JPH06335451A - 内視鏡用画像処理装置 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 【目的】 生体機能情報に基づいて診断に適した特徴を
備えた内視鏡画像を得ることのできる内視鏡用画像処理
装置を提供すること。 【構成】 内視鏡画像に対応する色信号Ｒ，Ｇ，Ｂは逆
γ補正回路４６を経てＩＨｂ算出部４８に入力され、Ｉ
Ｈｂの濃度分布データと、濃度の平均値＜ＩＨｂ＞が求
められる。濃度分布データは平均値＜ＩＨｂ＞からのず
れ量に対し、強調部４９によってＩＨｂが強調された濃
度分布データが生成される。その後、強調された濃度分
布データは変換部４７によって、色信号におけるＩＨｂ
が平均値からのずれ量が強調された色信号に変換され
る。この色信号はγ補正回路５０により、γ特性を有す
る色信号Ｒ′，Ｇ′，Ｂ′として出力される。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【産業上の利用分野】本発明は色素量算出手段で算出し
た色素濃度分布の信号に基づき、可視領域で撮像された
内視鏡画像を強調して通常の内視鏡画像の特徴と色素濃
度分布の特徴を備えた内視鏡画像を得る画像処理を行う
内視鏡用画像処理装置に関する。

【０００２】

【従来の技術】近年、切開することなく、患者の体腔内
部を観察したり、必要に応じて処置具を使用することに
より治療処置等をすることのできる内視鏡が医療分野で
広く用いられるようになった。また、内視鏡により得ら
れた内視鏡画像に対し、画像処理することにより、正常
部位であるか病変部位であるかを識別し易くする等のた
めに画像処理が施されることがある。

【０００３】内視鏡画像に対し、画像処理する先行例と
しては、特開昭６２−２６６０２８号公報のようにＲＧ
Ｂ画像を色相、彩度、明度に変換した後、それぞれのパ
ラメータに対して強調処理を行う方法や、特開昭６３−
５４１４４号公報のように色相、明度、彩度のヒストグ
ラムを引き延ばしたり移動したりする方法とか、特公平
５−３２９５号公報のようにヘモグロビン量を算出し、
画像化する方法などがあった。

【０００４】また、特開平２−２２４６３５号公報のよ
うに色分離された画像間の差分をとり、その情報を基に
強調する処理が行われていた。

【０００５】

【発明が解決しようとする課題】しかしながら、特開昭
６２−２６６０２８号公報や、特開昭６３−５４１４４
号公報のような処理方法は、人間の視覚にマッチした強
調処理を目的としているため、例えば色彩強調を行った
場合、微妙な色彩の変化を全て強調してしまうため、コ
ントラストが強すぎ、長時間観察を行うには不適当な画
像であった。

【０００６】また、特公平５−３２９５号公報のような
ヘモグロビン量を画像化する方法では、通常の可視領域
で撮像された内視鏡画像との対比が必要になる。つま
り、この公報による画像では、患部等の輪郭とか立体的
構造が分からない２次元的模様状の画像になるので、通
常の内視鏡画像との対比により、患部等の位置とか形状
の確認等を行うことが必要不可欠になる。この場合、両
画像を同時に表示できないと、位置とか形状の確認等が
困難になるなどの欠点がある。

【０００７】一方、特開平２−２２４６３５号公報のよ
うな処理方法では、生体機能情報と、通常の内視鏡画像
との特徴を備えた画像が得られる可能性を全く否定でき
ないものの、診断に適した特徴を備えた画像を得ること
は非常に困難になる。

【０００８】つまり、この公報では例えばヘモグロビン
量にほぼ比例する差分信号と色信号との乗算を行うこと
に画像強調するので、通常の内視鏡画像の特徴がヘモグ
ロビン量により大きく、変形されてしまうことになる場
合が多い。従って、例えば患部等が目立つように色を変
えることができるが、正常な部位も色調が変わってしま
うので、患部等の注目したい部分を把握することが困難
になり、診断に適した特徴を備えた画像とはならない。

【０００９】一般的には正常な部位（正常部位と記す）
の状態に対して、僅かに異なるような特徴を備えた病変
初期の部位（病変初期部位と記す）を検出し易いような
画像が診断に適した特徴を備えた画像となる。この場
合、正常部位は通常の内視鏡画像の色調と殆ど変化しな
い特徴も備えていることが、病変初期部位等を簡単に識
別するために望まれる。

【００１０】つまり、大部分の部位に対しては通常の内
視鏡画像の色調を備え、且つ病変部位が目立つような特
徴を備えた画像が確実に得られる画像処理を行う画像処
理装置が診断に適したものとなる。

【００１１】このため、上記公報の先行技術に対して
は、両画像の特徴を備え、診断に適した画像を確実に得
られるように改善する必要がある。

【００１２】本発明は上述した点に鑑みてなされたもの
で、ヘモグロビン色素等の生体機能情報に基づいて診断
に適した特徴を備えた内視鏡画像を得ることのできる内
視鏡用画像処理装置を提供することを目的とする。

【００１３】

【問題点を解決する手段及び作用】本発明は被写体像を
画像化する画像化手段と、前記画像化手段により得られ
た画像より少なくとも１つの色素量の分布を求める色素
量分布算出手段と、前記色素量を基準値からのずれ量を
拡大した色素量で置換した後、置換した色素量を備えた
内視鏡画像に変換することにより画像の強調を行う強調
手段とを備え、基準値より高い値についてはより高い色
素量に置き換え、基準値より低い値についてはより低い
色素量に置換し、その後、内視鏡画像に戻して画像強調
された内視鏡画像を得ることにより、通常の内視鏡画像
の特徴を備え、病変部が際立つように強調された特徴の
内視鏡画像が得られる。

【００１４】

【実施例】以下、図面を参照して本発明の実施例を説明
する。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、このビデオプロセッサ４
に接続され、画像処理すると共に、画像のファイリング
をする画像ファイリング装置５とから構成され、この画
像ファイリング装置５はビデオプロセッサ３から出力さ
れる画像信号に対し、強調処理する画像強調ユニット６
を内蔵している。

【００１５】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。

【００１６】上記挿入部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。

【００１７】図２に示すように、前記先端部１２におけ
る照明窓及び観察窓には、照明レンズ１６と対物光学系
１７とがそれぞれ取り付けてある。照明レンズ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、前記挿入部７、
操作部８、ユニバーサルコード９内を挿通され、前記コ
ネクタ１１に接続されている。

【００１８】そして、このコネクタ１１を前記ビデオプ
ロセッサ３に接続する事により、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、前記ライ
トガイド１８の入射端に入力されるようになっている。
光源装置３Ａは、ランプ１９と、このランプ１９の照明
光路中に配設され、モータ２０によって回転される回転
フィルタ２１、及びこの回転フィルタ２１とランプ１９
とを備えている。

【００１９】ランプ１９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。回転フィルタ２１には、
それぞれ、互いに異なる波長領域の光を透過する色透過
フィルタ２１ａ，２１ｂ，２１ｃが周方向に沿って配列
されている。この回転フィルタ２１の色透過フィルタ２
１ａ，２１ｂ，２１ｃの特性は、それぞれ図３に示した
Ｒ，Ｇ，Ｂの各波長域を通す特性に設定してある。

【００２０】ランプ１９から出射された光は、前記回転
フィルタ２１により、各波長領域に時系列的に分離され
て、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。この照明光は、ライトガイド１８によって先端
部１２に導かれて先端面の照明窓に取り付けた照明レン
ズ１６を通って被検査部位４５等の被写体を照射できる
ようになっている。

【００２１】一方、前記対物光学系１７の結像位置に
は、固体撮像素子として、例えば、ＣＣＤ２３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、対物光学系１７によってＣＣＤ２３の光
電変換面に結像され、このＣＣＤ２３により電気信号に
変換される。このＣＣＤ２３からの画像信号は、信号処
理回路３Ｂ内に入力され、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２４に入力
されるようになっている。

【００２２】このアンプ２４の出力電気信号は、γ補正
回路２５でγ補正された後、Ａ／Ｄコンバータ２６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２
７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２７によって、Ｒ，Ｇ，Ｂの各色信号
に分離されて、メモリ部２８に入力される。

【００２３】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２８のＲ，Ｇ，Ｂメ
モリ２８ｒ，２８ｇ，２８ｂに記憶されるようになって
いる。各メモリ２８ｒ，２８ｇ，２８ｂから読み出され
た色信号Ｒ，Ｇ，Ｂは、それぞれ、Ｄ／Ａコンバータ部
２９のＤ／Ａコンバータ２９ｒ，２９ｇ，２９ｂでアナ
ログの３原色信号Ｒ，Ｇ，Ｂに変換され、スイッチＳＷ
を経てＲ，Ｇ，Ｂの信号出力端からモニタ４に出力され
るようになっている。

【００２４】また、３色原信号Ｒ，Ｇ，Ｂと共に、同期
信号発生回路３０からの同期信号Ｓが、同期信号出力端
から出力されるようになっている。そして、３原色信号
Ｒ，Ｇ，Ｂ及び同期信号ＳがスイッチＳＷ１を経てモニ
タ４に出力される。また、３原色信号Ｒ，Ｇ，Ｂ及び同
期信号Ｓは画像ファイリング装置５内のスイッチＳＷ２
を経て画像記録／再生ユニット５Ａに入力されるように
なっている。

【００２５】また、信号処理回路３Ｂには制御信号発生
部３１が設けられ、この制御信号発生部３１はＡ／Ｄコ
ンバータ２６の変換、セレクタ２７の切換え、メモリ２
８ｒ，２８ｇ，２８ｂの書き込み／読み出し、Ｄ／Ａコ
ンバータ２９ｒ，２９ｇ，２９ｂの変換等に対するタイ
ミングの制御を行う制御信号の他に、同期信号発生回路
３０及びモータ２０にもそれぞれ制御信号を送り出して
いる。

【００２６】画像ファイリング装置５ではフロントパネ
ル５Ｂのキーボード部５Ｃから記録する場合のファイル
名等を入力することにより、指定したファイル名で内視
鏡画像データが記録／再生ユニット５Ａに記録される。
また、再生を指示する場合には、キーボード部５Ｃから
ファイル名を入力すると、指定されたファイル名の内視
鏡画像データが読み出されて画像強調ユニット６に入力
される。画像強調ユニット６で画像強調を行う場合に
は、フロントパネル５Ｂのキーボード部５Ｃとか選択ス
イッチ部５Ｄからさらに強調量の指示を行う。この指示
を行わないで、予め設定された既定値で強調を行うよう
にもできる。

【００２７】画像強調ユニット６によって、図６に示す
ような強調処理が行われて、この強調処理された内視鏡
画像データはスイッチＳＷ２を経て画像記録／再生ユニ
ット５Ａに記録したり、ビデオプロセッサ３のスイッチ
ＳＷ１を介してモニタ４に出力し、強調処理された内視
鏡画像を表示することができる。

【００２８】画像強調ユニット６は同期信号に同期して
入力される３原色信号Ｒ，Ｇ，Ｂに対し、色素量として
のヘモグロビン量（ＩＨｂと略記）の分布を算出する。
つまり、ヘモグロビン濃度の分布を算出し、この濃度を
強調処理した後、３原色信号Ｒ′，Ｇ′，Ｂ′に変換し
てヘモグロビン量で強調処理されたビデオ信号として同
期信号Ｓと共に、出力端から出力する。

【００２９】強調処理された３原色信号Ｒ′，Ｇ′，
Ｂ′は画像記録／再生ユニット５Ａで記録されると共
に、スイッチＳＷ１の接点ｂを経てモニタ４に出力され
る。モニタ４はスイッチＳＷ１の選択により、強調処理
されてないビデオ信号と強調処理されたビデオ信号との
一方が入力され、入力されたビデオ信号により対応する
未強調の又は強調された内視鏡画像が表示される。

【００３０】図４は画像強調ユニット６の構成をブロッ
ク図で示す。図４に示すように、図４は画像強調ユニッ
ト６の構成をブロック図で示す。図４に示すように、画
像強調ユニット６内には、画像記録／再生ユニット５Ａ
より送られてくる３原色信号Ｒ，Ｇ，Ｂをディジタル信
号に変換するＡ／Ｄコンバータ３２ａ〜３２ｃが設けら
れている。コントローラ４０は入力される同期信号Ｓに
同期してＡ／Ｄコンバータ３２ａ〜３２ｃによる３原色
信号Ｒ，Ｇ，Ｂの取り込等を制御する。

【００３１】ディジタル信号に変換された３原色信号
Ｒ，Ｇ，Ｂは後段に設けられたルックアップテーブル
（以下、ＬＵＴと略記）３３ａ〜３３ｃで逆γ補正変換
が行われ、ＬＵＴ３４ａ〜３４ｃにおいて対数変換され
る。これらＬＵＴ３４ａ〜３４ｃの後段にはヘモグロビ
ン量を計算するマトリクス回路３５が設けられており、
さらに後段にはＲＯＭ３６と平均値算出回路３７が設け
られている。

【００３２】平均値算出回路３７を通った信号はＲＯＭ
３６へ転送され、強調係数が算出される。ＲＯＭ３６を
通った信号は、フロントパネル５Ｃを介して術者の選択
により決定される重み付け係数のデータＷＤによって強
調量を調節するためのＲＯＭ３８へ転送される。術者は
フロントパネル５Ｃの選択スイッチ部５Ｄ等を操作する
ことによってこの重み付け係数ＷＤを可変設定すること
により、術者の好みの強調の程度、色調に設定できるよ
うにしてある。

【００３３】ＲＯＭ３８の後段に設けられた強調画像変
換用のＲＯＭ３９ａ〜３９ｃにはＬＵＴ３３ａ〜３３ｃ
より送られてくる信号線がタイミング調整用フレームメ
モリ４１を介して接続されている。この後段にはＤ／Ａ
コンバータ４２ａ〜４２ｃが接続され、Ｄ／Ａ変換され
たアナログ信号は画像ファイリング装置５内の画像記録
／再生ユニット５Ａに出力されると共に、ビデオプロセ
ッサ３内のスイッチＳＷ１を経てモニタ４に出力され
る。

【００３４】図４に示す画像強調ユニット４の概略の構
成は図５のようになる。色信号Ｒ，Ｇ，Ｂは逆γ補正回
路４６でリニアな特性の色信号に変換された後、変換部
４７に入力されると共に、ＩＨｂ算出部４８に入力され
る。このＩＨｂ算出部４８はリニアな特性の色信号から
各画素ごとのＩＨｂを算出する。

【００３５】つまり、ＩＨｂの濃度分布データを算出す
る。また、濃度の平均値＜ＩＨｂ＞を求める。この濃度
分布データは平均値＜ＩＨｂ＞からのずれ量に対し、強
調部４９によってＩＨｂが強調された濃度分布データが
生成される。その後、強調された濃度分布データは変換
部４７によって、色信号におけるＩＨｂが平均値からの
ずれ量が強調された色信号に変換される。この色信号は
γ補正回路５０により、γ特性を有する色信号Ｒ′，
Ｇ′，Ｂ′として出力される。 強調部４９は強調量設
定部４９Ａからの強調量設定データに応じた強調を行
う。

【００３６】この実施例では、図５に示すように原画像
からＩＨｂの濃度分布データを算出した後、算出された
ＩＨｂの濃度分布データで直接、原画像を強調するので
はなく、ＩＨｂの濃度分布を強調（ＩＨｂの平均値から
のずれに対する濃度分布の強調）を行った後、強調され
たＩＨｂの濃度分布を有するように原画像に変換（原画
像のＩＨｂを強調されたＩＨｂに置換）し、結果的に原
画像に対し、ＩＨｂの濃度分布が平均値からのずれ量で
強調された画像を生成或は算出するようにしていること
が特徴になる。

【００３７】従って、この処理から分かるようにこの実
施例により得られる内視鏡画像は、ＩＨｂの平均値を持
つ大部分の正常部位に対しては通常の内視鏡画像（Ｒ，
Ｇ，Ｂの可視領域で撮像された内視鏡画像）の特徴を有
すると共に、ＩＨｂが平均値からずれた色素量部分（正
常でない可能性の高い部分）が際立つようなＩＨｂの濃
度分布を有する特徴を備えた強調画像が得られることに
なる。

【００３８】次にこの第１実施例を備えた内視鏡装置１
の作用を以下に説明する。まず、図１に示すように電子
内視鏡２、ビデオプロセッサ３、モニタ４及び画像ファ
イリング装置５を接続し、電子内視鏡２の挿入部７を生
体４４内に挿入し、患部等の被検査部位４５を観察でき
る位置に設定する。この状態では図２に示す光源装置３
ＡからＲ，Ｇ，Ｂの各可視の波長域の照明光が電子内視
鏡２のライトガイド１８の手元側端面に供給され、照明
光は伝送されて先端部１２側の端面から前方に出射さ
れ、被検査部位４５をＲ，Ｇ，Ｂの各光で順次照明す
る。

