JPH0417076A - 内視鏡用画像処理装置 - Google Patents
内視鏡用画像処理装置Info
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- JPH0417076A JPH0417076A JP2122711A JP12271190A JPH0417076A JP H0417076 A JPH0417076 A JP H0417076A JP 2122711 A JP2122711 A JP 2122711A JP 12271190 A JP12271190 A JP 12271190A JP H0417076 A JPH0417076 A JP H0417076A
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Landscapes
- Endoscopes (AREA)
- Image Processing (AREA)
- Image Analysis (AREA)
- Measuring Pulse, Heart Rate, Blood Pressure Or Blood Flow (AREA)
- Measurement Of The Respiration, Hearing Ability, Form, And Blood Characteristics Of Living Organisms (AREA)
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。
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]
本発明は立体的に血流量等の特徴量を算出する機能を備
えた内視鏡用画像処理装置に関する。
えた内視鏡用画像処理装置に関する。
[従来技術]
近年、胃等の臓器粘膜の血流動態と疾患との対応が種々
研究され明らかにされつつあり、血流量とか酸素飽和度
を計算して診断に役立てようとする試みが行われている
。
研究され明らかにされつつあり、血流量とか酸素飽和度
を計算して診断に役立てようとする試みが行われている
。
文献「医療用組織スペクl〜ル分析装置」り「レーザー
研究」昭和60年第13巻第2号、平木順−氏ならびに
神出昌彦氏著)において、胃粘膜の分光反射スペクI・
ルを計測して、吸光度と血流量(ヘモグロビンM)及び
酸素飽和度との間に、ある相関がある事が表わされてい
る。第19図に人血中のヘモグロビンの吸収スペクトル
を示す。
研究」昭和60年第13巻第2号、平木順−氏ならびに
神出昌彦氏著)において、胃粘膜の分光反射スペクI・
ルを計測して、吸光度と血流量(ヘモグロビンM)及び
酸素飽和度との間に、ある相関がある事が表わされてい
る。第19図に人血中のヘモグロビンの吸収スペクトル
を示す。
同図において波長569nm(ナノメーI・ル、以下同
じ〉および波長586 nmの2点では、全ヘモグロビ
ン中の酸化ヘモグロビンの割合、つまり酸素飽和度(8
02)の増減に関係なく、スペクl〜ル値が変化ぜず(
不動点)、波長577 nmの点ては酸素飽和度(S0
2)が増せば吸収が増加し、波長650nmの点では逆
に酸素飽和度(SO2)が増せば、減少する。
じ〉および波長586 nmの2点では、全ヘモグロビ
ン中の酸化ヘモグロビンの割合、つまり酸素飽和度(8
02)の増減に関係なく、スペクl〜ル値が変化ぜず(
不動点)、波長577 nmの点ては酸素飽和度(S0
2)が増せば吸収が増加し、波長650nmの点では逆
に酸素飽和度(SO2)が増せば、減少する。
これらの特性を利用して、同図中の線分A、B及びCに
て示される値を測定する事により、酸素飽和度(SO2
)及び血流量(ヘモグロビン量■Hb)を式 %式% を用いて求める事ができる。
て示される値を測定する事により、酸素飽和度(SO2
)及び血流量(ヘモグロビン量■Hb)を式 %式% を用いて求める事ができる。
ところで、上記のようなスペクトル計測を粘膜表面の一
点−・点について計測するのでは、広い表面全体を調査
するのに長時間を要する事になってしまう。
点−・点について計測するのでは、広い表面全体を調査
するのに長時間を要する事になってしまう。
内視鏡検査においては、特にこのような調査方法では患
者に少なからぬ苦痛を与える事、ならびに胃等の計測対
象が鼓動の心臓の拍動により絶えず動いている事、等に
より再現性の観点から実用的でない。
者に少なからぬ苦痛を与える事、ならびに胃等の計測対
象が鼓動の心臓の拍動により絶えず動いている事、等に
より再現性の観点から実用的でない。
このなめ、2次元画像情報として短時間に、血流量およ
び酸素飽和度の分布が計測できる事が望まれていた。
び酸素飽和度の分布が計測できる事が望まれていた。
このため、特開昭63−31.1937号公報には、2
次元の胃粘膜等の血流量及び酸素飽和度イメージングを
高速に得られる内視鏡装置が開示されている。
次元の胃粘膜等の血流量及び酸素飽和度イメージングを
高速に得られる内視鏡装置が開示されている。
[発明が解決しようとする問題点]
」二記公報の徒来例は、1枚の2次元画像から血流量及
び酸素飽和度が得られるものであるが、第20図に示す
ような問題点がある。
び酸素飽和度が得られるものであるが、第20図に示す
ような問題点がある。
第20図(^)に示すように、生体組織は凹凸構造を有
する為に、例えば面積の異なる2つの部位sl、s2の
断面部分が内視鏡に投影された場合、(内視鏡)観察画
面上ではこれらは同一面積の部分sl’、s2′になっ
てしまうので、単位面積当りの血流量及び酸素飽和度等
を計測しても精度上問題がある。
する為に、例えば面積の異なる2つの部位sl、s2の
断面部分が内視鏡に投影された場合、(内視鏡)観察画
面上ではこれらは同一面積の部分sl’、s2′になっ
てしまうので、単位面積当りの血流量及び酸素飽和度等
を計測しても精度上問題がある。
又、第20図(B)に示すように表層の血管層20]の
血流量の計測に関しても、内視鏡202が血管層201
の面に垂直な方向から計測した時と、傾斜した方向から
計測した時とでは、観察方向に関する血管層20’lの
厚みDr、、D2が異なることになってしまい、同一部
位に対しても観察方向が異なると計測結果も異なるとい
う問題があった。
血流量の計測に関しても、内視鏡202が血管層201
の面に垂直な方向から計測した時と、傾斜した方向から
計測した時とでは、観察方向に関する血管層20’lの
厚みDr、、D2が異なることになってしまい、同一部
位に対しても観察方向が異なると計測結果も異なるとい
う問題があった。
本発明は上述した点にかんがみてなされたもので、生体
組織が立体的な′lII造の場合とか、観察方向が異な
る場合にもこれらの条件に左右されることなく、血流量
とか酸素飽和度等の特徴量を計測することのできる内視
鏡用画像処理装置を提供することを目「1勺とする。
組織が立体的な′lII造の場合とか、観察方向が異な
る場合にもこれらの条件に左右されることなく、血流量
とか酸素飽和度等の特徴量を計測することのできる内視
鏡用画像処理装置を提供することを目「1勺とする。
E問題点を解決する手段及び作用]
被写体の形状データを算出する手段を設すな内視鏡で観
察部位を撮像した内視鏡画像に対応する内視鏡画像信号
が入力され、各内視鏡画像信号から特徴量を算出する第
1の演算手段と、観察部位の立体形状を算出する第2の
演算手段とを備えた画像処理部を設け、第2の演算手段
による3次元画1象に血流量、酸−索−飽−和度等の情
報址をマツピンクしたり、断面積に対して第1の演算手
段で算出しな特徴量を割り付けて表示したりすることに
より、立体組織の3次元的な変化に対応した診断情報を
得られるようにしている。
察部位を撮像した内視鏡画像に対応する内視鏡画像信号
が入力され、各内視鏡画像信号から特徴量を算出する第
1の演算手段と、観察部位の立体形状を算出する第2の
演算手段とを備えた画像処理部を設け、第2の演算手段
による3次元画1象に血流量、酸−索−飽−和度等の情
報址をマツピンクしたり、断面積に対して第1の演算手
段で算出しな特徴量を割り付けて表示したりすることに
より、立体組織の3次元的な変化に対応した診断情報を
得られるようにしている。
「実施例」
以下、図面を参照して本発明を具体的に説明する。
第1図ないし第7図は本発明の1実施例に係り、第1図
は1実施例の構成図、第2図は回転フィルタの構成図、
第3図は回転フィルタの透過帯域特性図、第4図は画像
処理に関するフローチャー1−図、第5図はマツチング
処理に関する説明図、第6図は3次元座標の算出に関す
る説明図、第7図は表示に関する説明図である。
は1実施例の構成図、第2図は回転フィルタの構成図、
第3図は回転フィルタの透過帯域特性図、第4図は画像
処理に関するフローチャー1−図、第5図はマツチング
処理に関する説明図、第6図は3次元座標の算出に関す
る説明図、第7図は表示に関する説明図である。
第1図に示すように第1実施例を備えた内視鏡画像処理
システム1は、立体内視鏡2と、この立体内視鏡2に照
明光を供給する光源部3及び信号処理部4を備えたビデ
オプロセッサ5と、このビデオプロセッサ5と接続され
、画像処理を行う(内視鏡用)画像処理装置6と、ビデ
オプロセッサ5から出力される各映像信号を表示する2
つのモニタ7a、7bと、ビテオプロセッザ5から出力
される両映像信号から立体画像を生成する立体画像合成
回路8と、この立体画像合成回路8から出力される立体
画像に対応する映像信号を表示するモニタ9とから構成
される。
システム1は、立体内視鏡2と、この立体内視鏡2に照
明光を供給する光源部3及び信号処理部4を備えたビデ
オプロセッサ5と、このビデオプロセッサ5と接続され
、画像処理を行う(内視鏡用)画像処理装置6と、ビデ
オプロセッサ5から出力される各映像信号を表示する2
つのモニタ7a、7bと、ビテオプロセッザ5から出力
される両映像信号から立体画像を生成する立体画像合成
回路8と、この立体画像合成回路8から出力される立体
画像に対応する映像信号を表示するモニタ9とから構成
される。
上記立体内視鏡2は、細長の挿入部を有し、この挿入部
内にはライ)・ガイド1−1が挿通され、光源部3から
の照明光を伝送して、先端部12側の端面から前方の被
写体13に照明光を出射する。
内にはライ)・ガイド1−1が挿通され、光源部3から
の照明光を伝送して、先端部12側の端面から前方の被
写体13に照明光を出射する。
上記光源部3は、照明光を発生ずるランプ]−4の光を
モータ15で回転駆動される回転フィルタ16を通ずこ
とにより、赤(R)、緑(G)、青(B)の3色光又は
3種の狭帯域の照明光(PIF2.F3光と記す。)を
出射できるようにしている。つまり、この回転フィルタ
16は第2図に示すように円板の外周寄りの周方向には
