JPH06319695A - Image processor - Google Patents
Image processorInfo
- Publication number
- JPH06319695A JPH06319695A JP6046146A JP4614694A JPH06319695A JP H06319695 A JPH06319695 A JP H06319695A JP 6046146 A JP6046146 A JP 6046146A JP 4614694 A JP4614694 A JP 4614694A JP H06319695 A JPH06319695 A JP H06319695A
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- image
- amount
- range
- predetermined range
- signal
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Granted
Links
Landscapes
- Image Processing (AREA)
- Closed-Circuit Television Systems (AREA)
- Image Analysis (AREA)
- Instruments For Viewing The Inside Of Hollow Bodies (AREA)
- Endoscopes (AREA)
Abstract
Description
【0001】[0001]
【産業上の利用分野】本発明は画像信号に対して所定の
演算処理を行い、注目レベル範囲外と注目レベル範囲内
の部分を異なる表示方法で表示する画像処理装置に関す
る。BACKGROUND OF THE INVENTION 1. Field of the Invention The present invention relates to an image processing apparatus which performs predetermined arithmetic processing on an image signal and displays portions outside the attention level range and inside the attention level range by different display methods.
【0002】[0002]
【従来の技術】近年、体腔内に細長の挿入部を挿入する
事により、体腔内臓器等を観察したり、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種治療処置
のできる内視鏡が広く利用されている。2. Description of the Related Art In recent years, by inserting an elongated insertion portion into a body cavity, various kinds of medical treatments can be performed by observing organs in the body cavity and using a treatment instrument inserted in a treatment instrument channel as needed. Endoscopes are widely used.
【0003】最近、この様な内視鏡装置に対し、種々の
画像処理が行われるようになってきた。これらの画像処
理において、例えば、ハレーションや暗部などの無効領
域と有効領域とを明確に分離するために、例えば、特開
平2−268722号公報に示されているように、ハレ
ーションを起こしている部分を検出し、この領域を有効
領域と区別できるように表示するものがある。Recently, various image processes have been performed on such an endoscope apparatus. In these image processes, for example, in order to clearly separate an invalid region and an effective region such as a halation or a dark part, for example, as shown in JP-A-2-268722, a portion causing a halation. Is displayed and this area is displayed so that it can be distinguished from the effective area.
【0004】また、特開平3−21186号公報に示さ
れるように、ハレーション及び暗部などの無効領域を有
効領域と明確に区別して表示するものがある。Further, as disclosed in Japanese Patent Laid-Open No. 3-21186, there is a display in which invalid areas such as halation and dark areas are clearly distinguished from effective areas.
【0005】[0005]
【発明が解決しようとする課題】従来、これらの処理画
像の表示方法としては、ハレーションや暗部などの無効
領域は有効領域と明確に区別して表示を行っているが、
例えば、ヘモグロビン量分布の擬似カラー処理におい
て、ヘモグロビン量により注目する範囲(注目レベル範
囲)などを設定する場合、注目レベル範囲を外れている
画素に関しては特別な注意が払われていなかった。Conventionally, as a method of displaying these processed images, invalid areas such as halation and dark areas are clearly distinguished from effective areas for display.
For example, in the pseudo color processing of the hemoglobin amount distribution, when setting a range of interest (a level of attention range) based on the amount of hemoglobin, no special attention was paid to pixels outside the range of attention level.
【0006】そのため、注目レベル範囲外にある画素
は、注目レベル範囲以上であれば注目レベル範囲の最大
値、注目レベル範囲以下であれば注目レベル範囲の最小
値と同様の色で表示を行っていた場合が多い。しかしな
がら、この場合、最大値付近や最小値付近の色に注目す
ると、注目レベル範囲を外れている画素なのか、注目レ
ベル範囲内の最大値付近もしくは最小値付近の画素であ
るのか、区別が容易でなはなかった。Therefore, the pixels outside the attention level range are displayed in the same color as the maximum value of the attention level range if it is above the attention level range and the minimum value of the attention level range if it is below the attention level range. In many cases However, in this case, when attention is paid to colors near the maximum value and the minimum value, it is easy to distinguish whether the pixel is out of the attention level range or the pixel near the maximum value or the minimum value in the attention level range. It wasn't bad.
【0007】従来のファイバースコープでは、観察対象
によっては、病変部及び粘膜における変化を観察するこ
とが困難な場合がある。しかし、血液中のヘモグロビン
の酸素飽和度の分布を知ることが、病変部の早期発見な
どに役立つことが知られている。With the conventional fiberscope, it may be difficult to observe changes in the lesion and mucous membrane depending on the observation target. However, it is known that knowing the distribution of hemoglobin oxygen saturation in blood is useful for early detection of lesions.
【0008】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変化する波長、例えば5
77nm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。As a method for measuring the oxygen saturation of hemoglobin in blood, the absorbance at wavelengths at which the absorbance does not change due to changes in oxygen saturation, for example, the absorbance at 569 nm and 586 nm,
Wavelengths that greatly change due to changes in oxygen saturation, such as 5
There is a method of measuring the change in oxygen saturation in the mucosa from the difference with the absorbance at 77 nm.
【0009】酸素飽和度の情報を得る方法として、例え
ば、特開昭63−311937号公報や特開平1−28
0442号公報のように、前記波長の狭帯域フィルタを
用いることにより酸素飽和度の情報を得る内視鏡装置が
提案されている。As a method of obtaining the information on the oxygen saturation, for example, JP-A-63-311937 and JP-A-1-28 are available.
As disclosed in Japanese Patent No. 0442, there has been proposed an endoscope apparatus that obtains information on oxygen saturation by using a narrow band filter having the wavelength.
【0010】しかしながら、従来の酸素飽和度画像を得
るための内視鏡装置では、狭帯域フィルタを用いている
ため、酸素飽和度画像を表示しているときには、通常の
可視観察画像とは異なる色調の画像となっていた。さら
に、このような酸素飽和度画像では、微妙な粘膜の色調
の変化が得られないため、可視観察画像に切り換える必
要があった。However, since the conventional endoscope apparatus for obtaining the oxygen saturation image uses the narrow band filter, when the oxygen saturation image is displayed, the color tone different from that of the normal visible observation image is displayed. It was an image of. Further, in such an oxygen saturation image, it is necessary to switch to a visible observation image because a subtle change in the color tone of the mucous membrane cannot be obtained.
【0011】また、画像処理装置としては前記ヘモグロ
ビン量を対象とするもの以外にも、内視鏡画像から蛍光
剤濃度分布もしくはICG(indocyanine green)濃度
分布を画像化する画像処理装置がある。このような画像
処理装置において、観察者が見たい蛍光剤濃度値もしく
はICG濃度値を持っている部分について、他との差別
化を図りたいという要望がある。しかし、従来の画像処
理装置では、処理後の画像である蛍光剤濃度部分布画像
もしくはICG濃度分布画像や強調処理画像からは見た
い部分を判別することは、非常に困難であった。Further, as the image processing apparatus, there is an image processing apparatus for imaging a fluorescent agent concentration distribution or an ICG (indocyanine green) concentration distribution from an endoscopic image, in addition to the above-mentioned hemoglobin amount. In such an image processing apparatus, there is a demand to try to differentiate a portion having a fluorescent agent concentration value or an ICG concentration value that an observer wants to see from other portions. However, in the conventional image processing apparatus, it was very difficult to discriminate a desired portion from the fluorescent agent concentration portion distribution image, the ICG concentration distribution image, and the emphasis processed image which are the processed images.
【0012】例えば、蛍光剤濃度分布画像もしくはIC
G濃度分布画像を擬似カラー処理した画像の場合、蛍光
剤濃度値もしくはICG濃度値の違いにより色を変化さ
せて表示している。しかし、色の変化はなめらかに変わ
るため、画像の脇に蛍光濃度値もしくはICG濃度値と
表示色との対応付けをさせるためにカラーバーを表示し
ても、観察者が見たい蛍光剤濃度もしくはICG濃度値
の領域を画像内で判別できなかった。For example, a fluorescent agent concentration distribution image or IC
In the case of the image in which the G concentration distribution image is subjected to pseudo color processing, the color is changed and displayed according to the difference in the fluorescent agent concentration value or the ICG concentration value. However, since the color changes smoothly, even if a color bar is displayed beside the image to associate the fluorescence density value or the ICG density value with the display color, the fluorescence agent concentration or The area of the ICG density value could not be discriminated in the image.
【0013】また、蛍光剤濃度もしくしはICG濃度を
強調した画像において、蛍光剤濃度やICG濃度の定性
的な判断をすることは可能であったが、定量的な判断を
することは困難であった。Further, in the image in which the concentration of the fluorescent agent or the concentration of the ICG is emphasized, it is possible to make a qualitative determination of the concentration of the fluorescent agent or the ICG concentration, but it is difficult to make a quantitative determination. there were.
【0014】本発明は、前記事情に鑑みてなされたもの
であり、注目レベル範囲を外れている画素について、注
目レベル範囲内である画素と明確に区別し、より見やす
く、判断し易い処理画像が得られる画像処理装置を提供
する事を目的とする。The present invention has been made in view of the above circumstances, and a pixel outside the attention level range is clearly distinguished from a pixel within the attention level range, and a processed image that is easier to see and judge is obtained. It is an object to provide an image processing device to be obtained.
【0015】[0015]
【課題を解決するための手段及び作用】本発明の画像処
理装置は、1つ以上の画像信号に対して所定の演算処理
を行う演算処理手段と、前記演算処理手段により演算さ
れたデータについて、注目するレベル範囲を設定する範
囲設定手段と、前記範囲設定手段で設定される注目レベ
ル範囲外と注目レベル範囲内の部分を異なる表示方法で
表示する表示用処理手段とを備えたものである。The image processing apparatus of the present invention comprises: arithmetic processing means for performing a predetermined arithmetic processing on one or more image signals; and data calculated by the arithmetic processing means. A range setting means for setting a level range of interest, and a display processing means for displaying a portion outside the attention level range set by the range setting means and a portion within the attention level range by different display methods are provided.
【0016】本発明の構成では、注目レベル範囲外の画
素を注目レベル範囲内の画素と明確に区別し、また、注
目レベル範囲外で注目レベル範囲以上の画素と注目レベ
ル範囲以下の画素とを明確に区別して表示できるように
処理する事により、注目レベル範囲内と注目レベル範囲
外との境界部を明確に区別して観察する事が可能とな
り、注目レベル範囲に対して集中して診断する事が可能
になる。また、画像全体において、注目レベル範囲が判
別し易い画像にする事が可能である。In the configuration of the present invention, the pixels outside the attention level range are clearly distinguished from the pixels within the attention level range, and the pixels outside the attention level range are above the attention level range and below the attention level range. By processing so that they can be clearly distinguished and displayed, it becomes possible to clearly distinguish and observe the boundary part between the inside and outside of the attention level range, and concentrate on the attention level range for diagnosis. Will be possible. In addition, it is possible to make the image in which the attention level range is easily discriminated in the entire image.
【0017】[0017]
【実施例】以下、図面を参照して本発明の実施例を説明
する。Embodiments of the present invention will be described below with reference to the drawings.
【0018】図1ないし図5は本発明の第1実施例に係
り、図1は第1実施例に係る画像処理装置を備えた内視
鏡装置の全体的な構成図、図2はビデオプロセッサを含
むブロック構成図、図3は画像処理方法を示すフローチ
ャート、図4は擬似カラー処理のフローチャート、図5
は第1実施例による画像処理前後の変化を示す説明図で
ある。1 to 5 relate to a first embodiment of the present invention, FIG. 1 is an overall configuration diagram of an endoscope apparatus including an image processing apparatus according to the first embodiment, and FIG. 2 is a video processor. FIG. 3 is a block diagram of a block diagram including an image processing method, FIG. 3 is a flowchart showing an image processing method, FIG.
6A and 6B are explanatory diagrams showing changes before and after image processing according to the first embodiment.
【0019】図1に示すように、本実施例を備えた内視
鏡装置1は撮像手段を備えた電子内視鏡2と、この電子
内視鏡2に照明光を供給すると共に、信号処理するビデ
オプロセッサ3と、このビデオプロセッサ3から出力さ
れる映像信号を表示するモニタ4と、ビデオプロセッサ
3と接続され、画像処理装置としての機能を有する画像
ファイリング装置5とから構成される。As shown in FIG. 1, an endoscope apparatus 1 according to this embodiment includes an electronic endoscope 2 having an image pickup means, an illumination light to the electronic endoscope 2, and a signal processing. And a monitor 4 for displaying a video signal output from the video processor 3, and an image filing device 5 connected to the video processor 3 and having a function as an image processing device.
【0020】この電子内視鏡2は、細長で例えば可動性
の挿入部7を有し、この挿入部7の後端に太幅の操作部
8が連設されている。この操作部8の後端側側部から可
撓性のユニバーサルコード9が延設され、このユニバー
サルコード9の端部にはコネクタ11が設けられてい
る。The electronic endoscope 2 has an elongated, for example, movable insertion section 7, and a wide operation section 8 is connected to the rear end of the insertion section 7. A flexible universal cord 9 is extended from a side portion on the rear end side of the operation portion 8, and a connector 11 is provided at an end portion of the universal cord 9.
【0021】この電子内視鏡2は、コネクタ11を介し
て、光源装置3A及び信号処理回路3B(図2参照)が
内蔵されたビデオプロセッサ3に接続できるようになっ
ている。さらに、このビデオプロセッサ3には、モニタ
4及び画像ファイリング装置5が接続されるようになっ
ている。This electronic endoscope 2 can be connected via a connector 11 to a video processor 3 incorporating a light source device 3A and a signal processing circuit 3B (see FIG. 2). Further, the monitor 4 and the image filing device 5 are connected to the video processor 3.
【0022】前記挿入部7の先端側には、硬性の先端部
12及びこの先端部12に隣接する後方側に湾曲可能な
湾曲部13が順次設けられている。また、操作部8に設
けられた湾曲操作ノブ14を回動操作する事によって、
湾曲部13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、操作部8には挿入部7内に設け
られた処置具チャンネルに連通する挿入口15が設けら
れている。On the distal end side of the insertion portion 7, a hard distal end portion 12 and a bending portion 13 adjacent to the distal end portion 12 and capable of bending to the rear side are sequentially provided. In addition, by rotating the bending operation knob 14 provided on the operation unit 8,
The bending portion 13 can be bent in the left-right direction or the up-down direction. Further, the operation section 8 is provided with an insertion port 15 which communicates with a treatment tool channel provided in the insertion section 7.
【0023】図2に示すように前記先端部12には、配
光レンズ16と、結像光学系17とが配設されている。
この配光レンズ16の後端側には、ファイババンドルか
らなるライトガイド18が連設され、このライトガイド
18は、挿入部7、操作部8、ユニバーサルコード9内
を挿通され、照明光の入射端側の端部はビデオプロセッ
サ3の光源装置3Aに接続される。As shown in FIG. 2, a light distribution lens 16 and an image forming optical system 17 are arranged at the tip portion 12.
A light guide 18 composed of a fiber bundle is continuously provided on the rear end side of the light distribution lens 16, and the light guide 18 is inserted through the insertion portion 7, the operation portion 8 and the universal cord 9 to enter the illumination light. The end on the end side is connected to the light source device 3A of the video processor 3.
【0024】そして、このビデオプロセッサ3内の光源
装置3Aから出射される照明光が、ライトガイド18の
入射端に入射されるようになっている。この光源装置3
Aは、ランプ21と、このランプ21の照明光路中に配
設され、モータ22によって回転される回転フィルタ2
3とを備えている。The illumination light emitted from the light source device 3A in the video processor 3 is incident on the incident end of the light guide 18. This light source device 3
A is a lamp 21 and a rotary filter 2 that is disposed in the illumination optical path of the lamp 21 and is rotated by a motor 22.
3 and 3.
【0025】前記ランプ21は、紫外から赤外にかけて
の光を出射するようになっている。前記回転フィルタ2
3には、それぞれ、互いに異なる波長領域の赤、緑、赤
外の各光を透過する赤、緑、赤外の透過フィルタ23
R、23G、23Iが周方向に沿って配列されている。
赤透過フィルタ23Rは650nm近傍の赤色光を透過
し、緑透過フィルタ23Gは580nm近傍の緑色光を
透過し、赤外透過フィルタ23Iは805nm近傍の赤
外光を透過するようになっている。The lamp 21 emits light from ultraviolet to infrared. The rotary filter 2
Reference numeral 3 denotes a red, green, and infrared transmission filter 23 that transmits red, green, and infrared light in different wavelength regions, respectively.
R, 23G, and 23I are arranged along the circumferential direction.
The red transmission filter 23R transmits red light near 650 nm, the green transmission filter 23G transmits green light near 580 nm, and the infrared transmission filter 23I transmits infrared light near 805 nm.
【0026】そして、ランプ21から出射された光は、
回転フィルタ23によって、各波長領域に時系列的に分
離されて赤、緑、赤外の面順次照明光となり、ライトガ
イド18の入射端に入射されるようになっている。この
面順次照明光は、このライトガイド18によって先端部
12に導かれて、先端面から出射され、さらに配光レン
ズ16を通って、被写体に照射されるようになってい
る。The light emitted from the lamp 21 is
The rotary filter 23 separates each wavelength region in time series to form red, green, and infrared plane-sequential illumination light, which is incident on the incident end of the light guide 18. The field-sequential illumination light is guided by the light guide 18 to the tip portion 12, emitted from the tip surface, further passes through the light distribution lens 16, and is irradiated onto the subject.
【0027】一方、結像光学系17の結像位置には、撮
像手段である固体撮像素子として、例えば、CCD24
が配設されている。そして、前記面順次照明光によって
照明された被写体像が、結像光学系17によってCCD
24の撮像面に結像され、このCCD24により電気信
号に変換される。この電気信号は赤、緑、赤外の面順次
照明光の基でそれぞれ撮像された赤、緑、赤外の時系列
的の撮像信号(画像信号)となる(以下、R,G,I信
号と略記する場合がある)。CCD24からの画像信号
は、所定の範囲の電気信号(例えば、0〜1ボルト)に
増幅するためのアンプ25に入力されるようになってい
る。On the other hand, at the image forming position of the image forming optical system 17, for example, a CCD 24 as a solid-state image pickup device which is an image pickup means.
Is provided. Then, the subject image illuminated by the frame sequential illumination light is transferred to the CCD by the imaging optical system 17.
An image is formed on the image pickup surface of 24 and is converted into an electric signal by the CCD 24. This electric signal becomes a time-series image pickup signal (image signal) of red, green, and infrared, which are respectively imaged under the basis of the frame sequential illumination light of red, green, and infrared (hereinafter, R, G, I signals). May be abbreviated). The image signal from the CCD 24 is input to an amplifier 25 for amplifying an electric signal in a predetermined range (for example, 0 to 1 volt).
【0028】このアンプ25から出力された電気信号
は、信号処理回路3B内のγ補正回路26でγ補正され
た後、A/Dコンバータ27でディジタル信号に変換さ
れて、1入力3出力のセレクタ28に入力され、時系列
的に送られてくるRGI信号は、このセレクタ28によ
って、R、G、Iの色信号に分離されて、それぞれ、
R、G、Iに対応する各R,G,Bメモリ29a、29
b、29cに記憶されるようになっている。ここで、カ
ラー表示する場合の信号に準じて、R,G,Bメモリと
いう表現を用いた。実際にはBメモリ29cにはI信号
が記録されるし、Bメモリ29cから出力されるB信号
は実際にはI信号である。以下、本実施例に限り、I信
号は、B信号またはB(I)信号と表記する場合があ
る。The electrical signal output from the amplifier 25 is γ-corrected by the γ-correction circuit 26 in the signal processing circuit 3B, and then converted into a digital signal by the A / D converter 27, and a 1-input / 3-output selector. The RGI signal that is input to 28 and is sent in time series is separated into R, G, and I color signals by this selector 28.
R, G, B memories 29a, 29 corresponding to R, G, I
b and 29c. Here, the expressions R, G, B memories are used in accordance with the signals for color display. Actually, the I signal is recorded in the B memory 29c, and the B signal output from the B memory 29c is actually the I signal. Hereinafter, only in this embodiment, the I signal may be referred to as a B signal or a B (I) signal.
【0029】メモリ部29を構成するメモリ29a、2
9b、29cから同時に読み出された各画像信号は、D
/Aコンバータ31部を構成するD/Aコンバータ31
a、31b、31cでアナログ信号に変換され、R、
G、B信号出力端32a、32b、32cからR、G、
B(I)信号が出力されるようになっている。The memories 29a and 2 which constitute the memory unit 29
The image signals simultaneously read from 9b and 29c are D
D / A converter 31 forming part of the A / A converter 31
a, 31b, 31c are converted into analog signals, R,
G, B signal output terminals 32a, 32b, 32c to R, G,
A B (I) signal is output.
【0030】また、前記R、G、B信号と共に、同期信
号発生回路33からの同期信号SYNCが、同期信号出
力端32dから出力されるようになっている。Along with the R, G, B signals, the sync signal SYNC from the sync signal generating circuit 33 is output from the sync signal output terminal 32d.
【0031】そして、前記R、G、B信号及び同期信号
が、R、G、B信号入力端を備えたモニタ4や画像ファ
イリング装置5などに入力されるようになっている。Then, the R, G, B signals and the synchronizing signal are input to the monitor 4 having the R, G, B signal input terminals, the image filing device 5, and the like.
【0032】また、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34が設け
られ、この制御信号発生部34は、A/Dコンバータ2
7、セレクタ28、メモリ部29、D/Aコンバータ部
31、同期信号発生回路33及びモータ22に、制御信
号を送り出している。Further, a control signal generator 34 for controlling the destination of the image signal and the transfer timing at the time of transferring the image signal is provided, and the control signal generator 34 is provided in the A / D converter 2.
A control signal is sent to the 7, selector 28, memory unit 29, D / A converter unit 31, synchronization signal generation circuit 33, and motor 22.