【００３９】照明された被検査部位４５は観察窓に取り
付けた対物光学系１７によってＣＣＤ２３の光電変換面
に結像され、ＣＣＤ２３から光電変換された画像信号、
つまり内視鏡画像に対応する画像信号がビデオプロセッ
サ３の信号処理回路３Ｂに出力される。この信号処理回
路３Ｂにより、標準的な映像信号を生成する処理が行わ
れ、３原色信号Ｒ，Ｇ，Ｂが生成される。

【００４０】３原色信号Ｒ，Ｇ，ＢはスイッチＳＷが接
点ａ側に設定された場合には、可視領域で撮像された内
視鏡画像が表示される。また、３原色信号Ｒ，Ｇ，Ｂは
画像ファイリング装置５の画像記録／再生ユニット５Ａ
に入力され、可視領域で撮像された内視鏡画像データが
記録される。

【００４１】画像記録／再生ユニット５Ａに記録された
内視鏡画像データに対して、再生を指示し、かつ強調処
理が指示された場合には画像強調ユニット６に入力さ
れ、図６に示すような処理が行われる。

【００４２】ステップＳ１に示すようにパラメータの設
定を行う。この場合、フロントパネル５Ｂのキーボード
部５Ｃから再生及び強調処理する画像データのファイル
名の入力、選択スイッチ部５Ｄ等をＯＮ／ＯＦＦ或はキ
ーボード部５Ｃから強調の重み係数ＷＤの指定など、強
調処理に必要なデータを入力する。次に、ステップＳ２
に示すように指定されたＲＧＢ画像データが画像強調ユ
ニット６に入力される。つまり、入力されたファイル名
の画像データが画像記録／再生ユニット５Ａから画像強
調ユニット６に読み込まれる。

【００４３】読み込まれた画像データは、モニタ４の入
出力特性をリニアにするためのγ補正がかけられている
ので、ステップＳ３に示すように逆γ補正を行い、画像
データをリニアなデータにする。

【００４４】その後、ステップＳ４に示すようにヘモグ
ロビン量（ＩＨｂ）の算出を行う。生体組織の機能情報
であるヘモグロビン量を画素ごとに算出する。従って、
ＲＧＢ画像におけるＩＨｂの濃度分布が算出される。そ
してステップＳ５に示すように、１画面分のヘモグロビ
ン量の平均値を有効画素について求め、画素ごとに新た
なヘモグロビン量を平均値を基準にして決定する。

【００４５】ヘモグロビン量の平均値などの基準値を算
出する場合には、例えばヘモグロビン量を正確に算出で
きないと思われる部分（ハレーション、暗部、染色部、
鉗子等の生体以外の異物）を除いて算出する。また、始
めに入力された強調の重み係数ＷＤと平均値を用いてス
テップＳ６に示すようにＩＨｂから強調されたＩＨｂ′
を算出する処理、つまり強調されたＩＨｂ′濃度分布に
変換するデータ変換の処理を行う。

【００４６】この強調されたＩＨｂ′を算出した後、ス
テップＳ７に示すようにＩＨｂ′を用いてＲＧＢ画像デ
ータに戻す強調画像の作成処理を行う。つまり、逆γ補
正された画像データに対し、ヘモグロビン量の平均値か
らずれるヘモグロビン量が強調された画像データを作成
する。

【００４７】この強調された画像データに対し、さらに
ステップＳ８に示すようにγ補正を行い、ステップＳ９
に示すように画像データを画像ファイルとして出力す
る。この画像ファイルは画像記録／再生ユニット５Ａに
記録したり、モニタ４などの表示装置に出力される。

【００４８】ここで、ヘモグロビン量の算出方法及び平
均値算出方法（図６のステップＳ４及びＳ５）につい
て、図７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、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ものとする。
Ｒ（ｉ,ｊ）は位置（ｉ,ｊ）におけるＲ信号の輝度レベ
ル、Ｇ（ｉ,ｊ）は位置（ｉ,ｊ）におけるＧ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。ＡＶＧＩＨｂは１
画面分のヘモグロビン量の平均値を表すものとする。

【００４９】まず始めに、ステップＳ１１に示すような
初期設定を行う。Ｘ方向の位置を示す変数ｉと、Ｙ方向
の位置を示す変数ｊと、ＡＶＧＩＨｂを初期化（０を代
入）する。ついで、以下のステップＳ１２〜Ｓ１９によ
り各画素のヘモグロビン量を算出する処理を行う。

【００５０】（１）ＩＨｂ（ｉ,ｊ）へ、Ｒ（ｉ,ｊ）と
Ｇ（ｉ,ｊ）の対数比に係数３２を掛けたものを代入す
る（ステップＳ１２）。

【００５１】（２）ＡＶＧＩＨｂ＝ＡＶＧＩＨｂ＋ＩＨ
ｂ（ｉ,ｊ）を実行する（ステップＳ１３）。 （３）ｉを１カウントアップする（ステップＳ１４）。

【００５２】（４）ｉ≧Ｘか否かを判断し（ステップＳ
１５）、ｉ＜Ｘならば（１）の処理に戻り、ｉ≧Ｘなら
ば（５）を実行する。 （５）ｊを１カウントアップする（ステップＳ１６）。

【００５３】（６）ｊ≧Ｙか否かを判断し（ステップＳ
１７）、ｊ＜Ｙならばｉ＝０のステップＳ１８を経て
（１）の処理に戻り、ｊ≧Ｙならば（７）を実行する。 （７）ＡＶＧＩＨｂ＝ＡＶＧＩＨｂ／（Ｘ＋Ｙ）を実行
する（ステップＳ１９）◎。

【００５４】以上のステップによりヘモグロビン量の算
出及び平均値の算出が行われる。

【００５５】次に、強調画像作成方法について、図８の
フローチャートを用いて説明する。ＩＨｂ′（ｉ,ｊ）
は位置（ｉ,ｊ）における新たに決定されたヘモグロビ
ン量を表すとし、εr,εg,εbはそれぞれＲ、Ｇ、Ｂフ
ィルタ帯域におけるヘモグロビンの吸光係数を表すと
し、αr（ｉ,ｊ）、αg（ｉ,ｊ）、αb（ｉ,ｊ）はそれ
ぞれ位置（ｉ,ｊ）におけるＲ、Ｇ、Ｂ画像の強調係数
とする。

【００５６】また、Ｒ′（ｉ,ｊ）、Ｇ′（ｉ,ｊ）、
Ｂ′（ｉ,ｊ）はそれぞれ新たに決定される位置（ｉ,
ｊ）におけるＲ、Ｇ、Ｂの輝度レベルである。強調画像
作成処理は、以下のステップにより行われる。

【００５７】（１）ｉ＝０，ｊ＝０の初期化を行う（ス
テップＳ２１）。 （２）ＩＨｂ′（ｉ,ｊ）を計算する（ステップＳ２
２）。詳しくは後に述べる。

【００５８】（３） αr（ｉ,ｊ）＝εr・（ＩＨｂ
（ｉ,ｊ）−ＩＨｂ′（ｉ,ｊ））／（εg−εr） αg（ｉ,ｊ）＝εg・（ＩＨｂ（ｉ,ｊ）−ＩＨｂ′
（ｉ,ｊ））／（εg−εr） αb（ｉ,ｊ）＝εb・（ＩＨｂ（ｉ,ｊ）−ＩＨｂ′
（ｉ,ｊ））／（εg−εr） を実行する（ステップＳ２３）。

【００５９】（４） Ｒ′（ｉ,ｊ）＝Ｒ（ｉ,ｊ）・１
０＾（αr（ｉ,ｊ）） Ｇ′（ｉ,ｊ）＝Ｇ（ｉ,ｊ）・１０＾（αg（ｉ,ｊ）） Ｂ′（ｉ,ｊ）＝Ｂ（ｉ,ｊ）・１０＾（αb（ｉ,ｊ）） を実行する（ステップＳ２４）。

【００６０】（５）ｉを１カウントアップする（ステッ
プＳ２５）。 （６） ｉ≧Ｘか否かを判断し（ステップＳ２６）、ｉ
＜Ｘならば（１）の処理に戻り、ｉ≧Ｘならば（７）の
処理を実行する。 （７）ｊを１カウントアップする（ステップＳ２７）。

【００６１】（８）ｊ≧Ｙか否かを判断し（ステップＳ
２８）、ｊ＜Ｙならばｉ＝０のステップＳ２９を経て
（２）の処理に戻り、ｊ≧Ｙならば次処理へ進む。 以上のステップにより、ヘモグロビン量に応じて強調処
理された強調処理画像データが作成される。ここで、以
上のステップの処理に用いられた式について述べる。こ
れらの式は全てランバートベールの法則より導き出され
る。

【００６２】Ｉ0を照射光量、ｌを光路長、ｃ（ｉ,
ｊ）、ｃ′（ｉ,ｊ）を位置（ｉ,ｊ）におけるヘモグロ
ビン濃度、Ａsを散乱などの補正項とし、生体のヘモグ
ロビン濃度ｃ（ｉ，ｊ）からｃ′（ｉ，ｊ）に変化した
場合にＲ（ｉ,ｊ）はＲ′（ｉ,ｊ）に変化するとして、
ランバートベールの法則より、 Ｌｏｇ（Ｉ0／Ｒ（ｉ,ｊ））＝εr・ｌ・ｃ（ｉ,ｊ）＋Ａs ・・・(1) Ｌｏｇ（Ｉ0／Ｒ′（ｉ,ｊ））＝εr・ｌ・ｃ′（ｉ,ｊ）＋Ａs ・・・(2) を得る。

【００６３】以上の(1)、(2)式より、 Ｒ′（ｉ,ｊ）＝Ｒ（ｉ,ｊ）・１０＾（εr・ｌ・（ｃ（ｉ,ｊ）−ｃ′（ｉ,ｊ ））） ・・・(3) となり、(3)式が得られる。

【００６４】ここで、 ＩＨｂ（ｉ,ｊ）＝（εg−εr）・ｌ・ｃ（ｉ,ｊ） ・・・(4) ＩＨｂ′（ｉ,ｊ）＝（εg−εr）・ｌ・ｃ′（ｉ,ｊ） ・・・(5) であるから、(4)、(5)式より、 Ｒ′（ｉ,ｊ）＝Ｒ（ｉ,ｊ）・１０＾（εr・（ＩＨｂ（ｉ,ｊ）−ＩＨｂ′（ ｉ,ｊ））／（εg−εr）） ・・・(6) が得られる。

【００６５】(6)式と同様にして、 Ｇ′（ｉ,ｊ）＝Ｇ（ｉ,ｊ）・１０＾（εg・（ＩＨｂ（ｉ,ｊ）−ＩＨｂ′（ｉ ,ｊ））／（εg−εr）） ・・・(7) Ｂ′（ｉ,ｊ）＝Ｂ（ｉ,ｊ）・１０＾（εb・（ＩＨｂ（ｉ,ｊ）−ＩＨｂ′（ ｉ,ｊ））／（εg−εr）） ・・・(8) が得られる。

【００６６】この様にして、新たにヘモグロビン量ＩＨ
ｂ′を決定すれば、原画像においてヘモグロビン量ＩＨ
ｂ（ｉ,ｊ）をＩＨｂ′（ｉ,ｊ）へ変換した画像が得ら
れる。すなわち、新たに決定された画像より位置（ｉ,
ｊ）におけるヘモグロビン量を計算すれば、ＩＨｂ′
（ｉ,ｊ）が得られる事になる。

【００６７】また、ヘモグロビン量ＩＨｂ′（ｉ,ｊ）
を決定する方法として、画像内ヘモグロビンの平均値Ａ
ＶＧＩＨｂより値の大きい画素をさらに大きな値のヘモ
グロビン量に、ＡＶＧＩＨｂより値の小さい画素をさら
に小さい値のヘモグロビン量に変換する。Ｋを可変可能
な係数とすれば、 ＩＨｂ′（ｉ,ｊ）＝（ＩＨｂ（ｉ,ｊ）−ＡＶＧＩＨｂ）・Ｋ＋ＡＶＧＩＨｂ ・・・(9) となる。

【００６８】ここでは基準値として平均値を用いたが、
事前に実験などで生体組織におけるヘモグロビン量をデ
ータ取りした結果などの固定値を用いても良い。また、
ＩＨｂ′（ｉ,ｊ）を全て原画像のヘモグロビン量より
大きくなるように設定しても良い。

【００６９】次に図４の構成を参照して画像強調の作用
を説明する。画像記録／再生ユニット５Ａより送られて
きた信号はＡ／Ｄコンバータ３２ａ〜３２ｃにてディジ
タル信号に変換する。ディジタル信号に変換されたＲＧ
Ｂ信号は、ＬＵＴ３３ａ〜３３ｃにより逆γ補正変換が
行われ、フレームメモリ４１及びＬＵＴ３４ａ〜３４ｃ
へ送られる。

【００７０】ＬＵＴ３４ａ〜３４ｃでは、図７のヘモグ
ロビン算出処理におけるステップＳ１２を行う前処理と
なる対数変換を行う。色信号Ｒ，Ｇ，Ｂがそれぞれ対数
変換された後、マトリクス回路３５にて図７のヘモグロ
ビン算出処理におけるステップＳ１２に相当する処理
（又は図６のステップＳ４）を行い、ヘモグロビン量Ｉ
Ｈｂを算出する。

【００７１】算出された色素量は平均値算出回路３７へ
送られ、この平均値算出回路３７において、図７におけ
るステップＳ１９に相当する処理を行い、ヘモグロビン
量の平均値ＡＶＧＩＨｂデータを算出する。算出された
ＡＶＧＩＨｂデータとマトリクス回路３５から出力され
る色素量データはＲＯＭ３６に送られ、このＲＯＭ３６
では色素量とＡＶＧＩＨｂデータをもとにして、図６に
おけるステップＳ６の強調処理、つまり強調処理された
ＩＨｂ′（又は図８のステップＳ２２）を算出するＩＨ
ｂ変換処理を行う。

【００７２】このＲＯＭ３６で算出されたＩＨｂ′は、
ＲＯＭ３８により図８のステップＳ２３に相当するデー
タ変換を行い、ＲＯＭ３９ａ〜３９ｃへ転送する。ＲＯ
Ｍ３９ａ〜３９ｃでは、フレームメモリ４１により、タ
イミング調整されたＲＧＢ信号と、ＲＯＭ３８により算
出されたαa、αb、αcより、図６のステップＳ７又は
図８のステップＳ２４に相当するデータ変換を行う。

【００７３】また、このＲＯＭ３９ａ〜３９ｃにて、γ
補正も行われる。ここで作成されたＲ′Ｇ′Ｂ′画像信
号は、Ｄ／Ａコンバータ４２ａ〜４２ｃにてアナログ信
号に変換されたのち、ファイリング部５Ａで記録される
と共に、ビデオプロセッサ３内のスイッチＳＷ１の接点
ｂを経てモニタ４に表示される。また、本実施例ではＲ
ＯＭやマトリクス回路を用いてデータ変換を行っている
が、ＲＯＭやマトリクス回路の代わりにフィールドプロ
グラマブルゲートアレイなどを用いて処理を行っても良
い。

【００７４】本実施例によれば、血液の多い部分はより
血液が多いように、血液の少ない部分はより血液の少な
いように表示する事が可能であるので、血管部や病変部
のような血流状態が周辺粘膜から変化している部位など
の強調がより効果的に、且つ自然に表現する事が可能で
ある。

【００７５】さらに説明すると以下のようなメリットを
有する。この実施例では可視領域で撮像された内視鏡画
像に対し、ＩＨｂの濃度分布を算出すると共に、その平
均値を算出し、各ＩＨｂを平均値からのずれ量で拡大す
るように各ＩＨｂを置換した内視鏡画像に変換する強調
処理を行うようにしているので、平均値からＩＨｂが僅
かにずれる発赤等の初期状態の病変部が平均値部分（つ
まり大部分の正常部位部分）から色調が目立つような画
像になる。このため、病変部分を初期の段階で識別で
き、術者が病変部を見落とす可能性を少なくできるし、
病変部の発見が容易になるので、術者の負担を軽減でき
る。

【００７６】さらに、病変部分を初期の段階で識別でき
るので、治療も容易になる。また、平均値部分は強調さ
れないので、平均値部分に相当する正常部位部分は通常
の可視領域で撮像された色調と同じであるので、違和感
のない診断に適した強調内視鏡画像を得られる。また、
立体感のある画像であるので、通常の内視鏡画像との対
比は必要不可欠でない。