3つのR2O,8色透過フィルタ17R,17G、17
Bが、第3図(a)に示すように可視域を3等分するよ
うに設けてあり、その内側の周方向には狭帯域の透過フ
ィルタFl、F2.F3が設けである。
モータ15で回転駆動される回転フィルタ16を通ずこ
とにより、赤(R)、緑(G)、青(B)の3色光又は
3種の狭帯域の照明光(PIF2.F3光と記す。)を
出射できるようにしている。つまり、この回転フィルタ
16は第2図に示すように円板の外周寄りの周方向には
3つのR2O,8色透過フィルタ17R,17G、17
Bが、第3図(a)に示すように可視域を3等分するよ
うに設けてあり、その内側の周方向には狭帯域の透過フ
ィルタFl、F2.F3が設けである。
」1記狭帯域の透過フィルタFt、、F2.FBは、第
3図(b)に示すようにそれぞれ波長548 nm。
3図(b)に示すようにそれぞれ波長548 nm。
650nm、 815nmを中心とする3種の狭帯域の
波長帯のみをそれぞれ通ずものである。フィルタF1と
F3による各波長では酸素飽和度(SO2>の変動によ
る影響を受けない波長であり、フィルタF2の波長は大
きく影響を受ける波長である。
波長帯のみをそれぞれ通ずものである。フィルタF1と
F3による各波長では酸素飽和度(SO2>の変動によ
る影響を受けない波長であり、フィルタF2の波長は大
きく影響を受ける波長である。
」1記回転フィルタ1−6は、フィルタ切替装置19に
よって、例えばモータ15と共に、第1図の士、下方向
に移動可能であり、第1図に示す状態から上方に移動す
ることにより、照明光路に介在していたフィルタは色透
過フィルタ1.7R,17G17Bから狭帯域の透過フ
ィルタFl、F2.F3に切替えられるようになってい
る。このフィルタ切替装置]−9は、切替回路21から
の切替信号により、回転フィルタ16を切替えるように
なっている。
よって、例えばモータ15と共に、第1図の士、下方向
に移動可能であり、第1図に示す状態から上方に移動す
ることにより、照明光路に介在していたフィルタは色透
過フィルタ1.7R,17G17Bから狭帯域の透過フ
ィルタFl、F2.F3に切替えられるようになってい
る。このフィルタ切替装置]−9は、切替回路21から
の切替信号により、回転フィルタ16を切替えるように
なっている。
」二記R,G、B照明光又はFl、F2.F3光で照明
された被写体13は、先端部12に設けた2つの対物レ
ンズ22a、22bによって、各対物レンズ22a、2
2bの焦点面に配設されたCCD23a 23bに&
l−イ象される。これら2つの対物レンズ22a、22
bは、例えば中心間(光軸間)距離が(」(第6図参照
)だけ幇して配設され、視差のある画像を得ることがで
きるようにしである。
された被写体13は、先端部12に設けた2つの対物レ
ンズ22a、22bによって、各対物レンズ22a、2
2bの焦点面に配設されたCCD23a 23bに&
l−イ象される。これら2つの対物レンズ22a、22
bは、例えば中心間(光軸間)距離が(」(第6図参照
)だけ幇して配設され、視差のある画像を得ることがで
きるようにしである。
上記CCD23a、23bで光電変換された画像信号は
それぞれアンプ24a、24bに入力され、増幅されて
所定の範囲の電圧、本実施例では0ポル1〜から1ボル
トに変換される。アンプ24a、24bから出力される
各画像信号はそれぞれγ−h■正回路25a、25bに
入力され、所定のγ特性を持った画像信号に変換される
。その後A/Dコンバータ26a、26bにそれぞれ入
力され、例えば8ビツトで量子化され、ディジタル信−
りに変換される。その後、それぞれセレクタ27a。
それぞれアンプ24a、24bに入力され、増幅されて
所定の範囲の電圧、本実施例では0ポル1〜から1ボル
トに変換される。アンプ24a、24bから出力される
各画像信号はそれぞれγ−h■正回路25a、25bに
入力され、所定のγ特性を持った画像信号に変換される
。その後A/Dコンバータ26a、26bにそれぞれ入
力され、例えば8ビツトで量子化され、ディジタル信−
りに変換される。その後、それぞれセレクタ27a。
27bを経由して、制御信号発生部28からの制御信号
により、メモリ部30a、30bに一時記憶される。こ
の制御信号発生部28は画像信号の転送先と転送時の転
送タイミング等の制御を行うもので、A/Dコンバータ
26a、26b、セレクタ27a、27b、メモリ部3
0a、30b、D/Aコンバータ部31a、3]、b、
画像処理装置6と接続されている。
により、メモリ部30a、30bに一時記憶される。こ
の制御信号発生部28は画像信号の転送先と転送時の転
送タイミング等の制御を行うもので、A/Dコンバータ
26a、26b、セレクタ27a、27b、メモリ部3
0a、30b、D/Aコンバータ部31a、3]、b、
画像処理装置6と接続されている。
上記メモリ部30a、30bは、それぞれ3つのRメモ
リ30 Ra 、 30 Rb 、 Gメモリ30Ga
、30Gb、Bメモリ30Ba、30Bbで構成されて
いる。これらメモリ部30a、30bに記憶される場合
、R光又はF1光での照明のもとで撮像された場合には
Rメモリ30Ra、30Rbに、G光又はF2光の照明
のもとで撮像された場合にはGメモリ30Ga、30G
bに、B光又はF3光の照明のちとで撮像された場合に
はBメモリ30Ba、30Bbにそれぞれ記憶されるよ
う、制御信号発生部28からの制御信号で制御される。
リ30 Ra 、 30 Rb 、 Gメモリ30Ga
、30Gb、Bメモリ30Ba、30Bbで構成されて
いる。これらメモリ部30a、30bに記憶される場合
、R光又はF1光での照明のもとで撮像された場合には
Rメモリ30Ra、30Rbに、G光又はF2光の照明
のもとで撮像された場合にはGメモリ30Ga、30G
bに、B光又はF3光の照明のちとで撮像された場合に
はBメモリ30Ba、30Bbにそれぞれ記憶されるよ
う、制御信号発生部28からの制御信号で制御される。
RG、Bメモリ30Ra、30Ga、30Baと30R
b、30Gb、30Bbから読出された画像データは、
それぞれD/Aコンバータ部31a、31b、つまりD
/Aコンバータ31 Ra3]、Ga、 31Ba、
31Rb、 31Gb、 31Bbに入力され
、それぞれアナログ信号に変換される。D/Aコンバー
タ31 Ra 、 31 G a、 31Ba、31R
b、31Gb、31Bbで変換されたアナログ画像信号
は制御信号発生部28の制御のもとて同期信号発生回路
32で生成された同期信号33a、33bと共に、RG
B −5YNC出力端34a、34bからそれぞれ出力
される。
b、30Gb、30Bbから読出された画像データは、
それぞれD/Aコンバータ部31a、31b、つまりD
/Aコンバータ31 Ra3]、Ga、 31Ba、
31Rb、 31Gb、 31Bbに入力され
、それぞれアナログ信号に変換される。D/Aコンバー
タ31 Ra 、 31 G a、 31Ba、31R
b、31Gb、31Bbで変換されたアナログ画像信号
は制御信号発生部28の制御のもとて同期信号発生回路
32で生成された同期信号33a、33bと共に、RG
B −5YNC出力端34a、34bからそれぞれ出力
される。
上記出力端34a、34bから出力される信号は、それ
ぞれモニタ7a、7bに入力され、それぞれCCI)2
3a、23bで撮像された画像がモニタ画面上に画像A
、Bとして表示される。又、両出力端34a、34.b
から出力される信号は、立体画像合成回路8の入力と共
に、立体画像信号が生成され、モニタって立体的に表示
される。又、上記R,G、Bメモリ30Ra、30Ga
、30Baと30Rb、30Gb、30Bbの画像デー
タは、制御信号発生部28の制御のもとて必要に応じて
画像処理装′vi6に転送される。
ぞれモニタ7a、7bに入力され、それぞれCCI)2
3a、23bで撮像された画像がモニタ画面上に画像A
、Bとして表示される。又、両出力端34a、34.b
から出力される信号は、立体画像合成回路8の入力と共
に、立体画像信号が生成され、モニタって立体的に表示
される。又、上記R,G、Bメモリ30Ra、30Ga
、30Baと30Rb、30Gb、30Bbの画像デー
タは、制御信号発生部28の制御のもとて必要に応じて
画像処理装′vi6に転送される。
回転フィルタ1−6の内周側のフィルタFl、F2、F
3が照明光路中に介装されている場合、切科回路2]を
介して制御信号発生部28には、切替回路21から切替
信号が伝送されてくるので、この切替時に制御信号発生
部28は画像処理装置6に、メモリ部30a、30bの
画像データを転送する。転送された画像情報は演算処理
装置4゜の制御のもとに作業用メモリ41を介して、光
ディスク又は光磁気ディスク等の大容量記録媒体に記録
することのできる補助記憶装置42に記録される。この
画像処理装置6は、上記補助記憶装置42に記録された
画像情報を、必要時に演算処理装置43の制御により作
業用メモリ41に転送される。第4図に示すフローによ
り、2つの画像A。
3が照明光路中に介装されている場合、切科回路2]を
介して制御信号発生部28には、切替回路21から切替
信号が伝送されてくるので、この切替時に制御信号発生
部28は画像処理装置6に、メモリ部30a、30bの
画像データを転送する。転送された画像情報は演算処理
装置4゜の制御のもとに作業用メモリ41を介して、光
ディスク又は光磁気ディスク等の大容量記録媒体に記録
することのできる補助記憶装置42に記録される。この
画像処理装置6は、上記補助記憶装置42に記録された
画像情報を、必要時に演算処理装置43の制御により作
業用メモリ41に転送される。第4図に示すフローによ
り、2つの画像A。
Bの入力画像間に関するマツチング処理&切出し、共通
領域の3次元座標算出、共通領域の血流量(IHb)ま
たは酸素飽和度(SO2)の算出を行い、その画像を表
示したり、ビデオプリンタ等で構成される外部出力装置
43に出力する。
領域の3次元座標算出、共通領域の血流量(IHb)ま
たは酸素飽和度(SO2)の算出を行い、その画像を表
示したり、ビデオプリンタ等で構成される外部出力装置
43に出力する。
この実施例では、視差を有する2つの画像に対して、共
通領域の3次元座標を算出し、共通領域の血流量(HI
b)又は酸素飽和度(SO2)を算出するようにして、
生体組織の3次元的構造とか計測状況に影iフされない
血行動態を把握できるようにしている。つまり計測時に
は、3次元面で関心領域を設定する事により、単位面積
当りの計測を高精度で行うことができる。又、傾斜面は
、傾斜面として認識した上で測定するため、誤認識を生
じる事を解消できるようにしている。
通領域の3次元座標を算出し、共通領域の血流量(HI
b)又は酸素飽和度(SO2)を算出するようにして、