【0033】前記画像ファイリング装置5内には、図示
しない三つのフレームメモリと、これらメモリとバスラ
インを介して接続される図示しないCPUと、このCP
Uと接続される図示しない記録装置とを有している。こ
の画像ファイリング装置5に入力された画像信号R,
G,Bは、三つのフレームメモリに各記憶されるように
なっている。前記三つのフレームメモリに各記憶された
画像信号は、前記CPUにより読み出すことが可能であ
り、このCPUによって、以下に記載する画像処理が施
される。In the image filing device 5, three frame memories (not shown), a CPU (not shown) connected to these memories via bus lines, and the CP
It has a recording device (not shown) connected to U. The image signal R input to the image filing device 5,
G and B are respectively stored in three frame memories. The image signals stored in the three frame memories can be read by the CPU, and the CPU performs the image processing described below.
【0034】また、画像処理された信号及び画像処理前
の原画像は、例えば、光磁気ディスク装置等の前記記録
装置に記憶されたり、モニタ4等に表示されたりする。The image-processed signal and the original image before image processing are stored in the recording device such as a magneto-optical disk device or displayed on the monitor 4 or the like.
【0035】前記画像ファイリング装置5内の前記CP
Uには、図3及び図4で示されるような画像処理を行う
プログラムが設定されている。このプログラムでは、ま
ず始めに、ステップS1に示すように画像ファイル名、
注目レベル範囲(以下、注目する量の所定範囲とす
る)、階調数などのパラメータを入力する必要がある。
次に、ステップS2に示すように画像読み込みが行われ
る。つまり、入力された画像ファイル名の画像データが
記録装置などより画像ファイリング装置5内の画像処理
部に読み込まれる。The CP in the image filing device 5
In U, a program for performing image processing as shown in FIGS. 3 and 4 is set. In this program, first, as shown in step S1, the image file name,
It is necessary to input parameters such as an attention level range (hereinafter, referred to as a predetermined range of an attention amount) and the number of gradations.
Next, image reading is performed as shown in step S2. That is, the image data of the input image file name is read by the recording device or the like into the image processing unit in the image filing device 5.
【0036】読み込まれた画像データは、モニタ4の入
出力特性がリニアではないため、γ補正が掛けられてい
るので、ステップS3に示すように逆γ補正処理を行
い、画像データをリニアなデータに変換する。その後、
ステップS4に示すようにハレーション及び暗部など、
生体機能情報としてのヘモグロビン量を計算しても正確
な値が算出されない無効領域をR、G、B信号のレベル
を基に検出する。Since the input / output characteristics of the monitor 4 are not linear in the read image data, γ correction is applied. Therefore, inverse γ correction processing is performed as shown in step S3, and the image data is converted into linear data. Convert to. afterwards,
As shown in step S4, such as halation and dark areas,
An invalid area in which an accurate value is not calculated even if the amount of hemoglobin as biological function information is calculated is detected based on the levels of R, G, and B signals.
【0037】その他の有効領域に対しては、注目する量
としての生体機能情報、例えばヘモグロビン量が画素ご
とに算出される。検出された無効領域に対してはステッ
プS5に示すように黒抜きや編みかけパターンなどで無
効領域処理を行い、有効領域とは明確に異なる状態で表
示できるような処理をする。For the other effective regions, the biological function information as the amount of interest, for example, the amount of hemoglobin is calculated for each pixel. As shown in step S5, the detected invalid area is subjected to invalid area processing by using a blank or knitting pattern so that it can be displayed in a state clearly different from the valid area.
【0038】一方、ステップS4にて算出されたヘモグ
ロビン量は、注目する量の所定範囲内(注目レベル範囲
内)と注目する量の所定範囲外(注目レベル範囲外)と
に分けられ、それぞれデータ変換され、ステップS6に
示すように擬似カラー処理が行われる。On the other hand, the hemoglobin amount calculated in step S4 is divided into a predetermined range of the amount of interest (within the attention level range) and an outside of the predetermined range of the amount of interest (outside the attention level range), and each data After conversion, pseudo color processing is performed as shown in step S6.
【0039】この擬似カラー処理は後述するように注目
する量の所定範囲内と注目する量の所定範囲外とを、視
覚的に区別できるように異なる表示色にするなど、異な
る表示方法で表示できるような表示用処理である。その
後、得られた擬似カラー画像データは、ステップS7に
示すようにγ補正が掛けられた後、ステップS8に示す
ように画像データとして出力され、モニタ4には注目す
る量の所定範囲内と注目する量の所定範囲外とが異なる
色等で表示される。As will be described later, this pseudo color processing can be displayed by different display methods such as different display colors for visually distinguishing the inside of a predetermined range of the attention amount and the outside of the predetermined range of the attention amount. This is a display process. Thereafter, the obtained pseudo color image data is subjected to γ correction as shown in step S7, and then output as image data as shown in step S8. The amount outside the predetermined range is displayed in a different color or the like.
【0040】次に、擬似カラー処理について、図4のフ
ローチャートを用いて説明する。画像を2次元配列IM
(X,Y)で表すとすると、XはX方向の画像サイズ、
YはY方向の画像サイズを意味する。G(i,j)は位
置(i,j)におけるG信号の輝度レベル、B(i,j)
は位置(i,j)におけるB信号の輝度レベル、また、
IHb(i,j)は位置(i,j)におけるヘモグロビン
量を表すものとする。また、Wmax、Wminをそれぞれ注
目する量の所定範囲の最大値、最小値とし、color
()を擬似カラーデータとする。そして、擬似カラー処
理後の画像データをR′(i,j)、G′(i,j)、
B′(i,j)とする。Next, the pseudo color process will be described with reference to the flowchart of FIG. Image two-dimensional array IM
If it is represented by (X, Y), X is the image size in the X direction,
Y means the image size in the Y direction. G (i, j) is the brightness level of the G signal at position (i, j), B (i, j)
Is the brightness level of the B signal at position (i, j), and
IHb (i, j) represents the amount of hemoglobin at the position (i, j). In addition, Wmax and Wmin are respectively set to the maximum value and the minimum value in a predetermined range of the amount of interest,
Let () be pseudo color data. Then, the image data after the pseudo color processing is R ′ (i, j), G ′ (i, j),
Let B '(i, j).
【0041】擬似カラー処理は以下のステップにより行
われる。The pseudo color process is performed by the following steps.
【0042】(1)i,jには0が代入され、初期設定
が行なわれる(図4のステップS11)。 (2)IHb(i,j)へ、B(i,j)とG(i,j)
の対数比に係数32を掛けた値が代入される(ステップ
S12)。 (3)IHb(i,j)>WmaxもしくはIHb(i,
j)<Wminの判断をする(ステップS13)。IHb
(i,j)>WmaxもしくはIHb(i,j)<Wminであ
る場合は(4)の処理、それ以外は(5)以降の処理を
実行することになる。 (4)R′(i, j)=color(33, 1) G′(i, j)=color(33, 2) B′(i, j)=color(33, 3) 前記3式を実行する(ステップS14)。(1) 0 is substituted for i and j, and initialization is performed (step S11 in FIG. 4). (2) B (i, j) and G (i, j) to IHb (i, j)
A value obtained by multiplying the logarithmic ratio of by a coefficient 32 is substituted (step S12). (3) IHb (i, j)> Wmax or IHb (i,
j) <Wmin is judged (step S13). IHb
When (i, j)> Wmax or IHb (i, j) <Wmin, the process of (4) is executed, and otherwise the processes of (5) and after are executed. (4) R '(i, j) = color (33, 1) G' (i, j) = color (33, 2) B '(i, j) = color (33, 3) Yes (step S14).
【0043】(5)IHb(i, j)=32(IHb
(i, j)−Wmax)/(Wmax−Wmin)を実行する
(ステップS15)。 (6)R′(i, j)=(IHb(i, j), 1) G′(i, j)=(IHb(i, j), 2) B′(i, j)=(IHb(i, j), 3) を実行し、(4)とは異なる色で表示されるような表示
用処理がされる(ステップS16)。 (7)i≧Xならば(8)の処理、i<Xならば(2)
を実行する(ステップS17)。 (8)j≧Yならば次処理、j<Yならば(2)を実行
する(ステップS18)。 以上のステップにより擬似カラー処理が行われる。(5) IHb (i, j) = 32 (IHb
(I, j) -Wmax) / (Wmax-Wmin) is executed (step S15). (6) R '(i, j) = (IHb (i, j), 1) G' (i, j) = (IHb (i, j), 2) B '(i, j) = (IHb ( i, j), 3) are executed, and display processing is performed so that the color is displayed in a color different from that in (4) (step S16). (7) Process of (8) if i ≧ X, (2) if i <X
Is executed (step S17). (8) If j ≧ Y, the next process is executed, and if j <Y, (2) is executed (step S18). Pseudo color processing is performed by the above steps.
【0044】次に、本実施例の作用について説明する。
ランプ21から出射される紫外から赤外にかけての光
は、モータ22によって回転される回転フィルタ23に
入射する。この回転フィルタ23は、前述のように、6
50nm近傍の赤色光を透過する赤透過フィルタ23
R、580nm近傍の緑色光を透過する緑透過フィルタ
23G、805nm近傍の赤外光を透過する赤外透過フ
ィルタ23Iを有している。Next, the operation of this embodiment will be described.
The ultraviolet to infrared light emitted from the lamp 21 enters the rotary filter 23 rotated by the motor 22. As described above, the rotary filter 23 has 6
Red transmission filter 23 that transmits red light near 50 nm
R has a green transmission filter 23G that transmits green light near 580 nm and an infrared transmission filter 23I that transmits infrared light near 805 nm.
【0045】従って、前記ランプ21からの光は、時系
列的に、前記各フィルタ23R、23G、23Iに対応
する波長の光分離され、ライトガイド18を経由して体
腔内に導かれ、配光レンズ16を介して体腔内に照明光
として照射される。各照明光による被写体像は、結像光
学系17によってCCD24上に結像され、電気信号に
変換される。このCCD24の出力信号は、アンプ25
で増幅され、γ補正回路26にて所定のγ特性に変換さ
れる。Therefore, the light from the lamp 21 is time-sequentially separated into wavelengths corresponding to the filters 23R, 23G, and 23I, is guided to the body cavity through the light guide 18, and is distributed. The light is emitted as illumination light into the body cavity through the lens 16. A subject image formed by each illumination light is formed on the CCD 24 by the image forming optical system 17 and converted into an electric signal. The output signal of the CCD 24 is the amplifier 25.
Is amplified by the γ correction circuit 26 and converted into a predetermined γ characteristic by the γ correction circuit 26.
【0046】このγ補正回路26の出力は、A/Dコン
バータ27でディジタル信号に変換され、セレクタ28
を経由し、時系列的に各波長に分離された画像としてメ
モリ29a、29b、29cに記憶される。このメモリ
29a、29b、29cから読みだされた映像信号は、
同時化され、D/Aコンバータ31a、31b、31c
にてアナログ映像信号に変換され、R、G、B信号出力
端32a、32b、32cより出力される。The output of the γ correction circuit 26 is converted into a digital signal by the A / D converter 27, and the selector 28
And stored in the memories 29a, 29b, and 29c as images separated into each wavelength in time series. The video signals read from the memories 29a, 29b, 29c are
D / A converters 31a, 31b, 31c are synchronized.
Is converted into an analog video signal at and output from the R, G, B signal output terminals 32a, 32b, 32c.
【0047】ビデオプロセッサ3より出力された映像信
号は、画像ファイリング装置5などにより記憶、再生が
行われる。画像ファイリング装置5には、前記画像処理
を行うプログラムが設定されており、注目する量の所定
範囲、階調数などのパラメータを入力する事によって内
視鏡画像を擬似カラー処理画像に変換する事ができる。
本実施例においては、ヘモグロビン量を擬似カラー表示
するための画像処理を行っている。The video signal output from the video processor 3 is stored and reproduced by the image filing device 5 or the like. A program for performing the image processing is set in the image filing device 5, and the endoscopic image is converted into a pseudo color processed image by inputting parameters such as a predetermined range of the amount of interest and the number of gradations. You can
In this embodiment, image processing is performed to display the hemoglobin amount in pseudo color.
【0048】G画像が対応する580nm近傍は血液
(ヘモグロビン)の吸光度が大きい波長領域であり、B
(すなわち、I)画像が対応する805nm近傍は血液
の吸光度が小さい波長領域である。従って、この2つの
画像間演算によりヘモグロビン量が求められる(処理ス
テップ(2)及び図4のS12)。The vicinity of 580 nm corresponding to the G image is a wavelength region where the absorbance of blood (hemoglobin) is large, and
The vicinity of 805 nm corresponding to the (that is, I) image is a wavelength region where the absorbance of blood is small. Therefore, the hemoglobin amount is obtained by the calculation between these two images (processing step (2) and S12 in FIG. 4).
【0049】この求められたヘモグロビン量の前記パラ
メータ設定により設定された注目する量の所定範囲内に
対して、擬似カラー表示を行う。まず、注目する量の所
定範囲内の画素であるのか注目する量の所定範囲外の画
素であるのかをヘモグロビン量の値に基づき判断する
(処理ステップ(3)又はS13)。Pseudo color display is performed within the predetermined range of the amount of interest set by the parameter setting of the obtained hemoglobin amount. First, it is determined whether the pixel is a pixel within a predetermined range of the amount of interest or a pixel outside the predetermined range of the amount of interest based on the value of the hemoglobin amount (processing step (3) or S13).
【0050】注目する量の所定範囲内と判断された画素
について、得られたヘモグロビン量を0〜32に正規化
する(処理ステップ(5)及びS15)。そして、正規
化されたヘモグロビン量に対応する擬似カラーデータを
読みだし、R′(i,j)、G′(i,j)、B′(i,
j)にそれぞれ代入する(処理ステップ(6)及びS1
6)。For the pixels determined to fall within the predetermined range of the amount of interest, the obtained hemoglobin amount is normalized to 0 to 32 (processing step (5) and S15). Then, the pseudo color data corresponding to the normalized hemoglobin amount is read out, and R ′ (i, j), G ′ (i, j), B ′ (i,
j) respectively (processing step (6) and S1)
6).
【0051】また、注目する量の所定範囲外のヘモグロ
ビン量に対しては、例えばグレーなどの無彩色で表示す
るため、R′(i,j)、G′(i,j)、B′(i,
j)に注目する量の所定範囲外データを代入する(処理
ステップ(4)及びS14)。For the hemoglobin amount outside the predetermined range of the amount of interest, since it is displayed in an achromatic color such as gray, R '(i, j), G' (i, j), B '( i,
Substituting an amount of data outside the predetermined range into j) (processing step (4) and S14).
【0052】これらの処理を全画素について終了するま
で繰り返す(処理ステップ(7)及びS17と処理ステ
ップ(8)及びS18)。These processes are repeated until all the pixels are completed (process steps (7) and S17 and process steps (8) and S18).
【0053】以上の処理により得られた画像は、モニタ
4により表示が行われるか、画像ファイリング装置5な
どに出力され、記録される。The image obtained by the above processing is displayed on the monitor 4 or output to the image filing device 5 or the like and recorded.
【0054】図5(a)は、従来の画像処理による場合
の表示例(本実施例の方法で画像処理を行わなかった場
合)である。擬似カラー処理においては、ほとんどの場
合、なめらかに色が変化するように32色を割り当てて
いる。例えば、注目する量の所定範囲の最大値にピン
ク、注目する量の所定範囲の最小値にブルーを割り付け
ると、注目する量の所定範囲の最大値から最小値まで値
は、値の大きい方から、ピンク、レッド、イエロ、グリ
ーン、シアン、ブルーとなる。FIG. 5A shows a display example in the case of the conventional image processing (when the image processing is not performed by the method of this embodiment). In most cases, in pseudo color processing, 32 colors are assigned so that the colors change smoothly. For example, if pink is assigned to the maximum value of the predetermined range of the attention amount and blue is assigned to the minimum value of the predetermined range of the attention amount, the value from the maximum value to the minimum value of the predetermined range of the attention amount is calculated from the larger value. , Pink, red, yellow, green, cyan, blue.
【0055】このため、注目する量の所定範囲の最大値
以上の部分は注目する量の所定範囲の最大値と同じ色で
割り付けられてしまい、注目する量の所定範囲外の値で
あるのか注目する量の所定範囲内の最大値付近の値であ
るかが明確に区別できない。また、注目する量の所定範
囲の最小値付近でも同様である。Therefore, a portion of the amount of interest equal to or larger than the maximum value of the predetermined range is assigned with the same color as the maximum value of the predetermined amount of interest range, and whether the value is outside the predetermined range of the amount of interest It is not possible to clearly discriminate whether or not the value is near the maximum value within the predetermined range. The same is true in the vicinity of the minimum value of the predetermined range of the amount of interest.
【0056】図5(b)は、本実施例の方法で画像処理
を行った場合に、モニタ4に表示される画像である。注
目する量の所定範囲外の画素は、注目する量の所定範囲
内の画素とは明確に区別可能な色に割り付けられる。FIG. 5B shows an image displayed on the monitor 4 when image processing is performed by the method of this embodiment. Pixels outside the predetermined range of the attention amount are assigned to colors that are clearly distinguishable from pixels within the predetermined range of the attention amount.
【0057】これにより、なめらかに変化する擬似カラ
ー処理においても、注目する量の所定範囲外は例えばグ
レー等の無彩色で表示されるなど、注目する量の所定範
囲内と注目する量の所定範囲外との区別が明確になる。
従って、本実施例では、注目する量の所定範囲外の部分
と注目する量の所定範囲内境界部付近とをまちがえる可
能性が減少し、注目する量の所定範囲内の画像観察に適
した処理画像が得られる。As a result, even in the pseudo-color processing that changes smoothly, the outside of the predetermined range of the amount of interest is displayed in an achromatic color such as gray, and the predetermined range of the amount of interest and the predetermined range of the amount of interest. The distinction from the outside becomes clear.
Therefore, in this embodiment, the possibility that the portion outside the predetermined range of the attention amount and the vicinity of the boundary within the predetermined range of the attention amount are mistaken is reduced, and the processing suitable for image observation within the predetermined range of the attention amount is performed. An image is obtained.
【0058】また、注目すべき部分に対してのみ注意を
集中できる画像環境を提供できるので、注目する量の所
定範囲内に対する診断も行い易いものとなる。Further, since it is possible to provide an image environment in which attention can be focused only on a portion to be noticed, it becomes easy to make a diagnosis for a predetermined range of the attention amount.
【0059】尚、本実施例においては、注目する量の所
定範囲外の部分は、無彩色などのグレーで表示をした
が、編みかけ状のパターンなど各種パターンを用いても
良い。この場合、注目する量の所定範囲外の部分は、無
効領域部分に対しても区別ができるように表示しても良
い。In this embodiment, the portion outside the predetermined range of the amount of interest is displayed in gray such as achromatic color, but various patterns such as a braided pattern may be used. In this case, the portion outside the predetermined range of the amount of interest may be displayed so that the invalid area portion can be distinguished.
【0060】また、注目する量の所定範囲外において、
注目する量の所定範囲最大値以上の部分と注目する量の
所定範囲最小値以下の部分とを異なる色もしくはパター
ンなどで区別する事により、さらに見やすい擬似カラー
処理画像が得られる。Further, outside the predetermined range of the amount of interest,
A pseudo-color processed image that is even easier to see can be obtained by distinguishing a portion of the amount of interest equal to or larger than the predetermined range maximum value from a portion of the amount of interest equal to or smaller than the predetermined range minimum value with different colors or patterns.
【0061】尚、本発明の表示のための処理は、前記例
に限定されるものではなく、原画像が有する情報と表示
される画像が有する情報との相関関係にあって、前記範
囲内または範囲外の少なくとも一方の画素について、前
記相関関係が異なるように変換処理をするものであれば
良い。被写体像を構成する画素は色相、彩度、輝度の情
報を有しているが、これらの情報のうちいずれか一つで
も原画像と異なるように変換処理をすれば良い。The processing for display of the present invention is not limited to the above-mentioned example, and there is a correlation between the information contained in the original image and the information contained in the displayed image, and within the above range or It suffices that conversion processing is performed so that the correlation is different for at least one pixel outside the range. Although the pixels forming the subject image have information on hue, saturation, and brightness, any one of these pieces of information may be converted so that it is different from the original image.
【0062】この変換処理の例としては、所定範囲外の
画素のみ、色相を所定角度だけ回転させる処理がある。
この場合、原画像の輝度及び彩度は、保持したまま色相
のみが僅かにあるいは大きく変えられることになる。こ
の例で、最も顕著な色相変換は、内視鏡画像が本来取り
得ない色相に変換することである。例えば、薬剤を使用
しないということを前提に、グリーン等に変換する処理
である。As an example of this conversion process, there is a process of rotating the hue by a predetermined angle only for the pixels outside the predetermined range.
In this case, only the hue of the original image is changed slightly or largely while the brightness and saturation of the original image are maintained. In this example, the most prominent hue conversion is conversion to a hue that the endoscopic image cannot originally take. For example, it is a process of converting to green or the like on the assumption that no drug is used.
【0063】他の例としては、所定範囲外の画素につい
てのみ、原画像の彩度に対して例えば一律に一定値にす
るとか、あるいは所定の値だけ増加または減少させる等
の変換処理が考えられる。さらに、別の例としては、色
相及び彩度の両方に対して、変換処理を施しても良い。As another example, a conversion process may be considered in which only the pixels outside the predetermined range are set to a constant value with respect to the saturation of the original image, or they are increased or decreased by a predetermined value. . Furthermore, as another example, conversion processing may be performed on both hue and saturation.
【0064】これらの色度(色相・彩度)変換処理の場
合、原画像の情報の一部は保持されたままとなる。この
ように処理することで、例えば所定範囲外でも、所定範
囲とは識別ができ、原画像の情報の一部も保有した画像
となっているので、画像全体として極端に見にくくなる
ということがない。さらに、前述のように特定パターン
に変換したり、原画像の一部を残すように前記パターン
を合成することも、相関関係を異なるように処理するこ
とになる。In the case of these chromaticity (hue / saturation) conversion processes, a part of the information of the original image remains held. By processing in this way, for example, even if it is outside the predetermined range, it can be distinguished from the predetermined range, and since it is an image that also holds part of the information of the original image, it is not extremely difficult to see the entire image. . Further, as described above, conversion to a specific pattern or composition of the patterns so as to leave a part of the original image also processes different correlations.