【００７７】つまり、通常の内視鏡画像に対し、正常部
位のＩＨｂから変化したＩＨｂを有する部分のみが強調
され、その他は通常の内視鏡画像の特徴を備えた画像を
得ることができる。従って、通常の内視鏡画像と対比す
ることをしなくても、強調処理された画像のみからで
も、病変部位を識別できるメリットを有し、診断する場
合に非常に有効な画像を提供できる。

【００７８】また、この第１実施例では通常の可視で撮
像された内視鏡画像からＩＨｂを算出して上述のメリッ
トを有する画像が得られるメリットもある。つまり、特
殊な波長領域で撮像された画像を使用していないので、
既存の内視鏡画像記録装置等に既に記録されている内視
鏡画像に対しても、画像強調ユニット６を付加すること
により、上述したメリットを有し、診断に適した強調画
像を得ることが可能である。従って、ドクタに対し、適
用範囲の広い診断補助デバイスを提供できることにな
る。

【００７９】ところで、上記実施例においては、染色色
素などの影響がない画像についての実施例であるが、メ
チレンブルーなどの染色色素によって染色された部分の
画像についてはヘモグロビン量ＩＨｂ＝０になるように
設定されているため、ＩＨｂの存在しない部分と同様の
強調係数で強調される。

【００８０】さらに、強調したヘモグロビン量が０に収
束するような変換式を用いても良い。また、メチレンブ
ルーなどで染色された部分のヘモグロビン量ＩＨｂは負
の値になるのでそのまま強調処理を行えば染色について
も強調された画像が得られる。また、上記第１実施例に
おいては、ヘモグロビンのＧとＢの波長領域における吸
光係数を別にして計算を行っているが、簡易的に同じ吸
光係数として計算を行っても良い。

【００８１】上述のように第１実施例によれば、血液の
多い部分はより血液が多いように、血液の少ない部分は
より血液の少ないように表示する事が可能であるので、
血管部や病変部など血流状態が周辺粘膜から変化してい
る部位などを強調でき、病変部の識別を容易に行い易い
画像が得られる。且つ、自然に表現する事が可能であ
る。従って、血流状態を診断する場合に有効になるし、
病変部の見落とし防止にも有効となる。

【００８２】図９は第１実施例の変形例の内視鏡装置５
１を示す。この変形例は図１において、画像ファイリン
グ装置５が画像強調ユニット６を内蔵しないで、ソフト
ウェアで図６に示す強調処理（或は図７及び図８に示す
強調処理）を行うパーソナルコンピュータ（パソコン）
５２を内蔵している。その他は第１実施例と同様であ
る。この変形例の作用は図６（或は図７及び図８）で説
明した作用と同じであるので、その説明を省略する。

【００８３】この変形例は強調処理された内視鏡画像を
得ることは第１実施例より時間がかかるが、その他は同
様の効果が得られる。一方、第１実施例は殆どリアルタ
イムで強調処理された内視鏡画像を得ることができるメ
リットがある。

【００８４】次に本発明の第２実施例を説明する。この
実施例の内視鏡装置は例えば第１実施例の変形例とハー
ドウェアの構成は同じ（ハードウェアの構成は図９と同
じ）であり、ヘモグロビン量計算処理及び強調画像作成
処理のみ計算方法（又は処理内容）が異なっている。こ
の実施例では染色色素を考慮にいれないＩＨｂ及び染色
色素を考慮にいれたＩＨｂのいずれで強調された画像を
得られるようにしている。

【００８５】図１０に基づき、ヘモグロビン量計算内容
の説明をする。ヘモグロビン量ＩＨｂ（ｉ,ｊ）につい
ては第１実施例及びその変形例と同様の方法で計算を行
い、染色色素を考慮にいれたヘモグロビン量をＩＨｂb
（ｉ,ｊ）で表すとした場合、以下のように（ＩＨｂb
（ｉ,ｊ）の）計算を行う。

【００８６】図１０のステップＳ１１′に示すように初
期化を行う。このステップＳ１１′は図７のステップＳ
１１に対応する。次にステップＳ１２′に示すように、
以下の計算を行う。

【００８７】 ＩＨｂ（ｉ,ｊ）＝３２Ｌｏｇ2 （Ｒ（ｉ,ｊ）／Ｇ（ｉ,ｊ）） ＩＨｂb（ｉ,ｊ）＝３２Ｌｏｇ2 （Ｒ（ｉ,ｊ）／Ｂ（ｉ,ｊ））・・・(10) つまり、図７のステップＳ１２において、（10）式の計
算も行う。

【００８８】次に、ステップＳ１３′に示すように、以
下の平均値を求めるための計算を行う。 ＡＶＧＩＨｂ＝ＡＶＧＩＨｂ＋ＩＨｂ（ｉ,ｊ） ＡＶＧＩＨｂb＝ＡＶＧＩＨｂb＋ＩＨｂb（ｉ,ｊ） ・・・(11) つまり、図７のステップＳ１３において、（11）式の計
算も行う。ステップＳ１４ないしＳ１８までは図７と同
様の処理を行い、ズテップＳ１９′に示すように以下の
計算で平均値を求める。

【００８９】 ＡＶＧＩＨｂ＝ＡＶＧＩＨｂ／（Ｘ＋Ｙ） ＡＶＧＩＨｂb＝ＡＶＧＩＨｂb／（Ｘ＋Ｙ） ・・・(12) つまり、図７のステップＳ１９において、（12）式の計
算も行う。次に、強調画像作成方法について、図１１の
フローチャートを用いて説明する。

【００９０】Ｒ（ｉ,ｊ）、Ｇ（ｉ,ｊ）については、第
１実施例と同様の処理を行うことになる。ステップＳ２
１で変数を初期化（ｉ＝０，ｊ＝０）した後、ステップ
Ｓ２２′に示すようにＩＨｂ′（ｉ,ｊ），ＩＨｂ′b
（ｉ,ｊ）を計算する。ＩＨｂ′（ｉ,ｊ）は前述の
（５）式で計算する。ＩＨｂ′b（ｉ,ｊ）は以下の式か
ら計算する。

【００９１】 ＩＨｂ′b（ｉ,ｊ)＝（ＩＨｂb（ｉ,ｊ）−ＡＶＧＩＨｂ）・Ｋ＋ＡＶＧＩＨｂ ・・・(13) 次にステップＳ２３′に示すように、強調係数αｒ
（ｉ,ｊ），αｇ（ｉ,ｊ），αｂ（ｉ,ｊ）を吸光係数
εｒ，εｇ，εｂ等を用いて計算する。

【００９２】 αｒ（ｉ,ｊ）＝εｒ／（εｇ−εｒ）・（ＩＨｂ（ｉ,ｊ）−ＩＨｂ′（ｉ,ｊ ）） αｇ（ｉ,ｊ）＝εｇ／（εｇ−εｒ）・（ＩＨｂ（ｉ,ｊ）−ＩＨｂ′（ｉ,ｊ ）） αｂ（ｉ,ｊ）＝εｂ／（εｂ−εｒ）・（ＩＨｂb（ｉ,ｊ）−ＩＨｂ′b（ｉ, ｊ）） ・・・(14) 図８のステップＳ２３における強調係数αｒ，αｇ，α
ｂとは、（14）式で示すαｂのみが異なる。

【００９３】次にステップＳ２３で求めた強調係数α
ｒ，αｇ，αｂを用いて、ステップＳ２４に示すように
強調された画像データを算出する。 Ｒ′（ｉ,ｊ）＝Ｒ（ｉ,ｊ）・１０＾（αｒ（ｉ,
ｊ）） Ｇ′（ｉ,ｊ）＝Ｇ（ｉ,ｊ）・１０＾（αｇ（ｉ,
ｊ）） Ｂ′（ｉ,ｊ）＝Ｂ（ｉ,ｊ）・１０＾（αｂ（ｉ,
ｊ）） これらの式は図８におけるステップＳ２４と同じ表現上
では同じになる。

【００９４】このステップＳ２４以降は、第１実施例と
同様である。本実施例によれば、第１実施例の変形例と
同様の効果が得られ、さらに染色色素、主にメチレンブ
ルーなどにより生体内を染色した画像においても、効果
的にヘモグロビンについて強調する事が可能である。

【００９５】尚、図１０の処理の後に、図１１及び図８
の処理の一方を選択するようにしても良い。この場合に
は、染色色素で染色した画像及び染色しない画像のいず
れにも対処できる。

【００９６】尚、平均値の計算であるが、本実施例では
ＩＨｂとＩＨｂbの両方の計算を行い、染色色素で染色
した画像に対してもヘモグロビン量で効果的に強調でき
るようにしているが、ＩＨｂ又はＩＨｂbの一方の平均
値を用いて計算しても良い。また、第１実施例で述べた
ように平均値の代わりに固定値を用いても良い。

【００９７】図１２は第３実施例の内視鏡装置６０を示
す。この内視鏡装置６０は、図９に示す内視鏡装置５１
において、画像強調ユニット６１を設けた構成であり、
ビデオプロセッサ３の後段に画像強調ユニット６１が設
けられている。ビデオプロセッサ３の出力信号は画像強
調ユニット６１に入力され、画像強調された後、モニタ
４及び画像ファイリング装置５に入力される構成となっ
ている。図１２の画像ファイリング装置５はパソコン５
２を内蔵していない。

【００９８】図１３は画像強調ユニット６１の構成を示
す。この画像強調ユニット６１は図４の画像強調ユニッ
ト６において、そのフロントパネルには選択スイッチ部
６２が設けてあり、この選択スイッチ部６２のスイッチ
Ｓａ〜ＳｄのＯＮ／ＯＦＦの組み合わせでＲＯＭ３８に
対し、異なる重み付け係数ＷＤを入力できるようにして
いる。１１は、光源回路であり、出力光は、内視鏡先端
に導光する為のライトガイド９を経て配光レンズ１０か
ら出力されるようになっている。

【００９９】また、この画像強調ユニット６１のマトリ
クス回路３５′では、第２実施例における染色色素を考
慮にいれたヘモグロビン色素量ＩＨｂbと、通常のヘモ
グロビン色素量ＩＨｂとの両方を計算し、例えば染色色
素を考慮にいれた場合における色素強調画像を計算でき
るようにしている。

【０１００】一方、選択スイッチ部６３のスイッチＳｅ
を例えばＯＦＦにすると、通常のヘモグロビン色素量Ｉ
Ｈｂのみを計算し、染色色素を考慮にいれない場合にお
ける色素強調画像を計算させることもできるようにして
いる。その他は図４と同じ構成である。

【０１０１】本実施例によれば、第１実施例と同様の効
果が得られ、リアルタイムに強調された画像をモニタ４
などに表示する事が可能である。また、染色色素を考慮
にいれた場合及びいれない場合における色素強調画像を
得ることもできる。

【０１０２】また、本実施例ではＲＯＭやマトリクス回
路を用いてデータ変換を行っているが、ＲＯＭやマトリ
クス回路の代わりにフィールドプログラマブルゲートア
レイなどを用いて処理を行っても良い。本実施例におい
てはヘモグロビンの色素情報に基づきＲＧＢ画像の強調
処理を行ったが、染色色素もしくは蛍光剤の情報に基づ
く強調処理を行っても良い。

【０１０３】図１４は本発明の第３実施例の変形例にお
ける画像強調ユニット６１の構成を示すブロック図であ
る。この変形例の内視鏡装置は第３実施例と同様の構成
であり、画像強調ユニット６１の内部構成のみ異なって
いる。

【０１０４】図１４に示すように、画像強調ユニット６
１内には、ビデオプロセッサ３より送られてくるＲＧＢ
信号をディジタル信号に変換するＡ／Ｄコンバータ３２
ａ〜３２ｃが設けられている。ディジタル信号に変換さ
れたＲＧＢ信号は後段に設けられたＬＵＴ３３ａ〜３３
ｃによって逆γ補正が行われる。ＬＵＴ３３ａ〜３３ｃ
の出力信号、ＬＵＴ６４ａ〜６４ｃによってデータ変換
が行われると共に、ラインメモリ６３に送られる。

【０１０５】これらのＬＵＴ６４ａ〜６４ｃの後段には
差分回路６５が設けられており、ＲＧＢ各信号の差分が
とれるようになっている。さらに後段には、ＲＯＭ６６
ａ〜６６ｃが設けられている。これらＲＯＭ６６ａ〜６
６ｃは、ラインメモリ６３によってタイミング調整され
たＲＧＢ信号と、差分回路６５からの信号により強調処
理データ変換が行われる。

【０１０６】そして、強調処理のデータ変換が行われた
画像データはＡ／Ｄコンバータ４２ａ〜４２ｃによりア
ナログ信号に変換され、モニタ４で表示を行ったり、画
像ファイリング装置５に転送され記録される。また、コ
ントローラ４０は入力される同期信号Ｓに基づいてＡ／
Ｄコンバータ３２ａ等を制御し、この同期信号Ｓに同期
して強調したＲ′，Ｇ′，Ｂ′信号を出力する。次に、
変形例の作用について説明する。

【０１０７】Ａ／Ｄコンバータ３２ａ〜３２ｃにより、
ビデオプロセッサ３よりＲＧＢ信号をディジタル信号に
変換され、さらにＬＵＴ３３ａ〜３３ｃで逆γ補正が行
われる。その後、ＬＵＴ６４ａ〜６４ｃによって、第１
実施例のヘモグロビン量の算出処理（図７のステップＳ
１２又は図６のステップＳ４）に相当する、Ｒ、Ｇ、Ｂ
画像の対数変換を行う。また、ディジタル変換された信
号はラインメモリ６３へ送られ、差分回路６５などを経
由してくる信号とタイミング調整された後、ＲＯＭ６６
ａ〜６６ｃへ送られる。

【０１０８】ＬＵＴ６４ａ〜６４ｃでデータ変換された
信号は差分回路６５により、ＲとＧの対数変換された信
号の差分が計算される。この値が第１実施例のヘモグロ
ビン算出処理のＩＨｂに相当する。計算されたＩＨｂは
ＲＯＭ６６ａ〜６６ｃへ送られ、第１実施例の強調画像
作成処理（図６のステップＳ６又は図８のステップＳ２
２）に相当するデータ変換を行う。

【０１０９】尚、本変形例においては平均値計算を行わ
ず、実験などで事前に得られた、ある基準値をもとにＩ
Ｈｂ′を計算する事とする。ＲＯＭ６６ａ〜６６ｃにて
作成されたＲ′Ｇ′Ｂ′画像はＤ／Ａコンバータ６２ａ
〜６２ｃによりアナログ信号に変換されたのち、モニタ
４もしくは画像ファイリング装置５へ転送される。

【０１１０】本変形例では、ＲＯＭや差分回路を用いて
データの変換を行っているが、ＲＯＭや差分回路の代わ
りにフィールドプログラマブルゲートアレイ（ＦＰＧ
Ａ）等を用いて処理を行う事も可能である。また、本変
形例の回路を画像強調ユニットとして構成せずに、ビデ
オプロセッサ３または画像ファイリング装置５に内蔵し
ても良い。本変形例によれば、第１実施例と同様の効果
が得られ、且つ簡単な回路構成にて実現が可能である。

【０１１１】図１５は本発明の第４実施例における画像
強調ユニット６１の構成を示すブロック図である。本実
施例の内視鏡装置は第３実施例と同様の構成であり、画
像強調ユニット６１の内部構成のみ異なっている。

【０１１２】図１５に示すように、画像強調ユニット６
１内には、ビデオプロセッサ３よいＲ送られてくるＲＧ
Ｂ信号をディジタル信号に変換するＡ／Ｄコンバータ３
２ａ〜３２ｃが設けられている。

【０１１３】ディジタル信号に変換されたＲＧＢ信号は
後段に設けられたＬＵＴ３３ａ〜３３ｃで逆γ補正変換
が行われ、さらにＬＵＴ３４ａ〜３４ｃにおいて対数変
換される。また、ＬＵＴ３３ａ〜３３ｃで逆γ補正変換
が行われた信号は、ラインメモリ６３へ送られる。

【０１１４】これらＬＵＴ３４ａ〜３４ｃの後段にはマ
トリクス回路３５が設けられており、さらに後段にはＲ
ＯＭ３６と平均値算出回路３７、ＲＯＭ６７と平均値算
出回路６８が設けられている。平均値算出回路３７を通
った信号はＲＯＭ３６へ転送され、平均値算出回路６８
を通った信号はＲＯＭ６７へ転送される。