生体組織の3次元的構造とか計測状況に影iフされない
血行動態を把握できるようにしている。つまり計測時に
は、3次元面で関心領域を設定する事により、単位面積
当りの計測を高精度で行うことができる。又、傾斜面は
、傾斜面として認識した上で測定するため、誤認識を生
じる事を解消できるようにしている。
このように構成された1実施例の動作を以下に説明する
。
。
第1図において、信号の流れを説明する。CCD23a
、23bからの画像信号は、アンプ24a、24bによ
り所定の範囲の電圧、本実施例では0ボルトから1ボル
トに変換される。この画像信号はγ補正回路25a、2
5bへ入力され、所定のγ特性を待った画像信号に変換
される。その後A/Dコンバータ26a、26bにおい
て、ある足子化レベル(例えば8bit)でディジタル
化される。その後セレクタ27a、27bを経由して、
制御信号°発生部28からの制御信号により、CCD2
3a、23bに入る映像が赤(R)またハ8 ]、 5
nm近傍(P 3 )の照明の時はRメモリ30Ra
、30Rb、緑(G)または650nm近傍(F2)の
照明の時はGメモリ30Ga、30Gb、青(B)また
は548r+m近傍(F ]、 ) ノE 明の時はB
メモリ30Ba、30Bb上に記録される。各メモリは
入出力が独立しており、入力と出力をそれぞれ独自のタ
イミングで行うことが出来る。RGB各メ−C−リ30
Ra、30Ga、30Baと30Rb、30Gb、30
BM)出力信号は、■)/Aコンバータ31 Ra 、
31. G a 、 31 )3 ニーxと31Rb
、31Gb、31Bbに転送される。
、23bからの画像信号は、アンプ24a、24bによ
り所定の範囲の電圧、本実施例では0ボルトから1ボル
トに変換される。この画像信号はγ補正回路25a、2
5bへ入力され、所定のγ特性を待った画像信号に変換
される。その後A/Dコンバータ26a、26bにおい
て、ある足子化レベル(例えば8bit)でディジタル
化される。その後セレクタ27a、27bを経由して、
制御信号°発生部28からの制御信号により、CCD2
3a、23bに入る映像が赤(R)またハ8 ]、 5
nm近傍(P 3 )の照明の時はRメモリ30Ra
、30Rb、緑(G)または650nm近傍(F2)の
照明の時はGメモリ30Ga、30Gb、青(B)また
は548r+m近傍(F ]、 ) ノE 明の時はB
メモリ30Ba、30Bb上に記録される。各メモリは
入出力が独立しており、入力と出力をそれぞれ独自のタ
イミングで行うことが出来る。RGB各メ−C−リ30
Ra、30Ga、30Baと30Rb、30Gb、30
BM)出力信号は、■)/Aコンバータ31 Ra 、
31. G a 、 31 )3 ニーxと31Rb
、31Gb、31Bbに転送される。
D/Aコンバータ31Ra、31Ga、31Baと31
Bb、31Gb、31Bbがらの画像信号は、制御信号
発生部28の制御のもとに同期信号発生回路32て作ら
れた同期信号33a、33bと共にRGB画像信号出力
端34;−L、34bがら、それぞれモニタ7a、7b
に出力される。
Bb、31Gb、31Bbがらの画像信号は、制御信号
発生部28の制御のもとに同期信号発生回路32て作ら
れた同期信号33a、33bと共にRGB画像信号出力
端34;−L、34bがら、それぞれモニタ7a、7b
に出力される。
又、RGB各メセメモリ3 Ra 、 30 G a
、 30Ba、!=30Rb、30Gb、30Bb
上の信号は、」 4 制御信号発生部28の制御により、必要に応じて画像処
理装置6へ転送される。
、 30Ba、!=30Rb、30Gb、30Bb
上の信号は、」 4 制御信号発生部28の制御により、必要に応じて画像処
理装置6へ転送される。
一方、制御信号発生部28からは回転フィルタ16を駆
動するモータ15に対し、モータ制御信号が送られてい
る。モータ15は、制御信号によりセレクタ27a、2
7bの切換えタイミングに合わせて回転フィルタ16を
回転させる。回転フィルタ1−6により、ランプ14か
らの照明光は、赤(R)、緑(G)、青(B)の3色、
または波長548 nm、650 nm、815nmを
中心とする3種の狭帯域の照明光として、内視鏡のライ
トガイド]]に尋かれる。この照明方法は、いわゆる面
順次カラ一方式である。
動するモータ15に対し、モータ制御信号が送られてい
る。モータ15は、制御信号によりセレクタ27a、2
7bの切換えタイミングに合わせて回転フィルタ16を
回転させる。回転フィルタ1−6により、ランプ14か
らの照明光は、赤(R)、緑(G)、青(B)の3色、
または波長548 nm、650 nm、815nmを
中心とする3種の狭帯域の照明光として、内視鏡のライ
トガイド]]に尋かれる。この照明方法は、いわゆる面
順次カラ一方式である。
回転フィルタ16は、切替回路21にてフィルタ切替装
置19を制御することにより、照明光路中にフィルタ1
6の外周部を挿入した場合(RGBの通常照明)とフィ
ルタ16の内周部(血流、酸素飽和度等の計測用照明)
とを切換える。回転フィルタ16の状態は、切替回路2
1を介して制御信号発生部28へ通達される。制御信号
発生部28は、フィルタ16が内周部(血流、酸素飽和
度等の計測用照明)の時に画像処理装置6へRGB各メ
子メモリ3 Ra 、 30 G a、 、 30 B
aと30Rb、30Gb、30Bbの出力信号を導く
。画像処理装置6では、送られてきた映像信号を作業用
メモリ41−を介して補助記憶装W42へ記録さぜる。
置19を制御することにより、照明光路中にフィルタ1
6の外周部を挿入した場合(RGBの通常照明)とフィ
ルタ16の内周部(血流、酸素飽和度等の計測用照明)
とを切換える。回転フィルタ16の状態は、切替回路2
1を介して制御信号発生部28へ通達される。制御信号
発生部28は、フィルタ16が内周部(血流、酸素飽和
度等の計測用照明)の時に画像処理装置6へRGB各メ
子メモリ3 Ra 、 30 G a、 、 30 B
aと30Rb、30Gb、30Bbの出力信号を導く
。画像処理装置6では、送られてきた映像信号を作業用
メモリ41−を介して補助記憶装W42へ記録さぜる。
この画像処理装N6は第4図のような画像処理を行う。
画像処理がスタートすると、ステップS1にて2つの画
像A、Bか演算処理装置40に入力される。
像A、Bか演算処理装置40に入力される。
つまり、補助記憶装置42に記録された画像情報は、必
要時に演算処理装置40の制御により作業用メモリ41
へ転送される。この場合、RGBメモリ30Ra、30
Ga、30Baからの画像情報(画像A)とRGBメモ
リ30Rb、30Gb、30Bbからの画像情報(画像
B)が組となり転送される。
要時に演算処理装置40の制御により作業用メモリ41
へ転送される。この場合、RGBメモリ30Ra、30
Ga、30Baからの画像情報(画像A)とRGBメモ
リ30Rb、30Gb、30Bbからの画像情報(画像
B)が組となり転送される。
次に、ステップS2の画像間に関するマツチング処理&
切出しが行われる。画像Aと画像Bを重ね合わせる処理
が、マツチング処理により求められる。これにより画像
A上の座標に対応する画像131の座標を求める事が可
能となる。この処理は、IEEE、Trans、vol
l、C−21,pp、179−186°’A clas
s ofa1g’orithms for fast
digital image registratOn
”′等に記載の残差逐次検定法に基づくマツチング処理
より行われる。第5図において、残差逐次検定法の説明
を行う。第5図(a)に示すように画像へにおける中心
部分が検索を行う対象領域、ずなわちテンプレー1〜画
像(T>として登録される。
切出しが行われる。画像Aと画像Bを重ね合わせる処理
が、マツチング処理により求められる。これにより画像
A上の座標に対応する画像131の座標を求める事が可
能となる。この処理は、IEEE、Trans、vol
l、C−21,pp、179−186°’A clas
s ofa1g’orithms for fast
digital image registratOn
”′等に記載の残差逐次検定法に基づくマツチング処理
より行われる。第5図において、残差逐次検定法の説明
を行う。第5図(a)に示すように画像へにおける中心
部分が検索を行う対象領域、ずなわちテンプレー1〜画
像(T>として登録される。
このテンブレーI・画像(1゛)を第5図(b)に示す
画像Bの全領域に対して1画素毎に移動を行いながら、
以下の尺度値Mを求める。
画像Bの全領域に対して1画素毎に移動を行いながら、
以下の尺度値Mを求める。
ここでx、yはテンプレート画像のX方向とY方向のザ
イズで゛ある。
イズで゛ある。
この尺度値Mは、テンブレーI・画像(T)と画像Bが
一致した場合は0になり(実際にはノイズ等の影響で0
にはならない)、不一致のは場合は正の大きな値となる
。ゆえに、最小の尺度値Mminを与える位置がマツチ
ングがとれた位置となる。
一致した場合は0になり(実際にはノイズ等の影響で0
にはならない)、不一致のは場合は正の大きな値となる
。ゆえに、最小の尺度値Mminを与える位置がマツチ
ングがとれた位置となる。
これにより画像Aと画像Bを重ね合わせが行われるが、
第5図(C)に示すように画像周辺部で画像Aと両像B
に共通しない領域が存在する。この非共通部分を削除し
、第5図(d)に示すように共通領域のみが切出される
。
第5図(C)に示すように画像周辺部で画像Aと両像B
に共通しない領域が存在する。この非共通部分を削除し
、第5図(d)に示すように共通領域のみが切出される
。
次にステップS3の共通領域の3次元座標の算出が行わ
れる。共通領域に関して、対象となる生体組織の3次元
座標が算出される。これは、第6図に示ず三角測量を原
卯として行われる。
れる。共通領域に関して、対象となる生体組織の3次元
座標が算出される。これは、第6図に示ず三角測量を原
卯として行われる。
第6図において、空間1の座標の原点0は内視鏡先端面
に存在し、かつ対物レンズ22a、22bの結ぶ線分上
の中点とする。X−Y平面は内視鏡先端面であり、X軸
は対物レンズ22a 22bを結ぶ線分、Y軸は原点
0を通りX軸と直交する。また、Z軸は原点Oを通りX
−Y平面に直交するものと規定する。なお、対物レンズ
22a22b間の距離(視差)はd、焦点距離はでで表
わされる。この場合、対物レンス22a、22bの中心
点RC,LCはそれぞれ(d/2,0.0)(−c:1
’/ 2 、0 、 O)となる。いま、共通領域に含
まれる画像A、 lの任意の1点をRP (xr 。
に存在し、かつ対物レンズ22a、22bの結ぶ線分上
の中点とする。X−Y平面は内視鏡先端面であり、X軸
は対物レンズ22a 22bを結ぶ線分、Y軸は原点