【0065】また、変換処理の対象は、所定範囲内でも
良いし、所定範囲内と範囲外の両方でも可能である。あ
るいは、所定範囲外の画素については、輝度、彩度、色
相の全ての情報が失われた、つまり原画像の情報がなん
ら反映しない状態で表示することもできるであろう。い
ずれにしても、本発明は、所定範囲内と所定範囲外とが
識別できるように表示すれば良く、原画像の情報の一部
をどの程度残すかは、診断対象に応じて変えたり識別の
しやすさなどを考慮すればよく、種々の選択が可能であ
る。Further, the target of the conversion process may be within the predetermined range, or both within the predetermined range and outside the range. Alternatively, with respect to pixels outside the predetermined range, it may be possible to display all the information of luminance, saturation, and hue, that is, the information of the original image is not reflected at all. In any case, the present invention may be displayed so that the inside and the outside of the predetermined range can be discriminated from each other. Various choices are possible by considering ease of use and the like.
【0066】図6及び図7は本発明の第2実施例に係
り、図6はビデオプロセッサを含むブロック構成図、図
7は画像処理部の構成を示す説明図である。6 and 7 relate to the second embodiment of the present invention. FIG. 6 is a block diagram including a video processor, and FIG. 7 is an explanatory diagram showing the configuration of an image processing section.
【0067】本実施例の内視鏡装置は、第1実施例のも
のと同様であり、この実施例のビデオプロセッサ41は
図2のビデオプロセッサ3内に画像処理部42を設けた
構成となっている。The endoscope apparatus of this embodiment is similar to that of the first embodiment, and the video processor 41 of this embodiment has a configuration in which the image processing section 42 is provided in the video processor 3 of FIG. ing.
【0068】図6に示すように、ビデオプロセッサ41
には、メモリ29a〜29cの後段に画像処理部42が
設けられている。この画像処理部42で画像処理された
画像は、D/Aコンバータ31a〜31cによりアナロ
グ信号に変換された後、R、G、B信号出力端より出力
されるようになっている。As shown in FIG. 6, the video processor 41
The image processing unit 42 is provided in the rear of the memories 29a to 29c. The image processed by the image processing unit 42 is converted into an analog signal by the D / A converters 31a to 31c, and then output from the R, G, B signal output terminals.
【0069】前記画像処理部42は、図7に示されるよ
うな構成になっている。The image processing section 42 is constructed as shown in FIG.
【0070】メモリ29a〜29cより送られてきた
R,G,B信号は、逆γ補正回路43へ入力され、逆γ
補正が行われる。The R, G, B signals sent from the memories 29a to 29c are input to the inverse γ correction circuit 43, and the inverse γ correction circuit 43 is supplied.
Correction is performed.
【0071】逆γ補正回路43の出力は、無効領域検出
回路44へ入力され、R、G、B信号レベルにより、ハ
レーションや暗部などの無効領域と有効領域とに分けら
れる。また、無効領域検出回路44の出力は対数変換す
るための対数変換部45を構成するROM45a〜45
cへ入力され、ヘモグロビン濃度の反射分光特性が略直
線関係となる。The output of the inverse γ correction circuit 43 is input to the invalid area detection circuit 44, and is divided into an invalid area such as halation and a dark area and an effective area according to the R, G, and B signal levels. Further, the outputs of the invalid area detection circuit 44 are included in the ROMs 45a to 45 that constitute the logarithmic conversion unit 45 for logarithmically converting.
It is input to c, and the reflection spectral characteristic of hemoglobin concentration has a substantially linear relationship.
【0072】対数変換されたデータはヘモグロビン量を
画像間演算を行って求めるために、マトリクス回路46
へ入力される。マトリクス回路46により求められたヘ
モグロビン量は、外部から調節可能な注目する量範囲
(注目レベル範)データと共に、注目レベル範囲設定回
路47へ入力され、注目する量の所定範囲内のデータと
注目する量の所定範囲外のデータとに区別される。The logarithmically converted data is obtained by the matrix circuit 46 in order to obtain the hemoglobin amount by performing the inter-image calculation.
Is input to. The hemoglobin amount obtained by the matrix circuit 46 is input to the attention level range setting circuit 47 together with the attention amount range (attention level range) data that can be adjusted from the outside, and attention is paid to the data within the predetermined range of the attention amount. It is distinguished from the data outside the predetermined range of the amount.
【0073】注目レベル範囲設定回路47より出力され
たヘモグロビン量は、同じく、注目レベル範囲設定回路
47より出力される注目範囲判別データと共に、ROM
48a〜48cへ入力される。ROM48a〜48cに
て、対象となる画素が有するヘモグロビン量が注目する
量の所定範囲内であれば、擬似カラーデータに変換され
る。一方、対象となる画素が有するヘモグロビン量が、
注目する量の所定範囲外であれば、注目する量の所定範
囲外であることを示す色データに変換される。それぞれ
変換された画像データは、ビデオプロセッサ41内に設
けられたD/Aコンバータ31a〜31cにより、アナ
ログ信号に変換された後、R、G、B信号出力端32a
〜32cより出力される。The amount of hemoglobin output from the attention level range setting circuit 47 is also stored in the ROM together with the attention range determination data output from the attention level range setting circuit 47.
It is input to 48a to 48c. In the ROMs 48a to 48c, if the hemoglobin amount of the target pixel is within a predetermined range of the amount of interest, it is converted into pseudo color data. On the other hand, the hemoglobin amount of the target pixel is
If it is outside the predetermined range of the amount of interest, it is converted into color data indicating that it is outside the predetermined range of the amount of interest. The converted image data are converted into analog signals by D / A converters 31a to 31c provided in the video processor 41, and then R, G, B signal output terminals 32a.
Is output from ~ 32c.
【0074】画像処理部42において擬似カラー処理さ
れた画像は、モニタ4で表示を行ったり、画像ファイリ
ング装置5などに記録されたりする。The image subjected to the pseudo color processing in the image processing section 42 is displayed on the monitor 4 or recorded in the image filing device 5 or the like.
【0075】尚、本実施例においては、ROMを用いて
データ変換を行っているが、これらのデータ変換用のR
OMや無効領域検出回路、注目レベル範囲設定回路など
をフィールドプログラマブルゲートアレイ(FPGA)
などに置き換えても良い。In this embodiment, the ROM is used for data conversion, but the R for data conversion is used.
Field programmable gate array (FPGA) such as OM, invalid area detection circuit, attention level range setting circuit
May be replaced with
【0076】本実施例によれば、第1実施例と同様の効
果を得る事が可能であり、注目する量の所定範囲外のデ
ータは、注目する量の所定範囲内のデータと確実に区別
し易いように表示する事が可能である。また、第1実施
例と同様に、注目する量の所定範囲最大値以上と注目す
る量の所定範囲最小値以下との各データは、相互に区別
できるように表示すれば、注目する量の所定範囲外にお
いてもデータの大小が判別可能になり、より診断の行い
やすい処理画像が得られる事になる。According to this embodiment, it is possible to obtain the same effect as that of the first embodiment, and the data outside the predetermined range of the amount of interest can be reliably distinguished from the data within the predetermined range of the amount of interest. It is possible to display it so that it can be easily performed. Further, as in the first embodiment, if the respective data of the predetermined amount maximum value of the attention amount and the predetermined amount minimum value of the attention amount or less are displayed so as to be distinguishable from each other, the predetermined amount of attention is determined. Even outside the range, the size of the data can be discriminated, and a processed image that makes diagnosis easier can be obtained.
【0077】尚、前記第2実施例では、前記注目する量
の所定範囲の設定は外部により行っている。これとは異
なる構成として、演算した結果、例えば平均値をもとに
して注目する量の所定範囲を設定したり、予め設定した
注目する量の所定範囲を用いても良い。In the second embodiment, the predetermined range of the amount of interest is set externally. As a configuration different from this, a predetermined range of the amount of interest may be set based on the result of the calculation, for example, an average value, or a preset predetermined range of the amount of interest may be used.
【0078】次に、演算結果として平均値を求め、注目
する量の所定範囲を設定する本発明の第3実施例につい
て説明する。Next, a third embodiment of the present invention will be described in which an average value is obtained as a calculation result and a predetermined range of the amount of interest is set.
【0079】尚、本発明は前記実施例に限らず、前記画
像処理部を独立させ、画像処理ユニットとして構成して
も良い。または、前記画像ファイリング装置5内に画像
処理部42を設けても良い。また、本発明は、擬似カラ
ー処理に適用する事に限らず、モノカラーで表示を行う
際にも適用できる。The present invention is not limited to the above embodiment, and the image processing section may be independent and configured as an image processing unit. Alternatively, the image processing unit 42 may be provided in the image filing device 5. Further, the present invention is not limited to the application to the pseudo color processing, but can be applied to the case of displaying in mono color.
【0080】図8は第3実施例に係る画像処理部のブロ
ック図である。FIG. 8 is a block diagram of an image processing unit according to the third embodiment.
【0081】本実施例の内視鏡装置は、第2実施例のも
のと同様なので全体構成に関する図及び説明を省略する
と共に、異なる点についてのみ説明する。その他、第2
実施例と同様の構成及び作用については、同じ符号を付
して説明を省略する。Since the endoscope apparatus of this embodiment is similar to that of the second embodiment, the drawings and the description of the overall configuration will be omitted, and only different points will be described. Other, second
The same configurations and operations as those of the embodiment are designated by the same reference numerals and the description thereof will be omitted.
【0082】本第3実施例の画像処理部40は、第2実
施例の画像処理部42に代えて設けられたもので、注目
する量の所定範囲を設定する構成が異なっている。前記
画像処理部40は、画像内における注目する量の平均値
を用いて設定する構成となっている。The image processing section 40 of the third embodiment is provided in place of the image processing section 42 of the second embodiment, and differs in the configuration for setting a predetermined range of the amount of interest. The image processing unit 40 is configured to set using the average value of the amount of interest in the image.
【0083】図8に示す前記マトリクス回路46の出力
は、平均値算出回路38及びフレームメモリ39に出力
される。フレームメモリ39は、1画面内の演算値の平
均値が算出されるまで画像データを保持して、注目量範
囲設定回路47Aへ出力される。注目量範囲設定回路4
7Aでは、平均値算出回路38にて算出された平均値を
中心にして、外部から指定される或いは内部で記憶され
て予め設定された注目する量範囲幅より、注目する量範
囲(規定幅)データを作成し、LUT(ルックアップテ
ーブル)49a〜49cへ出力される。注目する量の所
定範囲は、例えば、基準値としての前記平均値から上限
側にヘモグロビン量aと、前記平均値から下限側にヘモ
グロビン量bとの幅で設定できる。あるいは、前記所定
範囲は、規定値としての平均値以上または平均値以下の
ように設定することもできる。The output of the matrix circuit 46 shown in FIG. 8 is output to the average value calculation circuit 38 and the frame memory 39. The frame memory 39 holds the image data until the average value of the calculated values in one screen is calculated, and is output to the attention amount range setting circuit 47A. Attention amount range setting circuit 4
In 7A, the amount range of interest (specified width) is drawn from the amount range of interest centered on the average value calculated by the average value calculation circuit 38, which is specified externally or stored internally and set in advance. Data is created and output to LUTs (lookup tables) 49a to 49c. The predetermined range of the amount of interest can be set, for example, by the width of the hemoglobin amount a on the upper limit side and the hemoglobin amount b on the lower limit side from the average value as the reference value. Alternatively, the predetermined range may be set to be equal to or greater than the average value or less than the average value as the specified value.
【0084】前記LUT49a〜49cでは、フレーム
メモリ39から出力された演算値データと、注目量範囲
設定回路47Aから出力された注目する量範囲データか
ら、注目する量の所定範囲外をグレー等の無彩色でマス
キングした画像データに変換を行う。In the LUTs 49a to 49c, from the calculated value data output from the frame memory 39 and the target amount range data output from the target amount range setting circuit 47A, the outside of the predetermined amount of the target amount is grayed out. Convert to image data masked with coloring.
【0085】本実施例によれば、第2実施例と同様の効
果が得られ、かつ平均値を基準(あるいは中心)にして
注目する量の所定範囲を設定しているため、各画像ごと
に演算値が変わってくる場合にも柔軟に対応可能であ
る。According to this embodiment, the same effect as that of the second embodiment can be obtained, and the predetermined range of the amount of interest is set with the average value as the reference (or center). Therefore, for each image. It is possible to deal flexibly even when the calculated value changes.
【0086】図9ないし図13は本発明の第4実施例に
係り、図9は内視鏡装置の全体を示す構成図、図10は
内視鏡装置の構成を示すブロック図、図11は画像処理
部の構成を示すブロック図、図12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、図13はオキシ
ヘモグロビン及びデオキシヘモグロビンにおける吸光ス
ペクトルを示す特性図である。9 to 13 relate to the fourth embodiment of the present invention. FIG. 9 is a block diagram showing the entire endoscope apparatus, FIG. 10 is a block diagram showing the configuration of the endoscope apparatus, and FIG. FIG. 12 is a block diagram showing the configuration of the image processing unit, FIG. 12 is an explanatory diagram showing a transmission wavelength region of each filter of the rotary filter, and FIG. 13 is a characteristic diagram showing absorption spectra of oxyhemoglobin and deoxyhemoglobin.
【0087】本実施例の内視鏡装置は、注目する量とし
てのヘモグロビン酸素飽和度に対して、所定範囲を設定
しこの注目範囲内と範囲外で異なる表示、例えば彩度の
強調処理をするものである。The endoscope apparatus of the present embodiment sets a predetermined range for the hemoglobin oxygen saturation as the amount of interest, and displays differently within the range of interest and outside the range of interest, for example, saturation enhancement processing. It is a thing.
【0088】本実施例の内視鏡装置は、図9に示すよう
に、電子内視鏡61を備えている。この電子内視鏡61
は、細長で例えば可撓性の挿入部62を有し、この挿入
部62の後端に太径の操作部63が連設されている。前
記操作部63の後端側からは側方に可撓性のユニバーサ
ルコード64が延設され、このユニバーサルコード64
の端部にコネクタ65が設けられている。前記電子内視
鏡61は、前記コネクタ65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66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66には、モニタ67及び画像ファイリング装置68
が接続されるようになっている。The endoscope apparatus of this embodiment is equipped with an electronic endoscope 61, as shown in FIG. This electronic endoscope 61
Has an elongated and flexible insertion portion 62, and a large-diameter operation portion 63 is connected to the rear end of the insertion portion 62. A flexible universal cord 64 extends laterally from the rear end side of the operation portion 63.
A connector 65 is provided at the end of the. The electronic endoscope 61 is connected via the connector 65 to a video processor 66 including a light source device and a signal processing circuit. Further, the video processor 66 includes a monitor 67 and an image filing device 68.
Are connected.
【0089】前記挿入部62の先端側には、硬性の先端
部69、及びこの先端部69に隣接する後方側に湾曲可
能な湾曲部70が、順次設けられている。また、前記操
作部63に設けられた湾曲操作ノブ71を回動操作する
ことによって、前記湾曲部70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63には、前記挿入部62内に設けられた処置具チャ
ンネルに連通する挿入口72が、設けられている。At the distal end side of the insertion portion 62, a rigid distal end portion 69 and a curving portion 70 adjacent to the distal end portion 69 and capable of curving rearward are sequentially provided. Further, by rotating the bending operation knob 71 provided on the operation portion 63, the bending portion 70 can be bent in the left-right direction or the up-down direction. Further, the operation portion 63 is provided with an insertion opening 72 that communicates with a treatment tool channel provided in the insertion portion 62.
【0090】図10に示すように、前記先端部69に
は、配光レンズ73と、結像光学系74が配設されてい
る。前記配光レンズ73の後端側には、ファイババンド
ルからなるライトガイド75が連設され、このライトガ
イド75は、前記挿入部62、操作部63、ユニバーサ
ルコード64内を挿通され、前記コネクタ65に接続さ
れている。そして、このコネクタ65を前記ビデオプロ
セッサ66に接続することにより、このビデオプロセッ
サ66内の光源装置から出射される照明光が、前記ライ
トガイド75の入射端に入射されるようになっている。As shown in FIG. 10, a light distributing lens 73 and an image forming optical system 74 are provided at the tip portion 69. A light guide 75 made of a fiber bundle is continuously provided on the rear end side of the light distribution lens 73, and the light guide 75 is inserted through the insertion portion 62, the operation portion 63, and the universal cord 64, and the connector 65. It is connected to the. By connecting the connector 65 to the video processor 66, the illumination light emitted from the light source device in the video processor 66 is incident on the incident end of the light guide 75.
【0091】前記光源装置は、ランプ76と、このラン
プ76の照明光路中に配設され、モータ77によって回
転される回転フィルタ78とを備えている。前記ランプ
76は、紫外から赤外にかけての光を出射するようにな
っている。前記回転フィルタ78には、それぞれ、互い
に異なる波長領域の光を透過するフィルタ78a,78
b,78cが周方向に沿って配列されている。前記回転
フィルタ78a,78b,78cの特性は、それぞれ図
12に示したR,G,Bの特性に対応する。そして、前
記ランプ76から出射された光は、前記回転フィルタ7
8により、各波長領域に時系列的に分離されて、前記ラ
イトガイド75の入射端に入射されるようになってい
る。この照明光は、前記ライトガイド75によって先端
部69に導かれて先端面から出射され、配光レンズ73
を通って、被写体に照射されるようになっている。The light source device comprises a lamp 76 and a rotary filter 78 which is disposed in the illumination optical path of the lamp 76 and is rotated by a motor 77. The lamp 76 emits light from ultraviolet to infrared. The rotary filter 78 has filters 78a and 78 for transmitting lights in different wavelength regions, respectively.
b and 78c are arranged along the circumferential direction. The characteristics of the rotary filters 78a, 78b, 78c correspond to the characteristics of R, G, B shown in FIG. 12, respectively. The light emitted from the lamp 76 is transmitted to the rotary filter 7
8, the wavelength regions are separated in time series and are incident on the incident end of the light guide 75. The illumination light is guided to the tip 69 by the light guide 75 and emitted from the tip surface, and the light distribution lens 73
It is designed to be irradiated to the subject through the.
【0092】一方、前記結像光学系74の結像位置に
は、撮像手段としての固体撮像素子、例えばCCD79
が配設されている。そして、前記面順次照明光によって
照明された被写体像が、前記結像光学系74によって結
像され、前記CCD79により電気信号に変換される。
このCCD79からの画像信号は、所定の範囲の電気信
号(例えば、0〜1ボルト)に増幅するためのアンプ8
0に、入力されるようになっている。このアンプ80の
出力電気信号は、γ補正回路81でγ補正された後、A
/Dコンバータ82でディジタル信号に変換されて、1
入力3出力のセレクタ83に入力される。時系列的に送
られてくるRGB信号は、このセレクタ83によって、
R,G,B各色信号に分離されて、メモリ部84に入力
される。分離されたR,G,B各色信号は、それぞれ、
R,G,Bに対応するメモリ部84の各メモリ84r,
84g,84bに記憶されるようになっている。各メモ
リ84r,84g,84bから読み出された画像信号
は、それぞれ、D/Aコンバータ85r,85g,85
bでアナログ信号に変換され、画像処理装置としての画
像処理部50に入力されるようになっている。前記画像
処理部50は、入力したアナログR,G,B信号をその
まま出力したり、注目する量の所定範囲に対して強調処
理をすることができるようになっている。On the other hand, at the image forming position of the image forming optical system 74, a solid-state image pickup device as an image pickup means, for example, CCD 79.
Is provided. Then, the subject image illuminated by the field-sequential illumination light is imaged by the imaging optical system 74 and converted into an electric signal by the CCD 79.
The image signal from the CCD 79 is an amplifier 8 for amplifying an electric signal in a predetermined range (for example, 0 to 1 volt).
0 is input. The electric signal output from the amplifier 80 is γ-corrected by the γ-correction circuit 81 and then A
1 is converted to a digital signal by the / D converter 82
It is inputted to the selector 83 having three inputs and three outputs. The RGB signals sent in time series are output by this selector 83.
The signals are separated into R, G, and B color signals and input to the memory unit 84. The separated R, G, B color signals are respectively
Each memory 84r of the memory unit 84 corresponding to R, G, B
It is designed to be stored in 84g and 84b. The image signals read from the memories 84r, 84g, 84b are respectively D / A converters 85r, 85g, 85.
It is converted into an analog signal in b and input to the image processing unit 50 as an image processing device. The image processing unit 50 can output the input analog R, G, B signals as they are, or can perform emphasis processing on a predetermined range of the amount of interest.
【0093】前記画像処理部50の出力は、R,G,B
各信号出力端86,87,88から出力されるようにな
っている。また、前記画像処理部50が出力するR,
G,B信号と共に、同期信号発生回路89からの同期信
号SYNCが、同期信号出力端90から出力されるよう
になっている。The output of the image processing unit 50 is R, G, B.
The signal is output from each signal output terminal 86, 87, 88. Further, R output from the image processing unit 50,
The sync signal SYNC from the sync signal generating circuit 89 is output from the sync signal output terminal 90 together with the G and B signals.
【0094】そして、前記R,G,B信号及び同期信号
が、モニタ67や画像ファイリング装置68などに入力
されるようになっている。Then, the R, G, B signals and the synchronizing signal are inputted to the monitor 67, the image filing device 68 and the like.
【0095】また、本装置は、画像信号の行き先(選
択)と、画像信号転送時の転送タイミング等を制御する
制御信号発生部91が設けられている。この制御信号発
生部91は、前記A/Dコンバータ82、セレクタ8
3、R,G,B各メモリ84r,84g,84b、D/
Aコンバータ85r,85g,85b、同期信号発生回
路89、モータ77及び前記画像処理部50に、それぞ
れ制御信号を送り出している。Further, the present apparatus is provided with a control signal generator 91 for controlling the destination (selection) of the image signal and the transfer timing at the time of transferring the image signal. The control signal generator 91 includes the A / D converter 82 and the selector 8
3, R, G, B memories 84r, 84g, 84b, D /
Control signals are sent to the A converters 85r, 85g, 85b, the synchronizing signal generating circuit 89, the motor 77, and the image processing unit 50, respectively.