【０１１５】ＲＯＭ３６において１つの色素量とその平
均値から強調係数へデータ変換を施し、ＲＯ６Ｍ３７に
おいてもう１つの色素量とその平均値から強調係数へデ
ータ変換を施す。ＲＯＭ３６、６７を通った信号はフロ
ントパネルの選択スイッチ部６２Ａ、６２Ｂのスイッチ
Ｓａ〜Ｓｄ、Ｓａ′〜Ｓｄ′よりそれぞれ送られてくる
重み付け係数ＷＤ、ＷＤ′のデータにより強調量の程度
変換を行うためのＲＯＭ３８、６９へそれぞれ送られ
る。

【０１１６】ＲＯＭ３８の後段に設けられたＲＯＭ３９
ａ〜３９ｃには、ＬＵＴ３３ａ〜３３ｃより送られてく
る信号線がタイミング調整用ラインメモリ６３を介して
接続されている。

【０１１７】これらＲＯＭ３９ａ〜３９ｃの後段にはＲ
ＯＭ６９からの信号をもとにデータ変換を行うＲＯＭ７
０ａ〜７０ｃが接続されている。この後段にはＤ／Ａコ
ンバータ４２ａ〜４２ｃが接続され、モニタ４、画像フ
ァイリング装置５に接続される。次に、本実施例の作用
について説明する。

【０１１８】ビデオプロセッサ３により送られてきた信
号はＡ／Ｄコンバータ３２ａ〜３２ｃにてディジタル信
号に変換する。ディジタル信号に変換されたＲＧＢ信号
はＬＵＴ３３ａ〜３３ｃにより逆γ補正変換が行われ、
ラインメモリ６３及びＬＵＴ３４ａ〜３４ｃへ送られ
る。

【０１１９】ＬＵＴ３４ａ〜３４ｃでは第１実施例のヘ
モグロビン算出処理における対数変換を行う。ＲＧＢ信
号それぞれ対数変換された後、マトリクス回路３５にて
第１実施例の（１）に相当するデータ変換を行い、ヘモ
グロビン量ＩＨｂを算出する。

【０１２０】また、このマトリクス回路３５ではヘモグ
ロビン以外の色素量についても計算する事が可能であ
る。これらの色素量はそれぞれＲＯＭ３６、６７へ送ら
れ、また、平均値算出回路３７、３８へ送られる。平均
値算出回路３７、６８では第３実施例の平均値算出回路
３７と同様の処理を行い、算出されたデータをそれぞれ
ＲＯＭ３６、６７へ送る。

【０１２１】ＲＯＭ３６、６７では、第３実施例のＲＯ
Ｍ３６と同様に、色素量と色素量の画像内平均値より強
調係数へデータ変換する。この強調係数は、ＲＯＭ３
８、６９に送られ、フロントパネルなどで設定された重
み付け係数ＷＤ，ＷＤ′のデータによりさらに強弱の付
けられた強調係数へ変換する事が可能である。

【０１２２】ＲＯＭ３８にてデータ変換された強調係数
はＲＯＭ３９ａ〜３９ｃへ送られ、ラインメモリ６３に
てタイミング調整されたＲＧＢ信号とＲＯＭ３８からの
信号により、第１実施例の強調画像作成処理に相当する
データ変換を行い、γ補正処理を行う。

【０１２３】このＲＯＭ３９ａ〜３９ｃにて１つの色素
量に基づいて強調された画像が得られる。この後、ＲＯ
Ｍ７０ａ〜７０ｃにて、さらにＲＯＭ６９にてデータ変
換されたもう１つの色素量に基づいて、ＲＯＭ３９ａ〜
３９ｃと同様に強調処理変換を行う。

【０１２４】次に、Ｄ／Ａコンバータ４２ａ〜４２ｃに
てアナログ信号に変換したのち、モニタ４や画像ファイ
リング装置５へ転送され、画像表示及び記録が行われ
る。本実施例ではＲＯＭやマトリクス回路を用いてデー
タ変換を行ったが、第３実施例及びその変形例と同様に
ＦＰＧＡなどを用いても良い。

【０１２５】本実施例によれば、複数の色素が存在する
場合においても、それぞれ別々に強調処理を行うため、
たとえば、染色色素などが違う色に変わってしまうなど
の不具合が減少される。また、効果的にそれぞれの色素
について強調を行う事が可能である。

【０１２６】図１６は、第４実施例の変形例における画
像強調ユニット６１の構成を示すブロック図である。本
変形例の内視鏡装置は第３実施例のものと同様の構成で
あり、画像強調ユニット６１の内部構成が図１３に示す
画像強調ユニット６１と少し異なっている。

【０１２７】図１６に示すように、画像強調ユニット６
１内の構成は、マトリクス回路３５の後段に設けられて
いる反射系補正変換を行うＲＯＭ７１と、強調係数をヘ
モグロビン量から決定するためのＲＯＭ３６の前段設け
られている基準値決定回路７２のみ異なっている。この
基準値決定回路７２は例えばキーボード部６２Ｃからの
データ入力により基準値を決定する。なお、図１６では
簡単化のため、コントローラ４０を省略している。

【０１２８】次に、本実施例の作用について説明する。
マトリクス回路３５の後段に設けられているＲＯＭ７１
では、算出されたヘモグロビン量を、さらに精度をあげ
るために、内視鏡のような反射系での補正変換を行う。
内視鏡ではライトガイド１８により伝送された照明光で
患部等の被検査部位を照明し、被検査部位で反射された
照明光を対物レンズ１７を経て被写体像として取り込
む。

【０１２９】この場合、例えばライトガイド１８の波長
に対する伝送特性等により、光源装置３Ａから出射され
る照明光の強度分布が波長依存性が無い場合でも、ライ
トガイド１８の末端から実際に出射される強度分布が変
化するため、その影響を考慮した補正を行うと算出され
るヘモグロビン量の精度を上げることができる。

【０１３０】補正変換されたＩＨｂは、ＲＯＭ３６に送
られる。また、基準値決定回路７２では、フロントパネ
ルのキーボード部６２Ｃからのデータ入力等より、ＩＨ
ｂを強調するための基準値が選ばれる。

【０１３１】ここで決定された基準値は、ＲＯＭ３６へ
送られ、ＲＯＭ７１より送られてきたＩＨｂの値に基づ
き、第３実施例と同様の方法で強調係数が決定され、後
段のＲＯＭ３８へ送られる。ＲＯＭ３８以降の回路での
処理は、第３実施例と同様である。本実施例によれば、
内視鏡装置のような反射系においても精度良くヘモグロ
ビン量が計算される為、より精度の高い強調処理が行わ
れる事になる。

【０１３２】図１７は本発明の第５実施例における画像
強調ユニット６１の構成を示す。ブロック図、図１３は
強調係数変換テーブルの変換グラフである。

【０１３３】本実施例の内視鏡装置は、第３実施例と同
様であり、画像強調ユニット６１の内部構成が異なって
いる。図１７に示すように画像強調ユニット６１内の構
成は、ＲＯＭ３８の後段に強調係数変換テーブル７３が
設けられており、ＲＯＭ３９ａ、３９ｂ、３９ｃの後段
に、それぞれレンジ補正テーブル７４ａ、７４ｂ、７４
ｃが設けられている。

【０１３４】その他の構成は図１３に示す第３実施例と
同様である。次に、本実施例の作用について説明する。
ＲＯＭ３８にて変換された強調係数は、強調係数変換テ
ーブル７３にて、例えば、図１８に示すような変換関数
により、強調処理後の画像が白飛びを軽減させるため、
ある一定値以上の強調係数にならないようにする。

【０１３５】又、図１８に示すような変換関数に限ら
ず、例えば、０以下の値は全て０になるような変換関数
を用いても良い。また、ＲＯＭ３９ａ、３９ｂ、３９ｃ
により変換された強調処理画像は、レンジ補正テーブル
７４ａ、７４ｂ、７４ｃにて、０から２５５の値から外
れるものに関して、０もしくは２５５に変換を行う。

【０１３６】本実施例によれば、強調係数を大きくとっ
た場合においても、ヘモグロビン量の少ない白い部分が
白飛びする事を軽減できる。その他の作用及び効果につ
いては第３実施例と同様である。

【０１３７】また、本発明は上記実施例に限定されず、
例えば狭帯域のフィルタにて照明した画像について処理
しても良く、この場合は一般的に知られているようにＲ
（ｉ,ｊ）については８０５ｎｍで照明された画像、Ｇ
（ｉ,ｊ）については５８０ｎｍで照明された画像を用
いれば良く、さらに精度の良い強調画像が得られる。

【０１３８】また、狭帯域フィルタを６５０ｎｍ、８０
５ｎｍ、９００ｎｍもしくは５６９ｎｍ、５７７ｎｍ、
５８６ｎｍの波長の光を透過するものを用いる事で、マ
トリクス回路２５にて所定の演算を行い、ヘモグロビン
酸素飽和度の情報について得る事が可能となる。このヘ
モグロビン酸素飽和度の情報に基づき強調処理を行う事
も可能である。

【０１３９】また、上記実施例では、１画面内のヘモグ
ロビンの平均値に基づき強調を行ったが、ヒストグラム
のフラットニングによる強調でも良い。また、本実施例
においては面順次式内視鏡について述べたが、同時式内
視鏡においても、得られた画像をＲＧＢ画像に変換した
後、同様の処理を行えば良い。

【０１４０】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等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。

【０１４１】以上説明したように第１ないし第５実施例
によれば、生体機能情報、つまり内視鏡画像の色彩にお
いて支配的なヘモグロビン色素濃度分布の情報に基づい
て強調処理が行えるため、血流状態の微妙に変化してい
る部位などを効果的且つ自然に強調でき、診断能がより
向上されるという効果がある。また、染色色素などにつ
いても効果的な強調ができ、両方の色素が存在する場合
にもそれぞれについて強調が可能である。

【０１４２】次に本発明の第６実施例を説明する。この
第６実施例の内視鏡装置は図１２に示す構成と同じであ
り、画像強調ユニット６１の内部構成が異なる。図１９
はその画像強調ユニット６１の構成を示す。

【０１４３】ビデオプロセッサ３から出力されたＲＧＢ
信号は、Ａ／Ｄコンバータ１１４に入力され、アナログ
信号からディジタル信号に変換される。ビデオプロセッ
サ３の出力ＲＧＢ信号は、モニタの入出力特性がフラッ
トではないために、非線形な特性であるγ補正処理が施
されている。

【０１４４】そのため、色素量の算出などの演算を行う
場合に不具合が生じるので、この補正を解除するため
に、ＲＯＭなどにより構成される逆γ補正回路１１５へ
入力され、線形なＲＧＢ信号に変換される。変換された
ＲＧＢ信号は、フレームメモリ１１６、術者が注目する
領域としての関心領域を検出する関心領域検出回路１１
７、色素量算出回路（この実施例ではＩＨｂ算出回路）
１１８へそれぞれ入力される。

【０１４５】関心領域検出回路１１７へ入力されたＲＧ
Ｂ信号は、その信号レベルにより、反射光が戻らない管
腔部分等の暗部、反射光量が大きすぎて正常に撮像され
ないハレーション部などの、観察時において正常粘膜と
は異なり、ＩＨｂ算出には不適当な部分を検出し、平均
値算出回路１１９に正常部、もしくは異常部の識別信号
を出力する。この関心領域検出回路１１７の構成は、例
えばウインドウタイプのコンパレータ１１７ａ，１１７
ｂ，１１７ｃとオアゲート１１８ｄ等を用いて構成され
る。

【０１４６】なお、コンパレータ１１７ｃの入力端に接
続されたＥ１，Ｅ２は関心領域を抽出するレベルを決定
するもので、逆γ補正回路１１５を経て入力されるＢ信
号のレベルＥｂがＥ１＞Ｅｂ＞Ｅ２の条件をみたす場合
（つまりＥｂ≧Ｅ１又はＥ２≧Ｅｂ）は関心領域と判断
され、この条件を満たさない場合には関心領域でないと
みなされて、平均値の算出等の計算に利用されない。

【０１４７】ＩＨｂ算出回路１１８へ入力されたＲＧＢ
信号は、ＲＯＭなどにより対数変換され、Ｒ、Ｇ、Ｂ信
号間で演算が行われ、ＩＨｂに相関する値が算出され
る。例えば、血液中に含まれているヘモグロビンに相関
する色素量（ＩＨｂ）を算出する場合は、以下の式を用
いる事により算出可能である。

【０１４８】ヘモグロビン量（ＩＨｂ）＝Ｃ・ＬｏｇＲ
／Ｇ（Ｃは係数） また、ＩＨｂ算出回路１１８の構成は、ＲＯＭと減算器
によるものに限らず、マトリクス演算が行えるＩＣ等を
用いても良い。尚、算出されたＩＨｂの色素量に相関す
る値は、後段の平均値算出回路１１９へ出力される。

【０１４９】平均値算出回路１１９は、累積加算器と除
算器にて構成されており、関心領域検出回路１１７にて
判別された正常部の画素におけるＩＨｂのみ累積加算器
により加算され、画像１枚分の累積加算が終了したとこ
ろで累積加算された回数で割り算が行われる。

【０１５０】即ち、正常部の場所のみのＩＨｂの平均値
を求める事となる。この平均値を中心に強調する事によ
り、正常粘膜色と比較して微妙にヘモグロビン量が変化
している部分（発赤、退色等）を効果的に強調する事が
可能となる。尚、平均値算出回路１１９の構成をプログ
ラマブルゲートアレイなどを用いて実現しても良い。

【０１５１】算出された色素量の関心領域内平均値とＩ
Ｈｂは、ＩＨｂ強調回路として機能するＲＯＭ１２０に
入力される。そして、フロントパネル１１２の強調レベ
ル設定スイッチ１１３のＯＮ／ＯＦＦの組み合わせによ
り設定される可変設定される強調レベルを入力する事に
より、ＲＧＢ画像のＩＨｂを強調した強調ＩＨｂに変換
される。

【０１５２】変換された強調ＩＨｂはフレームメモリ１
１６のＲＧＢ画像と共に、強調画像に変換する強調画像
生成用のＲＯＭ１２１ａ，１２１ｂ，１２１ｃへ出力さ
れる。ＲＯＭ１２０で強調されたＩＨｂの色素量は、例
えば、以下の式により計算される。

【０１５３】 強調ＩＨｂ＝Ｋ・（ＩＨｂ−平均値）＋平均値 ・・・(15) （ここでＫはスイッチ１１３で設定される強調レベル）
ＲＯＭ１２１ａ〜ｃ，では、強調ＩＨｂとＲ、Ｇ 、Ｂ
の信号により、ＩＨｂを強調した強調ＲＧＢ画像に変換
される。例えば、強調ＲＧＢ画像における強調Ｒ画像は
以下の式により変換される。

【０１５４】 Ｒ′＝Ｒ・１０＾｛αｒ・（ＩＨｂ−強調ＩＨｂ）｝ ・・・(16) （ここでαｒ：色素の種類及び波長により決定される定
数）（16）式に（15）式を代入して書き直すと、 Ｒ′＝Ｒ・１０＾｛αｒ・（１ーＫ）・（ＩＨｂ−平均値）｝・・・(16′) （16′）式から分かるように強調Ｒ画像は強調されてい
ないＲ画像に対し、ＩＨｂの平均値からのＩＨｂずれ量
で指数関数的に強調したものとなる。他のＧ，Ｂ画像も
同様の特徴を有する。

【０１５５】強調ＲＧＢ画像信号は、γ補正回路１２２
へ入力され、逆γ補正回路１１５にて解除されたγ補正
を施して、Ｄ／Ａコンバータ１２３へ出力する。Ｄ／Ａ
コンバータ１２３では、ディジタル信号をアナログ信号
に変換して強調画像を出力する。本実施例によれば、正
常粘膜と比べ微妙に変化を見せている発赤や退色などを
効果的に強調する事が可能であり、診断能の向上にメリ
ットがある。

【０１５６】図２０は、本発明の第７実施例における画
像強調ユニット６１の内部構成を示すブロック図であ
る。

【０１５７】本実施例の内視鏡装置は、図１２に示す第
３実施例の内視鏡装置６０と同様のものであり、画像強
調ユニット６１の内部構成のみが異なる。図２０に示す
ように、第６実施例の画像強調ユニット６１における関
心領域検出回路１１７が設けてなく、平均値算出回路１
１９の代わりにヒストグラム算出回路１２４が設けられ
ている。

【０１５８】ＩＨｂ算出回路１１８から出力されたＩＨ
ｂの色素量に相関する値は、後段のヒストグラム算出回
路１２４へ入力される。ヒストグラム算出回路１２４
は、ヒストグラム算出用ＩＣもしくはＣＰＵなどで構成
されており、１画像分のＩＨｂの色素量のヒストグラム
を計算し、その内の最も頻度の高い、最多値の色素量デ
ータを後段のＲＯＭ１２０に出力する。ＲＯＭ１２０に
おいては、以下の式により強調色素量が計算され、後段
のＲＯＭ１２１ａ〜１２１ｃにＩＨｂと共に出力され
る。