0を通りX軸と直交する。また、Z軸は原点Oを通りX
−Y平面に直交するものと規定する。なお、対物レンズ
22a22b間の距離(視差)はd、焦点距離はでで表
わされる。この場合、対物レンス22a、22bの中心
点RC,LCはそれぞれ(d/2,0.0)(−c:1
’/ 2 、0 、 O)となる。いま、共通領域に含
まれる画像A、 lの任意の1点をRP (xr 。
、yr 、 −’i’ ) 、これに対応する画像B上
の点をLP (xi 、 y’l 、 −f) 、この
点に対応する生体組織の点をE (xo 、 yΩ、2
Ω)とすると、x e −(−d / 2− x 1
) t −d / 2ye二y1 ・t ze’=f−t となる。ここで、L = d / (x r −x 1
− d )である。
の点をLP (xi 、 y’l 、 −f) 、この
点に対応する生体組織の点をE (xo 、 yΩ、2
Ω)とすると、x e −(−d / 2− x 1
) t −d / 2ye二y1 ・t ze’=f−t となる。ここで、L = d / (x r −x 1
− d )である。
このようにし7て、画像AとBに共通ずる領域にある生
体組織の3次匹座標が定まる。
体組織の3次匹座標が定まる。
ステップS3の共通領域の3次元座標の算出が行われる
と、次にステップS4の共通領域のIHbまたはSO2
の算出が行われる。画像AとBの共通領域に関して血流
:1d(IHb)または酸素飽和度(SO2’)が次式
の様に算出される。
と、次にステップS4の共通領域のIHbまたはSO2
の算出が行われる。画像AとBの共通領域に関して血流
:1d(IHb)または酸素飽和度(SO2’)が次式
の様に算出される。
■ 丁Tb = IQ!+(Fl)−1Q(
+(F3)S 02 = (10(+(「2)−1o(
](F3)’)/ THbここで、Fl、F2.F3は
夫々のフィルタで照明した■)の画像を意味する。
+(F3)S 02 = (10(+(「2)−1o(
](F3)’)/ THbここで、Fl、F2.F3は
夫々のフィルタで照明した■)の画像を意味する。
この血流量(IT−ILI)と酸素飽和度(SO2’)
の算出が行われると、次にステップS5の画像の表示ま
たは外部出力装置への出力が行われる。
の算出が行われると、次にステップS5の画像の表示ま
たは外部出力装置への出力が行われる。
−ト記I Hbまたはso’2を生体組織の3次元情報
に基づき表示する。表示においては、例えば第7図(A
)の様に生体組織の原画像に対し、その3次元′jfl
造で表示した表示例の」:うに血行動態の情報をマツピ
ングして表示する。この場合、血行動態の情報は擬似カ
ラーとして値の大小(多い少ない)が視認し易い状態で
表示される。また同図(B)の様に特定又は任意の断面
D−Dに対して表示しても良い。また必要に応じて、こ
れらの情報をビデオプリンタ等の外部出力装置43へ転
送し記録する$も可能である。
に基づき表示する。表示においては、例えば第7図(A
)の様に生体組織の原画像に対し、その3次元′jfl
造で表示した表示例の」:うに血行動態の情報をマツピ
ングして表示する。この場合、血行動態の情報は擬似カ
ラーとして値の大小(多い少ない)が視認し易い状態で
表示される。また同図(B)の様に特定又は任意の断面
D−Dに対して表示しても良い。また必要に応じて、こ
れらの情報をビデオプリンタ等の外部出力装置43へ転
送し記録する$も可能である。
このステップS5を行うと、この画像処理を終了する。
このような構成及び作用の本実施例によれば、生体組織
の3次元的構造や計測状況に影響されない血行動態の把
握が可能となる。また従来例と同様に、ステレオ内視鏡
で可能であっfS測距や面積算出等も行う事が出来る。
の3次元的構造や計測状況に影響されない血行動態の把
握が可能となる。また従来例と同様に、ステレオ内視鏡
で可能であっfS測距や面積算出等も行う事が出来る。
計測時には、3次元面上で関心領域を設定する事により
単位面積あたりの計測が高精度で行う事が出来る。また
、傾斜面は傾斜面として認識した上で測定するため、誤
認識を生じる事はなくなる。
単位面積あたりの計測が高精度で行う事が出来る。また
、傾斜面は傾斜面として認識した上で測定するため、誤
認識を生じる事はなくなる。
なお、本願実施例では面順次式電子内視鏡に関して述べ
たが、内視鏡としては光学ファイバによるイメージガイ
ドを経由して、被観察物の外部に像を尋いてから撮像素
子で受けるタイプでも適応する事が出来る。
たが、内視鏡としては光学ファイバによるイメージガイ
ドを経由して、被観察物の外部に像を尋いてから撮像素
子で受けるタイプでも適応する事が出来る。
ところで、従来例では表層の血液と深層の血液が混在し
た画像を対象としており、3次元的な血行動態の把握を
する事は容易ではなかっな。
た画像を対象としており、3次元的な血行動態の把握を
する事は容易ではなかっな。
このなめ、以下の構成にして表層の血液と深層の血液を
分離し、血流量・酸素飽和度の立体的な変化を調べるこ
とでより詳細な情報を得られるようにして、病変の深遠
度や病変間の差異を識別可能とする(内視鏡用)画像処
理装置47を実現している。
分離し、血流量・酸素飽和度の立体的な変化を調べるこ
とでより詳細な情報を得られるようにして、病変の深遠
度や病変間の差異を識別可能とする(内視鏡用)画像処
理装置47を実現している。
第8図に示すように電子内視鏡48の先端部には対物レ
ンズ50が取付けられ、この対物レンズ50の焦点面に
は(:(:D51が配設され、生体の画像を電気信号に
変換する。CCD 5 ]−からの出力電気信号は、所
定の範囲の電気信号(例えば01ボルト)に増幅する為
のアンプ52に入力される。アンプ52からの出力電気
信号は、γ補W回ii853とA/Dコンバータ54を
経由した後、セレクタ55に入力される。セレクタ55
の出力は6つのメモリ、つまり、Aメモリ56A、Bメ
モリ56B、Cメモリ56C,Dメモリ56D、Eメモ
リ56E、Fメモリ56Fからなるメモリ部56に導か
れ記録される。各メモリはD/Aコンバータ57A、5
7B、57C,’57D、57E、57FからなるD/
Aコンバータ部57に接続されている。D/Aコンバー
タ57A、57B。
ンズ50が取付けられ、この対物レンズ50の焦点面に
は(:(:D51が配設され、生体の画像を電気信号に
変換する。CCD 5 ]−からの出力電気信号は、所
定の範囲の電気信号(例えば01ボルト)に増幅する為
のアンプ52に入力される。アンプ52からの出力電気
信号は、γ補W回ii853とA/Dコンバータ54を
経由した後、セレクタ55に入力される。セレクタ55
の出力は6つのメモリ、つまり、Aメモリ56A、Bメ
モリ56B、Cメモリ56C,Dメモリ56D、Eメモ
リ56E、Fメモリ56Fからなるメモリ部56に導か
れ記録される。各メモリはD/Aコンバータ57A、5
7B、57C,’57D、57E、57FからなるD/
Aコンバータ部57に接続されている。D/Aコンバー
タ57A、57B。
57Cは画像処理部58を、D/Aコンバータ57D、
57E、57Fは画像処理部5つを経由し、R,G B
それぞれの信号出力60,61.62と63.6,11
1..65を出力する出力端に接続されてぃる。
57E、57Fは画像処理部5つを経由し、R,G B
それぞれの信号出力60,61.62と63.6,11
1..65を出力する出力端に接続されてぃる。
一方、画像信号の行き先と画像信号転送時の転送タイミ
ングを制御する制御信号発生部66があり、A、 /
Dコンバータ54、セレクタ55、メモリ56A、56
B、56C,56D、56E、56F、」ノAコンバー
タ57A、57B、、57C57D 57E、57F
に接続されている。制御信号発生部66は同期信号発生
回路67にも接続されており、同期信号発生回路67か
らは」−記RGBイ言号・出力60,61.62と63
.64.65に対する同期信号が5YNC68,69に
出力される。また制御信号発生部66は、回転フィルタ
71を駆動するモータ72に接続されている。
ングを制御する制御信号発生部66があり、A、 /
Dコンバータ54、セレクタ55、メモリ56A、56
B、56C,56D、56E、56F、」ノAコンバー
タ57A、57B、、57C57D 57E、57F
に接続されている。制御信号発生部66は同期信号発生
回路67にも接続されており、同期信号発生回路67か
らは」−記RGBイ言号・出力60,61.62と63
.64.65に対する同期信号が5YNC68,69に
出力される。また制御信号発生部66は、回転フィルタ
71を駆動するモータ72に接続されている。
ランプ73からの光は、回転フィルタ71、ライI・ガ
イ1−74を経由して、内祝@48の先端に導かれる。
イ1−74を経由して、内祝@48の先端に導かれる。
第9図は、画像処理部58.59の構成図である。入力
(8号A、B、Cならびにり、E、Fはそれぞれ逆γ補
正回路81A、81.B、81Cと81.1)、81E
、81 Fを経由した後、レベル調整回路82A、82
B、82C、レベル調整制御信号発生回路83とレベル
調弊回路82D、82E。
(8号A、B、Cならびにり、E、Fはそれぞれ逆γ補
正回路81A、81.B、81Cと81.1)、81E
、81 Fを経由した後、レベル調整回路82A、82
B、82C、レベル調整制御信号発生回路83とレベル
調弊回路82D、82E。
83F、レベル誹)整制御信号発生回路8つに入力され
る。レベル調整制御信号発生回路83.89からの制御
19号はレベル調゛I−回路82A、82B。
る。レベル調整制御信号発生回路83.89からの制御
19号はレベル調゛I−回路82A、82B。
82Cと821)、8.2E、82Fに導かれる。レベ
ル調整回路82A、82B、82Cと821) 。
ル調整回路82A、82B、82Cと821) 。
82E、、82Fからの出力は、各々logアンプ84
A、84B、8/ICと8/ID、84E、84Fに入
力される。logアンプ84.A、84Bからの信号は
差動アンプ85へ、looアンプ84B、84Cからの
信号は差動アンプ86へ入力され、各差動アンプ85.
86の出力は除算器87へ導かれる。同様に、logア
ンプ84D、84Eからの信りは差動アンプ90へ、l
ogアンプ84E、84Fからの信号は差動アンプ91
へ入力されており、各差動アンプ90.91の出力は除
算器92へ導かれる。除算器87からの出力は、差動ア
ンプ93とγ補正回路88へ入力しており、γ補正回路
88を経由した信号は、RGB信号として出力される。
A、84B、8/ICと8/ID、84E、84Fに入
力される。logアンプ84.A、84Bからの信号は
差動アンプ85へ、looアンプ84B、84Cからの
信号は差動アンプ86へ入力され、各差動アンプ85.