【0096】図11は、画像処理部50の構成を示すブ
ロック図である。A/Dコンバータ51で入力された
R,G,B信号はディジタル信号に変換され、逆γ補正
回路52へ出力される。この逆γ補正回路52は、前記
γ補正回路81で所定のγ補正が行われているため、入
力された信号に対してγ補正を解除する。前記逆γ補正
回路52の出力は、フレームメモリ53及び除算器54
へ各々入力される。FIG. 11 is a block diagram showing the arrangement of the image processing section 50. The R, G, B signals input by the A / D converter 51 are converted into digital signals and output to the inverse γ correction circuit 52. The inverse γ correction circuit 52 cancels the γ correction for the input signal because the γ correction circuit 81 performs the predetermined γ correction. The output of the inverse γ correction circuit 52 is the frame memory 53 and the divider 54.
Are input respectively.
【0097】前記除算器54は、入力したRGB信号か
ら、R/G、もしくはR/Bを計算し、LUT55及び
コンパレータ56へ出力する。除算器54が算出したR
/G、もしくはR/Bは、ヘモグロビン酸素飽和度に相
関した値となっている。コンパレータ56に入力された
ヘモグロビン酸素飽和度に相関した値は、外部から設定
されたまたは内部で記憶している注目する量の所定範囲
内に存在しているか否かの判定がなされ、その結果をL
UT55及びLUT57a,57b,57cへ出力す
る。The divider 54 calculates R / G or R / B from the input RGB signal and outputs it to the LUT 55 and the comparator 56. R calculated by the divider 54
/ G or R / B has a value correlated with the hemoglobin oxygen saturation. It is determined whether or not the value correlated with the hemoglobin oxygen saturation input to the comparator 56 is within a predetermined range of the amount of interest set externally or stored internally, and the result is determined. L
It outputs to UT55 and LUT57a, 57b, 57c.
【0098】前記LUT55において、前記所定範囲内
のヘモグロビン酸素飽和度を有する画素については、L
UT57a,57b,57cにて彩度を変換するため、
その変換の指標となる値に変換する。前記指標となる値
への変換は、例えば、基準となるヘモグロビン酸素飽和
度を予め設定しておき、前記基準値を中心にして、飽和
度が高い値を有する画素は彩度を高める方向に変換し、
飽和度が低い値を有する画素は彩度を低める方向に変換
する。前記LUT55の出力は、前記LUT57a〜5
7cへ入力される。尚、基準となるヘモグロビン酸素飽
和度は、前記LUT55内部に記憶させておく。In the LUT 55, for pixels having hemoglobin oxygen saturation within the predetermined range, L
Since the saturation is converted by the UTs 57a, 57b, 57c,
Convert to a value that serves as an index for that conversion. The conversion to the index value is performed by, for example, setting a reference hemoglobin oxygen saturation in advance, and converting a pixel having a high saturation value around the reference value in a direction of increasing the saturation. Then
Pixels having a low saturation value are converted in the direction of decreasing saturation. The output of the LUT 55 is the LUTs 57a-5
7c is input. The reference hemoglobin oxygen saturation is stored in the LUT 55.
【0099】前記LUT57a〜57cでは、フレーム
メモリ53にてタイミング調整された原画像に対して彩
度変換が行われる。まず、コンパレータ56にて注目範
囲外と判定された画素について、無彩色のグレーなど実
際の内視鏡画像には無い色でマスキング処理を行う。一
方、注目する範囲内の部分をマスキングした画像に対し
て、LUT55から与えられた彩度を変換するための指
標となる値に基づいて、飽和度が最も高い画素を白色、
飽和度が最も低い画素を赤色になるように変換を行う。
変換された強調処理画像は、γ補正回路58へそれぞれ
出力され、所定のγ補正変換が行われる。γ補正回路5
2の出力はD/Aコンバータ53へ入力され、アナログ
信号に変換がなされる。γ補正回路58の出力は、D/
Aコンバータ59へ入力てアナログ信号に変換された
後、前記RGB各信号出力端86,87,88から出力
される。In the LUTs 57a to 57c, the saturation conversion is performed on the original image whose timing is adjusted by the frame memory 53. First, masking processing is performed on a pixel determined by the comparator 56 to be outside the range of interest with a color that is not present in an actual endoscopic image, such as achromatic gray. On the other hand, with respect to the image in which the portion within the range of interest is masked, the pixel with the highest saturation is white based on the value that is the index for converting the saturation given from the LUT 55.
The pixel with the lowest saturation is converted to red.
The converted emphasized image is output to the γ correction circuit 58, and a predetermined γ correction conversion is performed. γ correction circuit 5
The output of 2 is input to the D / A converter 53 and converted into an analog signal. The output of the γ correction circuit 58 is D /
After being input to the A converter 59 and converted into an analog signal, it is output from each of the RGB signal output terminals 86, 87, 88.
【0100】次に、本実施例の作用について、図を参照
して説明する。前記ランプ76から出射される紫外から
赤外にかけての光は、モータ77によって回転される回
転フィルタ78に入射する。この回転フィルタ78は、
前述のように、図12に示した透過特性のR,G,B各
フィルタを有している。Next, the operation of this embodiment will be described with reference to the drawings. The ultraviolet to infrared light emitted from the lamp 76 enters a rotary filter 78 rotated by a motor 77. This rotary filter 78 is
As described above, the R, G, and B filters having the transmission characteristics shown in FIG. 12 are included.
【0101】第1の波長分離手段及び第2の波長分離手
段としての前記Rフィルタに関しては、G,Bフィルタ
の透過光の領域と比較して、ヘモグロビンの酸素飽和度
の変化による反射分光特性の変化が顕著な650nm近
傍を含む赤色光を透過する。さらに、このRフィルタ
は、G,Bフィルタに比べ透過波長領域を広くとってあ
るため、受光量が他のフィルタよりも大きくなってしま
い、赤色が飽和してしまう。そこで、このRフィルタの
透過率をG,Bフィルタの透過率より低くすることで、
赤色が飽和することを防止している。尚、前記G,Bフ
ィルタは、第1の波長分離手段を構成している。Regarding the R filter as the first wavelength separating means and the second wavelength separating means, the reflection spectral characteristics due to the change in the oxygen saturation of hemoglobin are compared with the regions of the transmitted light of the G and B filters. It transmits red light including 650 nm where the change is remarkable. Further, since the R filter has a wider transmission wavelength range than the G and B filters, the amount of received light is larger than that of the other filters, and the red color is saturated. Therefore, by making the transmittance of this R filter lower than that of the G and B filters,
It prevents the red color from becoming saturated. The G and B filters form a first wavelength separating means.
【0102】前記ランプ76からの光は、時系列的に前
記各フィルタ78a,78b,78cに対応する波長の
光に分解され、ライトガイド75を経由して体腔内に導
かれ、配光レンズ73を介して体腔内に照明光として照
射される。各照明光による被写体像は、結像光学系74
によってCCD79上に結像され、電気信号に変換され
る。このCCD79の出力信号は、アンプ80で増幅さ
れ、γ補正回路81にて所定のγ特性に変換される。こ
のγ補正回路81の出力は、A/Dコンバータ82でデ
ィジタル信号に変換され、セレクタ83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84r,8
4g,84bに記憶される。つまり、セレクタ83で
は、前記回転フィルタ78の回転同期して、出力を切り
換えている。The light from the lamp 76 is time-sequentially decomposed into light of wavelengths corresponding to the filters 78a, 78b, 78c, guided into the body cavity through the light guide 75, and the light distribution lens 73. Is radiated as illumination light into the body cavity via. The subject image formed by each illumination light is formed by the imaging optical system 74.
An image is formed on the CCD 79 by the and converted into an electric signal. The output signal of the CCD 79 is amplified by the amplifier 80 and converted into a predetermined γ characteristic by the γ correction circuit 81. The output of the γ correction circuit 81 is converted into a digital signal by the A / D converter 82, passed through the selector 83, decomposed into wavelengths in time series, and stored in the memories 84r, 8 as images.
Stored in 4g, 84b. That is, the selector 83 switches the output in synchronization with the rotation of the rotary filter 78.
【0103】前記メモリ84r,84g,84b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
85r,85g,85bにてアナログ映像信号に変換さ
れ、R,G,B信号として出力される。The video signals read from the memories 84r, 84g, 84b are synchronized, converted into analog video signals by the D / A converters 85r, 85g, 85b, and output as R, G, B signals. It
【0104】ここで、ヘモグロビンの酸素飽和度の変化
により、ヘモグロビンの反射分光特性が変化する。即
ち、血液の反射分光特性(吸光度)が変化することが、
従来より知られている。この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は、オキシ(酸化)ヘ
モグロビンと、デオキシ(還元)ヘモグロビンの反射分
光特性との差異に依存する。図13に示すように、65
0nm近傍では、ヘモグロビンの酸素飽和度の変化によ
り、血液の吸光度が大きく変化する。従って、この65
0nm近傍を含む波長領域の光で照明することにより、
ヘモグロビンの酸素飽和度の変化が観察可能な画像が、
得られることになる。すなわち、本実施例では、前記R
フィルタを透過した光が、650nm近傍を含む波長領
域の光となっている。Here, the reflection spectral characteristic of hemoglobin changes due to the change in oxygen saturation of hemoglobin. That is, it is possible that the reflectance spectral characteristics (absorbance) of blood changes,
Known from the past. The change in the absorbance of blood due to the change in the oxygen saturation of hemoglobin depends on the difference between the reflection spectral characteristics of oxy (oxidized) hemoglobin and deoxy (reduced) hemoglobin. As shown in FIG.
In the vicinity of 0 nm, the absorbance of blood changes greatly due to the change in oxygen saturation of hemoglobin. Therefore, this 65
By illuminating with light in the wavelength range including near 0 nm,
An image in which changes in oxygen saturation of hemoglobin can be observed,
Will be obtained. That is, in this embodiment, the R
The light that has passed through the filter is light in the wavelength range including the vicinity of 650 nm.
【0105】従って、Rフィルタを透過した650nm
の波長光を含む光が、例えば体腔内に照射され、その反
射光により得られた画像がRメモリ84rに格納され
る。つまり、Rメモリ84rに格納された画像は、血液
の吸光度の変化が強く反映される画像情報を含んでい
る。この血液の吸光度の変化は、前述のようにヘモグロ
ビンの酸素飽和度の変化に依存しているので、ヘモグロ
ビンの酸素飽和度が変化すると、Rメモリ84rにて更
新される画像は、その変化をとらえた画像となってい
る。Therefore, 650 nm transmitted through the R filter
The light including the light of the wavelength is radiated into the body cavity, for example, and the image obtained by the reflected light is stored in the R memory 84r. That is, the image stored in the R memory 84r includes image information in which the change in the absorbance of blood is strongly reflected. Since the change in the absorbance of blood depends on the change in the oxygen saturation of hemoglobin as described above, when the oxygen saturation of hemoglobin changes, the image updated in the R memory 84r captures the change. It has become an image.
【0106】ここで、前記画像処理部50のコンパレー
タ56については、その機能のON/OFFを外部より
切り替え可能に構成しておき、OFF状態で、LUT5
7a〜57cが、フレームメモリ53の出力をそのまま
出力することが可能となっている。Here, the comparator 56 of the image processing unit 50 is configured such that its function can be turned ON / OFF from the outside, and the LUT5 is turned off in the OFF state.
7a to 57c can directly output the output of the frame memory 53.
【0107】従って、前記Rメモリ84r,Gメモリ8
4g,Bメモリ84bにて、同時化されたR,G,Bの
画像が、そのままモニタ67にカラー表示される一方、
画像ファイリング装置68に記録される。Therefore, the R memory 84r and the G memory 8
In the 4g, B memory 84b, the synchronized R, G, B images are directly displayed in color on the monitor 67,
It is recorded in the image filing device 68.
【0108】このように、本実施例によれば、可視観察
時においてもヘモグロビンの酸素飽和度の変化を得るこ
とが可能となるため、可視観察における微妙な色彩の変
化を得ながら、ヘモグロビンの酸素飽和度、即ち、血液
中の酸素飽和度の変化が顕著な病変部などが明確に判別
可能となり、診断能を向上させることができる。As described above, according to the present embodiment, it is possible to obtain a change in the oxygen saturation of hemoglobin even during visible observation, and therefore, it is possible to obtain a subtle color change in visible observation while maintaining the oxygen content of hemoglobin. The degree of saturation, that is, the lesion where the change in oxygen saturation in blood is remarkable can be clearly discriminated, and the diagnostic ability can be improved.
【0109】次に、画像処理部により強調処理を行う場
合の作用について説明する。前記コンパレータ56は、
ONに設定する。前記CCD79により撮像された各波
長域に対応する画像は、前記画像処理部50に入力さ
れ、除算器54により、RとG、もしくはRとB信号の
比、つまりヘモグロビン酸素飽和度に相関する値が計算
される。この計算結果は、コンパレータ56により注目
する範囲内か否か判別されると共に、範囲内ならLUT
55にて強調処理をするための指標に変換され、さら
に、この計算結果の注目範囲内の画素についてのみ彩度
強調を行った画像に変換される。このようにして、注目
範囲内と範囲外で異なる表示をすることができる。Next, the operation when the image processing section carries out the emphasis processing will be described. The comparator 56 is
Set to ON. An image corresponding to each wavelength band captured by the CCD 79 is input to the image processing unit 50, and a value that correlates with the ratio of R and G or R and B signals, that is, hemoglobin oxygen saturation is input by the divider 54. Is calculated. This calculation result is determined by the comparator 56 whether it is within the range of interest, and if it is within the range, the LUT
At 55, the image is converted into an index for emphasis processing, and further converted into an image in which saturation enhancement is performed only for pixels within the attention range of the calculation result. In this way, different displays can be displayed inside and outside the range of interest.
【0110】本実施例によれば、前記CCD79で撮像
された前記画像に対して、酸素飽和度に対する強調画像
を得ることができ、病変部等の酸素供給状態の判別がし
易く、強調処理をしない場合より、さらに診断能を向上
させることができる。また、注目範囲を設定し、注目範
囲外を無彩色等の内視鏡原画像に無い色で着色すること
により、注目しているヘモグロビン酸素飽和度の値を有
する範囲が明確に判別可能である。さらに、注目範囲内
のみ彩度変換をするため、より細かい酸素飽和度の変化
の判別が容易となる。例えば、病変部等で良くみられる
酸素飽和度を設定することにより、正常部は、グレー等
の無彩色でマスキングされるため、病変部の判別も容易
となり、病変部の状態についての細かい情報も同時に得
ることができる。According to this embodiment, it is possible to obtain an emphasized image of oxygen saturation with respect to the image picked up by the CCD 79, and it is easy to determine the oxygen supply state of a lesion or the like, so that the emphasizing process is performed. The diagnostic ability can be further improved as compared with the case where it is not performed. Further, by setting the attention range and coloring the outside of the attention range with a color such as an achromatic color which is not in the original endoscope image, it is possible to clearly determine the range having the value of the hemoglobin oxygen saturation of interest. Further, since the saturation conversion is performed only within the attention range, it becomes easy to make a finer change in the oxygen saturation. For example, by setting the oxygen saturation that is often seen in lesions, normal areas are masked with an achromatic color such as gray, making it easy to identify lesions and to obtain detailed information about the state of lesions. You can get it at the same time.
【0111】尚、本実施例においては、内視鏡装置内に
おいてディジタル信号をアナログ信号に変換して画像処
理部50に出力したが、ディジタル信号のまま出力して
も良い。また、LUT55において、外部より彩度変換
指標値を変化させられるように構成しておくことによ
り、マスキングされない部分の彩度を調節可能にするこ
ともできる。In the present embodiment, the digital signal is converted into the analog signal and output to the image processing section 50 in the endoscope apparatus, but the digital signal may be output as it is. Further, by configuring the LUT 55 so that the saturation conversion index value can be changed from the outside, it is possible to adjust the saturation of the unmasked portion.
【0112】図14ないし図20は本発明の第5実施例
に係り、図14は内視鏡装置の全体的な外観図、図15
は内視鏡装置の全体的なブロック構成図、図16は画像
処理部のブロック図、図17は回転フィルタの各フィル
タの透過波長領域を示す特性図、図18は蛍光剤として
のフルオレッセンの吸収、蛍光特性を示す特性図、図1
9は色分離フィルタアレイの構成を示す説明図、図20
は色分離フィルタアレイの各透過フィルタの透過波長特
性を示す説明図である。14 to 20 relate to the fifth embodiment of the present invention. FIG. 14 is an overall external view of the endoscope apparatus, and FIG.
16 is an overall block configuration diagram of the endoscope apparatus, FIG. 16 is a block diagram of an image processing unit, FIG. 17 is a characteristic diagram showing a transmission wavelength region of each filter of a rotary filter, and FIG. 18 is absorption of fluorescein as a fluorescent agent. , A characteristic diagram showing fluorescence characteristics, FIG.
9 is an explanatory view showing the configuration of the color separation filter array, FIG.
FIG. 6 is an explanatory diagram showing transmission wavelength characteristics of each transmission filter of the color separation filter array.
【0113】本実施例の内視鏡装置は、被写体である生
体に投与された薬剤に起因する注目する量としての蛍光
濃度について所定範囲を設定し、注目する量である蛍光
濃度の所定範囲内外で異なる表示ができるように構成さ
れている。本実施例では、薬剤として蛍光剤例えばフル
オレッセンが生体に静注され、このフルオレッセンが投
与された生体が、所定波長に対する吸収・蛍光特性の違
いを示すことから、蛍光濃度を求めている。The endoscope apparatus according to the present embodiment sets a predetermined range for the fluorescence concentration as the amount of interest caused by the drug administered to the living body as the subject, and sets it within the predetermined range of the fluorescence concentration of the amount of interest. It is configured so that different displays can be displayed. In this example, a fluorescent agent such as fluorescein is intravenously injected into a living body as a drug, and the living body to which this fluorescein is administered shows a difference in absorption / fluorescence characteristics with respect to a predetermined wavelength, and thus the fluorescence concentration is obtained.
【0114】本実施例の内視鏡装置は、図14に示すよ
うに、前記内視鏡61Aと、前記ビデオプロセッサ66
Cと前記モニタ67とを有している。As shown in FIG. 14, the endoscope apparatus according to the present embodiment has the endoscope 61A and the video processor 66.
It has C and the monitor 67.
【0115】前記ビデオプロセッサ66Cは、第12実
施例のビデオプロセッサ66Aの回転フィルタ130及
び画像処理部191に代えて、回転フィルタ190及び
画像処理部191を有している。このビデオプロセッサ
66Cには、前記モニタ67が接続されるようになって
いる。The video processor 66C has a rotary filter 190 and an image processing unit 191 instead of the rotary filter 130 and the image processing unit 191 of the video processor 66A of the twelfth embodiment. The monitor 67 is connected to the video processor 66C.
【0116】図15に示すように、前記内視鏡61Aの
前記CCD79の前面には第1及び第2の波長分離手段
を構成する色分離フィルタアレイ121が配置されてい
る。前記CCD79には、信号線79a,79bが接続
され、これら信号線79a,79bは、前記挿入部62
及びユニバーサルコード64内を挿通されて前記コネク
タ65に接続されている。As shown in FIG. 15, on the front surface of the CCD 79 of the endoscope 61A, a color separation filter array 121 which constitutes first and second wavelength separation means is arranged. Signal lines 79a and 79b are connected to the CCD 79, and the signal lines 79a and 79b are connected to the insertion portion 62.
Also, it is inserted through the universal cord 64 and connected to the connector 65.
【0117】前記ビデオプロセッサ66C内には、紫外
光から赤外光にいたる広帯域の光を発光するランプ12
2が設けられている。このランプ122としては、一般
的なキセノンランプやストロボランプなどを用いること
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量に発光する。こ
のランプ122は、電源部123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122の前方には、
モータ124によって回転駆動される回転フィルタ19
0が配置されている。この回転フィルタ190には、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190の各フィルタの透過特性を図17に示
す。また、前記回転フィルタ190は光路上より挿脱可
能になっている。In the video processor 66C, the lamp 12 that emits a wide band light from ultraviolet light to infrared light is provided.
Two are provided. As the lamp 122, a general xenon lamp, a strobe lamp or the like can be used. The xenon lamp and strobe lamp emit a large amount of not only visible light but also ultraviolet light and infrared light. Electric power is supplied to the lamp 122 by a power supply unit 123. In front of the lamp 122,
A rotary filter 19 driven to rotate by a motor 124.
0 is placed. Filters that transmit light in the respective wavelength regions of red (R), green (G), and blue (B) are arranged in the rotary filter 190 along the circumferential direction. The transmission characteristics of each filter of the rotary filter 190 are shown in FIG. The rotary filter 190 can be inserted and removed from the optical path.
【0118】また、前記モータ124は、モータドライ
バ131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。The rotation of the motor 124 is controlled by the motor driver 131 so that the motor 124 is driven.
【0119】前記回転フィルタ190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、
前記ライトガイド75の入射端に入射され、このライト
ガイド75を介して先端部69に導かれ、この先端部7
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。After passing through the rotary filter 190, R,
The light separated in time series into the light of each wavelength region of G and B is
The light is incident on the incident end of the light guide 75 and guided to the tip 69 via the light guide 75.
It is emitted from 9 to illuminate the observation site.
【0120】この照明光によって照明された被写体の光
学像は、対物レンズ系74にて、CCD79の撮像面に
結像される。その際、色分離フィルタアレイ121によ
って色分離される。この色分離フィルタアレイ121
は、図19に示すように、G(緑)、Cy(シアン),
Ye(黄)の3色の色透過フィルタをモザイク状に配列
したものである。G,Cy,Yeの各フィルタの透過特
性を図20に示す。The optical image of the subject illuminated by this illumination light is formed on the image pickup surface of the CCD 79 by the objective lens system 74. At that time, color separation is performed by the color separation filter array 121. This color separation filter array 121
As shown in FIG. 19, G (green), Cy (cyan),
The color transmission filters of three colors of Ye (yellow) are arranged in a mosaic pattern. The transmission characteristics of the G, Cy, and Ye filters are shown in FIG.
【0121】前記CCD79は、ビデオプロセッサ66
C内のドライバ131からのドライブ信号の印加により
読み出され、ビデオプロセッサ66C内のアンプ132
で増幅された後、LPF133,134及びBPF13
5を通される。The CCD 79 is a video processor 66.