【０１５９】強調ＩＨｂ＝Ｋ・（ＩＨｂ−最多値ＩＨｂ
データ）＋最多値ＩＨｂデータ （Ｋは強調レベル） その他の構成及び動作は、第６実施例と同様である。本
実施例によれば、第６実施例と同様の効果を得る事が可
能である。

【０１６０】図２１は本発明の第８実施例における画像
強調ユニット６１の内部構成を示す。本実施例の内視鏡
装置は、第３実施例の内視鏡装置と同様のものであり、
画像強調ユニット６１の内部構成が異なる。図２１に示
すように、第７実施例の画像強調ユニット６１における
ヒストグラム算出回路１２４の代わりにヒストグラム処
理回路１２５が設けられており、ＲＯＭ１２０が取り外
されている。

【０１６１】ヒストグラム処理回路１２５では、前段よ
り入力されるＩＨｂの色素量の１画像分のヒストグラム
を算出し、そのヒストグラムについて、最も頻度の高い
色素量を中心としてヒストグラムを拡大する処理を行
う。

【０１６２】つまり図２２ａに示すようなヒストグラム
が算出された場合、最も頻度の高い最多値から例えばａ
の値だけずれた位置にあるＩＨｂの値を、図２２ｂに示
すように最多値からｋａの値だけずれた位置となるよう
に拡大変換する処理を行うようにしている（ここで、ｋ
はｋ＞１である）。

【０１６３】また、１画像内のＩＨｂの平均値を中心と
して拡大しても良く、もしくは固定値を中心とした拡大
しても良い。さらに、ヒストグラムの拡大を行わずに、
ヒストグラムの形を保ったまま全体を値の高い方または
値の低い方へ移動する処理を行っても良い。

【０１６４】このようにして、ヒストグラムの処理を行
った後、後段のＲＯＭ１２１ａ〜１２１ｃにより、第２
実施例と同様の処理が行われる。また、その他の構成、
動作及び効果は、第７実施例と同様である。

【０１６５】図２３本発明の第９実施例における画像強
調ユニット６１の内部構成を示す。本実施例の内視鏡装
置は、第３実施例の内視鏡装置６０と同様であり、画像
強調ユニット６１の内部構成が異なる。図２３に示すよ
うに第８実施例の画像強調ユニット６１におけるヒスト
グラム処理回路１２５の代わりに、強調処理部１２６が
設けられている。

【０１６６】この強調処理部１２６では、ＣＰＵなどを
用いて図２４に示す手順で強調処理を行う。また、後述
する重み付け関数Ｗ（ｔ）を生成する重み付け関数生成
回路１２６ａを有し、この重み付け関数Ｗ（ｔ）はフロ
ントパネル１１２のキーボード部１１１から入力される
パラメータＰＤにより決定される。

【０１６７】前段のＩＨｂ算出回路１１８により入力さ
れたＩＨｂの色素量に対して、図２４のステップＳ３１
における２次元離散的フーリエ変換を施し、実数項Ａｒ
（ｔ）及び虚数項Ａｉ（ｔ）を生成する。ついで、ステ
ップＳ３２におけるフィルタリング、即ち、ステップＳ
３１における２次元離散的フーリエ変換によって生成さ
れたデータの実数項Ａｒ（ｔ）及び虚数項Ａｉ（ｔ）
と、後述する重み付け関数Ｗ（ｔ）との乗算が行われ、
強調後のＩＨｂの色素量データの実数項Ｂｒ（ｔ）及び
虚数項Ｂｉ（ｔ）が生成される。

【０１６８】そして、このフィルタリングの終了後、ス
テップＳ３３でステップＳ３１の２次元離散的フーリエ
変換の逆変換、つまり、２次元離散的フーリエ逆変換が
施され、強調処理結果のＩＨｂの色素量データが生成さ
れ、強調処理されたＩＨｂの色素量及び強調前のＩＨｂ
の色素量は、後段のＲＯＭ１２１ａ〜１２１ｃへ出力さ
れ、強調ＲＧＢ画像へ変換される。

【０１６９】ところで、上記フィルタリングに使用する
重み付け関数Ｗ（ｔ）を作成する処理は以下のように行
う。いわゆる光学的フーリエ変換では、画像の全体的な
濃度値を決定する直流成分が空間周波数平面上の中心に
位置し、その付近に空間周波数的にいうところの低周波
成分が存在する。

【０１７０】作成するフィルタは、中心からある距離だ
け離れた点を強調の最高点とし、その点を境界として低
周波成分及び高周波成分に対する重み付けの値を減少さ
せるようなものとする。このような性質を持つ重み付け
関数は種々のものが考えられ、以下に示すフィルタはそ
の１例である。

【０１７１】空間周波数平面の中心Ｏの座標を（ｕ０，
ｖ０）、同平面上の注目点Ｐの座標を（ｕ，ｖ）とする
と、ＯＰの距離ｔの平方ｔ・ｔは、 ｔ・ｔ＝｛（ｕ−ｕ０）・（ｕ−ｕ０）＋（ｖ−ｕ０）・（ｕ−ｕ０）｝ ・・・(17) で表される。また、重み付けの値をＷとすると、Ｗはｔ
についての関数Ｗ（ｔ）として表され、その値は０≦Ｗ
（ｔ）≦αを満たす。ここで，αは重みの最大値であ
る。

【０１７２】ここで作成するフィルタは、０を中心と
し、Ｗ（ｔ）の最大値を与える点の集合からなる円の直
径をｐとすると、０≦ｔ≦ｐ／２及びｐ／２≦ｔのそれ
ぞれの場合に対して別個の関数からなるもので、０≦ｔ
≦ｐ／２においてはｃｏｓ関数、ｐ／２≦ｔにおいては
正規分布関数を利用する。

【０１７３】作成するフィルタのｃｏｓ関数部におい
て、その振幅をＡとする。ｃｏｓ関数部は正規分布関数
部とｔ＝ｐ／２において連続であり、Ｗ（ｐ／２）＝α
であるものとする。また、ｔ＝０で極小値をとらねばな
らない。これらの条件を満たす関数として、式（18）を
得る。

【０１７４】 Ｗ（ｔ）＝α−Ａ−Ａ・ｃｏｓ（ｔ・π／（ｐ・２）） ・・・(18) （18）式の関数はｔ＝ｐ／２において最大値α、ｔ＝０
（空間周波数領域上の中心）において最小値α−２・Ａ
をとる。

【０１７５】一方、正規分布関数は、ｔ＝ｐ／２におい
て最大値αをとり、ｃｏｓ関数と連結する。このような
関数において標準偏差をσとすると、式（19）が得られ
る。 Ｗ（ｔ）＝α・ｅｘｐ（−０．５・（（ｔ・（ｐ／２））／（σ・σ）） ・・・(19) ここで、ｐ／２≦ｔである。

【０１７６】式（19）においてσは、 σ＝（ＣＴＲー（ｐ・２））／ｒ （ＣＴＲ：中心のｘ座標の値、ｒ：実数） で与えられる。尚、ｐ＝０の場合は式（19）のみを適用
する。

【０１７７】式（18）及び（19）において、α、Ａ、ｐ
及びｒをパラメータとする事により、強調の程度の異な
るフィルタを得る事が可能である。図２５は、以上の条
件により作成されるフィルタの形状の例であり、α＝
４、Ａ＝１．５、ｐ＝６０、ｒ＝４が与えられている。
ＩＣＧ利用による赤外光画像に対して適用する場合に
は、例えば、α＝４、Ａ＝１．５、ｐ＝１２、ｒ＝３を
与えれば良い。

【０１７８】上記フィルタを用いて、空間周波数領域に
おける低周波領域を強調するフィルタリング処理を行う
事によって、色素量分布画像に対してノイズとなる高周
波成分を減少ないしは抑圧できるので、粘膜内の血管の
走行状態などをより鮮明にでき、診断しやすい強調画像
を得られる事になる。従って、内視鏡画像によって診断
する場合、非常に有益な画像処理手段となる。

【０１７９】尚、以上述べた実施例における２次元離散
的フーリエ変換、フィルタリング、２次元離散的フーリ
エ逆変換の処理部は、畳み込みによるマスク演算として
も実現可能である。

【０１８０】本実施例によれば、第６実施例と同様の効
果を得られ、各パラメータの値を変化させる事により、
色素量分布画像の様々な周波数成分に関して強調処理す
る事が可能である。

【０１８１】次に本発明の第１０実施例を説明する。こ
の実施例はＩＣＧ（Indo-cyaninegreen）の濃度分布を
算出し、このＩＣＧ濃度分布を強調した内視鏡画像を得
られるようにしたものである。

【０１８２】図２６に示す第１０実施例の内視鏡装置８
１は、電子内視鏡２と、この電子内視鏡２と接続される
ビデオプロセッサ８３と、このビデオプロセッサ８３に
接続され、内視鏡画像を表示するモニタ４と、このビデ
オプロセッサ８３に接続され、画像処理する画像処理装
置８４と、この画像処理装置８４に接続され、画像処理
された内視鏡画像を表示する第２のモニタ８５とを備え
ている。また、注射器７８によりＩＣＧ液７９を生体の
静脈に注入し、ＩＣＧの色素量で強調した画像を得られ
るようにしている。

【０１８３】電子内視鏡２は第１実施例で説明したもの
と同じである。図２７はこのビデオプロセッサ８３の構
成を示す。このビデオプロセッサ８３は光源装置８３Ａ
と、信号処理回路８３Ｂとからなる。この信号処理回路
８３Ｂは図２における信号処理回路３Ｂにおいて、スイ
ッチＳＷ１を有しないものと同じ構成である。また、こ
の光源装置８３Ａは図２において、ランプ１９と回転フ
ィルタ２１との間の光路上にフィルタターレット８０が
配置されている。

【０１８４】また、この実施例における回転フィルタ２
１に取り付けたＲ，Ｇ，Ｂ色透過フィルタ２１ａ′，２
１ｂ′，２１ｃ′は図２８に示すような透過特性を有す
る。つまり、Ｇ，Ｂ色透過フィルタ２１ｂ′，２１ｃ′
は通常のＧ，Ｂの波長域の透過特性の他に、実線及び破
線で示すように赤外域の透過特性を有するものが使用さ
れている。

【０１８５】また、フィルタターレット８０は図２９に
示すように遮光円板の中心から対称的な位置に２つの窓
が形成され、第１の波長制限フィルタ８６ａと、第２の
波長制限フィルタ８６ｂとがそれぞれ取り付けてある。
このフィルタターレット８０の中心は、例えばモータ８
７の回転軸に取り付けられ、フットスイッチ８８をＯＮ
すると、フィルタターレット８０は１８０°回転され、
光路上に配置されるフルタを切換えることができるよう
にしてある。

【０１８６】第１の波長制限フィルタ８６ａと、第２の
波長制限フィルタ８６ｂとは図２３に示すような透過特
性を有する。つまり、第１の波長制限フィルタ８６ａは
可視領域の透過特性を有し、一方、第２の波長制限フィ
ルタ８６ｂは８００nmより少し短い波長域から９００nm
より少し長い波長域の光を透過する。

【０１８７】従って、図２７に示すように第１の波長制
限フィルタ８６ａが光路上に設定された状態では可視領
域の光のみがフィルタ８６ａを透過し、回転フィルタ２
１によって、図３１に示すようなＲ，Ｇ，Ｂの照明光に
分離され、時系列的に照射される。この照明光により可
視領域の照明光による通常観察が可能である。

【０１８８】一方、第２の波長制限フィルタ８６ｂが光
路上に挿入された場合には、赤外領域の光のみがフィル
タ８６ｂを透過し、回転フィルタ２１によって、図３２
に示すような８０５nmの狭帯域の波長光と９００nmの狭
帯域の波長光が時系列的に照射される。この照明光によ
り、赤外領域の照明光による特殊光観察が可能である。

【０１８９】図３３は画像処理装置８４の構成を示すブ
ロック図である。ビデオプロセッサ８３より出力された
映像信号としてのＲ，Ｇ，Ｂは、Ａ／Ｄコンバータ９２
に入力され、アナログ信号からディジタル信号に変換さ
れる。ついで、逆γ補正回路９３に入力され、γ補正を
解除する。前記逆γ補正回路９３の出力は、フレームメ
モリ９４及びＩＣＧ濃度算出回路９５に入力される。

【０１９０】このＩＣＧ濃度算出回路９５は、入力され
た赤外ＲＧＢ信号よりＩＣＧ濃度指数＝Ｃ＊ＬｏｇＧ／
Ｒ、もしくはＣ＊ＬｏｇＢ／Ｒ（Ｃは係数）を計算す
る。その構成を図３４ａに示す。各赤外Ｒ，Ｇ，Ｂ信号
はそれぞれ対数変換用ＲＯＭ１０１ｒ、１０１ｇ、１０
１ｂに入力され、それぞれ対数変換される。

【０１９１】対数変換されたＧ，Ｂ信号は、セレクタ１
０２により、どちらかの信号がＣＰＵ９８からのセレク
ト信号ＳＳにより選択される。選択された信号とＲ信号
は、減算器１０３に入力され、ＬｏｇＧ／Ｒ又はＬｏｇ
Ｂ／Ｒが計算される。その後、乗算器１０４によりＣＰ
Ｕ９８から係数ｃの信号と掛け算され、ＩＣＧ濃度指数
が算出される。

【０１９２】計算されたＩＣＧ濃度指数は、図３３のＲ
ＯＭ９６に入力される。なお、ＩＣＧ濃度算出回路９５
は、上記の構成に限定されるものでなく、ＲＯＭ内蔵の
マトリクス回路にて実現しても良い。フットスイッチ９
７は画像処理装置８４内のＣＰＵ９８に接続されてお
り、ＣＰＵ９８は、フットスイッチ９７が押されると押
された回数、または押されたボタンなどにより強調の程
度を決定し、ＲＯＭ９６へ転送する。

【０１９３】ＲＯＭ９６では、ＣＰＵ９８及びＩＣＧ濃
度算出回路９５からの信号により、強調係数を決定し、
ＲＯＭ９９ｒ，９９ｇ，９９ｂへ転送する。ＲＯＭ９９
ｒ，９９ｇ，９９ｂでは、フレームメモリ９４からの出
力と前記ＲＯＭ９６で決定された強調係数より強調処理
画像を出力する。ＲＯＭ９９で変換された強調処理画像
は、γ補正回路９０にて所定のγ補正を行った後、Ｄ／
Ａコンバータ９１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た後、モニタ８５などに表示され
る。

【０１９４】次に、本実施例の作用について説明する。
ランプ１９から出射される紫外から赤外にかけての光
は、図２９に示されるような構成のフィルタターレット
８０の第１の波長制限フィルタ８６ａ、または第２の波
長制限フィルタ８６ｂを透過した後、モータ２０によっ
て回転される回転フィルタ２１に入射する。

【０１９５】第１の波長制限フィルタ８６ａが光路上に
挿入される場合、可視領域の光のみがフィルタ８６ａを
透過し、回転フィルタ２１によって、図３１に示すよう
なＲ，Ｇ，Ｂの照明光に分離され、時系列的に照射され
る。この照明光により可視領域の照明光による通常観察
が可能である。

【０１９６】フットスイッチ８８をＯＮして第２の波長
制限フィルタ８６ｂが光路上に挿入されるようにした場
合には、赤外領域の光のみがフィルタ８６ｂを透過し、
回転フィルタ２１によって、図３２に示すような８０５
nmの狭帯域の波長光と９００nmの狭帯域の波長光が時系
列的に照射される。この照明光により、赤外領域の照明
光による特殊光観察が可能である。

【０１９７】これらの波長制限フィルタの切り替えは、
フットスイッチ８８に限定されるものでなく、ビデオプ
ロセッサ８３などのフロントパネルに切換えスイッチを
設けるなどして行えるようにしても良い。

【０１９８】前述のように第１の波長制限フィルタ８６
ａ又は第２の波長制限フィルタ８６ｂが光路上に挿入さ
れた状態で、回転フィルタ２１の色透過フィルタ群によ
り分離された照射光は、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、対物光
学系１７によってＣＣＤ２３上に結像され、電気信号に
変換される。このＣＣＤ２３の出力信号は、アンプ２４
で増幅され、γ補正回路２５にて所定のγ特性に変換さ
れる。