86の出力は除算器87へ導かれる。同様に、logア
ンプ84D、84Eからの信りは差動アンプ90へ、l
ogアンプ84E、84Fからの信号は差動アンプ91
へ入力されており、各差動アンプ90.91の出力は除
算器92へ導かれる。除算器87からの出力は、差動ア
ンプ93とγ補正回路88へ入力しており、γ補正回路
88を経由した信号は、RGB信号として出力される。
除算器87.92の出力は差動アンプ93へ入力されて
おり、その後γ補正回路94を経由し、RGB信号とし
て出力される。
おり、その後γ補正回路94を経由し、RGB信号とし
て出力される。
次に、この装置47の作用を以下に説明する。
ランプ73から照射される紫外から赤外にかけての光は
、モータ72により回転される回転フィルタ71に入射
される。ここで回転フィルタ71は、第10図に示され
るように複数の狭帯域干渉フィルタが設けられている。
、モータ72により回転される回転フィルタ71に入射
される。ここで回転フィルタ71は、第10図に示され
るように複数の狭帯域干渉フィルタが設けられている。
狭帯域干渉フィルタは、第11図に示ず波長■↑(^1
1.λ12.λ1−3)から(λ51−2^52.λ5
3)のうちの、例えば波長群(λ]]、^]2.^13
)と(λ/11.λ42.^43)が装着されている。
1.λ12.λ1−3)から(λ51−2^52.λ5
3)のうちの、例えば波長群(λ]]、^]2.^13
)と(λ/11.λ42.^43)が装着されている。
これらの波長群は、血液中のヘモグロビンの分光特性と
密接に関連する。ヘモグロビンの分光特性は、SO2(
ヘモグロビン酸素飽和度)の変動により変化する事が知
られている。これは、ヘモグロビンが酸素と結合した状
態(オキシヘモグロビン)と、酸素と分離した状態(デ
オキシヘモグロビン)の分光特性が異なる事に起因する
。上記波長群は、SO2の変化により血液の吸光度と変
化しない波長(λ11.λi3.i=1〜5)と、血液
の吸光度が変化する波長(^j2.j=]〜5)とから
成る。この3つの波長による画像によりSO2の変化を
求める事が可能となる。
密接に関連する。ヘモグロビンの分光特性は、SO2(
ヘモグロビン酸素飽和度)の変動により変化する事が知
られている。これは、ヘモグロビンが酸素と結合した状
態(オキシヘモグロビン)と、酸素と分離した状態(デ
オキシヘモグロビン)の分光特性が異なる事に起因する
。上記波長群は、SO2の変化により血液の吸光度と変
化しない波長(λ11.λi3.i=1〜5)と、血液
の吸光度が変化する波長(^j2.j=]〜5)とから
成る。この3つの波長による画像によりSO2の変化を
求める事が可能となる。
ランプ73からの光は時系列的に各狭帯域フィルタに対
応する波長に分解され、ライトガイド74を経由し体腔
内に照明光として導かれる。各照明光は体腔内を照明し
7な後、CCI) 5 ]、上に結像され、電気信号に
変換される。この後、アンプ52で増幅され、γ補正間
i?853にて所定のγ特性に変換される。さらにA/
Dコンバータ54にてディジタル信号に変換され、セレ
クタ55を経由し、時系列的に各波長に分解され画像と
してメモリ部56、つまりメモリ56A、56B、56
C561)、56E、56Fに記憶される。メモリ56
A 56B 56C56D 56E、56Fから読
み出された映像信号は同時化され、D/Aコンバータ部
57、つまりD/Aコンバータ57A 57B 5
.7C57D 57E 57Fにて画像処理部58
.59に入力される。
応する波長に分解され、ライトガイド74を経由し体腔
内に照明光として導かれる。各照明光は体腔内を照明し
7な後、CCI) 5 ]、上に結像され、電気信号に
変換される。この後、アンプ52で増幅され、γ補正間
i?853にて所定のγ特性に変換される。さらにA/
Dコンバータ54にてディジタル信号に変換され、セレ
クタ55を経由し、時系列的に各波長に分解され画像と
してメモリ部56、つまりメモリ56A、56B、56
C561)、56E、56Fに記憶される。メモリ56
A 56B 56C56D 56E、56Fから読
み出された映像信号は同時化され、D/Aコンバータ部
57、つまりD/Aコンバータ57A 57B 5
.7C57D 57E 57Fにて画像処理部58
.59に入力される。
この為、画像処理部58□59は第9図に示される様に
、上記2つの波長群に対応する映像信号が入力される。
、上記2つの波長群に対応する映像信号が入力される。
各入力信号は、各々逆γ補正回路8]、A、81B、8
]、Cと81D、81E、81Fに入力され、前記γ補
正回路53で既にγ補正が行われている事から、これを
元に戻す為逆γ補正が行われる。逆γ補正回路81A、
8]、B、81Cと8]、D、81E、81Fの出力は
、レベル調整回路82A、82B、82Cと82D、8
2E、82Fに入力される。これらのレベル調整回路8
2A、82B、82Cと82D、82E、82Fは、レ
ベル調整制御信号発生回路83.89からのレベル調整
制御信号によって制御され、各レベル調整回ii!88
2A、82B、82Cと82D82E、82Fの全体の
レベル調整が行われる。
]、Cと81D、81E、81Fに入力され、前記γ補
正回路53で既にγ補正が行われている事から、これを
元に戻す為逆γ補正が行われる。逆γ補正回路81A、
8]、B、81Cと8]、D、81E、81Fの出力は
、レベル調整回路82A、82B、82Cと82D、8
2E、82Fに入力される。これらのレベル調整回路8
2A、82B、82Cと82D、82E、82Fは、レ
ベル調整制御信号発生回路83.89からのレベル調整
制御信号によって制御され、各レベル調整回ii!88
2A、82B、82Cと82D82E、82Fの全体の
レベル調整が行われる。
さらに、ヘモグロビン酸素飽和度の変化による血液の吸
光度の変化がlog軸である事から、レベル調整回路8
2A、82B、82Cと821)、82E、82Fの出
力は、それぞれlogアンプ84. A84B 84
Cと84D、84E、84Fによって対数変換される。
光度の変化がlog軸である事から、レベル調整回路8
2A、82B、82Cと821)、82E、82Fの出
力は、それぞれlogアンプ84. A84B 84
Cと84D、84E、84Fによって対数変換される。
logアンプ84A、84Bの出力は差動アンプ85へ
、10gアンプ84.B、84Cの出力は差動アンプ8
6に入力され、2つの波長に対応する映像信号の差が演
算される。同様に、logアンプ84D、84Eの出力
は差動アンプ90へ、logアンプ84E、84Fの出
力は差動アンプ91に入力され、2つの波長に対応する
映像信号の差が演算される。
、10gアンプ84.B、84Cの出力は差動アンプ8
6に入力され、2つの波長に対応する映像信号の差が演
算される。同様に、logアンプ84D、84Eの出力
は差動アンプ90へ、logアンプ84E、84Fの出
力は差動アンプ91に入力され、2つの波長に対応する
映像信号の差が演算される。
これは、S02の変化により血液の吸光度が変化しない
領域に対応する映像信号とS02の変化により血液の吸
光度が変化する領域に対応する映像信号の差を求め、こ
の両者から、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求める事を意味する。2つの差
動アンプ8586の出力は、除算器87に入力され所定
の演算を行う事により、SO2が求められる。この信号
は、γ補正口rl!r88により再度γ補正が行われR
GB信号として出力される。ずなわち、RG83つの信
号は同一のものであり、白黒画像が出力される。このS
02画像は、波長群(λ11.^12、λ13)すなわ
ち短波長領域により算出されたもので、生体組織の表層
部分の血液による情報を示ず。
領域に対応する映像信号とS02の変化により血液の吸
光度が変化する領域に対応する映像信号の差を求め、こ
の両者から、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求める事を意味する。2つの差
動アンプ8586の出力は、除算器87に入力され所定
の演算を行う事により、SO2が求められる。この信号
は、γ補正口rl!r88により再度γ補正が行われR
GB信号として出力される。ずなわち、RG83つの信
号は同一のものであり、白黒画像が出力される。このS
02画像は、波長群(λ11.^12、λ13)すなわ
ち短波長領域により算出されたもので、生体組織の表層
部分の血液による情報を示ず。
同様に、2つの差動アンプ90.91の出力は、除算器
92に入力され所定の演算を行う事により、SO2が求
められる。このS02画像は、波長群(λ41.λ42
.λ43)ずなわぢ長波長領域により算出されたもので
、生体組織の表層部分と深層部分の情報を防む。このS
02から表層部分の情報を除去する為、差動アンプ93
にて、除算器92と除算器87との差分を行う。これに
より、深層部分の情報のみが抽出される。この信号は、
γ補正回路94により再度γ補正が行われR,G B信
号として出力される。
92に入力され所定の演算を行う事により、SO2が求
められる。このS02画像は、波長群(λ41.λ42
.λ43)ずなわぢ長波長領域により算出されたもので
、生体組織の表層部分と深層部分の情報を防む。このS
02から表層部分の情報を除去する為、差動アンプ93
にて、除算器92と除算器87との差分を行う。これに
より、深層部分の情報のみが抽出される。この信号は、
γ補正回路94により再度γ補正が行われR,G B信
号として出力される。
上記の構成及び作用により、表層部分と深層部分のヘモ
グロビン酸素飽和度の映像が同時に観察出来る。また、
これらの映像をビデオ、光ディスク等の記憶装置に記録
する事も可能である。なお、本願実施例ては面順次式電
子内視鏡に関して述べたが、内視鏡としては光学ファイ
バによるイメージガイドを経由して、被観察物の外部に
像を導いてから撮像素子で受けるタイプでも適応する事
が出来る。
グロビン酸素飽和度の映像が同時に観察出来る。また、
これらの映像をビデオ、光ディスク等の記憶装置に記録
する事も可能である。なお、本願実施例ては面順次式電
子内視鏡に関して述べたが、内視鏡としては光学ファイ
バによるイメージガイドを経由して、被観察物の外部に
像を導いてから撮像素子で受けるタイプでも適応する事
が出来る。
第12図は第8図に示す装置47の第2実施例の構成を
示し、第8図と同一・の構成要素に対しては同一の符号
を割当てて示す。第8図と基本的には同様であるので、
異なる部分のみを説明する。
示し、第8図と同一・の構成要素に対しては同一の符号
を割当てて示す。第8図と基本的には同様であるので、
異なる部分のみを説明する。
第12図に示す装置100では、第8図に示す装置47
におけるメモリ56A、56B、56C。
におけるメモリ56A、56B、56C。
56D、56E、56F、D/Aコンバータ57A、5
7B、57C,57D、57E、57F、画像処理部5
8.59がなくなり、新たに4つのメモリ56R,56
G、56B、 56W、3つのD/Aコンバータ57R
,57G、57B、及び画像処]!部]01が設けであ
る。画像処理部101の入力信号はメモリ56R,56
G、56B56Wであり、出力信号はD/Aコンバータ
57R,、57G 、 57 Bに出力される。画像処
理部101は、作業用メモリ102、演算処理装置10
3、補助記憶装置104、外部出力装置105から成る
。また、画像処理部101には制御信号発生部66から
の制御信号が入力されるようになっている。また、切替
回路106は、フィルタ切替装置ii/ 1.07を経
由してモータ72へ接続されており、また制御信号発生
部66とも接続されている。
7B、57C,57D、57E、57F、画像処理部5
8.59がなくなり、新たに4つのメモリ56R,56
G、56B、 56W、3つのD/Aコンバータ57R
,57G、57B、及び画像処]!部]01が設けであ
る。画像処理部101の入力信号はメモリ56R,56
G、56B56Wであり、出力信号はD/Aコンバータ
57R,、57G 、 57 Bに出力される。画像処
理部101は、作業用メモリ102、演算処理装置10