The signal is read out by applying a drive signal from the driver 131 in the C, and the amplifier 132 in the video processor 66C is read.
LPF133,134 and BPF13 after being amplified by
5 is passed.
【0122】前記LPF133,134は、例えば3MH
z,0.8MHz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136,
137に入力され、γ補正などが行われる。前記プロセ
ス回路136を通した高域側の輝度信号YHは、水平補
正回路138で水平輪郭補正、水平アパーチャ補正など
が行われた後、カラーエンコーダ139に入力される。The LPFs 133 and 134 are, for example, 3 MH
The cut-off characteristics of z and 0.8 MHz are shown, and the signal passing through each of them is divided into a high-frequency luminance signal YH and a low-frequency luminance signal YL, and the process circuit 136,
It is input to 137, and γ correction and the like are performed. The luminance signal YH on the high frequency side that has passed through the process circuit 136 is input to the color encoder 139 after being subjected to horizontal contour correction, horizontal aperture correction and the like in the horizontal correction circuit 138.
【0123】また、前記プロセス回路137を通した低
域側の輝度信号YLは、映像表示用のマトリクス回路1
40に入力され、トラッキング補正が行われる。The luminance signal YL on the low frequency side that has passed through the process circuit 137 is the matrix circuit 1 for image display.
It is input to 40 and tracking correction is performed.
【0124】一方、前記CCD79の読み出し信号は、
3.58±0.5MHzの通過帯域のBPF135を通す
ことによって色信号成分が抽出され、この色信号成分は
1HDL(1Hディレイライン)141、加算器142
及び減算器143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、1HDL141の出力
は、前記プロセス回路137で処理され、さらに垂直補
正回路144で垂直アパーチャ補正した低域側の輝度信
号YLと混合器145で混合され、この混合出力が前記
加算器142及び減算器143に入力される。そして、
前記加算器142の色信号Bと減算器143の色信号R
とは、それぞれ、γ補正回路146,147に入力さ
れ、補正回路148を通した低域側の輝度信号YLを用
いてγ補正される。さらに、γ補正された色信号BとR
は、それぞれ復調器149,150に入力され、復調さ
れた色信号BとRにされた後マトリクス回路140に入
力される。On the other hand, the read signal of the CCD 79 is
A color signal component is extracted by passing through the BPF 135 having a pass band of 3.58 ± 0.5 MHz, and this color signal component is 1HDL (1H delay line) 141 and an adder 142.
And the subtractor 143, and the color signal components B and R are separated and extracted. In this case, the output of the 1HDL 141 is processed by the process circuit 137 and further mixed with the luminance signal YL on the low frequency side which is vertically aperture-corrected by the vertical correction circuit 144 by the mixer 145, and the mixed output is added by the adder. 142 and the subtractor 143. And
The color signal B of the adder 142 and the color signal R of the subtractor 143
Are input to the γ correction circuits 146 and 147, respectively, and are γ-corrected by using the luminance signal YL on the low frequency side that has passed through the correction circuit 148. Furthermore, γ-corrected color signals B and R
Are input to demodulators 149 and 150, respectively, and converted into demodulated color signals B and R, and then input to the matrix circuit 140.
【0125】色差信号R−Y,B−Yは、前記マトリク
ス回路140によって生成され、その後、カラーエンコ
ーダ139に入力される。このカラーエンコーダ139
は、輝度信号YLとYHとを混合した輝度信号と、前記色
差信号R−Y,B−Yをサブキャリアで直交変調したク
ロマ信号とを混合し、さらに、同期信号を重畳して、N
TSC出力端から複合映像信号を出力する。また、前記
マトリクス回路140の前段より、RGB信号が画像処
理部191へ供給される。The color difference signals RY and BY are generated by the matrix circuit 140 and then input to the color encoder 139. This color encoder 139
Is a mixture of a luminance signal obtained by mixing the luminance signals YL and YH and a chroma signal obtained by quadrature-modulating the color difference signals RY and BY with subcarriers.
The composite video signal is output from the TSC output terminal. Further, RGB signals are supplied to the image processing unit 191 from the preceding stage of the matrix circuit 140.
【0126】尚、前記ドライバ152には、同期信号発
生回路153により同期信号が入力され、このドライバ
152は、同期信号に同期したドライブ信号を前記CC
D79へ出力する。また、パルス発生器120は、前記
同期信号発生回路153の同期信号を入力して、前述し
た各種処理回路へ各種タイミングパルスを出力するよう
になっている。A synchronizing signal is input to the driver 152 by the synchronizing signal generating circuit 153, and the driver 152 outputs the drive signal synchronized with the synchronizing signal to the CC.
Output to D79. Further, the pulse generator 120 inputs the synchronizing signal of the synchronizing signal generating circuit 153 and outputs various timing pulses to the various processing circuits described above.
【0127】また、前記複合映像信号は、カラーモニタ
67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。The composite video signal is displayed in color on the observation site by the color monitor 67.
【0128】本実施例では、回転フィルタ190にて照
明ランプ122の発光波長が順次制限され、図17に示
すように、R,G,Bの各波長の光に色分離され、この
光が、生体粘膜面などに時系列的に照射され、通常の可
視光領域のカラー画像が得られる。あるいは、前記回転
フィルタ190を光路上より退避させて、白色光を照射
して通常可視画像を得ても良い。In this embodiment, the emission wavelength of the illumination lamp 122 is sequentially restricted by the rotary filter 190, and as shown in FIG. 17, the light is separated into R, G, and B wavelengths. The mucosal surface of a living body is irradiated in time series, and a normal color image in the visible light region can be obtained. Alternatively, the rotary filter 190 may be retracted from the optical path and white light may be emitted to obtain a normal visible image.
【0129】ところで、生体粘膜を通常のカラー画像観
察中に図18に示すような吸収、蛍光特性を有するフル
オレッセンという蛍光物質を静注すると、時間変化に伴
い、血液注のフルオレッセン濃度が変化する。この変化
は、血液量の変化及び血流の変化に依存する。By the way, when a fluorescent substance called fluorescein having absorption and fluorescence characteristics as shown in FIG. 18 is intravenously injected during normal color image observation of a living mucous membrane, the fluorescein concentration of blood injection changes with time. This change depends on changes in blood volume and blood flow.
【0130】ここで、前記フルオレッセンは、図18に
示すように、Bの波長領域に一致する吸収特性を有し、
この波長の光を吸収して蛍光を発する。従って、回転フ
ィルタ190によって時系列的にR、G、Bの各波長領
域の光が照明された場合、R、Gの照明時には、Bによ
る照明時に比べ、蛍光が弱くなる。即ち、B照明時に例
えば粘膜中のフルオレッセンの濃度が高いと、この粘膜
は、R、Gの波長領域を有する蛍光を発する。また、白
色光照明時においても、B波長領域の光を吸収し、R、
Gの波長領域を有する蛍光を発する。従って、色調の変
化によって、フルオレッセンの濃度分布、及びその時系
列的変化を観察することができる。Here, as shown in FIG. 18, the fluorescein has an absorption characteristic matching the wavelength region of B,
It absorbs light of this wavelength and emits fluorescence. Therefore, when the rotating filter 190 illuminates the light in the R, G, and B wavelength regions in time series, the fluorescence becomes weaker during the R and G illumination than during the B illumination. That is, when the concentration of fluorescein in the mucous membrane is high during B illumination, the mucous membrane emits fluorescence having R and G wavelength regions. Further, even when white light is illuminated, light in the B wavelength region is absorbed, and R,
It emits fluorescence having a wavelength region of G. Therefore, the concentration distribution of fluorescein and its time-series change can be observed by the change in color tone.
【0131】また、蛍光剤濃度分布の観察及び計測が、
図16に示すような画像処理部191によって、より効
果的に可能である。Observation and measurement of the fluorescent agent concentration distribution
This can be more effectively performed by the image processing unit 191 as shown in FIG.
【0132】前記画像処理部191には、マトリクス回
路140の前段よりRGB信号がA/Dコンバータ19
2へ入力され、アナログ信号からディジタル信号へ変換
される。ディジタル信号に変換されたR、G、B信号
は、逆γ補正回路193へ入力され、逆γ補正が行われ
る。前記逆γ補正回路193の出力は、フレームメモリ
194及び蛍光濃度算出回路195へ入力される。前記
蛍光濃度算出回路195は、Bの照明光により得られた
画像のタイミングに合わせて、LogR/Bが計算さ
れ、同時にヘモグロビン濃度に相関する値LogR/G
が計算される。LogR/Bは、蛍光濃度算出回路19
5内において、ヘモグロビン濃度に相関する値により正
規化され、ヘモグロビン濃度の影響を受けない蛍光剤濃
度に相関する値が算出される。算出された値は、コンパ
レータ196へ入力される。In the image processing section 191, the RGB signals are input from the A / D converter 19 from the preceding stage of the matrix circuit 140.
2 is input to the digital signal and converted from an analog signal to a digital signal. The R, G, B signals converted into digital signals are input to the inverse γ correction circuit 193, and inverse γ correction is performed. The output of the inverse γ correction circuit 193 is input to the frame memory 194 and the fluorescence concentration calculation circuit 195. The fluorescence concentration calculation circuit 195 calculates LogR / B in accordance with the timing of the image obtained by the illumination light of B, and at the same time, the value LogR / G that correlates with the hemoglobin concentration.
Is calculated. LogR / B is the fluorescence concentration calculation circuit 19
Within 5, the value is normalized by the value that correlates with the hemoglobin concentration, and the value that correlates with the fluorescent agent concentration that is not affected by the hemoglobin concentration is calculated. The calculated value is input to the comparator 196.
【0133】前記コンパレータ196では、観察者が観
察したい範囲、例えば病変部に良くみられる蛍光剤濃度
値を基に注目する量の所定範囲を設定し、入力した算出
値が範囲内に含まれている画素を検出し、注目する量の
所定範囲内であるとの判別信号をLUT198,19
9,200へ出力する。尚、観察者が観察したい範囲の
蛍光濃度に相関する値は、予めROM197等に記憶さ
せておくか、外部よりキーボード等を用いて入力可能に
しても良い。本実施例では、ROM197に注目する量
である蛍光濃度の所定範囲に関するデータを予め記憶さ
せておくことにする。In the comparator 196, a predetermined range of the amount of interest is set based on the range desired by the observer, for example, the fluorescent agent concentration value often observed in the lesion area, and the input calculated value is included in the range. A pixel that is present and a determination signal indicating that it is within a predetermined range of the amount of interest is provided to the LUTs 198, 19
Output to 9,200. The value correlated with the fluorescence concentration in the range that the observer wants to observe may be stored in advance in the ROM 197 or the like, or may be input from the outside using a keyboard or the like. In this embodiment, the ROM 197 stores in advance the data relating to the predetermined range of the fluorescence density, which is the amount of interest.
【0134】前記LUT198〜200では、注目する
量の所定範囲外と判別された画素について、原画像の上
に網掛けパターンを重ねて表示した画像に変換を行う。
変換された画像は、γ補正回路201へ入力されてγ補
正がなされる。γ補正が行われた変換画像は、D/Aコ
ンバータ202へ入力され、ディジタル信号からアナロ
グ信号へ変換され、カラーモニタ67に表示される。ビ
デオプロセッサ66CにおいてRGB信号とNTSC信
号とを切り替えることにより、カラーモニタ67では、
蛍光濃度の注目領域抽出画像と、通常観察画像とが観察
可能である。In the LUTs 198 to 200, the pixels determined to fall outside the predetermined range of the amount of interest are converted into an image in which a hatching pattern is superimposed on the original image and displayed.
The converted image is input to the γ correction circuit 201 and γ corrected. The converted image subjected to the γ correction is input to the D / A converter 202, converted from a digital signal to an analog signal, and displayed on the color monitor 67. By switching the RGB signal and the NTSC signal in the video processor 66C, the color monitor 67
The region of interest extraction image of the fluorescence density and the normal observation image can be observed.
【0135】前記画像処理部191を通して画像処理を
行った画像を観察することによって、これまで微妙な色
調の変化を観察していたが、観察者が注目している蛍光
剤濃度値範囲を入力することにより、観察者が観察した
い部位のみが網掛けパターンがかけられずに画像表示さ
れる。従って、本実施例では、注目領域の判別が容易と
なり、観察者の負担が軽減される。By observing the image subjected to the image processing through the image processing unit 191, a subtle change in color tone has been observed so far, but the observer inputs the fluorescent agent concentration value range which is of interest. As a result, only the portion that the observer wants to observe is displayed as an image without being shaded. Therefore, in this embodiment, the attention area can be easily discriminated and the burden on the observer can be reduced.
【0136】尚、本発明は前記実施例に限定されず、フ
ルオレッセン以外の蛍光剤、例えば、ヘマトポルフィリ
ン誘導体、アクリジンオレンジ、アドレアマイシン等で
も同様の効果を得ることが可能である。この場合、どの
蛍光剤もBの波長の光を吸収するが、アクリジンオレン
ジ、ヘマトポルフィリン誘導体は、Rから近赤外の波長
領域において発光する。このため、ファイバスコープで
は観察困難であるが、ビデオスコープでは明瞭に観察可
能である。また、前記実施例においては、前記ビデオプ
ロセッサ66C内に画像処理部191を設けたが、画像
処理部を独立させ、画像処理ユニットとして別体に構成
しても良い。あるいは、記録画像の検索が可能な画像フ
ァイリング装置を接続し、前記画像ファイリング装置内
に画像処理部191を設けても良い。また血管内の蛍光
剤ではなく、組織中の蛍光剤濃度を観察することも可能
であり、蛍光剤を用いること無く、NADH(nicotin
am-ide adenine denucleotide)の変化や生体組織の固有
蛍光を観察しても良い。The present invention is not limited to the above-mentioned examples, and the same effect can be obtained by using a fluorescent agent other than fluorescein such as hematoporphyrin derivative, acridine orange, adreamycin and the like. In this case, any fluorescent agent absorbs light of wavelength B, but acridine orange and hematoporphyrin derivatives emit light in the wavelength region from R to near infrared. Therefore, it is difficult to observe with the fiberscope, but it is clearly observable with the videoscope. Further, in the above-described embodiment, the image processing unit 191 is provided in the video processor 66C, but the image processing unit may be independent and configured as a separate image processing unit. Alternatively, an image filing device capable of searching recorded images may be connected, and the image processing unit 191 may be provided in the image filing device. It is also possible to observe the concentration of the fluorescent agent in the tissue, not the fluorescent agent in the blood vessel, and to use NADH (nicotin) without using the fluorescent agent.
Changes in am-ide adenine denucleotide) and intrinsic fluorescence of living tissue may be observed.
【0137】図21ないし図25は本発明の第6実施例
に係り、図21は内視鏡装置の全体的なブロック構成
図、図22は画像処理部のブロック図、図23は回転フ
ィルタの各フィルタの透過波長領域を示す特性図、図2
4はフィルタターレットの各フィルタの透過波長領域を
示す特性図、図25は人血清と結合したICG(indocya
-nine green)溶液等における透過特性曲線を示す図であ
る。21 to 25 relate to the sixth embodiment of the present invention. FIG. 21 is an overall block diagram of an endoscope apparatus, FIG. 22 is a block diagram of an image processing unit, and FIG. 23 is a rotary filter. FIG. 2 is a characteristic diagram showing the transmission wavelength region of each filter.
4 is a characteristic diagram showing a transmission wavelength region of each filter of the filter turret, and FIG. 25 is an ICG (indocya) coupled with human serum.
FIG. 3 is a diagram showing a transmission characteristic curve in a (-nine green) solution or the like.
【0138】本実施例の内視鏡装置は、被写体である生
体に投与される薬剤としてICG(indocyanine gree
n)を用いて生体の観察をするものであって、注目する
量すなわちICGと相関のある値を求め、所定範囲内外
で異なる表示が可能に構成されている。ICGは、血清
アルブミンと結合する色素であり、血液量の測定及び肝
機能検査に用いられる。本内視鏡装置は、ICGが特異
的に吸収する805nmの波長光を照射して得た画像か
らICG濃度を算出している。The endoscope apparatus of this embodiment uses an ICG (indocyanine gree) as a drug to be administered to a living body as a subject.
n) is used for observing a living body, and is configured so that different values can be displayed within and outside a predetermined range by obtaining a quantity of interest, that is, a value correlated with ICG. ICG is a dye that binds to serum albumin and is used for blood volume measurement and liver function test. The present endoscope apparatus calculates the ICG concentration from the image obtained by irradiating the light of the wavelength of 805 nm which ICG specifically absorbs.
【0139】本実施例の内視鏡装置は、第4実施例の内
視鏡装置において、ビデオプロセッサ内の光源部と画像
処理部とが異なっている。その他、第4実施例と同様の
構成及び作用については、同じ符号を付して説明を省略
する。The endoscope apparatus of this embodiment is different from the endoscope apparatus of the fourth embodiment in the light source section and the image processing section in the video processor. Other configurations and operations similar to those of the fourth embodiment are designated by the same reference numerals, and description thereof will be omitted.
【0140】本実施例の内視鏡装置は、図10に示す回
転フィルタ78に代えて、回転フィルタ203を有して
いる。さらに、前記回転フィルタ203と前記ランプ7
6との間に、フィルタターレット204を配置してい
る。前記回転フィルタ203には、それぞれ、互いに異
なる波長領域の光を透過するフィルタ205,206,
207が周方向に沿って配列されている。前記フィルタ
205,206,207の特性は、それぞれ図23に示
したR,G,Bの特性に対応する。図23に示すよう
に、各フィルタは、約780nm以上においては、R,
G,B共通の透過特性を有している。The endoscope apparatus of this embodiment has a rotary filter 203 instead of the rotary filter 78 shown in FIG. Further, the rotary filter 203 and the lamp 7
A filter turret 204 is arranged between the filter turret 204 and the filter 6. The rotary filter 203 has filters 205, 206, which transmit light in different wavelength regions, respectively.
207 are arranged along the circumferential direction. The characteristics of the filters 205, 206, 207 correspond to the characteristics of R, G, B shown in FIG. 23, respectively. As shown in FIG. 23, each filter has R,
It has a transmission characteristic common to G and B.
【0141】前記フィルタターレット204は、図24
に示される透過波長特性を有するフィルタ208,20
9が設けられており、前記ランプ76の光路上に選択的
に介挿されるようになっている。The filter turret 204 is shown in FIG.
Filters 208, 20 having transmission wavelength characteristics shown in FIG.
9 is provided so as to be selectively inserted in the optical path of the lamp 76.
【0142】前記ランプ76から出射された光は、前記
フィルタターレットのいずれか一方のフィルタを透過
し、さらに前記回転フィルタ203の各フィルタによっ
て各波長領域に時系列的に分離され、前記ライトガイド
75の入射端に入射する。入射した照明光は、前記ライ
トガイド75によって前記先端部69に導かれて先端面
から出射され、前記配光レンズ73を通って、被写体に
照射される。The light emitted from the lamp 76 passes through one of the filters of the filter turret, and is further separated into each wavelength region in time series by each filter of the rotary filter 203, and the light guide 75. Is incident on the incident end of. The incident illumination light is guided to the distal end portion 69 by the light guide 75, emitted from the distal end surface, passes through the light distribution lens 73, and is applied to the subject.
【0143】また、本実施例の内視鏡装置は、図10に
示す画像処理部50に代えて、画像処理部210を有し
ている。Further, the endoscope apparatus of this embodiment has an image processing section 210 instead of the image processing section 50 shown in FIG.
【0144】前記画像処理部210には、前記D/Aコ
ンバータ85r,85,g85bから出力されたRGB
信号がA/Dコンバータ211へ入力され、アナログ信
号からディジタル信号へ変換される。ディジタル信号に
変換されたR、G、B信号は、逆γ補正回路212へ入
力され、前記γ補正回路81にてモニタに表示するため
にγ補正された画像データから、リニアなデータへ変換
される。前記逆γ補正回路212の出力は、フレームメ
モリ213及びICG濃度算出回路214へ入力され
る。前記ICG濃度算出回路214は、入力されたR,
G,B信号よりICG濃度に相関する値が算出され、こ
の算出値がコンパレータ215へ出力される。コンパレ
ータ215へ入力されたICG濃度に相関する値は、外
部よりコントロール可能な注目値(例えば、RMAX 〜R
MIN までの値を指定する場合のRMAX とRMIN )と比較
され、注目値の範囲内にあるか否かの判定信号が画像変
換用LUT216,219,220へ出力される。尚、
RMAX とRMIN とは、ICG濃度に相関する値のうち、
所定範囲として設定される最大値と最小値である。The RGB output from the D / A converters 85r, 85, g85b is sent to the image processing section 210.
The signal is input to the A / D converter 211 and converted from an analog signal to a digital signal. The R, G, B signals converted into digital signals are input to the inverse γ correction circuit 212, and the γ-corrected image data for display on the monitor by the γ correction circuit 81 are converted into linear data. It The output of the inverse γ correction circuit 212 is input to the frame memory 213 and the ICG density calculation circuit 214. The ICG concentration calculation circuit 214 receives the input R,
A value that correlates with the ICG concentration is calculated from the G and B signals, and this calculated value is output to the comparator 215. The value correlated with the ICG concentration input to the comparator 215 is a target value (eg, RMAX to RMAX) that can be controlled from the outside.
RMAX and RMIN when a value up to MIN is designated is compared, and a determination signal as to whether it is within the range of the target value is output to the image conversion LUTs 216, 219, 220. still,
RMAX and RMIN are the values that correlate with ICG concentration.
It is a maximum value and a minimum value set as a predetermined range.
【0145】LUT216,219,220では、フレ
ームメモリ213にてタイミング調整された画像信号
と、コンパレータ215から出力された判定信号とによ
り、注目値の範囲外に当たる画素を、例えば網掛けパタ
ーン等によりマスキングした画像に変換して、γ補正回
路221へ出力する。変換された画像信号は、γ補正回
路221にて、モニタに表示するためのγ補正がなさ
れ、D/Aコンバータ222でディジタル信号からアナ
ログ信号に変換されて、前記モニタ4に表示される。In the LUTs 216, 219 and 220, the image signals whose timings have been adjusted in the frame memory 213 and the determination signal output from the comparator 215 mask pixels outside the range of the value of interest with, for example, a mesh pattern. The converted image is output to the γ correction circuit 221. The converted image signal is subjected to γ correction for display on the monitor by the γ correction circuit 221, converted from a digital signal to an analog signal by the D / A converter 222, and displayed on the monitor 4.