【０１９９】このγ補正回路２５の出力は、Ａ／Ｄコン
バータ２６でディジタル信号に変換され、セレクタ２７
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２８ｒ，２８ｇ，２８ｂに記憶される。つまり、セ
レクタ２７は、回転フィルタ２１の回転に同期して、出
力を切り替えている。メモリ２８ｒ，２８ｇ，２８ｂ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２９ｒ，２９ｇ，２９ｂにてアナログ映像信号に変
換され、Ｒ，Ｇ，Ｂの色信号として出力される。

【０２００】ところで、第２の波長制限フィルタ８６ｂ
が光路上に挿入されると特殊観察が可能となり、図３２
に示すような８０５nmの波長光と９００nmの波長光が時
系列的に照明される。生体に注射器７８等でＩＣＧが静
脈注射されると図３５に示すように、８０５nm近傍にお
いてＩＣＧは強い吸収特性を持っているため、ＩＣＧを
含んだ血管は照射光を吸収するために、周辺の粘膜より
も黒く表示される。

【０２０１】９００nmの光が照射されているときは、こ
の波長近傍においてＩＣＧはあまり吸収しないため、Ｉ
ＣＧを静脈注射しても画像には変化が現れない。ＩＣＧ
濃度算出回路９５において、９００nmで照射された画像
と８０５nmで照射された画像との画像間演算を行う事に
より、照射光量の影響を除外したＩＣＧ濃度に相関した
画像が得られる。

【０２０２】このＩＣＧ濃度に相関する画像に対して強
調処理を行うために、フットスイッチ９７を押す事によ
り発生される信号から、ＣＰＵ９８において、どの程度
強調を行うかの強調レベルを決定する。フットスイッチ
９７はどのような形状でも良く、複数のスイッチを設
け、強調レベルによってスイッチを分けても良く、１つ
のスイッチを用い、スイッチを押すたびに強調レベルが
変化するようにしても良い。

【０２０３】ＣＰＵ９８で決定された強調レベルによ
り、ＩＣＧ濃度に相関する画像に対して強調処理を行
い、各画素においてのＩＣＧ濃度を擬似的に変化させ
る。この擬似的に決定されたＩＣＧ濃度分布から、原画
像に対して強調処理を行うために、ＲＯＭ９９ｒ，９９
ｇ，９９ｂにて原画像の信号をＩＣＧ濃度分布画像の信
号から強調処理画像に変換する。変換された強調画像
は、γ補正回路９０にて所定のγ補正が行われた後、Ｄ
／Ａコンバータ９１でディジタル信号からアナログの色
信号Ｒ′，Ｇ′，Ｂ′に変換され、モニタ８５に表示さ
れる。この実施例におけるＩＣＧ濃度で強調した画像を
表示する処理内容は図３６のようになる。

【０２０４】まず、ステップＳ４１に示すように生体に
ＩＧＣの注入（投与）を行い、次のステップＳ４２で、
フットスイッチ８８を操作して第２の波長制限フィルタ
８６ｂが光路上に配置されるようにして赤外光による照
明状態にする。

【０２０５】この赤外光による照明状態において、ステ
ップＳ４３に示すように撮像された赤外ＲＧＢ信号は画
像処理装置８４に入力される。そして、Ａ／Ｄ変換され
た後、ステップＳ４４に示すように逆γ補正が施され、
さらに次のステップＳ４５でＩＣＧ濃度がＩＣＧ濃度計
算回路９５で算出される。

【０２０６】ステップＳ４６に示すように算出されたＩ
ＣＧ濃度はＲＯＭ９６により、フットスイッチ９７等の
入力データに応じてＩＣＧ濃度の強調が行われる。次に
ＲＯＭ９９ｒ，９９ｇ，９９ｂによってステップＳ４７
に示すように強調されたＩＣＧ濃度を有するＲＧＢ画像
（もちろん、擬似的なＲＧＢ画像である）に変換する処
理が行われ、さらにステップＳ４８でγ補正が施され、
ステップＳ４９に示すように強調された強調画像がモニ
タ８５で擬似カラー表示される。

【０２０７】なお、図３６のステップＳ４７の代わり
に、点線で示すステップＳ４７′のようにモノクロ画像
に変換し、さらにγ補正（ステップＳ４８）を経てモノ
クロ画像でＩＣＧで強調された強調画像を表示する（ス
テップＳ４９′）ようにしても良い。本実施例によれ
ば、得られた強調処理画像は、擬似的にＩＣＧの濃度を
変化させた画像であるため、見た目に違和感のない画像
が得られる。また、ＩＣＧ濃度の影響を受けない９００
nmの照明光により得られた画像によって、８０５nmの照
射光により得られた画像を正規化する事により、照明光
量の違いによって暗い部分とＩＣＧ濃度が濃い部分の区
別が明確になるため、病変部などの診断能が向上する。

【０２０８】また、ＩＣＧ静脈注射後のＩＣＧ濃度を時
系列的に観察する事で、血行動態をリアルタイムに診断
可能となる。尚、本実施例は上記の構成に限らず、例え
ば、ビデオプロセッサ８３から画像処理装置８４へ画像
信号を転送する場合、アナログ信号ではなく、ディジタ
ル信号によって行っても良い。

【０２０９】また、原画像に対して強調処理を行うので
はなく、ＩＣＧ濃度分布を強調したモノクロ画像や、擬
似カラー処理を行った画像を表示するようにしても良
い。また、モニタ８５に強調画像を表示するのではな
く、画像処理装置８４を介してモニタ４を接続し、通常
可視観察を特殊光観察の切り替えに同期して切り替わる
セレクタなどを画像処理装置８４内に設け、通常可視観
察時には、ビデオプロセッサ８３の出力をそのままモニ
タ４へ表示するようにし、特殊光観察時には、画像処理
装置８４内において画像処理を行い、モニタ４へ表示す
るようにしても良い。

【０２１０】また、算出したＩＣＧ濃度分布画像に対し
て、帯域強調処理を施し、微小なＩＣＧ濃度変化を強調
しても良い。また、本実施例においては、フットスイッ
チ９７を用いて強調レベルの切り替えを行ったが、ビデ
オプロセッサ８３のフロントパネルなどに切り替えスイ
ッチなどを設けて切り替えを行っても良く、リモコンな
どを用いて通常可視観察と特殊光観察及び強調係数の切
り替えなどを行っても良い。

【０２１１】また、ビデオプロセッサ８３と画像処理装
置８４を１つの筐体内に収納しても良い。また、ＩＣＧ
濃度の算出や強調係数の決定などの計算をＣＰＵなどで
行うようにしても良い。

【０２１２】図３４ａは２波長の赤外光（Ｒは８０５ｎ
ｍ、Ｇ，Ｂは９００ｎｍ）を用いて照明光量の影響を排
除したＩＣＧ濃度指数を算出する場合の構成を示した。
単波長（Ｒ，Ｇ，Ｂとも８０５ｎｍ）を用いてＩＣＧ濃
度指数を算出する場合の構成を図３４ｂに示す。Ｒ，
Ｇ，Ｂで入力される信号は輝度信号Ｙを算出する輝度計
算マトリクス回路１０５に入力され、Ｙ＝０．３Ｒ＋
０．６Ｇ＋０．１Ｂの計算が行われた後、この輝度信号
ＹはＲＯＭ１０６に入力され、Ｌｏｇ２５５／Ｙとなる
ような変換が行われてＩＣＧ濃度指数が算出される。

【０２１３】この構成の場合には照明光量の影響を受け
るので、図３４ａの構成の方が精度の高いＩＣＧ濃度指
数の算出に適する。

【０２１４】図３７は本発明の第１１実施例の内視鏡装
置１３１を示す。第１０実施例ではビデオプロセッサ８
３と画像処理装置８４が別体になっていたが、本実施例
においては画像処理部１３２（図３８参照）はビデオプ
ロセッサ１３３に内蔵されている。また、この実施例に
おける電子内視鏡２′は第１０実施例の電子内視鏡２に
おいて、ＣＣＤ２３の前面に色分離フィルタアレイ１３
４（図３８参照）が取り付けてある。この実施例は同時
式の電子内視鏡２′で第１０実施例と同様の機能を実現
するものである。

【０２１５】図３８はビデオプロセッサ１３３の内部構
成を示す。このビデオプロセッサ１３３は照明光を出力
する光源装置１３３Ａと、標準的な映像信号を生成する
信号処理を行う信号処理回路１３３Ｂと、画像処理を行
う画像処理部１３２とを有する。

【０２１６】光源装置１３３Ａは電源１３６で発光する
ランプ１９の前方には、モータ８７で１８０°づつ回転
できるフィルタターレット８０が配置されている。この
フィルタターレット８０の２つの窓には図３０に示すよ
うな特性を有する第１の波長制限フィルタ８６ａと第２
の波長制限フィルタ８６ｂとがそれぞれ取り付けてあ
る。第１の波長制限フィルタ８６ａと第２の波長制限フ
ィルタ８６ｂは第１０実施例と同様の特性（図３０参
照）である。

【０２１７】このフィルタターレットを回転するモータ
８７はモータドライバ１４０により回転駆動が制御され
る。また、このモータドライバ１４０は、例えばフロン
トパネル１４１の選択スイッチ１４２を操作することに
よって、光路上にフィルタ８６ａ，８６ｂの一方を配置
できるようにしてある。

【０２１８】例えば、選択スイッチ１４２が１度ＯＮさ
れるたびに、フィルタターレット８０は１８０°回転さ
れる。例えば、図３８の状態で選択スイッチ１４２をＯ
Ｎすると、フィルタターレット８０は１８０°回転さ
れ、フィルタ８６ｂが光路上に配置されることになる。

【０２１９】フィルタターレット８０のフィルタを経た
照明光は、ライトガイド１８の入射端に入射され、この
ライトガイド１８を介して先端部１２の出射端面に導か
れ、出射端面から出射されて、観察部位を照明するよう
になっている。この照明光によって照明された被写体の
光学像は、対物レンズ系１７にて、ＣＣＤ２３の撮像面
に結像される。

【０２２０】その際、色分離フィルタアレイ１３４によ
って色分離される。この色分離フィルタアレイ１３４
は、図３９に示されるように、Ｇ（緑），Ｃｙ（シア
ン），Ｙｅ（イエロ）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４０に示す。

【０２２１】ＣＣＤ２３は、ビデオプロセッサ１３３内
の信号処理回路１３３Ｂを構成するドライバ１４７から
のドライブ信号の印加により読み出され、アンプ１４８
で増幅された後、ＬＰＦ１４９，１５０及びＢＰＦ１５
１を通される。

【０２２２】ＬＰＦ１４９，１５０は、例えば、３MHz
，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と低域輝
度信号ＹLに分けられて、それぞれプロセス回路１５
２，１５３に入力され、γ補正などが行われる。

【０２２３】プロセス回路１５２を通した高域側の輝度
信号ＹHは、水平補正回路１５４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１
５５に入力される。また、プロセス回路１５３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
１５６に入力され、トラッキング補正が行われる。

【０２２４】一方、ＣＣＤ２３の読み出し信号は、３．
５８±０．５MHz の通過帯域のＢＰＦ１５１を通す事に
よって色信号成分が抽出され、この色信号成分は１ＨＤ
Ｌ（１Ｈディレイライン）１５７、加算器１５８及び減
算器１５９に入力され、色信号成分ＢとＲとが分離抽出
される。

【０２２５】尚、この場合、１ＨＤＬ１５７の出力は、
プロセス回路１５３で処理し、さらに、垂直補正回路１
６０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１６１で混合され、この混合出力が、加算器１５
８及び減算器１５９に入力される。

【０２２６】そして、加算器１５８の色信号Ｂと減算器
１５９の色信号Ｒとは、それぞれ、γ補正回路１６２，
１６３に入力され、補正回路１６４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１６５，１６６に入
力され、復調された色信号ＢとＲに変換された後、マト
リクス回路１５６に入力される。

【０２２７】マトリクス回路１５６によって、色差信号
Ｒ−Ｙ，Ｂ−Ｙが生成され、その後、カラーエンコーダ
１５５に入力され、輝度信号ＹLとＹHとを混合した輝度
信号と、色差信号Ｒ−Ｙ，Ｂ−Ｙをサブキャリアで直交
変調したクロマ信号とが混合され、さらに、同期信号が
重畳されて、ＮＴＳＣ出力端から複合映像信号が出力さ
れる。また、マトリクス回路１５６の前段より出力され
るＹL、Ｒ、Ｂ信号はＲＧＢ生成用マトリクス回路１４
３でＲＧＢ信号に変換された後、画像処理部１３２へ入
力される。

【０２２８】尚、ドライバ１４７には、同期信号発生回
路１６８により同期信号が入力され、このドライバ１４
７は、同期信号に同期したドライブ信号をＣＣＤ２３へ
出力する。また、上記映像複合信号は、カラーモニタ４
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。

【０２２９】一方、画像処理部１３２の構成は、第１０
実施例と同様である。次に、本実施例の作用について説
明する。通常可視観察時においては、図３８に示すよう
に光路上に第１の波長制限フィルタ８６ａが挿入され、
このフィルタ８６ａにより照明光の波長領域が可視領域
に制限される。従って、図４１に示すような可視領域の
波長帯域の照明光が被写体に照射され、通常の可視観察
画像が得られる。

【０２３０】一方、赤外光による特殊光観察を行う場合
は、選択スイッチ１４２をＯＮすることにより、フィル
タターレット８０が１８０°回動し、光路上に第２の波
長制限フィルタ８６ｂが挿入され、図４２に示すような
赤外波長帯域の照明光が照射される。

【０２３１】尚、Ｙｅフィルタは８００nmから９００nm
まで全てを透過し、Ｃｙフィルタは８５０nm付近から長
波長側を透過し、Ｇフィルタは８９０nm付近から長波長
側を透過する特性になっている。

【０２３２】この照明光により得られた画像は、ＩＣＧ
を静脈注射する前、８０５nm及び９００nmの範囲では、
血液量などの変化に対してほぼ変化が見られないため、
白っぽい画像になる。ところが、ＩＣＧの静脈注射によ
って８０５nm近傍の照明光のみが強く吸収されるため、
Ｇ，Ｃｙフィルタを透過した信号は変化せず、Ｙｅフィ
ルタを透過した信号のみが大きく減少する。即ち、ＩＣ
Ｇ濃度の変動が赤色の変動にて表される。よって、ＩＣ
Ｇを含んだ血管部分などがシアンに浮き出て見える画像
が得られる。

【０２３３】このまま、赤外観察を行っても、十分血管
の走行状態を観察する事は可能であるが、少ないＩＣＧ
濃度でも観察を可能にするために、画像処理部１３２に
より、強調画像を作成する。

【０２３４】画像処理部１３２の構成は、前述したよう
に第１０実施例と同様であるが、図３４ａに示すＩＣＧ
濃度算出回路９５において、Ｇ／Ｒ、もしくはＢ／Ｒを
計算する事により、照明光量の変化を受けないＩＣＧ濃
度に相関した値を算出する事が可能である。以下の処理
は、第１０実施例と同様である。

【０２３５】本実施例によれば、多量のＩＣＧを静脈注
射する事なく、十分に血管の走行状態を把握する事が可
能な強調処理画像が得られるため、患者に与える精神的
影響を軽減し、また、病変部などの診断能が向上する。

【０２３６】尚、第１０実施例と同様に、本実施例も上
記の方法に限ったものではない。

【０２３７】次に本発明の第１２実施例を説明する。本
実施例の内視鏡装置は、図２６に示す第１０実施例の内
視鏡装置８１のビデオプロセッサ８３の一部が異なるビ
デオプロセッサ１７３が用いてあり、また画像処理装置
８４の代わりに画像処理装置１７２が設けられている。

【０２３８】図４３は第１２実施例におけるビデオプロ
セッサ１７３の構成を示す。このビデオプロセッサ１７
３は光源装置１７３Ａと、信号処理回路１７３Ｂとから
構成され、信号処理回路１７３Ｂは図２７の信号処理回
路８３Ｂと同じである。

【０２３９】光源装置１７３Ａ内にはランプ１９とライ
トガイド１８との間にフィルタターレット１６９と回転
フィルタ１７０とが設けられている。このフィルタター
レット１６９には２つの窓が形成され、第１の波長制限
フィルタ８６ａと、第２の波長制限フィルタ１６９ｂと
がそれぞれ取り付けてある。

【０２４０】この第２の波長制限フィルタ１６９ｂは、
図４４に示すように、８０５nmを中心波長とする狭帯域
の光のみを透過する特性になっている。第１の波長制限
フィルタ８６ａは前述した特性（図３０参照）である。

【０２４１】また、回転フィルタ１７０に設けられてい
る各色透過フィルタ１７０ａ，１７０，ｂ，１７０ｃの
特性は、図４５に示すようにそれぞれＲ，Ｇ，Ｂの波長
域を透過する特性を有すると共に、各フィルタ１７０
ａ，１７０，ｂ，１７０ｃとも赤外領域（８０５nm付
近）において透過する複合的な透過特性を有している。