3、補助記憶装置104、外部出力装置105から成る
。また、画像処理部101には制御信号発生部66から
の制御信号が入力されるようになっている。また、切替
回路106は、フィルタ切替装置ii/ 1.07を経
由してモータ72へ接続されており、また制御信号発生
部66とも接続されている。
次に、第12図に示す装置1. OOの作用について、
第8図に示す装置47と異なるところを記す。
第8図に示す装置47と異なるところを記す。
回転フィルタ71は、第13図に示すように複数のフィ
ルタが設りられ、外周は赤色光(R)、緑色光(G)、
古色光(B)を透過する3つのフィルタが装着されてい
る。その内周には、第11図に示すSO2の変化により
血液の吸光度が変化しない波長(^il、λi3.i=
1〜5)のうち、例えば波長群(λ11.^13)と(
λ41.λ43)が装着されている。回転フィルタ71
は、切替回路106にてフィルタ切替装置107を制御
することにより、照明光路中にフィルタの外周部を唾入
しf二場合(RG Bの通常照明)とフィルタの内周部
(血流の計測用照明)とを切替える事が出来る。回転フ
ィルタ71の状態は、切替回路106を介して制御信号
発生部66へ通達される。
ルタが設りられ、外周は赤色光(R)、緑色光(G)、
古色光(B)を透過する3つのフィルタが装着されてい
る。その内周には、第11図に示すSO2の変化により
血液の吸光度が変化しない波長(^il、λi3.i=
1〜5)のうち、例えば波長群(λ11.^13)と(
λ41.λ43)が装着されている。回転フィルタ71
は、切替回路106にてフィルタ切替装置107を制御
することにより、照明光路中にフィルタの外周部を唾入
しf二場合(RG Bの通常照明)とフィルタの内周部
(血流の計測用照明)とを切替える事が出来る。回転フ
ィルタ71の状態は、切替回路106を介して制御信号
発生部66へ通達される。
制御信号発生部66は、フィルタの外周部が挿入された
場合(RG、 Bの通常照明)、セレクタ55の出力を
メモリ56R,56G、56Bへ転送させる。メモリ5
6R,,56G、56Bの出力信号は、画像処理部10
1へは転送されず、D/Aコンバータ57R,57G、
57Bのみに転送され、RGBの通常の観察像が出力さ
れる。
場合(RG、 Bの通常照明)、セレクタ55の出力を
メモリ56R,56G、56Bへ転送させる。メモリ5
6R,,56G、56Bの出力信号は、画像処理部10
1へは転送されず、D/Aコンバータ57R,57G、
57Bのみに転送され、RGBの通常の観察像が出力さ
れる。
一方、フィルタが内周部(血流の計測用照明)の場合は
、セレクタ55の出力をメモリ56R56G、56B、
56Wへ転送させる。メモリ56R,56G、56B、
56Wの出力信号は、画像処理部101へ転送され、D
/Aコンバータ57R,57G、57Bには転送されな
い。画像処理部101では、送られてきた4つの映像信
号を作業用メモリ102へ記録させる。
、セレクタ55の出力をメモリ56R56G、56B、
56Wへ転送させる。メモリ56R,56G、56B、
56Wの出力信号は、画像処理部101へ転送され、D
/Aコンバータ57R,57G、57Bには転送されな
い。画像処理部101では、送られてきた4つの映像信
号を作業用メモリ102へ記録させる。
第14図(a) 、 (b)におイテ、画像処理部1゜
1の説明をする。演算処理装置103は、作業用メモリ
102中の画像に対し、第14図に示ずフ0−に従い血
流it (I )Ib )算出処理を行う。第14図(
a)において、Image R(X 5ize、Y
5ize)とImagc G(X 5izc、Y
5ize)はメモリ56R56Gずなわち波長群(λ
11.λ13)の画像成分をおのおの現わし、l1lb
(X 5ize、Y 5ize)はIHb値を、R
(X 5ize、’/ 5ize) 、 G(X
szc Y 5ize) B(X 5ize、
Y 5ize)はそれぞれ擬似カラーデータを格納す
る配列である。Ligth(X 5ize、Y 5
ize)は、予め酸化マグネシウム等の基準白色板を撮
影し、中心部分の光量に対し1/2以下の光量になる領
域を0、そうでない領域を1としたデータを持つ。Co
for(35,3)は、擬似カラーデータ32種と無効
領域表示用データ3種をRGB個別に格納する配列であ
る。例えば1〜32が正規のデータで、33〜35が無
効領域用のデータとする。Ligth(X 5ize
、V 5ize)とC0or(353)のデータは補
助記憶装置105から読み出される。また、x、 y、
1)i(lh、 lowが作業用変数として用いられ
る。
1の説明をする。演算処理装置103は、作業用メモリ
102中の画像に対し、第14図に示ずフ0−に従い血
流it (I )Ib )算出処理を行う。第14図(
a)において、Image R(X 5ize、Y
5ize)とImagc G(X 5izc、Y
5ize)はメモリ56R56Gずなわち波長群(λ
11.λ13)の画像成分をおのおの現わし、l1lb
(X 5ize、Y 5ize)はIHb値を、R
(X 5ize、’/ 5ize) 、 G(X
szc Y 5ize) B(X 5ize、
Y 5ize)はそれぞれ擬似カラーデータを格納す
る配列である。Ligth(X 5ize、Y 5
ize)は、予め酸化マグネシウム等の基準白色板を撮
影し、中心部分の光量に対し1/2以下の光量になる領
域を0、そうでない領域を1としたデータを持つ。Co
for(35,3)は、擬似カラーデータ32種と無効
領域表示用データ3種をRGB個別に格納する配列であ
る。例えば1〜32が正規のデータで、33〜35が無
効領域用のデータとする。Ligth(X 5ize
、V 5ize)とC0or(353)のデータは補
助記憶装置105から読み出される。また、x、 y、
1)i(lh、 lowが作業用変数として用いられ
る。
初期設定の後の演算処理の過程で、Image Rと
Image Gが共に0でない場合IHbが算出さ
れる。また、IHbの最大値と最小値がそれぞれmax
、 minとして求められる。第14図(b)の擬似カ
ラー処理の過程では、まずIHbが0〜32に正規化さ
れ、対応する擬似カラーデータがC0IOrの配列から
読み出されR,G、Bへ代入される。
Image Gが共に0でない場合IHbが算出さ
れる。また、IHbの最大値と最小値がそれぞれmax
、 minとして求められる。第14図(b)の擬似カ
ラー処理の過程では、まずIHbが0〜32に正規化さ
れ、対応する擬似カラーデータがC0IOrの配列から
読み出されR,G、Bへ代入される。
次に、Image Rと ImageGノデータが規
定値(例えば8 bitデータならば23o)より高い
場合にはハレーション部分と判断し、無効領域表示用デ
ータ(この場合33番目のデータ)をR,G、。
定値(例えば8 bitデータならば23o)より高い
場合にはハレーション部分と判断し、無効領域表示用デ
ータ(この場合33番目のデータ)をR,G、。
Bへ代入する。同様にImage Gと Image
Bのデータが規定値(例えば8 bitデータなら
ば30)より低い場合にはシャド一部分と判断し、無効
領域表示用データ(この場合3/1番目のデータ)をR
,G、Bへ代入する。また、L i g t hがoで
あり(照明条件の劣悪な部分)、Image Rと
ImageGがOである(演算処理不可能な部分)に対
しては精度が保証できない部分として無効領域表示用デ
ータ(この場合35番目のデータ)をRG。
Bのデータが規定値(例えば8 bitデータなら
ば30)より低い場合にはシャド一部分と判断し、無効
領域表示用データ(この場合3/1番目のデータ)をR
,G、Bへ代入する。また、L i g t hがoで
あり(照明条件の劣悪な部分)、Image Rと
ImageGがOである(演算処理不可能な部分)に対
しては精度が保証できない部分として無効領域表示用デ
ータ(この場合35番目のデータ)をRG。
Bへ代入する。上記の構成により得られたll−1b画
像は、波長群(λ11.λ13)すなわち短波長領域に
より算出されたもので、生体組織の表層部分の血液によ
る情報を示す。同様に、ImageRと rmage
Gを Image Bと Imaae Wへ置換
する事により、メモリ56B、56Wすなわ゛ら波長1
tY、 (λ11.λ13)の画像成分に対応する11
b画像を得る事が出来る。ただし、擬似カラー処理の
前に、波長群(λ1]−2λ13)すなわち短波長領域
により算出されたI )I b画像との差分処理が付加
される。これにより、深層部分の情報のみが抽出される
。
像は、波長群(λ11.λ13)すなわち短波長領域に
より算出されたもので、生体組織の表層部分の血液によ
る情報を示す。同様に、ImageRと rmage
Gを Image Bと Imaae Wへ置換
する事により、メモリ56B、56Wすなわ゛ら波長1
tY、 (λ11.λ13)の画像成分に対応する11
b画像を得る事が出来る。ただし、擬似カラー処理の
前に、波長群(λ1]−2λ13)すなわち短波長領域
により算出されたI )I b画像との差分処理が付加
される。これにより、深層部分の情報のみが抽出される
。
この様にして得られた表層または深層のlHI3画像は
、D/Aコンバータ57R,57G、57Bを介して表
示される。また必要に応じて、磁気ディスクまたは光デ
ィスク等の補助記憶装w104へ送られ記録する事も可
能でる。
、D/Aコンバータ57R,57G、57Bを介して表
示される。また必要に応じて、磁気ディスクまたは光デ
ィスク等の補助記憶装w104へ送られ記録する事も可
能でる。
第8図又は第12図に係る装置47,101こよれば、
血流量・酸素飽和度等の血行動態を算出するに必要な狭
帯域フィルタ群を短波長から長波長にかけ複数用意し、
それぞれのフィルタ群で血流量・酸素飽和度等を算出す
る。短波長の光により生体組織の表層の情報が、長波長
の光により生体組織の表層と深層であり情報が得られる
。長波長の光で算出しな血流M、・酸素飽和度から短波
長の光で算出しな血流量・酸素飽和度を差分する事によ
り、深層部分の情報が得られる。
血流量・酸素飽和度等の血行動態を算出するに必要な狭
帯域フィルタ群を短波長から長波長にかけ複数用意し、
それぞれのフィルタ群で血流量・酸素飽和度等を算出す
る。短波長の光により生体組織の表層の情報が、長波長
の光により生体組織の表層と深層であり情報が得られる
。長波長の光で算出しな血流M、・酸素飽和度から短波
長の光で算出しな血流量・酸素飽和度を差分する事によ
り、深層部分の情報が得られる。
これにより、生体組織の表層と深層分離が可能となり、
より詳細な診断情報を得ることが可能となり、病変の深
遠度や病変間の差異を識別可能とする。
より詳細な診断情報を得ることが可能となり、病変の深
遠度や病変間の差異を識別可能とする。
ところで、従来例では静止画像を対象にして、血流量・
酸素飽和度を求める装置はあったが、経時的な変化を計
測する事は容易ではなかった。
酸素飽和度を求める装置はあったが、経時的な変化を計
測する事は容易ではなかった。
これに対し第15図に示す構成の装置]47により、時
系列画像を対象とし、血流量・酸素飽和度等の経時的な
変化を調べることを可能にして、病変の深達度や病変間
の差異を識別可能にすることができる。
系列画像を対象とし、血流量・酸素飽和度等の経時的な
変化を調べることを可能にして、病変の深達度や病変間
の差異を識別可能にすることができる。
第15図に示す画像処理装置]47では、内視鏡1/I
8の先端部に対物レンズ150が設けられ、その焦点面
にCCD 151が配設されてl/)る。
8の先端部に対物レンズ150が設けられ、その焦点面
にCCD 151が配設されてl/)る。
このCCD 151は、生体の画像を電気信号に変換す
る。CCD ] 51からの出力電気信号は、所定の範
囲の電気信号(例えば0−1−ポル1〜)Gこ増幅する
為のアンプ152に入力される。アンプ。
る。CCD ] 51からの出力電気信号は、所定の範
囲の電気信号(例えば0−1−ポル1〜)Gこ増幅する
為のアンプ152に入力される。アンプ。
1−52からの出力電気信号は、γ補正回ii’31.