【0146】次に、本実施例の作用について、図21及
び図22を参照して説明する。前記ランプ76から出射
される紫外から赤外にかけての光は、フィルタターレッ
ト204に設けられているフィルタ208またはフィル
タ209に入射する。フィルタ209が光路上に挿入さ
れた場合には、図24に示すように、400nm〜70
0nm付近の波長帯域の光が透過する。また、フィルタ
208が光路上に挿入されている場合には、図24に示
すように、805nmを中心とする狭帯域の波長光が透
過する。この後は、照明光は、前記モータ77によって
回転される回転フィルタ203に入射する。Next, the operation of this embodiment will be described with reference to FIGS. 21 and 22. The ultraviolet to infrared light emitted from the lamp 76 enters the filter 208 or the filter 209 provided in the filter turret 204. When the filter 209 is inserted in the optical path, as shown in FIG.
Light in the wavelength band near 0 nm is transmitted. Further, when the filter 208 is inserted in the optical path, as shown in FIG. 24, light in a narrow band centered at 805 nm is transmitted. After that, the illumination light enters the rotary filter 203 rotated by the motor 77.
【0147】前記回転フィルタ203は、前述のよう
に、図23に示す透過特性のR,G,B各フィルタを有
している。前記フィルタ208が光路上に挿入された場
合は、前記ランプ76からの光は、時系列的に前記各フ
ィルタ205,206,208の可視領域に対応する波
長の光に分解される。一方、前記フィルタ209が光路
上に挿入された場合は、前記ランプ76からの光は、8
05nmを中心とする狭帯域の波長光が、前記ライトガ
イド75を経由して体腔内に導かれ、前記配光レンズ7
3を介して体腔内に照明光として照射される。As described above, the rotary filter 203 has R, G, and B filters having the transmission characteristics shown in FIG. When the filter 208 is inserted in the optical path, the light from the lamp 76 is decomposed in time series into light having a wavelength corresponding to the visible region of each of the filters 205, 206 and 208. On the other hand, when the filter 209 is inserted in the optical path, the light from the lamp 76 is
Narrow band wavelength light centered at 05 nm is guided into the body cavity through the light guide 75, and the light distribution lens 7
The light is radiated as illumination light into the body cavity via 3.
【0148】前記805nmを中心とする狭帯域の波長
光は、図25に示すように、ICGにより極度に吸収さ
れるため、ICGを含んだ血管等が黒く撮像されること
になる。尚、図25において、HSは人血清溶液(*1
0.1cm)の特性曲線、ICGはICG溶液(0.1
mg/dl*1cm)の特性曲線、ICG+HSは人血
清と結合したICG溶液(0.1mg/dl*1cm*
10)の特性曲線である。同図は、それぞれ、波長の違
いに応じた透過率の変化を示している。As shown in FIG. 25, the narrow band wavelength light centering on 805 nm is extremely absorbed by the ICG, so that the blood vessel or the like including the ICG is imaged in black. In FIG. 25, HS is a human serum solution (* 1
0.1 cm) characteristic curve, ICG is ICG solution (0.1
mg / dl * 1cm) characteristic curve, ICG + HS is an ICG solution combined with human serum (0.1 mg / dl * 1cm *)
It is a characteristic curve of 10). The figure shows changes in the transmittance depending on the difference in wavelength.
【0149】各照明光による被写体像は、結像光学軽7
4によってCCD79上に結像され、電気信号に変換さ
れる。このCCD79の出力信号は、アンプ80で増幅
され、γ補正回路81にて所定のγ特性に変換される。
このγ補正回路81の出力は、D/Aコンバータ82で
ディジタル変換に変換され、セレクタ83を経由して時
系列的な各波長の光らから得られた画像としてメモリ8
4r,84g,84bに記憶される。このメモリ84
r,84g,84bから読み出された画像信号は、同時
化され、D/Aコンバータ85r,85g,85bにて
アナログ信号に変換され、R,G,B信号として出力さ
れる。The subject image formed by each illuminating light is formed by the imaging optical system 7.
An image is formed on the CCD 79 by 4 and converted into an electric signal. The output signal of the CCD 79 is amplified by the amplifier 80 and converted into a predetermined γ characteristic by the γ correction circuit 81.
The output of the γ correction circuit 81 is converted to digital conversion by the D / A converter 82, and is passed through the selector 83 as an image obtained from light of each wavelength in time series and stored in the memory 8
4r, 84g, 84b are stored. This memory 84
The image signals read out from r, 84g, and 84b are synchronized, converted into analog signals by D / A converters 85r, 85g, and 85b, and output as R, G, and B signals.
【0150】前記D/Aコンバータ85r,85g,8
5bから出力された信号は、画像処理部210へ入力さ
れ、所定の画像変換がなされ、前記モニタ4へ出力され
て表示される。The D / A converters 85r, 85g, 8
The signal output from 5b is input to the image processing unit 210, subjected to predetermined image conversion, output to the monitor 4 and displayed.
【0151】前記画像処理部210では、前記フィルタ
209が光路上に挿入された状態で撮像されたR,G,
B画像信号は、R,G,B信号とも805nmの照射光
による画像であるモノクロ画像である。このため、狭帯
域の光から得た前記R,G,B信号に対しては例えば
R,G,B信号の平均値を取るなどして、ノイズによる
誤差を軽減してICG濃度に相関した値が、算出され
る。本実施例の場合、805nmの単波長光を照射して
いるため、照射光レベルの違いによる影響をキャンセル
できないが、照射光が均一に照射されるように内視鏡を
操作し、フラットな画像を得ることによって、ICG濃
度に相関した値を算出することが可能となる。In the image processing unit 210, the R, G, and R images captured with the filter 209 inserted in the optical path.
The B image signal is a monochrome image that is an image formed by irradiation light of 805 nm for all R, G, and B signals. Therefore, for the R, G, B signals obtained from the narrow band light, for example, an average value of the R, G, B signals is taken to reduce the error due to noise and correlate with the ICG density. Is calculated. In the case of the present embodiment, since the single-wavelength light of 805 nm is irradiated, the influence of the difference in the irradiation light level cannot be canceled, but the endoscope is operated so that the irradiation light is uniformly irradiated, and a flat image is obtained. By obtaining, it becomes possible to calculate a value correlated with the ICG concentration.
【0152】前記画像処理部210には、CPU216
が設けられており、外部に設けられたフットスイッチ2
17によって、数種類の注目値の所定範囲(注目値レベ
ル)が設定可能となっている。注目値の所定範囲は、観
察者が観察したいICG濃度値範囲が設定されるのであ
るが、例えば血管を抽出するために必要なICG濃度値
を設定すれば、ICGが混入している血管像が得られる
ことになる。また、設定方法に関してフットスイッチ2
17を一回踏むと画像処理がONとなり、注目値の一つ
の範囲がが選択され、フットスイッチ217をもう一度
踏むと注目値の別の範囲が設定できるようになってい
る。The image processing unit 210 has a CPU 216.
Is provided, and a foot switch 2 provided externally
17, it is possible to set a predetermined range (attention value level) of several kinds of attention values. The predetermined range of the attention value is set to the ICG concentration value range that the observer wants to observe. For example, if the ICG concentration value necessary for extracting a blood vessel is set, a blood vessel image in which ICG is mixed will be displayed. Will be obtained. Also, regarding the setting method, foot switch 2
When the user depresses 17 once, the image processing is turned on, and one range of the attention value is selected. When the foot switch 217 is stepped on again, another range of the attention value can be set.
【0153】前記のように設定された注目値レベルとI
CGに相関する値が、コンパレータ215によって比較
される。このコンパレータ215により、注目する量の
所定範囲内であるか否かの判別信号が発生され、LUT
218〜220にて注目範囲外の画素、すなわち注目レ
ベル外の領域が、網掛けパターン等によりマスキングさ
れる。このようにして、観察者が注目したい領域が、明
確にされ、それ以外の領域とは区別して表示される。Attention level and I set as described above
The value correlated with CG is compared by the comparator 215. The comparator 215 generates a determination signal as to whether or not the amount of interest is within a predetermined range, and the LUT
At 218 to 220, pixels outside the range of interest, that is, regions outside the level of interest are masked by a mesh pattern or the like. In this way, the region that the observer wants to pay attention to is clarified and displayed separately from the other regions.
【0154】本実施例によれば、観察者が、ICGに相
関する値から設定できる注目したい領域を明確にし、そ
れ以外の領域と区別可能であるため、例えば血管等の走
行状態を抽出することにより、病変部周辺で血管が途絶
している部位等の観察が容易になる。According to this embodiment, the observer can clarify the region of interest that can be set from the value correlated with the ICG and distinguish it from the other regions. Therefore, for example, the running state of blood vessels or the like can be extracted. As a result, it becomes easy to observe a site where blood vessels are interrupted around the lesion.
【0155】図26は本発明の第7実施例に係る画像処
理部のブロック図である。FIG. 26 is a block diagram of an image processing section according to the seventh embodiment of the present invention.
【0156】本実施例の内視鏡装置は、被写体である生
体に投与される薬剤としての染料を用いて生体の構造パ
ターンを観察可能とするものであって、注目する量すな
わち染料の濃度と相関のある値を求め、所定範囲内外で
異なる表示が可能に構成されている。本実施例で生体に
散布する染料としては、例えばメチレンブルーを用い
る。The endoscope apparatus of the present embodiment is capable of observing a structural pattern of a living body by using a dye as a drug to be administered to a living body which is a subject, and is capable of observing a target amount, that is, a dye concentration. It is configured such that different values can be displayed within and outside a predetermined range by obtaining correlated values. For example, methylene blue is used as the dye that is applied to the living body in this embodiment.
【0157】本実施例の内視鏡装置は、第16実施例の
画像処理部210に代えて、図26に示す画像処理部2
30を有している。その他、第16実施例と同様の構成
及び作用は図及び説明を省略すると共に、異なる点につ
いてのみ説明をする。The endoscopic device of this embodiment is different from the image processing unit 210 of the sixteenth embodiment in that the image processing unit 2 shown in FIG.
Has 30. Other than that, the same structure and operation as those of the 16th embodiment will be omitted from the drawings and description, and only different points will be described.
【0158】本実施例の画像処理部230は、図22に
示すICG濃度算出回路214に代えて、染色剤として
のメチレンブルーの濃度を算出するメチレンブルー濃度
算出回路231を有している。The image processing section 230 of this embodiment has a methylene blue concentration calculation circuit 231 for calculating the concentration of methylene blue as a stain, instead of the ICG concentration calculation circuit 214 shown in FIG.
【0159】次に、本実施例の作用について、図26を
参照して説明する。本実施例の内視鏡装置において、前
記フィルタ204が光路上に挿入された場合は、通常の
可視光による画像の観察ができる。Next, the operation of this embodiment will be described with reference to FIG. In the endoscope apparatus of the present embodiment, when the filter 204 is inserted in the optical path, it is possible to observe an image with normal visible light.
【0160】次に、前記フィルタ204が光路上に挿入
され、且つ生体内部にメチレンブルーが散布された状況
での観察について述べる。通常の可視光による観察をし
ている際に、メチレンブルーが生体に散布されると、メ
チレンブルーの濃度に比例して、生体内部は、粘膜が本
来有するピンクがかった赤から濃いブルーに変化してい
く。また、粘膜の微細な構造の隙間にメチレンブルーが
入り込んで行くため、粘膜の構造パターンがブルーに浮
きでて観察可能となる。Next, the observation under the condition that the filter 204 is inserted in the optical path and methylene blue is sprayed inside the living body will be described. When methylene blue is sprayed on a living body during normal observation with visible light, the inside of the living body changes from the pinkish red originally possessed by the mucous membrane to a dark blue in proportion to the concentration of methylene blue. . Further, since methylene blue enters into the gaps of the fine structure of the mucous membrane, the structure pattern of the mucous membrane floats in blue and can be observed.
【0161】メチレンブルーが散布された生体を撮像し
た内視鏡画像から、以下に述べる計算によって、メチレ
ンブルーの濃度に相関する値を算出することが可能であ
る。メチレンブルーは、可視領域のブルーの光よりもレ
ッドの光を多く吸収する。よって、ブルーとレッドの
比、つまりB/Rを計算することにより、メチレンブル
ー濃度に比例した値が算出できる。このメチレンブルー
濃度に比例する値は、画像処理部230内のメチレンブ
ルー濃度算出回路231にて算出される。また、第16
実施例と同様にして、注目する量の所定範囲を粘膜構造
パターンに入り込んだメチレンブルー濃度が設定され
る。このような設定がなされており、前記LUT218
〜220では粘膜構造パターン以外の領域は、例えば白
でマスキングするように画像データの変換処理がなされ
る。以上により本実施例では、粘膜の構造パターンを抽
出した画像を得ることができる。A value correlated with the concentration of methylene blue can be calculated by the following calculation from an endoscopic image obtained by imaging a living body to which methylene blue is sprayed. Methylene blue absorbs more red light than blue light in the visible region. Therefore, a value proportional to the methylene blue concentration can be calculated by calculating the ratio of blue and red, that is, B / R. A value proportional to the methylene blue density is calculated by the methylene blue density calculation circuit 231 in the image processing unit 230. Also, the 16th
Similar to the example, the methylene blue concentration is set so that a predetermined range of the amount of interest is included in the mucosal structure pattern. With such settings, the LUT 218
In regions 220 to 220, the image data conversion process is performed so that the region other than the mucous membrane structure pattern is masked with white, for example. As described above, in this embodiment, it is possible to obtain an image in which the structure pattern of the mucous membrane is extracted.
【0162】本実施例によれば、所定範囲の設定によっ
ては粘膜構造のパターンを2値化したような画像を得る
こともでき、メチレンブルー散布し且つ当該画像処理を
しない画像よりも、より明確に構造パターンの判別が可
能となる。従って、本実施例では、粘膜構造のパターン
を観察し、病変部等の良性、悪性の判別を行ったりする
場合に有効である。According to this embodiment, it is possible to obtain an image in which the pattern of the mucous membrane structure is binarized by setting the predetermined range, and it is more clear than the image in which methylene blue is scattered and the image processing is not performed. It is possible to determine the structural pattern. Therefore, the present embodiment is effective when observing the pattern of the mucous membrane structure and determining whether the lesion or the like is benign or malignant.
【0163】本実施例は前記例に限定されるものではな
く、例えば、注目する領域以外の部位をマスキングする
場合、網掛けパターン以外の無彩色であるとか、あるい
は原画像の上に網掛けパターンを重ね合わせて表示する
ようにしても良い。The present embodiment is not limited to the above-mentioned example. For example, when masking a portion other than the region of interest, it is an achromatic color other than the halftone pattern, or the halftone pattern on the original image. You may make it overlap and display.
【0164】さらに、挿入部先端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、硬性鏡など
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CCDなどの固体撮像素子を有する外付けテ
レビカメラを接続して使用する内視鏡にも適用する事が
できる。Furthermore, not only the electronic endoscope having a solid-state image pickup device at the tip of the insertion portion but also an eyepiece portion of an endoscope such as a fiberscope or a rigid endoscope capable of macroscopic observation, or replaced with an eyepiece portion. It can also be applied to an endoscope used by connecting an external television camera having a solid-state image sensor such as a CCD.
【0165】[付記1] 画像処理装置は、複数の異な
る波長領域の光を有する被写体像を撮像手段が撮像した
複数の画像信号に対して、所定の演算処理をして被写体
が有する注目する量または前記被写体に投与された薬剤
に起因した注目する量を算出する演算手段と、前記注目
する量に対して所定範囲を設定する範囲設定手段と、前
記演算手段で算出された注目する量が、前記範囲設定手
段で設定される前記注目する量の所定範囲内に含まれる
被写体像の部分と前記注目する量の所定範囲外となる被
写体像の部分とを、異なる表示方法で表示するため、前
記画像信号に対して所定の処理を施す表示用処理手段
と、を有している。[Supplementary Note 1] The image processing apparatus performs a predetermined calculation process on a plurality of image signals obtained by the image pickup means to pick up a subject image having a plurality of different wavelength regions of light, and an amount of attention of the subject. Alternatively, the calculation means for calculating the amount of interest caused by the drug administered to the subject, the range setting means for setting a predetermined range for the amount of interest, and the amount of interest calculated by the calculation means are: In order to display the part of the subject image included in the predetermined range of the attention amount set by the range setting means and the part of the subject image outside the predetermined range of the attention amount by different display methods, Display processing means for performing a predetermined process on the image signal.
【0166】前記付記1記載の画像処理装置は、被写体
像を表示する際に、より見やすく、診断能の高い処理画
像を得ることができる。また付記1記載の装置は、注目
する量の所定範囲を外れている部分と、注目する量の所
定範囲内である部分とを明確に区別できるように表示可
能である。さらに、付記1記載の装置では、被写体像を
表示する際に、注目する量の所定範囲内と所定範囲外と
の境界部においていずれに属する画像部分かを容易に判
別できる。The image processing apparatus described in Appendix 1 can obtain a processed image that is easier to see and has high diagnostic ability when displaying a subject image. Further, the device described in appendix 1 can display so that a portion outside the predetermined range of the attention amount and a portion within the predetermined range of the attention amount can be clearly distinguished. Furthermore, with the apparatus described in appendix 1, when displaying a subject image, it is possible to easily determine which image portion belongs to at the boundary between the target amount within a predetermined range and the outside of the predetermined range.
【0167】[付記2] 前記付記1記載の画像処理装
置において、前記注目する量は、前記被写体としての生
体が有する機能に関する情報に相関する値であるもの。
前記付記2記載の画像処理装置は、表示画像内での差別
化を図り、病変部の早期発見、生体組織の構造の観察、
または生体組織例えば血管の配置の観察等に役立たせる
ことができる。[Supplementary Note 2] In the image processing apparatus according to Supplementary Note 1, the amount of interest is a value that correlates with information regarding the function of the living body as the subject.
The image processing apparatus according to the above-mentioned Supplementary Note 2 seeks differentiation in a display image, early detection of a lesion, observation of a structure of a living tissue,
Alternatively, it can be useful for observing the arrangement of living tissues such as blood vessels.
【0168】[付記3] 前記付記1記載の画像処理装
置において、前記注目する量は、前記被写体としての生
体に投与された薬剤の濃度分布が反映するところの生体
の機能に関する情報に相関する値であるもの。[Supplementary Note 3] In the image processing apparatus according to Supplementary Note 1, the amount of interest is a value that correlates with information relating to the function of the living body as reflected by the concentration distribution of the drug administered to the living body as the subject. What is.
【0169】[付記4] 前記付記2または付記3記載
の画像処理装置において、前記生体の機能に関する情報
は、前記生体が有する特定組織の量または特定組織の状
態を示す量であるもの。[Supplementary Note 4] In the image processing apparatus according to Supplementary Note 2 or Supplementary Note 3, the information regarding the function of the living body is an amount of the specific tissue or a quantity indicating the state of the specific tissue that the living body has.
【0170】[付記5] 前記付記4記載の画像処理装
置であって、前記生体が有する特定組織の量とはヘモグ
ロビンの量であり、前記生体が有する特定組織の状態と
は、ヘモグロビン酸素飽和度であるもの。[Supplementary Note 5] In the image processing apparatus according to Supplementary Note 4, the amount of the specific tissue of the living body is the amount of hemoglobin, and the state of the specific tissue of the living body is the hemoglobin oxygen saturation. What is.
【0171】[付記6] 前記付記1記載の画像処理装
置であって、前記範囲設定手段は、前記注目する量が前
記被写体の病変部において示す特有の値を前記所定範囲
内または前記所定範囲外として設定し、前記表示用処理
手段は、前記演算手段において算出された注目する量が
前記範囲設定手段で設定された所定範囲内に含まれるか
否かを判別し、この判別結果を基に前記被写体のうち前
記病変部と正常部位とを異なる表示方法で表示するた
め、前記画像信号に対して所定の変換処理を施すもの。[Supplementary Note 6] In the image processing apparatus according to Supplementary Note 1, the range setting means may set the peculiar value that the amount of interest indicates in the lesion area of the subject within the predetermined range or outside the predetermined range. The display processing means determines whether or not the amount of interest calculated by the calculation means is included in the predetermined range set by the range setting means, and based on the result of the determination, A predetermined conversion process is performed on the image signal in order to display the lesioned part and the normal part of the subject by different display methods.
【0172】[付記7] 前記付記1記載の画像処理装
置であって、前記演算手段は前記被写体または前記薬剤
を投与された前記被写体が吸収または反射する度合いが
異なる波長領域を有する光によって得られた被写体像を
撮像手段が撮像して得た複数の画像信号に対して、所定
の演算処理をして前記注目する量を算出するもの。[Supplementary Note 7] In the image processing apparatus according to Supplementary Note 1, the calculation means is obtained by light having wavelength regions in which the subject or the subject to which the drug is administered has a different degree of absorption or reflection. A predetermined calculation process is performed on a plurality of image signals obtained by imaging the subject image by the imaging means to calculate the amount of interest.
【0173】[付記8] 前記付記7記載の画像処理装
置であって、前記演算手段は、前記複数の異なる波長領
域の光を有する被写体像を前記撮像手段が撮像した複数
の画像信号に対して、所定の演算処理をして前記被写体
が有するヘモグロビン量を算出し、前記範囲設定手段
は、前記注目する量としてのヘモグロビン量のうち、ヘ
モグロビン量の所定範囲内を前記注目する量の所定範囲
内として設定し、前記表示用処理手段は、前記演算手段
で求められたヘモグロビン量が前記範囲設定手段で設定
されるヘモグロビン量の所定範囲内に含まれる被写体像
の部分と所定範囲外となる被写体像の部分とを異なる表
示方法で表示するため、前記画像信号に対して所定の処
理を施すもの。前記付記8記載の画像処理装置は、観察
者が被写体となる生体のヘモグロビン量によって決めら
れる範囲を設定でき、この範囲の内外を明確に判別可能
に表示できる。[Supplementary Note 8] In the image processing apparatus according to Supplementary Note 7, the computing means may process a plurality of image signals obtained by the imaging means to capture a subject image having light in the plurality of different wavelength regions. A predetermined calculation process is performed to calculate the hemoglobin amount of the subject, and the range setting means has a hemoglobin amount within the predetermined range of the attention amount within the predetermined range of the hemoglobin amount as the attention amount. And the display processing means includes a portion of the subject image in which the hemoglobin amount obtained by the computing means is within a predetermined range of the hemoglobin amount set by the range setting means and a subject image outside the predetermined range. The image signal is subjected to a predetermined process so as to be displayed by a display method different from that of. The image processing apparatus according to appendix 8 allows the observer to set a range determined by the amount of hemoglobin of the living body, which is the subject, and can display clearly the inside and outside of this range.