【０２４２】ビデオプロセッサ１７３におけるその他の
構成は第１０実施例のビデオプロセッサ８３と同じ構成
である。

【０２４３】画像処理装置１７２の内部構成を、図４６
に示す。画像処理装置１７２に入力されたＲ，Ｇ，Ｂ信
号は、Ａ／Ｄコンバータ１７１ｒ，１７１ｇ，１７１ｂ
に入力され、ディジタル信号に変換された後、ＬＵＴ１
７４ｒ，１７４ｇ，１７４ｂに入力され、逆γ補正が施
される。

【０２４４】逆γ補正された信号は、フレームメモリ１
７５とＬＵＴ１７６ｒ，１７６ｇ，１７６ｂに入力され
る。ＬＵＴ１７６ｒ，１７６ｇ，１７６ｂに入力された
信号は、対数変換され、マトリクス回路１７７に入力さ
れる。マトリクス回路１７７ではＲＧＢ信号から輝度信
号が計算され、ＩＣＧに相関した値Ｌｏｇ２５５／Ｙが
計算される。

【０２４５】計算された値はＲＯＭ１７８と平均値計算
回路１７９に入力され、平均値計算回路１７９では、１
画面内のＩＣＧ相関値の内、赤外画像において有効な、
あるレベル範囲に属している画素（例えば、ハレーショ
ンや暗部などを除く）の平均値を算出し、ＲＯＭ１７８
に結果を出力する。

【０２４６】ＲＯＭ１７８において、平均値とＩＣＧ相
関値から、その画素が実際のＩＣＧ量より多く表示され
るのか、少なく表示されるのかを決定し、ＲＯＭ１８０
へ出力する。ＲＯＭ１８０では、例えばフロントパネル
等から入力される強調係数データＥＤにより、さらにＩ
ＣＧ量を上下させる事が可能である。尚、強調係数デー
タＥＤは、第１０実施例と同様に、どのような方法で入
力或は設定しても良い。ＲＯＭ１８０を出力された信号
は、ＲＯＭ１８１ｒ，１８１ｇ，１８１ｂへ入力され、
フレームメモリ１７５から出力される原画像を強調画像
に変換する。ＲＯＭ１８１ｒ，１８１ｇ，１８１ｂの出
力は、Ｄ／Ａコンバータ１８２ｒ，１８２ｇ，１８２ｂ
に入力され、ディジタル信号からアナログ信号へ変換さ
れて画像処理装置１７２から出力される。

【０２４７】次に、本実施例の作用について説明する。
第１の波長制限フィルタ８６ａが光路上に挿入された場
合、第１０実施例で説明したのと同様の可視領域の照明
光が時系列的に被写体に照射され、通常可視観察が可能
である。また、第２の波長制限フィルタ１６９ｂが光路
上に挿入された場合、図４４に示すような、８０５nmの
赤外狭帯域の照射光が被写体に照射され、赤外観察画像
が得られる。赤外観察時において、ＩＣＧが静脈注射さ
れるとＩＣＧを含んだ血管部分において強い吸収がみら
れるため（第１０実施例の図３５参照）、血管の走行状
態や病変部辺縁などの確定など、診断能が向上する。

【０２４８】また、画像処理装置１７２においてＩＣＧ
濃度について強調処理を行う事により、少ないＩＣＧ量
で多量のＩＣＧを静脈注射した場合と同様の効果を得る
事が可能になり、患者に対する苦痛を軽減する事も可能
である。

【０２４９】また、本実施例は、上記の方法に限らず、
ＩＣＧ濃度分布を算出した後、帯域強調を施し、ＩＣＧ
濃度の急激に変化する箇所を強調して表示するようにし
ても良い。また、通常観察時においても、画像処理装置
１７２でヘモグロビンに対する強調処理などを行っても
良く、ヘモグロビン色素の濃度分布に対しても、帯域強
調などを施しても良い。

【０２５０】次に本発明の第１３実施例を説明する。こ
の実施例は蛍光観察が可能な内視鏡装置である。図４７
に示すように、本実施例の蛍光観察用内視鏡装置２１３
は、電子内視鏡２０１を備えている。この電子内視鏡２
０１は、細長で例えば可撓性を有する挿入部２０２を有
し、この挿入部２０２の後端に太径の操作部２０３が連
設されている。

【０２５１】操作部２０３の後端側からは側方に可動性
のユニバーサルコード２０４が延設され、このユニバー
サルコード２０４の端部にコネクタ２０５が設けられて
いる。電子内視鏡２０１は、前記コネクタ２０５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２０６に接続されるようになっている。さらに、
ビデオプロセッサ２０６には、モニタ２０７が接続され
るようになっている。また、ビデオプロセッサ２０６に
は、画像ファイリング装置２０８が接続されるようにな
っている。

【０２５２】挿入部２０２の先端側には、硬性の先端部
２０９及びこの先端部２０９に隣接する後方側に湾曲可
能な湾曲部２１０が、順次設けられている。また、操作
部２０３に設けられた湾曲操作ノブ２１１を回動操作す
ることによって、湾曲部２１０は、左右方向あるいは上
下方向に湾曲するようになっている。また、操作部２０
３には、挿入部２０２内に設けられた処置具チャンネル
に連通する挿入口２１２が、設けられている。また、注
射器１９１により蛍光剤としての例えばフルオレッセン
液１９２を生体の静脈に注入できるようにしている。

【０２５３】図４８に示すように、電子内視鏡２０１の
挿入部２０２内には、照明光を伝達するライトガイド２
１４が挿通されている。このライトガイド２１４の先端
面は、挿入部２０２の先端部２０９に配置され、この先
端面から照明光を出射できるようになっている。また、
ライトガイド１４の入射端側は、ユニバーサルコード２
０４内を挿通されて、コネクタ２０５に接続されてい
る。

【０２５４】また、先端部２０９には、対物レンズ系２
１５が設けられ、この対物レンズ系２１５の結像位置
に、撮像手段としの固体撮像素子、例えばＣＣＤ２１６
が配設されている。このＣＣＤ２１６の撮像面が設けら
れている前面には、色分離フィルタアレイ２１７が配置
されている。前記ＣＣＤ２１６には、信号線２１８、２
１９が接続され、これら信号線２１８、２１９は、挿入
部２０２及びユニバーサルコード２０４内を挿通され
て、コネクタ２０５に接続されている。

【０２５５】一方、ビデオプロセッサ２０６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２
２０が設けられている。このランプ２２０としては、一
般的なキセノンランプやストロボランプ等を用いること
ができる。前記キセノンランプやストロボランプは、可
視光のみならず、紫外光及び赤外光を大量に発光するよ
うになっている。

【０２５６】ランプ２２０は、電源部２２１によって電
力が供給されるようになっている。ランプ２２０の前方
には、モータ（Ｍ）２２２によって回転駆動される回転
フィルタ２２３が配設されている。この回転フィルタ２
２３には、赤（Ｒ）、緑（Ｇ）、青（Ｂ）の各波長領域
の光をそれぞれ透過するフィルタ２２３ａ，２２３ｂ，
２２３ｃが、周方向に沿って配列されている。また、回
転フィルタ２２３は、光路上より挿脱可能になってい
る。回転フィルタ２２３の各フィルタ２２３ａ，２２３
ｂ，２２３ｃの透過特性を図４９に示す。

【０２５７】また、モータ２２２は、モータドライバ２
２４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。すなわち、回転フィルタ２２３の回転が、制御
されるようになっている。

【０２５８】回転フィルタ２２３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、ライト
ガイド２１４の入射端に入射され、このライトガイド２
１４を介して先端部２０９に導かれる。導かれた光は、
先端部２０９のライトガイド２１４出射端から出射され
て、観察部位を照明するようになっている。

【０２５９】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２１５にて、ＣＣＤ２１６の撮像面に
結像される。その際、色分離フィルタアレイ２１７によ
って色分離される。この色分離フィルタアレイ２１７
は、図５０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。図５１には、Ｇ、Ｃｙ、Ｙｅの各フィ
ルタの透過特性を示している。ＣＣＤ２１６は、ビデオ
プロセッサ２０６内のドライバ２２５からのドライブ信
号の印加により読み出される。

【０２６０】ＣＣＤ２１６から読み出された信号は、ビ
デオプロセッサ２０６内のアンプ２２６で増幅された
後、ＬＰＦ２２７、２２８及びＢＰＦ２２９を通され
る。ＬＰＦ２２７、２２８は、例えば３ＭＨｚ、０．８
ＭＨｚのカットオフ特性を示すものである。これらをそ
れぞれ通された前記信号は、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２
３０、２３１に入力され、γ補正などの処理が行われ
る。プロセス回路２３０を通した高域側の輝度信号ＹH
は、水平補正回路２３２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２３３に入
力される。また、プロセス回路２３１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２３４に
入力され、トラッキング補正が行われる。

【０２６１】一方、３．５８±０．５ＭＨｚの通過帯域
のＢＰＦ２２９を通すことによって、ＣＣＤ２１６から
読み出された信号は、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）２３５、加算
器２３６及び減算器２３７に各入力され、色信号成分Ｂ
と成分Ｒとが分離抽出される。

【０２６２】尚、この場合、１ＨＤＬ２３５の出力は、
以下の混合処理がなされる。すなわちプロセス回路２３
１で処理し、さらに垂直補正回路２３８で垂直アパーチ
ャ補正された低域側の輝度信号ＹLと、１ＨＤＬ２３５
の出力とが、混合器２３９で混合される。

【０２６３】混合された出力信号は加算器２３６及び減
算器２３７に入力され、それぞれ色信号ＢとＲが生成さ
れる。加算器２３６から出力される色信号Ｂと、減算器
２３７から出力される色信号Ｒとは、それぞれγ補正回
路２４０、２４１に入力され、補正回路２４２を通した
低域側の輝度信号ＹLを用いてγ補正され、それぞれ復
調器２４３、２４４に入力される。復調器２４３、２４
４に入力された各信号は、それぞれ復調された色信号
Ｂ，Ｒにされた後、マトリクス回路２３４に入力され
る。

【０２６４】マトリクス回路２３４では、輝度信号ＹL
と色信号Ｒ，Ｂとを用いて、色差信号Ｒ−Ｙ、Ｂ−Ｙを
生成する。これら低域の輝度信号ＹL及び色差信号Ｒ−
Ｙ、Ｂ−Ｙと、高域の輝度信号ＹHとは、カラーエンコ
ーダ２３３に入力される。

【０２６５】カラーエンコーダ２３３は、輝度信号ＹL
とＹHとを混合した輝度信号と、色差信号Ｒ−Ｙ、Ｂ−
Ｙをサブキャリアで直行変調したクロマ信号とを混合
し、さらに、図示しない同期信号を重畳して、ＮＴＳＣ
出力端から複合映像信号を出力する。また、マトリクス
回路２３４の前段より出力されるＹL、Ｒ、Ｂ信号はマ
トリクス回路２００でＲＧＢ信号に変換された後、信号
処理回路２４６へ入力される。

【０２６６】尚、ドライバ２２５には、同期信号発生回
路２４５により同期信号が入力され、このドライバ２２
５は、同期信号に同期したドライブ信号がＣＣＤ２１６
へ供給される。また、前記複合映像信号は、カラーモニ
タ２０７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。本実施例では、回転フィルタ２２３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
ることができる。

【０２６７】ところで、生体粘膜を通常のカラー画像に
て観察中に、図５２に示すような吸収、蛍光特性を有す
る例えばフルオレッセンという蛍光物質を静脈注射する
と、時間の変化にともない、血液中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。

【０２６８】ここで、フルオレッセンは、図５２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２２３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の波長領域において蛍光を発する。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
波長領域において蛍光を発する。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。

【０２６９】具体的には図４８のように回転フィルタ２
２３が光路上に配置された状態でのＲ，Ｇ，Ｂ光の照明
のもとで撮像した信号に対し、図５３に示すような信号
処理回路２４６によって蛍光剤濃度分布の観察及び計測
が可能にある。

【０２７０】図５３の信号処理回路２４６には、マトリ
クス回路２００（図４８参照）から出力されるＲ、Ｇ、
Ｂ信号がＡ／Ｄコンバータ２４７ｒ，２４７ｇ，２４７
ｂ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補正回路として機能するＬＵＴ２４８ｒ，２４
８ｇ，２４８ｂへ入力され、逆γ補正が行われる。

【０２７１】ＬＵＴ２４８ｒ，２４８ｇ，２４８ｂの各
出力は、対数変換する働きをするＬＵＴ２４９ｒ，２４
９ｇ，２４９ｂと、フレームメモリ２５６とへそれぞれ
入力される。

【０２７２】ＬＵＴ２４９ｒ，２４９ｇ，２４９ｂで
は、対数をとることで蛍光剤濃度及びヘモグロビン濃度
と、反射分光特性が略直線関係となることから、Ｒ、
Ｇ、Ｂ信号を対数変換する。ＬＵＴ２４９ｒ，２４９
ｇ，２４９ｂは、例えば対数変換用の集積回路で構成さ
れる。

【０２７３】対数変換されたＲ、Ｇ、Ｂ各信号は蛍光剤
濃度算出回路２５０へ入力されて蛍光剤濃度が、ヘモグ
ロビン濃度より分離され、算出される。この蛍光剤濃度
算出回路２５０の構成を図５４に示す。蛍光剤濃度算出
回路２５０は蛍光強度を算出する蛍光強度算出回路２５
０ａと、ヘモグロビン濃度を算出するヘモグロビン濃度
算出回路２５０ｂと、ヘモグロビン濃度の影響を排除す
る正規化回路２５０ｃとから構成される。

【０２７４】蛍光強度算出回路２５０ａでは蛍光強度Ｉ
Ｆを ＩＦ＝ＬｏｇＲｒ／Ｒｂ で算出する。ここで、ＲｒはＲの照明光の時のＲ画像を
表し、ＲｂはＢの照明光の時のＲ画像を表す。蛍光剤と
してフルオレッセンが使用された場合、Ｂの照明光を照
射した時のみ、蛍光が発生する。従って、Ｒの照明光を
照射した時のＲ画像で正規化することにより、照明光量
の影響をキャンセルできる。この段階では、ヘモグロビ
ン量の影響をキャンセルできない。

【０２７５】このため、ヘモグロビン濃度算出回路２５
０ｂではヘモグロビン濃度ＩＨｂを ＩＨｂ＝ＬｏｇＲｒ／Ｇｇ で算出する。ここで、ＧｇはＧの照明光の時のＧ画像を
表す。

【０２７６】蛍光強度算出回路２５０ａで算出された蛍
光強度ＩＦとヘモグロビン濃度算出回路２５０ｂで算出
されたヘモグロビン濃度ＩＨｂは正規化回路２５０ｃに
入力され、蛍光剤濃度ＣＩＦが ＣＩＦ＝ＩＦ／ＩＨｂ により算出される。この蛍光剤濃度ＣＩＦはヘモグロビ
ン濃度ＩＨｂの影響をキャンセルされたものとなる。

【０２７７】この蛍光剤濃度算出回路２５０において、
算出された蛍光剤濃度分布画像は、ＲＯＭ２５７及び平
均値計算回路２５８へ入力され、この平均値計算回路２
５８では、１画面内の蛍光剤濃度の平均値が計算され、
その値がＲＯＭ２５７へ出力される。

【０２７８】ＲＯＭ２５７では、蛍光剤濃度の平均値及
び各画素における蛍光剤濃度が入力される。このＲＯＭ
２５７は、蛍光剤濃度の平均値と、各画素における蛍光
剤濃度とを比較し、下述する所定の変換を行うものであ
る。すなわち、ＲＯＭ２５７は、各画素の蛍光剤濃度値
について、蛍光剤濃度の平均値より濃度値が大きい場合
は、より大きい濃度値へ、平均値より濃度値が小さい場
合はより小さい濃度値へ変換する。すなわち、このＲＯ
Ｍ２５７は、各画素毎の蛍光剤濃度値について、強調処
理を施している。

【０２７９】ＲＯＭ２５７の出力はＲＯＭ２５９へ入力
され、フロントパネル２９１のデータ入力部２９１ａか
らの情報（強調係数データ）をもとに、蛍光剤濃度値を
さらに変化させることが可能になっている。すなわち、
このＲＯＭ２５９は、例えば画面全体で一律に、蛍光剤
濃度値について、強調したり、強調の程度を弱めたりす
ることができる。