53とA、 / Dコンバータ154を杆山した後、セ
レクタ155に入力される。セレクタ]55の出力は3
つあり、Rメモリ156R,、Gメモリ156G、Bメ
モリ156Bに導かれ、記録される。RGB各メ子メモ
リ156R56G、1.56Bは、D/Aコンバータ]
、57R,157G−,157Bと画像処理部158に
接続されている。画像処理部158は、作業用メモリ1
59、演算処理装置160、補助記憶装置161、外部
入力装置162から構成される。D/Δコンバータ15
7R,157G1.57Bは、RGBそれぞれの信号出
力163 164.165を出力する出力端に接続され
ている。
53とA、 / Dコンバータ154を杆山した後、セ
レクタ155に入力される。セレクタ]55の出力は3
つあり、Rメモリ156R,、Gメモリ156G、Bメ
モリ156Bに導かれ、記録される。RGB各メ子メモ
リ156R56G、1.56Bは、D/Aコンバータ]
、57R,157G−,157Bと画像処理部158に
接続されている。画像処理部158は、作業用メモリ1
59、演算処理装置160、補助記憶装置161、外部
入力装置162から構成される。D/Δコンバータ15
7R,157G1.57Bは、RGBそれぞれの信号出
力163 164.165を出力する出力端に接続され
ている。
一方、画像信号の行き先と画像信号転送時の転送タイミ
ングを制御する制御信号発生部166があり、A/Dコ
ンバータ1−54、セレクタ]55、RGB各メモリ]
、56R,156G、156B、D/Aコンバータ15
7R,157G、157B、画像処理部158に接続さ
れている。制御信号発生部166は同期信号発生口ii
′@ 1.67にも接続されており、同期信号発生回路
167からは」二記RGB信−づ出力163,1.64
,165に対する同期信号5YNC16’8が出力端か
ら出力される。
ングを制御する制御信号発生部166があり、A/Dコ
ンバータ1−54、セレクタ]55、RGB各メモリ]
、56R,156G、156B、D/Aコンバータ15
7R,157G、157B、画像処理部158に接続さ
れている。制御信号発生部166は同期信号発生口ii
′@ 1.67にも接続されており、同期信号発生回路
167からは」二記RGB信−づ出力163,1.64
,165に対する同期信号5YNC16’8が出力端か
ら出力される。
また制御信号発生部166は、RGB回転フィルタ]6
9を駆動するモータ170に接続されている。ランプ1
71からの光は、RG B回転フィルタ169、ライト
ガイド]72を経由して、内視鏡148の先端に導かれ
る。また、切替回路173は、フィルタ切替装置174
を経由してモータ170へ接続されており、また制御信
号発生部166にも接続されている。
9を駆動するモータ170に接続されている。ランプ1
71からの光は、RG B回転フィルタ169、ライト
ガイド]72を経由して、内視鏡148の先端に導かれ
る。また、切替回路173は、フィルタ切替装置174
を経由してモータ170へ接続されており、また制御信
号発生部166にも接続されている。
第16図は、R’Tr B回転フィルタ]69の構成図
である。RGB回転フィルタ169の最外周には、第3
V (a)に示される様に可視域を3等分したRG、
Bの3フイルタ169が装着されている。また、その内
周には第3図(b)に示される様な狭帯域フィルタF?
]、ト’2.F3が製箔されている。フィルタF]−は
波長54.8 nmを中心とし、F2は650nmを中
心とし、F3は81.’5nmを中心とする狭帯域フィ
ルタである。フィルタF]とIパ3は酸素飽和度(SO
2)の変動による影響を受けない波長であり、F2は大
きく影響を受ける波J(である。
である。RGB回転フィルタ169の最外周には、第3
V (a)に示される様に可視域を3等分したRG、
Bの3フイルタ169が装着されている。また、その内
周には第3図(b)に示される様な狭帯域フィルタF?
]、ト’2.F3が製箔されている。フィルタF]−は
波長54.8 nmを中心とし、F2は650nmを中
心とし、F3は81.’5nmを中心とする狭帯域フィ
ルタである。フィルタF]とIパ3は酸素飽和度(SO
2)の変動による影響を受けない波長であり、F2は大
きく影響を受ける波J(である。
次に動作を説明する。
第15図において、信号の流れを説明する。CCD 1
−51からの画像信号は、アンプ152により所定の範
囲の電圧、本実施例では0ボルトから1ボルトに変換さ
れる。この画像信号はγ補正回路153に入力され、所
定のγ特性を持った画像信号に変換される。その後A/
Dコンバータ154において、ある量子化レベル(例え
ば8 bit)でディジタル化される。その後セレクタ
155を経由して、制御信号発生部166からの制御信
号により、CCI)151に入る映像が赤(、R,Il
:たは815nm近傍(F3)の照明の時はRメモリ1
56R1緑(G)または650 nm近傍(F2>(7
)照明の時はGメモリ156G、青(B)または54s
nm近傍(Fl)の照明の時はBメモリ156B上に記
録される。各メモリは入出力が独立しており、入力と出
力をそれぞれ独自のタイミングで行うことが出来る。R
GB各メセメモリ156R56G、156Bの出力信号
は、D/Aコンバータ157R,157G、157Bに
転送される。D/ A ::Iンハータ157R7,l
’57G、]、’5713からの画像信号は、制御信号
発生部166の制御のもとに同期信号発生回路167で
作られた同期信号5YNC168と共にRGB画像信号
出力163.164,165と図示しないモニタ等へ出
力される。また、RGB各メセメモリ156R、,56
G、156B上の信号は、制御信号発生部1.66の制
御により、必要に応じて画像処理部158へ転送される
。
−51からの画像信号は、アンプ152により所定の範
囲の電圧、本実施例では0ボルトから1ボルトに変換さ
れる。この画像信号はγ補正回路153に入力され、所
定のγ特性を持った画像信号に変換される。その後A/
Dコンバータ154において、ある量子化レベル(例え
ば8 bit)でディジタル化される。その後セレクタ
155を経由して、制御信号発生部166からの制御信
号により、CCI)151に入る映像が赤(、R,Il
:たは815nm近傍(F3)の照明の時はRメモリ1
56R1緑(G)または650 nm近傍(F2>(7
)照明の時はGメモリ156G、青(B)または54s
nm近傍(Fl)の照明の時はBメモリ156B上に記
録される。各メモリは入出力が独立しており、入力と出
力をそれぞれ独自のタイミングで行うことが出来る。R
GB各メセメモリ156R56G、156Bの出力信号
は、D/Aコンバータ157R,157G、157Bに
転送される。D/ A ::Iンハータ157R7,l
’57G、]、’5713からの画像信号は、制御信号
発生部166の制御のもとに同期信号発生回路167で
作られた同期信号5YNC168と共にRGB画像信号
出力163.164,165と図示しないモニタ等へ出
力される。また、RGB各メセメモリ156R、,56
G、156B上の信号は、制御信号発生部1.66の制
御により、必要に応じて画像処理部158へ転送される
。
一方、制御信号発生部166からはRGB回転フィルタ
169を駆動するモータ170に対し、モータ制御信号
が送られている。モータ]−70は、制御信号によりセ
レクタ155の切換えタイミンクに合わせてRGB回転
フィルタ169を回転さぜる。RGB回転フィルタ16
9により、ランプ171からの照明光は、赤(R)、緑
(G)、青(B)の3色、または波長548nm、 6
50nm8 ]、 5 nmを中心とする3種の狭帯域
の照明光として、内視鏡のライトガイド172に導かれ
る。この照明方式は、いわゆる面順次カラ一方式である
。
169を駆動するモータ170に対し、モータ制御信号
が送られている。モータ]−70は、制御信号によりセ
レクタ155の切換えタイミンクに合わせてRGB回転
フィルタ169を回転さぜる。RGB回転フィルタ16
9により、ランプ171からの照明光は、赤(R)、緑
(G)、青(B)の3色、または波長548nm、 6
50nm8 ]、 5 nmを中心とする3種の狭帯域
の照明光として、内視鏡のライトガイド172に導かれ
る。この照明方式は、いわゆる面順次カラ一方式である
。
回転フィルタ16つは、切替回路173にてフィルタ切
替装置174を制御することにより、照明光路中にフィ
ルタの最外周部を挿入した場合(RGBの通常照明)と
フィルタの内周部(血流、酸素飽和度等の計測用照明)
とを切替える。回転フィルタ16つの状態は、切替回路
173を介して制御信号発生部166へ通達される。制
御信号発生部166は、フィルタが内周部(血流、酸素
飽和度等の計測用照明)の時に画像処理部158へRG
B各メモリ156R,156G、156Bの出力信号
を導く。画像処理部158では、送られてきた映像信号
を作業用メモリ159を介して補助記憶装置161へ時
系列的に記録させる。補助記憶装置161は、光ディス
クまたは磁気ディスク等の大容量記憶媒体である。
替装置174を制御することにより、照明光路中にフィ
ルタの最外周部を挿入した場合(RGBの通常照明)と
フィルタの内周部(血流、酸素飽和度等の計測用照明)
とを切替える。回転フィルタ16つの状態は、切替回路
173を介して制御信号発生部166へ通達される。制
御信号発生部166は、フィルタが内周部(血流、酸素
飽和度等の計測用照明)の時に画像処理部158へRG
B各メモリ156R,156G、156Bの出力信号
を導く。画像処理部158では、送られてきた映像信号
を作業用メモリ159を介して補助記憶装置161へ時
系列的に記録させる。補助記憶装置161は、光ディス
クまたは磁気ディスク等の大容量記憶媒体である。
第17図において、画像処理部158の説明をする。補
助記憶装置161に記録された複数枚の時系列画像に関
して、処理をすべき画像を開始画像番号(SNO)と終
了画像番号(ENO)で指定する。指定後、補助記憶装
置161から開始画像番号(SNO)の画像が読み出さ
れ、D/Aコンバータ157R,157G、157Bに
転送され、表示される。次に、マウス、ディジタイザ等
の外部入力装置]62を用いて画像中の対象領域の指定
を行う。この対象領域は切出され、保存される。
助記憶装置161に記録された複数枚の時系列画像に関
して、処理をすべき画像を開始画像番号(SNO)と終
了画像番号(ENO)で指定する。指定後、補助記憶装
置161から開始画像番号(SNO)の画像が読み出さ
れ、D/Aコンバータ157R,157G、157Bに
転送され、表示される。次に、マウス、ディジタイザ等
の外部入力装置]62を用いて画像中の対象領域の指定
を行う。この対象領域は切出され、保存される。
この領域に関して血流量(IHb)または酸素飽和度(
SO2)は次式の様に算出される。
SO2)は次式の様に算出される。
I l−Ib = 10!+(Fl) −log(F
3)SO2−(IQ!j(F2) −IQ!J(F3)
)/ Tl1bここで、Fl、F2.F3は夫々のフィ
ルタて照明したljiの画像を意味する。
3)SO2−(IQ!j(F2) −IQ!J(F3)
)/ Tl1bここで、Fl、F2.F3は夫々のフィ
ルタて照明したljiの画像を意味する。
次に、画像番号(S No+ 1. )の画像から終了
画像番号(ENo)の画像に関して、上記対象領域の検
索処理が行われる。この検索処理は、IEEE、Tra
ns、voll、c−21,pp、179−186
”八 class of algorithms
for fast digital image re
gistration”等に記載の残差逐次検定法に基
づくマツチング処理より行われる。第18図において、
残差逐次検定法の説明を行う。第18図(a)に示す検
索を行う対象領域が、テンプレート画像として登録され
る。
