ｎｍに最大吸収を有すると共
に、９　Ｑ　Ｑ　ｎ　ｍ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、静履注射により、血
液中に前記■ＣＧを混入し、前記８０５ｎｍ及び９００
ｎｍ以上の波長域の画像によって、粘膜下の血管走行状
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８０５ｎ
ｍ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
状態を映像化づ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
６５０ｎｍ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
域が透過し、Ｂ透過フィルタが照明光路に介装されるタ
イミングで８０Ｑｎｍ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、８０２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、５３Ｑｎｍ近傍及び８００ｎｍ
３１は、３０２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
０Ｂ透過フイルタが照明光路に介装されるタイミングで
４００ｎｍ近傍の帯域が透過づる。

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、固体搬像素子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図に示づように、４００ｎｍ近傍は、ヘモクロビン
の吸光度Ｑ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。

已に割当てられた画像信号を、第１２図に示づような信
号処理回路６０にて処理することにより、３０２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人力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６２
ａ、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
７’／プロ５ａ、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１０ｑ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１００アンプ６５ｂ、６５
ｃ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５１
Ｇ７／１選択された場合には、前記差動アンプ６６ａ、
６６ｂによって、８０２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、８０２
の変化によって血液の吸光度が変化する領域に対応する
画像信号の差がに１算され、この差から、被検体に酸素
がどれだけ溶は込んでいるか、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Ｓ
Ｏ２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８０２が求められる
。また、前記差動アンプ６６ｂの出力は、フィルタ５１
ａ、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。

計測づるために用いられる。前記除昨器６７の出力及び
差動アンプ６６ｂの出力は、２人力のセレクタ６８に入
力され、このセレクタ６８から、Ｓ０２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。

１）η記セレクタ６Ｂの出力信号は、計測に使用Ｊ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木飽和度、血流吊、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ｍ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が設けられた固体搬像素子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を透過覆るフィルタは、赤外帯域におけるｓ
ｏｏｎｍ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９
００ｎｍ以上の波長領域Ｇ′も透過する複透過特性を右
Ｊ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１
０５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５１８〜５１ｅのうちの１つ
が、照明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によりてＧ、Ｃｙ、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５
１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
信り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）１２
５を通される。

前記ＬＰＦ１２３，１２４は、例えば３Ｍ）−１ｚ。

０．８ＭＨ７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１２６，１
２７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　［＋は
、水平補正回路１２８で水平輪郭補正、水平アバ−チル
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に入り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ＢＰＦ１２
５を通しＣ色信号成分が抽出され、この色信号成分は１
ＨＤＬ（ＩＨデイレイライン）１３４、加算器１３５及
び減ｎ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１ＨＤＬ１３４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＠ＹＬと混合
器１３８で混合され、この混合出力が前記加算器１３５
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１４１，１４２に入力され、補正回路１３３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Ｗ４器１４３゜１４４に入力され、復調された色信
号ＢとＲにされた模、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、その模カラーエンコーダ１２９
に入力され、輝度信号ＹＨとＹＬ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）で、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。

本実施例では、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
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。

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
示ず説明図、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１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承り説明図である。

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。すなわら、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に遠する光
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８００ｎｍ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、−方のｓｏ
ｏｎｍ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、８画像
として得られる。また、５８０ｎｍを中心と１６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、０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】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、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、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８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８０００ｍを中心とした狭帯域
と、約９００ｎｍ以上の波長域の２つの波長域の光に時
系列的に分光される。

そして、約ｓｏｏｎｍ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
８′、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
内に挿入することによって、ＩＣＧを生体に例えば静脈
注射によって混入した場合の収光度の最大ピーク波長域
と、略取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
が困難な粘膜下筋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ＩＩ！ｔｃｙ−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１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Ｊ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、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、このフィルりによって、・
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１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図に示ずように、約５８０ｎｍ
を中心とする狭帯域と、約８０００ｍ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、０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、Ｂｊｉ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図に示づ信号処理
回路６０を用いて、第２９図に示す２つの波長域の画像
を処Ｊ！ｌ！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。

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、Ｇｙ、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、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１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９０００ｍ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木のみに受光されるため、
この波長域の画像は８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、８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図に示す信丹処理
回路６０を用いて、第３１図に示寸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１ワ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ｖ１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、搬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１ 以上説明したように本発明によれば、ｍ像手段に至る照
明光路ないし観察光路上に、波長υ１限手段を挿脱する
ことにより、−殻内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播や酸素飽和度
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を説明図、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
１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２
２図はバンドパスフィルタターレツｉ・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１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づ説明図である。 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・・・固体陽像素子　　２１・・・ランプ５０・・・
回転フィルタ ５１・・・バンドバスフィルタターレット第４図 第５図 五Ｋ　　（ｎｍ） 第６図 渫ａ　（ｎｍ） 第７図 ＷＲ畏（ｎｍ） 第８図 耀具（ｎｍ） 第９図 ｉ＾（ｎｍ） 第１０図 ＷａＪ＆（ｎｍ） 第１１図 テＥ１．−〜（ｎｍ） 第１４図 第１５図 成長（ｎｍ） ′Ｒ夷（ｎｍ） 第１８図 第１９図 第２０図 塊Ｍ（ｎｍ） ｆｆｌ＆（ｎｍ） 浦長（ｎｍ） 第２３図 湾４％（ｎｍ） 波長（ｎｍ） 湾長（ｎｍ） ｉＪ％（ｎｍ） 仮畏　（ｎｍ）

Claims (1)

【特許請求の範囲】
1. 　少なくとも結像光学系を有する内視鏡と、カラー画像
   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
   色分離手段と、前記結像光学系によって結像されると共
   に、前記色分離手段によつて分離された各波長領域の像
   を撮像する画像手段と、前記撮像手段に至る照明光路な
   いし観察光路上に挿脱自在に設けられ、前記色分離手段
   が分離する波長領域の一部を透過可能な波長制限手段と
   を備えたことを特徴とする内視鏡装置。