【0174】[付記9] 前記付記7記載の画像処理装
置であって、前記演算手段は、前記複数の異なる波長領
域の光を有する被写体像を前記撮像手段が撮像した複数
の画像信号に対して、所定の演算処理をして被写体が有
するヘモグロビン酸素飽和度を算出し、前記範囲設定手
段は、前記注目する量としてのヘモグロビン酸素飽和度
のうちヘモグロビン酸素飽和度の所定範囲内を前記注目
する量の所定範囲内として設定し、前記表示用処理手段
は、前記演算手段により求められたヘモグロビン酸素飽
和度が前記範囲設定手段で設定されるヘモグロビン酸素
飽和度の所定範囲内に含まれる被写体像の部分と所定範
囲外となる被写体像の部分とを、異なる表示方法で表示
するため、前記画像信号に対して所定の処理を施すも
の。[Supplementary Note 9] In the image processing apparatus according to Supplementary Note 7, the computing means may process a plurality of image signals obtained by the imaging means to capture a subject image having light in the plurality of different wavelength regions. , Calculating the hemoglobin oxygen saturation of the subject by performing a predetermined arithmetic processing, the range setting means, the amount of attention within the predetermined range of hemoglobin oxygen saturation of the hemoglobin oxygen saturation as the attention amount. The display processing means is a portion of the subject image in which the hemoglobin oxygen saturation determined by the computing means is included within the predetermined range of hemoglobin oxygen saturation set by the range setting means. And a portion of the subject image outside the predetermined range are displayed by different display methods, the predetermined processing is performed on the image signal.
【0175】前記付記9記載の画像処理装置は、観察者
がヘモグロビン酸素飽和度によって決められる領域を設
定でき、この範囲の内外を明確に判別可能に表示でき
る。In the image processing apparatus described in Appendix 9, the observer can set a region determined by the hemoglobin oxygen saturation, and the inside and outside of this range can be clearly displayed.
【0176】[付記10] 前記付記7記載の画像処理
装置であって、前記演算手段は、前記被写体に蛍光剤が
投与された状態の被写体像であって前記複数の異なる波
長領域の光を有する被写体像を、前記撮像手段が撮像し
た複数の画像信号に対して、所定の演算処理をして被写
体の蛍光剤濃度を算出する手段を含み、前記範囲設定手
段は、前記注目する量としての蛍光剤濃度のうち、蛍光
剤濃度の所定範囲内を前記注目する量の所定範囲内とし
て設定し、前記表示用処理手段は、前記演算手段で求め
られた蛍光剤濃度が前記範囲設定手段で設定される蛍光
剤濃度の所定範囲内に含まれる被写体像の部分と所定範
囲外となる被写体像の部分とを、異なる表示方法で表示
するため、前記画像信号に対して所定の処理を施すも
の。前記付記10記載の画像処理装置は、観察者が蛍光
剤濃度によって決められる範囲を設定でき、この範囲内
外を明確に判別可能に表示できる。[Supplementary Note 10] In the image processing apparatus according to Supplementary Note 7, the calculation means is a subject image in which a fluorescent agent is applied to the subject, and has the light in the plurality of different wavelength regions. The range setting means includes means for performing a predetermined calculation process on a plurality of image signals of the subject image captured by the image capturing means to calculate the concentration of the fluorescent agent of the subject, and the range setting means includes fluorescence as the amount of interest. Of the agent concentrations, a predetermined range of the fluorescent agent concentration is set as the predetermined range of the amount of interest, and the display processing means sets the fluorescent agent concentration obtained by the computing means by the range setting means. In order to display a part of the subject image included in a predetermined range of the fluorescent agent concentration and a part of the subject image outside the predetermined range by different display methods, a predetermined process is performed on the image signal. The image processing device according to the above-mentioned Supplementary Note 10 can set a range determined by the concentration of the fluorescent agent by the observer, and can display clearly the inside and outside of this range.
【0177】[付記11] 前記付記7記載の画像処理
装置であって、前記演算手段は、前記被写体に色素が投
与された状態の被写体像であって前記複数の異なる波長
領域の光を有する被写体像を、前記撮像手段が撮像した
複数の画像信号に対して、所定の演算処理をして前記被
写体の色素濃度を算出する手段を含み、前記範囲設定手
段は、前記被写体に投与された前記色素に起因した注目
する量である色素濃度の所定範囲内を前記注目する量の
所定範囲内として設定し、前記表示用処理手段は、前記
演算手段で求められた色素濃度が、前記範囲設定手段で
設定される色素濃度の所定範囲内に含まれる被写体像の
部分と所定範囲外となる被写体像の部分とを、異なる表
示方法で表示するため、前記画像信号に対して所定の処
理を施すもの。前記付記11記載の画像処理装置は、観
察者が色素濃度によって決められる範囲を設定でき、こ
の範囲内外を明確に判別可能に表示できる。[Supplementary Note 11] In the image processing apparatus according to Supplementary Note 7, the arithmetic means is a subject image in which a dye is applied to the subject, and the subject has light in the plurality of different wavelength regions. The range setting means includes means for performing a predetermined calculation process on a plurality of image signals captured by the image capturing means to calculate a dye concentration of the subject, and the range setting means includes the dye administered to the subject. The predetermined range of the dye concentration that is the amount of interest due to is set as the predetermined range of the amount of interest, the display processing means, the dye concentration obtained by the calculating means, in the range setting means. A predetermined processing is performed on the image signal in order to display a portion of the subject image included in a predetermined range of the set dye density and a portion of the subject image outside the predetermined range by different display methods. The image processing apparatus described in appendix 11 allows an observer to set a range determined by the dye concentration, and the inside and outside of this range can be clearly displayed.
【0178】[付記12] 前記付記11記載の画像処
理装置であって、前記色素は、メチレンブルーであるも
の。[Supplementary Note 12] The image processing apparatus according to Supplementary Note 11, wherein the dye is methylene blue.
【0179】[付記13] 前記付記11記載の画像処
理装置であって、前記色素は、ICG(indocyanine gr
een)であるもの。[Supplementary Note 13] In the image processing apparatus according to supplementary note 11, the dye may be ICG (indocyanine gr
een).
【0180】[付記14] 前記付記1記載の画像処理
装置であって、前記表示用処理手段は、前記所定範囲内
に含まれる被写体像の部分と所定範囲外となる被写体像
の部分とで異なる表示をするために、前記被写体像のう
ち前記注目する量が所定範囲内に含まれる被写体像の部
分または前記所定範囲外となる被写体像の部分の少なく
とも一方に対して、前記撮像手段で撮像されて得られた
前記画像信号が有する原画像の情報と表示される画像が
有する情報との相関が、異なるように前記画像信号に対
して所定の処理を施すもの。[Supplementary Note 14] In the image processing apparatus according to Supplementary Note 1, the display processing means is different between a portion of the subject image included in the predetermined range and a portion of the subject image outside the predetermined range. In order to display, at least one of a portion of the subject image in which the amount of interest in the subject image is included in a predetermined range or a portion of the subject image that is outside the predetermined range is imaged by the image pickup means. The predetermined processing is performed on the image signal so that the correlation between the information of the original image included in the obtained image signal and the information included in the displayed image is different.
【0181】[付記15] 前記付記14記載の画像処
理装置であって、前記表示用処理手段は、前記撮像手段
で撮像されて得られた前記画像信号が有する原画像が取
り得ない情報が、前記表示される画像の情報となるよう
に、前記画像信号に対して変換処理を施すことにより、
前記相関を異なるようにするもの。[Supplementary Note 15] In the image processing apparatus according to Supplementary Note 14, the display processing means may store information that the original image included in the image signal obtained by the image pickup means cannot obtain. By performing a conversion process on the image signal so that it becomes the information of the image to be displayed,
What makes the correlation different.
【0182】[付記16] 前記付記14記載の画像処
理装置であって、前記表示用処理手段は、前記画像信号
が有する原画像の情報である色度に対して前記表示され
る画像が有する情報である色度が異なるように色度の変
換処理をすることにより、前記相関を異ならせているも
の。[Supplementary Note 16] In the image processing apparatus according to Supplementary Note 14, the display processing means has information included in the displayed image with respect to chromaticity that is information of an original image included in the image signal. The correlation is made different by performing the chromaticity conversion processing so that the chromaticity is different.
【0183】[付記17] 前記付記14記載の画像処
理装置であって、前記表示用処理手段は、前記画像信号
が有する原画像の情報である色相に対して、前記表示さ
れる画像の情報である色相が異なるように設定されたテ
ーブルに従って色相の変換処理をすることにより、前記
相関を異ならせているもの。[Supplementary Note 17] In the image processing apparatus according to Supplementary Note 14, the display processing means provides information on the displayed image with respect to a hue which is information of an original image included in the image signal. The correlation is made different by performing hue conversion processing according to a table set so that a certain hue is different.
【0184】[付記18] 前記付記14記載の画像処
理装置であって、前記表示用処理手段は、前記画像信号
が有する原画像の情報である彩度に対して、前記表示さ
れる画像の情報である彩度が異なるように設定されたテ
ーブルに従って彩度の変換処理をすることにより、前記
相関を異ならせているもの。[Supplementary Note 18] In the image processing apparatus according to Supplementary Note 14, the display processing means may display the information of the displayed image with respect to the saturation which is the information of the original image included in the image signal. The correlation is made different by performing the conversion processing of the saturation according to the table set so that the saturation is different.
【0185】[付記19] 前記付記14記載の画像処
理装置であって、前記表示用処理手段は、前記所定の処
理として、前記画像信号が有する原画像の情報に対し
て、前記表示される画像が無彩色となるように変換処理
をすることにより、前記相関を異ならせているもの。[Supplementary Note 19] In the image processing apparatus according to Supplementary Note 14, the display processing means performs, as the predetermined processing, the image to be displayed with respect to the information of the original image included in the image signal. The correlation is made different by performing conversion processing so that the color becomes achromatic.
【0186】[付記20] 前記付記14記載の画像処
理装置であって、前記表示用処理手段は、前記所定の処
理として、前記画像信号が有する原画像の情報に対し
て、前記表示される画像が特定パターンとなるように変
換処理をすることにより、前記相関を異ならせているも
の。[Supplementary Note 20] In the image processing apparatus according to Supplementary Note 14, the display processing means performs, as the predetermined processing, the image to be displayed with respect to the information of the original image included in the image signal. The correlation is made different by performing a conversion process so that is a specific pattern.
【0187】[付記21] 前記付記1記載の画像処理
装置であって、前記表示用処理手段は、前記注目する量
を画素単位で算出する前記演算手段と、前記演算手段に
より算出された注目する量が、前記範囲設定手段で設定
される注目する量の所定範囲内に含まれる被写体像の部
分であるか、前記注目する量の所定範囲外となる部分で
あるかを画素単位で検出する判別手段と、前記判別手段
が検出した注目する量の所定範囲内に含まれる画素と注
目する量の所定範囲外となる画素とを異なる表示方法で
表示するため、所定の処理を前記画像信号に対して施す
処理手段と、を有している。[Supplementary Note 21] In the image processing apparatus according to Supplementary Note 1, the display processing means calculates the amount of interest on a pixel-by-pixel basis and the attention calculated by the arithmetic means. Discrimination for detecting in pixel units whether the amount is a portion of the subject image included in a predetermined range of the amount of interest set by the range setting means or a portion outside the predetermined range of the amount of interest Means and a pixel included in a predetermined range of the amount of interest detected by the determining means and a pixel outside the predetermined range of the amount of interest are displayed by different display methods, a predetermined process is performed on the image signal. And processing means for applying the same.
【0188】[付記22] 前記付記1記載の画像処理
装置であって、前記範囲設定手段において設定される所
定範囲を選択するための指示手段を有し、前記範囲設定
手段は、前記注目する量の所定範囲として複数の異なる
所定範囲が設定されており、前記指示手段により、前記
複数の所定範囲のいずれか一つを選択して前記所定範囲
を設定するもの。[Supplementary Note 22] The image processing apparatus according to Supplementary Note 1, wherein the range setting means has an instruction means for selecting a predetermined range set by the range setting means, and the range setting means has the target amount. A plurality of different predetermined ranges are set as the predetermined range, and the instruction means selects any one of the plurality of predetermined ranges to set the predetermined range.
【0189】[付記23] 前記付記1記載の画像処理
装置であって、前記範囲設定手段は、前記注目する量に
おける規定値を設定すると共に、前記規定値以上を前記
所定範囲内または前記所定範囲外として設定するもの。[Supplementary Note 23] In the image processing apparatus according to Supplementary Note 1, the range setting means sets a specified value for the amount of interest, and at least the specified value is within the specified range or within the specified range. What to set as outside.
【0190】[付記24] 前記付記1記載の画像処理
装置であって、前記範囲設定手段は、前記注目する量に
おける規定値を設定すると共に、前記規定値以下を前記
所定範囲内または前記所定範囲外として設定するもの。[Supplementary Note 24] In the image processing apparatus according to Supplementary Note 1, the range setting means sets a specified value for the amount of interest, and below the specified value is within the specified range or within the specified range. What to set as outside.
【0191】[付記25] 前記付記1記載の画像処理
装置であって、前記範囲設定手段は、前記注目する量に
おける基準値を設定すると共に、前記基準値から規定幅
を前記所定範囲内または前記所定範囲外として設定する
もの。[Supplementary Note 25] In the image processing apparatus according to Supplementary Note 1, the range setting means sets a reference value for the amount of interest, and a prescribed width from the reference value within the predetermined range or within the predetermined range. Items that are set outside the specified range.
【0192】[付記26] 前記付記1記載の画像処理
装置であって、前記範囲設定手段は、さらに前記注目す
る量の所定範囲内における基準値を設定するものであ
り、前記表示用処理手段は、前記注目する量が前記所定
範囲内に含まれる被写体像の部分のうち、前記基準値以
下と基準値以上の部分とで異なる表示方法で表示するた
め、前記画像信号に対して所定の処理を施すものを含
む。[Supplementary Note 26] In the image processing apparatus according to Supplementary Note 1, the range setting means further sets a reference value within a predetermined range of the amount of interest, and the display processing means is , A predetermined process is performed on the image signal in order to display different portions of the subject image portion in which the attention amount is included in the predetermined range in the reference value or less and the reference value or more. Including what you give.
【0193】前記付記26記載の画像処理装置は、被写
体像を表示する際に、注目する量の所定範囲内に含まる
部分の中でも、注目する量によって表示の差別化が意図
的に図ることができる。In the image processing apparatus described in appendix 26, when displaying a subject image, it is possible to intentionally differentiate the display depending on the amount of attention among the portions included in the predetermined range of the amount of attention. it can.
【0194】[付記27] 前記付記1記載の画像処理
装置であって、前記範囲設定手段は、前記注目する量の
所定範囲であってこの所定範囲の最小値と最大値とをそ
れぞれ設定すると共に、前記最小値ないし前記最大値の
間に含まれる範囲を前記所定範囲内または前記所定範囲
外として設定し、前記表示用処理手段は、前記演算手段
で算出された注目する量が前記範囲設定手段で設定され
る前記最小値ないし前記最大値の間の範囲に含まれる被
写体像の部分と、前記注目する量が最小値より小さな被
写体像の部分及び前記注目する量が最大値を越える被写
体像の部分とをそれぞれ異なる表示方法で表示するた
め、前記画像信号に対して所定の処理を施すもの。前記
付記27記載の画像処理装置は、被写体像を表示する際
に、注目する量の所定範囲外となる部分において、最大
値側の部分と最小値側の部分のいずれに属する画像部分
かを容易に判別できる。[Supplementary Note 27] In the image processing apparatus according to Supplementary Note 1, the range setting means sets a minimum value and a maximum value of the predetermined range of the amount of interest, respectively. , A range included between the minimum value and the maximum value is set to be within the predetermined range or outside the predetermined range, and the display processing means sets the noticeable amount calculated by the computing means to the range setting means. Of the subject image included in the range between the minimum value and the maximum value, the portion of the subject image whose attention amount is smaller than the minimum value, and the subject image whose attention amount exceeds the maximum value. The image signal is subjected to a predetermined process so as to be displayed by different display methods. The image processing apparatus according to attachment 27, when displaying a subject image, easily determines which of the maximum value side portion and the minimum value side portion the image portion belongs to, which is outside the predetermined range of the amount of interest. Can be determined.
【0195】[付記28] 前記付記27記載の画像処
理装置であって、前記表示用処理手段は、前記算出手段
で算出された注目する量が、前記最小値ないし前記最大
値の間の範囲にある被写体像の部分に対しては、前記演
算手段で算出された注目する量の値に応じて異なる表示
方法で表示するため、所定の変換処理をするもの。[Supplementary Note 28] In the image processing apparatus according to Supplementary Note 27, in the display processing means, the amount of interest calculated by the calculating means falls within a range between the minimum value and the maximum value. A part of a certain subject image is displayed by a different display method according to the value of the amount of interest calculated by the calculation means, so that a predetermined conversion process is performed.
【0196】[付記29] 前記付記27記載の画像処
理装置であって、前記表示用処理手段は、前記演算手段
で求められた注目する量が前記所定範囲内の前記最小値
より小さな値をとる場合と、前記所定範囲内の前記最大
値より大きな値をとる場合とで異なる表示方法で表示す
るため、所定の変換処理をするもの。[Supplementary Note 29] In the image processing device according to Supplementary Note 27, in the display processing means, the amount of interest obtained by the computing means is smaller than the minimum value within the predetermined range. A predetermined conversion process is performed in order to display by a different display method depending on whether the case is larger than the maximum value within the predetermined range.
【0197】[付記30] 前記付記1記載の画像処理
装置であって、前記範囲設定手段は、前記演算手段で算
出された注目する量の平均値を求める平均値算出手段
と、前記平均値算出手段で求めた平均値を用いて、前記
注目する量の所定範囲を設定する手段とを有している。[Supplementary Note 30] In the image processing apparatus according to Supplementary Note 1, the range setting means calculates an average value of the amount of interest calculated by the calculating means, and an average value calculation means. Means for setting a predetermined range of the amount of interest, using the average value obtained by the means.
【0198】[付記31] 前記付記1記載の当該画像
処理装置は、前記撮像手段が撮像した前記画像信号につ
いて、観察に有効な被写体像の部分と観察に無効な被写
体像の部分とを検出する検出手段をさらに含み、前記表
示用処理手段は、前記観察に無効な被写体像の部分と、
前記観察に有効な被写体像の部分であって前記注目する
量の所定範囲外となる部分と、前記観察に有効な被写体
像の部分であって前記注目する量の所定範囲内に含まれ
る部分と、をそれぞれ異なる表示方法で表示するため、
前記被写体像の部分のうち少なくとも二つの部分に相当
する各画像信号に対して互いに異なる変換処理を施すも
の。[Supplementary Note 31] The image processing apparatus according to Supplementary Note 1 detects a part of a subject image effective for observation and a part of a subject image invalid for observation in the image signal captured by the image capturing means. Further comprising a detection means, the display processing means, a portion of the subject image invalid for the observation,
A portion of the subject image effective for the observation, which is outside the predetermined range of the attention amount, and a portion of the subject image effective for the observation, which is included in the predetermined range of the attention amount. , Are displayed with different display methods,
A different conversion process is applied to each image signal corresponding to at least two parts of the object image.
【0199】[付記32] 前記付記31記載の画像処
理装置であって、前記範囲設定手段は、前記検出手段に
より検出された有効な被写体像の部分についてのみ、前
記演算手段で算出された注目する量の平均値を求める平
均値算出手段と、前記平均値算出手段で求めた平均値を
用いて、前記注目する量の所定範囲を設定する手段とを
有している。[Supplementary Note 32] In the image processing apparatus according to Supplementary Note 31, the range setting means pays attention to the portion of the effective subject image detected by the detecting means, which is calculated by the calculating means. It has an average value calculation means for calculating the average value of the quantity and a means for setting the predetermined range of the quantity of interest by using the average value calculated by the average value calculation means.
【0200】[付記33] 前記付記31記載の画像処
理装置であって、前記検出手段は、ハレーションが生じ
ている部分または暗部を前記観察に無効な被写体像の部
分として検出するもの。[Supplementary Note 33] The image processing apparatus according to Supplementary Note 31, wherein the detecting means detects a portion in which halation occurs or a dark portion as a portion of a subject image which is invalid for the observation.
【0201】[付記34] 内視鏡装置は、被写体像を
結像する結像光学系を少なくとも有する内視鏡と、被写
体の注目する量または前記被写体に投与された薬剤に起
因する注目する量によって吸光度または吸光度の変化量
が異なる複数の波長領域の光に分離するための波長分離
手段と、前記波長分離手段により分離された複数の波長
領域の光を有する被写体の内視鏡像を、撮像して複数の
画像信号を出力する撮像手段と、前記吸光度または吸光
度の変化量が異なる複数の波長領域の光からなる被写体
像を前記撮像手段が撮像して得た複数の画像信号に対し
て、所定の演算処理をして前記注目する量を算出する演
算手段と、前記注目する量に対して所定範囲を設定する
範囲設定手段と、前記演算手段で算出された注目する量
が、前記範囲設定手段で設定される前記注目する量の所
定範囲内に含まれる被写体像の部分と前記注目する量の
所定範囲外となる被写体像の部分とを異なる表示方法で
表示するため、前記画像信号に対して所定の処理を施す
表示用処理手段と、を有している。前記付記34記載の
内視鏡装置は、注目する量の所定範囲を外れている部分
と、注目する量の所定範囲内である部分とを明確に区別
できるように表示可能である。[Supplementary Note 34] The endoscope apparatus includes an endoscope having at least an imaging optical system for forming a subject image, and an amount of attention of the subject or an amount of attention caused by a drug administered to the subject. A wavelength separating means for separating light into a plurality of wavelength regions having different absorbances or a change in absorbance, and an endoscopic image of a subject having the light in the plurality of wavelength regions separated by the wavelength separating means. A plurality of image signals output by the imaging means and a plurality of image signals obtained by the imaging means capturing an object image formed of light in a plurality of wavelength regions having different absorbances or changes in absorbance. Calculating means for calculating the amount of interest, range setting means for setting a predetermined range for the amount of interest, and the amount of interest calculated by the calculating means for the range setting hand. In order to display the part of the subject image included in the predetermined range of the noticeable amount set in a row and the part of the subject image outside the predetermined range of the noticeable amount by different display methods, And a display processing means for performing a predetermined process. The endoscope apparatus described in appendix 34 can display so that a portion outside the predetermined range of the amount of interest and a portion within the predetermined range of the amount of interest can be clearly distinguished.
