JPH0417076A

JPH0417076A - 内視鏡用画像処理装置

Info

Publication number: JPH0417076A
Application number: JP2122711A
Authority: JP
Inventors: Takeo Tsuruoka; 建夫鶴岡
Original assignee: Olympus Optical Co Ltd
Current assignee: Olympus Corp
Priority date: 1990-05-10
Filing date: 1990-05-10
Publication date: 1992-01-21
Anticipated expiration: 2015-06-12
Also published as: JP3050569B2

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。

［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
。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

［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。

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。

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。

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。

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。

「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。

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。

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。

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。

」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。

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。

」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。

」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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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
。

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。

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　。

、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　・ｔｚｅ’＝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。

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。

■　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。

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。

−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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

８２Ｃと８２１）、８．２Ｅ、８２Ｆに導かれる。レベ
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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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、。

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
。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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
。

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
。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

「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。

【図面の簡単な説明】

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

Claims

【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。