画像番号(ENo)の画像に関して、上記対象領域の検
索処理が行われる。この検索処理は、IEEE、Tra
ns、voll、c−21,pp、179−186
”八 class of algorithms
for fast digital image re
gistration”等に記載の残差逐次検定法に基
づくマツチング処理より行われる。第18図において、
残差逐次検定法の説明を行う。第18図(a)に示す検
索を行う対象領域が、テンプレート画像として登録され
る。
このテンブレー1・画像(T)を第18図(b)に示す
検索画像(S)の全領域に対して1画素毎に移動を行い
ながら、以下の尺度値を求める。
検索画像(S)の全領域に対して1画素毎に移動を行い
ながら、以下の尺度値を求める。
ここでxtyはテンブレ−1・画像のX方向とY方向の
サイズを示す。
サイズを示す。
この尺度値は、第18図(C)に示すようにテンプレー
ト画像(T)を検索画像(S)が一致した場合はOにな
り(実際にはノイズ等の影響で0にはならない)、不一
致の場合は正の大きな値となる。ゆえに、最小の尺度値
を与える位置がマツチングがとれた位置となる。
ト画像(T)を検索画像(S)が一致した場合はOにな
り(実際にはノイズ等の影響で0にはならない)、不一
致の場合は正の大きな値となる。ゆえに、最小の尺度値
を与える位置がマツチングがとれた位置となる。
上記の様なマツチング処理により、画像番号(S No
−1−1)の画像から終了画像番号(E No)の画像
に関して、開始画像番号(SNO)の画像における対象
領域が検出される。次に、この領域に関して血流量(I
Hb)または酸素飽和度(SO2)が算出される。算出
された血流μ(IHb>または酸素飽和度(802>は
、直前の画像との差分処理が行われる。この差分処理に
より、静止状態にある血液による血流量(IHb)また
は酸素飽和度(SO2>の成分は除去され、動状態にあ
る血流量(IHb)または酸素飽和度(SO2)のみが
残る。得られた差分画像は、D/Aコンバータ157R
,157G、157Bを介して表示される。また必要に
応じて、補助記憶装置161へ送られ記録する事も可能
である。
−1−1)の画像から終了画像番号(E No)の画像
に関して、開始画像番号(SNO)の画像における対象
領域が検出される。次に、この領域に関して血流量(I
Hb)または酸素飽和度(SO2)が算出される。算出
された血流μ(IHb>または酸素飽和度(802>は
、直前の画像との差分処理が行われる。この差分処理に
より、静止状態にある血液による血流量(IHb)また
は酸素飽和度(SO2>の成分は除去され、動状態にあ
る血流量(IHb)または酸素飽和度(SO2)のみが
残る。得られた差分画像は、D/Aコンバータ157R
,157G、157Bを介して表示される。また必要に
応じて、補助記憶装置161へ送られ記録する事も可能
である。
なお、本願実施例では面順次式電子内視鏡に関して述べ
たが、内視鏡としては先端に撮像素子を有するタイプで
も、光学ファイバによるイメージガイドを経由して、被
i察物の外部に像を導いてから撮像素子で受けるタイプ
のどちらでも適応する事が出来る。
たが、内視鏡としては先端に撮像素子を有するタイプで
も、光学ファイバによるイメージガイドを経由して、被
i察物の外部に像を導いてから撮像素子で受けるタイプ
のどちらでも適応する事が出来る。
第15図に示す装置147によれば、複数の狭帯域フィ
ルタを透過した光のもとで撮像した映像信号を、時系列
的に光ディスク等の記録装置に記録する。その後、指定
された複数の画像において同一部位を抽出 位置合わぜ
を行い、各画像ごとに血流量・酸素飽和度等の特徴量を
算出する。算出された特徴量は、画像間で差分処理され
る事により動状態と静止状態に分画され出力される。
ルタを透過した光のもとで撮像した映像信号を、時系列
的に光ディスク等の記録装置に記録する。その後、指定
された複数の画像において同一部位を抽出 位置合わぜ
を行い、各画像ごとに血流量・酸素飽和度等の特徴量を
算出する。算出された特徴量は、画像間で差分処理され
る事により動状態と静止状態に分画され出力される。
これにより、内視鏡画像の経時的な変化から詳細な診断
+I11報を得ることができ、病変の深遠度や病変間の
差異を識別可能とする。
+I11報を得ることができ、病変の深遠度や病変間の
差異を識別可能とする。
「発明の効果」
以−し述べたように本発明によれば、被写体の形状デー
タを算出する手段を設けた内視鏡で撮像した内視鏡画像
信号から血流量・酸素飽和度等を算出し、:J、な、被
写体たる生体組織の3次元情報を算出し、3次元映像に
血流量・酸素飽和度等の情報をマツピング等して表示を
行うようにしているので、これにより、生体組織の3次
元的な変化に適応した診断情報を得る事が出来る。また
、任意の関心領域の計測を行う場合も、観察面ではなく
生体組織上で領域指定か可能の為高精度の計測が可能と
なり、より詳細な診断情報により病変の深達度や病変間
の差異を識別可能とする。
タを算出する手段を設けた内視鏡で撮像した内視鏡画像
信号から血流量・酸素飽和度等を算出し、:J、な、被
写体たる生体組織の3次元情報を算出し、3次元映像に
血流量・酸素飽和度等の情報をマツピング等して表示を
行うようにしているので、これにより、生体組織の3次
元的な変化に適応した診断情報を得る事が出来る。また
、任意の関心領域の計測を行う場合も、観察面ではなく
生体組織上で領域指定か可能の為高精度の計測が可能と
なり、より詳細な診断情報により病変の深達度や病変間
の差異を識別可能とする。
第1図ないし第7図は本発明の1実施例に係り、第1国
は1実施例の構成図、第2図は回転フィルタの構成図、
第3図は回転フィルタの透過帯域特性図、第4図は両1
象処理に関するフローチャーI・図、第5図はマツチン
グ処理に関する説明図、第6図は3次元座標の算出に関
する説明図、第7図は表示に関する説明図、第8図ない
し第11図は表層の画像と深層の画像を得るための画像
処理装置の第1実施例に係り、第8図は画像処理装置の
構成図、第9図は画像処理部の構成図、第10図は回転
フィルタの構成図、第11図は血液の吸光瓜1.1性1
シ1、第12図は第8図とは異なる画像処理装置の構成
図、第13図は第12図の画像処理装置に用いられる回
転フィルタの構成図、第14図は第12図の画像処理装
置の画像処理部の処理内容を示すフローチャー1・図、
第15図ないし第18図は第12図とは異なる画像処理
装置に係り、第15図は画像処1’jp装置の構成図、
第16図は回転フィルタの構成図、第17図は画像処理
の内容を示すフローチャート図、第18図はマツチング
処理に関する説明図、第19図は従来例におけるヘモグ
Xコヒンの吸光度特性を示す特性図、第20図は従来例
におりる欠点を示す説明図である。 1・・内視鏡画像処理システム 2・・立体内視鏡 3・・・光源部4・、信号
処胛部 5 ビデオプロセッサ6・・・画像処
理装置 7a、7b・・・モニタ8・・・立体画
像合成回路 9・・・モニタ]6・・・回転フィルタ 23 a 23 b −−−CC1)40・・演算処
理装置 41・・・作業用メモリ42 補助記憶装
置 43・・・外部出力装置第 図 第 図 812人91と一モ\層【舅−十−S1第 図 (b) )茨長 (nm) (a) して我宛でよる (C) (d) (b) [移動Aづ 第 図 第 図 (A) 原画像 矛ご水硬] (B) 原画ろ象 沃亦例
は1実施例の構成図、第2図は回転フィルタの構成図、
第3図は回転フィルタの透過帯域特性図、第4図は両1
象処理に関するフローチャーI・図、第5図はマツチン
グ処理に関する説明図、第6図は3次元座標の算出に関
する説明図、第7図は表示に関する説明図、第8図ない
し第11図は表層の画像と深層の画像を得るための画像
処理装置の第1実施例に係り、第8図は画像処理装置の
構成図、第9図は画像処理部の構成図、第10図は回転
フィルタの構成図、第11図は血液の吸光瓜1.1性1
シ1、第12図は第8図とは異なる画像処理装置の構成
図、第13図は第12図の画像処理装置に用いられる回
転フィルタの構成図、第14図は第12図の画像処理装
置の画像処理部の処理内容を示すフローチャー1・図、
第15図ないし第18図は第12図とは異なる画像処理
装置に係り、第15図は画像処1’jp装置の構成図、
第16図は回転フィルタの構成図、第17図は画像処理
の内容を示すフローチャート図、第18図はマツチング
処理に関する説明図、第19図は従来例におけるヘモグ
Xコヒンの吸光度特性を示す特性図、第20図は従来例
におりる欠点を示す説明図である。 1・・内視鏡画像処理システム 2・・立体内視鏡 3・・・光源部4・、信号
処胛部 5 ビデオプロセッサ6・・・画像処
理装置 7a、7b・・・モニタ8・・・立体画
像合成回路 9・・・モニタ]6・・・回転フィルタ 23 a 23 b −−−CC1)40・・演算処
理装置 41・・・作業用メモリ42 補助記憶装
置 43・・・外部出力装置第 図 第 図 812人91と一モ\層【舅−十−S1第 図 (b) )茨長 (nm) (a) して我宛でよる (C) (d) (b) [移動Aづ 第 図 第 図 (A) 原画像 矛ご水硬] (B) 原画ろ象 沃亦例
Claims (1)
- 【特許請求の範囲】 1、被写体の形状データを算出する手段を設けた内視鏡
で観察部位を撮像した各内視鏡画像信号が入力され、該
各内視鏡画像信号から特徴量を算出する第1の演算手段
と、観察部位の立体形状を算出する第2の演算手段と、
からなる画像処理部を設けたことを特徴とする内視鏡用
画像処理装置。 2、挿入部の先端側から狭帯域の波長域の照明光を出射
する照明光出射手段と、前記挿入部の先端側で、視差を
有する位置に配設された複数の対物光学系と、前記複数
の対物光学系に基づく内視鏡像をそれぞれ光電変換する
撮像手段と、前記撮像手段に基づく各内視鏡画像信号か
ら特徴量を算出する第1の演算手段及び観察部位の立体
形状を算出する第2の演算手段からなる画像処理手段と
を有することを特徴とする内視鏡画像処理装置。
Priority Applications (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP2122711A JP3050569B2 (ja) | 1990-05-10 | 1990-05-10 | 内視鏡用画像処理装置 |
Applications Claiming Priority (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP2122711A JP3050569B2 (ja) | 1990-05-10 | 1990-05-10 | 内視鏡用画像処理装置 |
Publications (2)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
JPH0417076A true JPH0417076A (ja) | 1992-01-21 |
JP3050569B2 JP3050569B2 (ja) | 2000-06-12 |
Family
ID=14842714
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
JP2122711A Expired - Fee Related JP3050569B2 (ja) | 1990-05-10 | 1990-05-10 | 内視鏡用画像処理装置 |
Country Status (1)
Country | Link |
---|---|
JP (1) | JP3050569B2 (ja) |
Cited By (19)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
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