【0202】[付記35] 前記付記34記載の内視鏡
装置であって、前記演算手段は、前記波長分離手段によ
り分離された波長領域の光であって前記吸光度の変化量
が異なる複数の波長領域の光から得られた複数の画像信
号のうち、前記吸光度の変化量が大きい波長領域の光か
ら得られた画像信号と前記吸光度の変化量が小さい波長
領域の光から得た画像信号との比を取る手段とを含むも
の。[Supplementary Note 35] In the endoscope apparatus according to Supplementary Note 34, the calculating means is a plurality of wavelengths which are lights in the wavelength region separated by the wavelength separating means and have different amounts of change in the absorbance. Of the plurality of image signals obtained from the light of the region, the image signal obtained from the light of the wavelength region in which the change amount of the absorbance is large and the image signal obtained from the light of the wavelength region in which the change amount of the absorbance is small Including means for taking the ratio.
【0203】[付記36] 前記付記34記載の内視鏡
装置であって、前記演算手段は、さらに、前記比を取る
手段により得られた比の対数を取る手段を含む。[Supplementary Note 36] In the endoscope apparatus according to Supplementary Note 34, the calculating means further includes means for taking a logarithm of the ratio obtained by the means for obtaining the ratio.
【0204】[付記37] 前記付記34記載の内視鏡
装置であって、前記波長分離手段は、805nmを含む
波長領域を透過する特性を有するフィルタと、前記波長
領域以外のうち所定の領域を透過する特性を有するフィ
ルタとを含むもの。[Supplementary Note 37] In the endoscope apparatus according to Supplementary Note 34, the wavelength separation means includes a filter having a characteristic of transmitting a wavelength region including 805 nm and a predetermined region other than the wavelength region. And a filter having a characteristic of transmitting light.
【0205】[付記38] 前記付記34記載の内視鏡
装置であって、前記波長分離手段は、650nmを含む
波長領域を透過する特性を有するフィルタと、前記波長
領域以外のうち所定の領域を透過する特性を有するフィ
ルタとを含むもの。[Supplementary Note 38] In the endoscope apparatus according to Supplementary Note 34, the wavelength separation means includes a filter having a characteristic of transmitting a wavelength region including 650 nm and a predetermined region other than the wavelength region. And a filter having a characteristic of transmitting light.
【0206】[付記39] 注目する量によって異なる
表示をするための画像処理方法は、被写体が有する注目
する量または前記被写体に投与された薬剤に起因した注
目する量によって前記被写体が吸収または反射する度合
いが異なる波長領域を有する光によって得られた被写体
像を、撮像手段が撮像して得た複数の画像信号に対して
所定の演算をして、前記注目する量をデータとして求め
る演算手順と、前記注目する量の所定範囲を設定する範
囲設定手順と、前記演算手段で求められた前記データが
前記所定範囲内に含まれるか否かを判断する手順と、前
記判断手順において前記データが所定範囲内に含まれる
場合には、前記データを正規化する手順と、前記正規化
する手順で正規化されたデータの値に応じて、前記画像
信号が有する原画像の情報に対して表示される画像が有
する情報が異なるようにデータ変換をする手順と、前記
判断手順において前記データが所定範囲外に含まれる場
合には、前記画像信号が有する原画像の情報と表示され
る画像が有する情報との間の相関が、前記データを変換
する手順とは異なるデータ変換によって前記データを変
換する手順とを有している。[Supplementary Note 39] In the image processing method for displaying differently depending on the amount of attention, the subject is absorbed or reflected depending on the amount of attention of the subject or the amount of attention caused by the medicine administered to the subject. An arithmetic procedure for performing a predetermined arithmetic operation on a plurality of image signals obtained by the image pickup means to obtain a subject image obtained by light having wavelength regions of different degrees, and obtaining the amount of interest as data. A range setting procedure for setting a predetermined range of the amount of interest, a procedure for determining whether or not the data obtained by the calculation means is included in the predetermined range, and a step for determining the data in the predetermined range in the determination procedure. If included in the original image, the original image included in the image signal according to the procedure for normalizing the data and the value of the data normalized by the normalizing procedure. Data conversion so that the information included in the displayed image is different from that of the information, and when the determination step includes the data outside the predetermined range, the information of the original image included in the image signal The correlation with the information included in the displayed image has a procedure of converting the data by a data conversion different from the procedure of converting the data.
【0207】[付記40] 前記付記39記載の注目す
る量によって異なる表示をするための画像処理方法であ
って、前記範囲設定手段は、前記注目する量のうち最小
値と最大値とをそれぞれ設定すると共に、前記最小値と
最大値との間の範囲を所定範囲として設定し、前記判断
する手順は、前記最小値または前記最大値の間にあるか
否かで、前記演算手段で求められた前記データが前記所
定範囲内に含まれるか否かを判断する。前記付記40記
載の方法は、注目する量の所定範囲を外れている部分
と、注目する量の所定範囲内である部分とを明確に区別
できるように注目する量によって異なる表示ができる。[Supplementary Note 40] An image processing method according to Supplementary Note 39 for displaying differently depending on the noticed amount, wherein the range setting means sets a minimum value and a maximum value of the noticed amount, respectively. At the same time, the range between the minimum value and the maximum value is set as a predetermined range, and the judgment procedure is determined by the calculation means depending on whether the range is between the minimum value or the maximum value. It is determined whether the data is included in the predetermined range. According to the method described in appendix 40, different display can be performed depending on the attention amount so that a portion outside the predetermined range of the attention amount and a portion within the predetermined range of the attention amount can be clearly distinguished.
【0208】[0208]
【発明の効果】本発明によれば、注目レベル範囲内と注
目レベル範囲外との領域が明確に区別できるように表示
されるようにしてあるので、注目レベル範囲内の観察、
特に注目レベル範囲内境界部において容易に判別可能に
なり、注目レベル範囲に対する診断を行い易くできる。According to the present invention, since the area inside the attention level range and the area outside the attention level range are displayed so as to be clearly distinguishable from each other, the observation within the attention level range,
In particular, it becomes possible to easily discriminate in the boundary portion within the attention level range, and it is possible to facilitate diagnosis for the attention level range.
【図1】図1ないし図5は第1実施例に係り、図1は第
1実施例に係る画像処理装置を備えた内視鏡装置の全体
的な構成図。1 to 5 relate to a first embodiment, and FIG. 1 is an overall configuration diagram of an endoscope apparatus including an image processing apparatus according to the first embodiment.
【図2】図2はビデオプロセッサを含むブロック構成
図。FIG. 2 is a block configuration diagram including a video processor.
【図3】図3は画像処理方法を示すフローチャート。FIG. 3 is a flowchart showing an image processing method.
【図4】図4は擬似カラー処理のフローチャート。FIG. 4 is a flowchart of pseudo color processing.
【図5】図5は第1実施例による画像処理前後の変化を
示す説明図。FIG. 5 is an explanatory diagram showing changes before and after image processing according to the first embodiment.
【図6】図6及び図7は第2実施例に係り、図6はビデ
オプロセッサを含むブロック構成図。6 and 7 relate to a second embodiment, and FIG. 6 is a block configuration diagram including a video processor.
【図7】図7は画像処理部の構成を示すブロック図。FIG. 7 is a block diagram showing a configuration of an image processing unit.
【図8】図8は第3実施例に係る画像処理部のブロック
図。FIG. 8 is a block diagram of an image processing unit according to a third embodiment.
【図9】図9ないし図13は第4実施例に係り、図9は
内視鏡装置の全体を示す構成図。9 to 13 relate to a fourth embodiment, and FIG. 9 is a configuration diagram showing the entire endoscope apparatus.
【図10】図10は内視鏡装置の構成を示すブロック
図。FIG. 10 is a block diagram showing a configuration of an endoscope device.
【図11】図11は画像処理部の構成を示すブロック
図。FIG. 11 is a block diagram showing a configuration of an image processing unit.
【図12】図12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。FIG. 12 is an explanatory diagram showing a transmission wavelength region of each filter of the rotary filter.
【図13】図13はオキシヘモグロビン及びデオキシヘ
モグロビンにおける吸光スペクトルを示す特性図。FIG. 13 is a characteristic diagram showing absorption spectra of oxyhemoglobin and deoxyhemoglobin.
【図14】図14ないし図20は第5実施例に係り、図
14は内視鏡装置の全体的な外観図。14 to 20 relate to a fifth embodiment, and FIG. 14 is an overall external view of the endoscope apparatus.
【図15】図15は内視鏡装置の全体的なブロック構成
図。FIG. 15 is an overall block diagram of the endoscope device.
【図16】図16は画像処理部のブロック図。FIG. 16 is a block diagram of an image processing unit.
【図17】図17は回転フィルタの各フィルタの透過波
長領域を示す特性図。FIG. 17 is a characteristic diagram showing a transmission wavelength region of each filter of the rotary filter.
【図18】図18は蛍光剤としてのフルオレッセンの吸
収、蛍光特性を示す特性図。FIG. 18 is a characteristic diagram showing absorption and fluorescence characteristics of fluorescein as a fluorescent agent.
【図19】図19は色分離フィルタアレイの構成を示す
説明図。FIG. 19 is an explanatory diagram showing a configuration of a color separation filter array.
【図20】図20は色分離フィルタアレイの各透過フィ
ルタの透過波長特性を示す説明図。FIG. 20 is an explanatory diagram showing transmission wavelength characteristics of each transmission filter of the color separation filter array.
【図21】図21ないし図25は第6実施例に係り、図
21は内視鏡装置の全体的なブロック構成図。21 to 25 relate to a sixth embodiment, and FIG. 21 is an overall block diagram of the endoscope apparatus.
【図22】図22は画像処理部のブロック図。FIG. 22 is a block diagram of an image processing unit.
【図23】図23は回転フィルタの各フィルタの透過波
長領域を示す特性図。FIG. 23 is a characteristic diagram showing a transmission wavelength region of each filter of the rotary filter.
【図24】図24はフィルタターレットの各フィルタの
透過波長領域を示す特性図。FIG. 24 is a characteristic diagram showing a transmission wavelength region of each filter of the filter turret.
【図25】図25は人血清と結合したICG溶液等にお
ける透過特性曲線を示す図。FIG. 25 is a diagram showing a transmission characteristic curve in an ICG solution or the like bound to human serum.
【図26】図26は第7実施例に係る画像処理部のブロ
ック図。FIG. 26 is a block diagram of an image processing unit according to the seventh embodiment.
1…内視鏡装置 2…電子内視鏡 3…ビデオプロセッサ 3A…光源装置 3B…信号処理回路 4…モニタ 5…画像ファイリング装置 7…挿入部 8…操作部 9…ユニバーサルコード 17…結像レンズ 18…ライトガイド 21…ランプ 22…モータ 23…回転フィルタ 24…CCD 26…γ補正回路 27…A/Dコンバータ 28…セレクタ 29…メモリ部 31…D/Aコンバータ部 34…制御信号発生部 DESCRIPTION OF SYMBOLS 1 ... Endoscope device 2 ... Electronic endoscope 3 ... Video processor 3A ... Light source device 3B ... Signal processing circuit 4 ... Monitor 5 ... Image filing device 7 ... Insertion part 8 ... Operation part 9 ... Universal code 17 ... Imaging lens 18 ... Light guide 21 ... Lamp 22 ... Motor 23 ... Rotation filter 24 ... CCD 26 ... γ correction circuit 27 ... A / D converter 28 ... Selector 29 ... Memory section 31 ... D / A converter section 34 ... Control signal generation section
Claims (1)
処理を行う演算処理手段と、前記演算処理手段により演
算されたデータについて、注目するレベル範囲を設定す
る範囲設定手段と、前記範囲設定手段で設定される注目
レベル範囲外と注目レベル範囲内の部分を異なる表示方
法で表示するための処理を行う表示用処理手段と、を備
えたことを特徴とする画像処理装置。1. A calculation processing means for performing a predetermined calculation processing on one or more image signals, a range setting means for setting a level range of interest for the data calculated by the calculation processing means, and the range. An image processing apparatus comprising: a display processing unit that performs processing for displaying a portion outside the attention level range and a portion inside the attention level range set by the setting unit by different display methods.
Priority Applications (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP04614694A JP3478504B2 (en) | 1993-03-19 | 1994-03-16 | Image processing device |
Applications Claiming Priority (3)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP6063293 | 1993-03-19 | ||
JP5-60632 | 1993-03-19 | ||
JP04614694A JP3478504B2 (en) | 1993-03-19 | 1994-03-16 | Image processing device |
Publications (2)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
JPH06319695A true JPH06319695A (en) | 1994-11-22 |
JP3478504B2 JP3478504B2 (en) | 2003-12-15 |
Family
ID=26386266
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
JP04614694A Expired - Fee Related JP3478504B2 (en) | 1993-03-19 | 1994-03-16 | Image processing device |
Country Status (1)
Country | Link |
---|---|
JP (1) | JP3478504B2 (en) |
Cited By (13)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JP2006102481A (en) * | 2004-09-08 | 2006-04-20 | Olympus Corp | Endoscope apparatus and fluorescence determining method using endoscope apparatus |
WO2011058973A1 (en) * | 2009-11-13 | 2011-05-19 | オリンパス株式会社 | Image processing device, electronic apparatus, endoscope system, and program |
WO2011058971A1 (en) * | 2009-11-13 | 2011-05-19 | オリンパス株式会社 | Image processing device, electronic apparatus, endoscope system, and program |
JP2012139482A (en) * | 2010-12-15 | 2012-07-26 | Fujifilm Corp | Endoscope system, processor of endoscope system, and image producing method |
JP2012143399A (en) * | 2011-01-12 | 2012-08-02 | Fujifilm Corp | Endoscope system, processor apparatus thereof, and image generating method |
JP2012147928A (en) * | 2011-01-19 | 2012-08-09 | Fujifilm Corp | Electronic endoscope system |
JP2013202189A (en) * | 2012-03-28 | 2013-10-07 | Fujifilm Corp | Endoscope system, processor device of endoscope system, endoscope moving image display method, and image processing program |
CN103654702A (en) * | 2012-09-26 | 2014-03-26 | 富士胶片株式会社 | Endoscope system and working control method thereof, and processor device |
JP2014064777A (en) * | 2012-09-26 | 2014-04-17 | Fujifilm Corp | Endoscope system, processor device for endoscope system, and display control method for endoscopic image |
EP2896363A1 (en) | 2014-01-20 | 2015-07-22 | Fujifilm Corporation | Processing of endoscopic oxygen saturation data |
JP2015228954A (en) * | 2014-06-04 | 2015-12-21 | ソニー株式会社 | Image processing device and image processing method |
WO2016174778A1 (en) * | 2015-04-30 | 2016-11-03 | オリンパス株式会社 | Imaging device, image processing device, and image processing method |
WO2016174775A1 (en) * | 2015-04-30 | 2016-11-03 | オリンパス株式会社 | Imaging device |
-
1994
- 1994-03-16 JP JP04614694A patent/JP3478504B2/en not_active Expired - Fee Related
Cited By (23)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JP2006102481A (en) * | 2004-09-08 | 2006-04-20 | Olympus Corp | Endoscope apparatus and fluorescence determining method using endoscope apparatus |
US9503692B2 (en) | 2009-11-13 | 2016-11-22 | Olympus Corporation | Image processing device, electronic apparatus, endoscope system, information storage device, and method of controlling image processing device |
WO2011058973A1 (en) * | 2009-11-13 | 2011-05-19 | オリンパス株式会社 | Image processing device, electronic apparatus, endoscope system, and program |
WO2011058971A1 (en) * | 2009-11-13 | 2011-05-19 | オリンパス株式会社 | Image processing device, electronic apparatus, endoscope system, and program |
JP2011104016A (en) * | 2009-11-13 | 2011-06-02 | Olympus Corp | Image processing device, electronic apparatus, endoscope system, and program |
JP2011104011A (en) * | 2009-11-13 | 2011-06-02 | Olympus Corp | Image processor, electronic apparatus, endoscope system and program |
CN102665527A (en) * | 2009-11-13 | 2012-09-12 | 奥林巴斯株式会社 | Image processing device, electronic apparatus, endoscope system, and program |
US9516282B2 (en) | 2009-11-13 | 2016-12-06 | Olympus Corporation | Image processing device, electronic apparatus, endoscope system, information storage device, and method of controlling image processing device |
JP2012139482A (en) * | 2010-12-15 | 2012-07-26 | Fujifilm Corp | Endoscope system, processor of endoscope system, and image producing method |
JP2012143399A (en) * | 2011-01-12 | 2012-08-02 | Fujifilm Corp | Endoscope system, processor apparatus thereof, and image generating method |
JP2012147928A (en) * | 2011-01-19 | 2012-08-09 | Fujifilm Corp | Electronic endoscope system |
JP2013202189A (en) * | 2012-03-28 | 2013-10-07 | Fujifilm Corp | Endoscope system, processor device of endoscope system, endoscope moving image display method, and image processing program |
CN103654702A (en) * | 2012-09-26 | 2014-03-26 | 富士胶片株式会社 | Endoscope system and working control method thereof, and processor device |
JP2014064777A (en) * | 2012-09-26 | 2014-04-17 | Fujifilm Corp | Endoscope system, processor device for endoscope system, and display control method for endoscopic image |
JP2014064778A (en) * | 2012-09-26 | 2014-04-17 | Fujifilm Corp | Endoscope system, processor device for endoscope system, and display control method for endoscopic image |
EP2896363A1 (en) | 2014-01-20 | 2015-07-22 | Fujifilm Corporation | Processing of endoscopic oxygen saturation data |
US9907493B2 (en) | 2014-01-20 | 2018-03-06 | Fujifilm Corporation | Endoscope system processor device, endoscope system, operation method for endoscope system processor device, and operation method for endoscope system |
JP2015228954A (en) * | 2014-06-04 | 2015-12-21 | ソニー株式会社 | Image processing device and image processing method |
US10694933B2 (en) | 2014-06-04 | 2020-06-30 | Sony Corporation | Image processing apparatus and image processing method for image display including determining position of superimposed zoomed image |
WO2016174778A1 (en) * | 2015-04-30 | 2016-11-03 | オリンパス株式会社 | Imaging device, image processing device, and image processing method |
WO2016174775A1 (en) * | 2015-04-30 | 2016-11-03 | オリンパス株式会社 | Imaging device |
JPWO2016174775A1 (en) * | 2015-04-30 | 2018-02-22 | オリンパス株式会社 | Imaging device |
JPWO2016174778A1 (en) * | 2015-04-30 | 2018-02-22 | オリンパス株式会社 | Imaging apparatus, image processing apparatus, and image processing method |
Also Published As
Publication number | Publication date |
---|---|
JP3478504B2 (en) | 2003-12-15 |
Similar Documents
Publication | Publication Date | Title |
---|---|---|
JP3228627B2 (en) | Endoscope image processing device | |
JP2807487B2 (en) | Endoscope device | |
US5512940A (en) | Image processing apparatus, endoscope image sensing and processing apparatus, and image processing method for performing different displays depending upon subject quantity | |
JP4409523B2 (en) | Biological observation device | |
KR100953788B1 (en) | Biometric instrument | |
US6293911B1 (en) | Fluorescent endoscope system enabling simultaneous normal light observation and fluorescence observation in infrared spectrum | |
US7179222B2 (en) | Fluorescent endoscope system enabling simultaneous achievement of normal light observation based on reflected light and fluorescence observation based on light with wavelengths in infrared spectrum | |
US5956416A (en) | Endoscope image processing apparatus | |
JP3607857B2 (en) | Endoscope device | |
US8419628B2 (en) | Endoscope system and endoscopic image processing apparatus | |
JP7021183B2 (en) | Endoscope system, processor device, and how to operate the endoscope system | |
JP3983947B2 (en) | Fluorescent image display method and apparatus | |
WO2010122884A1 (en) | Fluorescence image device and fluorescence image acquiring method | |
JP3478504B2 (en) | Image processing device | |
JPH0584218A (en) | Endoscope device | |
JP5385188B2 (en) | Electronic endoscope system | |
KR20040069332A (en) | Endoscope image processing apparatus | |
JP2810717B2 (en) | Endoscope for fluorescence observation | |
WO2018155560A1 (en) | Endoscope system, processor device, and operation method for endoscope system | |
JP2978053B2 (en) | Biological imaging device and blood information calculation processing circuit | |
JP2660009B2 (en) | Endoscope device | |
US12020420B2 (en) | Endoscope system, method for activating endoscope system, and image processing apparatus | |
JP3315188B2 (en) | Endoscope device | |
JP2761238B2 (en) | Endoscope device | |
JP2005296200A (en) | Image processor for endoscope |
Legal Events
Date | Code | Title | Description |
---|---|---|---|
A01 | Written decision to grant a patent or to grant a registration (utility model) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A01 Effective date: 20030917 |
|
FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20071003 Year of fee payment: 4 |
|
FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20081003 Year of fee payment: 5 |
|
FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20091003 Year of fee payment: 6 |
|
FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20101003 Year of fee payment: 7 |
|
FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20101003 Year of fee payment: 7 |
|
FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20111003 Year of fee payment: 8 |
|
LAPS | Cancellation because of no payment of annual fees |