【０２８０】ＲＯＭ２５９の出力は、ＲＯＭ２６０ｒ，
２６０ｇ，２６０ｂへ入力され、フレームメモリ２５６
よりタイミング調整された画像、及び強調画像が同時に
格納される。ＲＯＭ２６０ｒ，２６０ｇ，２６０ｂの読
み出しの制御により、例えば、通常画像に強調画像が合
成された画像を構築でき、Ｄ／Ａコンバータ２５５ｒ，
２５５ｇ，２５５ｂへ出力される。

【０２８１】Ｄ／Ａコンバータ２５５ｒ，２５５ｇ，２
５５ｂに入力されたディジタル信号は、Ｒ′Ｇ′Ｂ′ア
ナログ信号に変換され、カラーモニタ２０７によって、
蛍光強調画像と通常観察画像とが、カラーモニタ２０７
の入力切り換えにより表示される。

【０２８２】つまり、カラーモニタ２０７には、前述の
複合映像信号例えばＮＴＳＣも入力されているので、
Ｒ、Ｇ、Ｂ信号入力端から入力されるＲ′Ｇ′Ｂ′信号
と、ＮＴＳＣ信号入力端から入力されるＮＴＳＣ信号と
を切り換えることによって、蛍光剤濃度分布で強調され
た内視鏡画像と、通常の可視領域での画像とを選択して
観察可能となる。

【０２８３】また、前記画像ファイリング装置２０８に
より、蛍光剤濃度分布で強調された画像と、通常の画像
とを対応づけて記録すると共に、検索し表示することも
できる。

【０２８４】本実施例によれば、微弱な蛍光発光でも、
強調処理を行うので蛍光発光分布の特徴を効果的に捕ら
えることが可能になり、且つ通常の観察画像と蛍光発光
している箇所が一致して観察可能となる。これにより本
実施例では、蛍光剤濃度強調画像より生体粘膜面の血行
動態の把握が可能になり、病変部の観察能が向上し、診
断能の向上が可能である。

【０２８５】次に本発明の第１４実施例を説明する。こ
の内視鏡装置は図４７において、ビデオプロセッサ２０
６の代わりにビデオプロセッサ３０６が用いてある。図
５５はこのビデオプロセッサ３０６の構成を示す。この
ビデオプロセッサ３０６は図４８のビデオプロセッサ２
０６において、回転フィルタ２２３の代わりに図５６に
示す回転フィルタ２６４が配置されている。

【０２８６】この回転フィルタ２６４は、その周方向
に、励起光を含むＢの波長領域を透過するＢフィルタ２
６４ａと、励起光を含まないＧ及びＲの波長領域を透過
するイエロフィルタ２６４ｂとが設けられている。これ
らのフィルタの透過特性を図５７に示す。

【０２８７】また、本実施例では、ビデオプロセッサ２
０６における信号処理回路２４６の代わりに、図５８に
その構成を示す信号処理回路２６５が設けられている。

【０２８８】図５８に示すように、入力されるＲ、Ｇ、
Ｂ信号はＡ／Ｄコンバータ２６６によりディジタル信号
に変換される。変換された信号はセレクタ２６７へ入力
され、回転フィルタ２６４にの回転に同期する同期信号
により、蛍光画像及びイエロ画像として、それぞれ蛍光
画像用フレームメモリ２６８、イエロ画像用フレームメ
モリ２６９へ入力される。蛍光画像用フレームメモリ２
６８の出力は、Ｄ／Ａコンバータ２７０へ入力され、ア
ナログ信号に変換され、ＲＧＢ信号として蛍光画像が出
力される。

【０２８９】また、フレームメモリ２６８のＢ信号の出
力は、蛍光強度正規化用除算器２７１、通常可視画像用
フレームメモリ２７２、及びＤ／Ａコンバータ２７３へ
各入力される。また、フレームメモリ２６８のＲ信号の
出力は、蛍光強度正規化用除算器２７１へ入力される。

【０２９０】一方、イエロ画像用フレームメモリ２６９
の出力は、Ｄ／Ａコンバータ２７３へ入力され、アナロ
グ信号に変換された後、通常可視画像として出力され
る。また、フレームメモリ２６９のＧ信号の出力は、ヘ
モグロビン量算出用除算器２７４と通常可視画像用フレ
ームメモリ２７２へ入力される。また、フレームメモリ
２６９のＲ信号の出力は、ヘモグロビン量算出用除算器
２７４と通常可視画像用フレームメモリ２７２とへ各入
力される。

【０２９１】蛍光強度正規化用除算器２７１に入力され
た信号は、Ｒ／Ｂが計算され、励起光の影響の無い蛍光
強度が出力される。また、ヘモグロビン量算出用除算器
２７４に入力された信号は、Ｒ／Ｇが計算され、ヘモグ
ロビン量のインデックスが出力される。除算器２７１、
２７４の各出力は、蛍光強度正規化用除算器２７５へ入
力され、ヘモグロビン量の影響を受けない蛍光強度が出
力される。

【０２９２】蛍光強度正規化用除算器２７５の出力は、
蛍光強度変換用ＲＯＭ２７６へ入力され、外部から可変
可能な強度係数などにより蛍光強度の強調が行えるよう
になっている。ＲＯＭ２７６の出力は、蛍光強度強調画
像変換用ＲＯＭ２７７へ入力される。また、ＲＯＭ２７
７には、通常可視画像用フレームメモリ２７２の出力信
号が入力される。ＲＯＭ２７７では、フレームメモリ２
７２から出力された可視画像にＲＯＭ２７６からの蛍光
強度を合成して、蛍光強度強調画像を出力する。ＲＯＭ
２７７から出力された蛍光強度強調画像は、Ｄ／Ａコン
バータ２７８へ入力され、アナログ信号に変換されて出
力される。

【０２９３】その他は、第１３実施例と同様の構成及び
作用については、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する。次に、本実施例の作用につい
て説明する。

【０２９４】回転フィルタ２６４によって照明された被
写体は、Ｂフィルタ２６４ａの照明光が照明されたとき
に、Ｇ、Ｒの波長領域において蛍光を発する。また、イ
エロフィルタ２６４ｂの照明光が照明された場合は、蛍
光を発生しないイエロー画像が得られる。これらの画像
は、例えばＣＣＤ等の受光面に色分離フィルタを設けた
撮像手段により、Ｂ画像、蛍光発光したＧ画像、蛍光発
光したＲ画像、蛍光発光していないＧ画像、蛍光発光し
ていないＲ画像に分離されて得ることが可能である。

【０２９５】時系列的に撮像された蛍光発光画像とイエ
ロ画像とは、信号処理回路２６５へ入力され、回転フィ
ルタ２６４に同期して駆動するセレクタ２６７により、
フレームメモリ２６８、２６９によりそれぞれ同時化さ
れる。同時化された５種類の画像は、それらの組み合わ
せにより、通常可視画像と蛍光発光画像とに合成でき
る。また、除算器２７１、２７４、２７５により、励起
光強度及びヘモグロビン量により変動する蛍光強度が正
規化され、精度の高い蛍光強度値が得られる。この蛍光
強度値を強調するなどして、前述の組み合わせにより合
成された通常可視画像と合成すれば、蛍光強度強調画像
が得られる。

【０２９６】以上の実施例によれば、専用の励起光光源
や蛍光画像専用の撮像手段を用いること無く、通常可視
画像と蛍光画像と蛍光強度強調画像が得られる。

【０２９７】また、本実施例では、蛍光強度値を蛍光発
光したＲ画像と励起光であるＢ画像より算出したが、蛍
光発光したＧ画像と励起光であるＢ画像とより算出して
も良い。また、これらの両方を算出して正規化された蛍
光発光画像を得ることも可能である。さらに、回転フィ
ルタは、従来の可視領域の波長を複数の領域に時分割し
て照明可能なＲＧＢ回転フィルタを用いても良い。

【０２９８】次に本発明の第１５実施例を説明する。こ
の内視鏡装置では図４８におけるビデオプロセッサ２０
６内の信号処理回路２４６の代わりに図５９に示す信号
処理回路２４６Ａが用いてある。

【０２９９】入力されるＲＧＢ信号はＡ／Ｄコンバータ
２４７ｒ，２４７ｇ，２４７ｂによってアナログ信号か
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２８８ｒ，２８
８ｇ，２８８ｂへ各入力され、逆γ補正が行われる。逆
γ補正回路２８８ｒ，２８８ｇ，２８８ｂの各出力は、
ＲＯＭ２４９ｒ，２４９ｇ，２４９ｂへ各入力される。
ＲＯＭ２４９ｒ，２４９ｇ，２４９ｂでは、対数軸をと
ることで蛍光剤濃度及びヘモグロビン濃度の反射分光特
性が略直線関係となることから、Ｒ、Ｇ、Ｂ各信号を対
数変換する。

【０３００】対数変換されたＲ、Ｇ、Ｂ各信号はマトリ
クス回路２９０へ入力され、蛍光剤濃度がヘモグロビン
濃度より分離され、算出される。マトリクス回路２９０
において、算出された蛍光剤濃度分布画像は、γ補正回
路２５１へ入力され、γ補正が行われる。

【０３０１】γ補正が行われた蛍光剤濃度分布画像はＤ
／Ａコンバータ２５２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、アナログのＲ、Ｇ、Ｂ信号と
して出力される。

【０３０２】擬似のＲ、Ｇ、Ｂ信号は、カラーモニタ２
０７に入力され、（Ｒ，Ｇ，Ｂが同じであるため）モノ
クロで蛍光剤濃度分布画像が表示される。さらに、カラ
ーモニタ２０７には、前述の複合映像信号例えばＮＴＳ
Ｃも入力されており、Ｒ、Ｇ、Ｂ信号入力とＮＴＳＣ信
号入力とを切り換えることによって、蛍光剤濃度分布画
像と、通常観察画像が観察可能となっている。また、画
像ファイリング装置２０８により、蛍光剤濃度分布画像
と、通常観察画像とを対応づけて記録すると共に、検索
し表示することができる。

【０３０３】上記構成において、光源において回転フィ
ルタ２２３が光路上に挿入されていない場合には、同時
撮像方式により撮像された信号が、ビデオプロセッサ２
０６にて処理され、通常画像であるＮＴＳＣ信号が出力
される。一方、前記回転フィルタ２２３が、前記光路上
に挿入されると図示しないＢフィルタによる照明光によ
り、被検査対象からの蛍光、つまりＲ，Ｇ光により蛍光
画像をモニタに表示することができる。

【０３０４】この様に、本実施例によれば、特別な光源
を必要とすることなく、通常観察を行いながら、必要に
応じてカラーモニタの入力信号を切り換えることで、フ
ルオレッセン静脈注射後粘膜の蛍光剤濃度分布画像の時
系列的変化が得られる。すなわち、本実施例では、生体
粘膜面の血行動態を把握することができ、病変部の観察
能が向上し、診断能が向上する。尚、通常観察と蛍光観
察との切り替え装置をビデオプロセッサ２０６内に設け
ても良い。

【０３０５】前述のように回転フィルタ２２３を光路上
に挿入した場合、照明用のランプ２２０の発光波長が順
次制限され、図４９に示すように、Ｒ、Ｇ、Ｂの各波長
の光に色分離される。本実施例の変形例としては、色分
離された光を生体粘膜面などに時系列的に照射し、通常
の可視光域のカラー画像を得るように構成することがで
きる。ＣＣＤ２１６にて時系列に撮像された画像は、マ
トリクス回路２３４において同時化も兼用する構成とす
る。

【０３０６】この同時化・マトリクス回路は、時系列的
に得られる低域，高域の輝度信号と各色信号とを、例え
ば図示しないメモリにより同時化する。このとき、輝度
成分については、各照明色で得られた低域及び高域の輝
度成分を例えば図示しない加算器で各加算し、輝度信号
ＹL，ＹHをそれぞれ得る。

【０３０７】さらに、前記同時化・マトリクス回路で
は、同時化された輝度信号ＹLと色信号Ｒ，Ｂとを用い
て、色差信号Ｒ−Ｙ、Ｂ−Ｙを生成する。そして、低域
の輝度信号ＹL及び色差信号Ｒ−Ｙ、Ｂ−Ｙと、高域の
輝度信号ＹHとは、前記カラーエンコーダ２３３に入力
され、前記同様の処理がなされる。

【０３０８】この変形例によれば、特別な光源を必要と
することなく、通常観察を行いながら、カラーモニタの
入力信号を切り換えることで、フルオレッセン静脈注射
後粘膜の蛍光剤濃度分布画像の時系列的変化が得られ
る。

【０３０９】尚、ドライブ信号による読み出しを制御
し、同時化を図っても良い。また、マトリクス回路２９
０は、前述の同時化・マトリクスと同様に、時系列的に
撮像された画像を同時化も兼務する構成にしても良い。

【０３１０】図６０は本発明の第１６実施例における信
号処理回路２４６Ｂを示す。本実施例の蛍光観察用内視
鏡装置は、第１３実施例における信号処理回路２４６に
代えて、信号処理回路２４６Ｂを有している。その他は
第１３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と共に、異なる点についての
み説明する。

【０３１１】図６０に示す信号処理回路２４６ＢはＡ／
Ｄコンバータ２４７ｒ，２４７ｇ，２４７ｂからマトリ
クス回路２９０までは図５９と同じである。このマトリ
クス回路２９０には対数変換されたＲ、Ｇ、Ｂ各信号が
入力され、このマトリクス回路２９０によって、蛍光剤
濃度が、ヘモグロビン濃度より分離され、算出される。

【０３１２】マトリクス回路２９０により算出された蛍
光剤濃度分布画像は、それぞれＲＯＭ２５３ｒ，２５３
ｇ，２５３ｂへ入力され、擬似カラー画像に変換され
る。例えば、蛍光剤濃度が高い画素は赤く表示され、蛍
光剤濃度が低い画素は青く表示される様に変換処理す
る。

【０３１３】ここで、前記擬似カラー画像に変換された
画像は、γ補正回路２５４ｒ，２５４ｇ，２５４ｂへ入
力され、γ補正が行われる。γ補正が行われた蛍光剤分
布擬似カラー画像は、Ｄ／Ａコンバータ２５５ｒ，２５
５ｇ，２５５ｂ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２０７に入力される。
このカラーモニタ２０７においては、Ｒ、Ｇ、Ｂ信号入
力とＮＴＳＣ信号とを切り換えることによって、蛍光剤
分布擬似カラー画像と、通常観察画像との観察可能とな
る。

【０３１４】本実施例によれば、第１５実施例と同様
に、特別な光源を必要とすることなく、通常観察を行い
ながら、カラーモニタ２０７の入力信号を切り換えるこ
とで、フルオレッセン静脈注射後粘膜の蛍光剤濃度分布
画像の時系列的変化が得られる。また、蛍光剤濃度分布
が疑似カラーで色付けされていることにより、蛍光剤濃
度の画素による違いが明確になるため、生体粘膜面の血
行動態を把握することができ、病変部の観察能が向上
し、且つ診断能も向上させることができる。

【０３１５】図６１は本発明の第１７実施例におけるビ
デオプロセッサの構成を示す。この第１７実施例の蛍光
観察用内視鏡装置は、第１３実施例のビデオプロセッサ
２０６に代えて、図６１に示すビデオプロセッサ２０６
Ａを備えている。このビデオプロセッサ２０６Ａは、図
４８におけるビデオプロセッサ２６４において、図５９
に示す信号処理回路２６４Ａが用いてあると共に、赤外
光を照射できる機能を有する構成になっている。

【０３１６】ビデオプロセッサ２０６Ａでは、ランプ２
２０と回転フィルタ２２３との間に、図６２に示すフィ
ルタターレット２６１が配置されている。このフィルタ
ターレット２６１は、図６３に示す透過特性を有する赤
外ＢＰＦ（バンドパスフィルタ）２６２ａとフィルタ無
しの開口２６２ｂで構成されている。赤外ＢＰＦ２６２
ａは、ランプ２０が発する光のうち、赤外光の帯域だけ
を効率よく透過するようになっている。

【０３１７】フィルタターレット２６１は、モータ２６
３の回転により、各フィルタの位置が制御されるように
なっている。すなわち、モータ２６３により、フィルタ
無しの開口６２ｂの部分または赤外ＢＰＦ２６２ａのい
ずれか一方が、光路上に挿入されるように可動される。

【０３１８】次に、本実施例の作用について説明する。
本実施例では、フィルタターレット２６１のフィルタ無
しの開口２６２ｂが光路上にセットされている場合は、
第１５実施例と同様の作用及び効果を有する。すなわ
ち、通常の面順次照明光が照射される。

【０３１９】フィルタターレット２６１の赤外ＢＰＦ２
６２ａが光路上にセットされた場合は、光量アップのた
めに回転フィルタ２２３が光路上より退避して、赤外光
が照明されることになり、赤外観察画像が得られる。

【０３２０】尚、赤外ＢＰＦ２６２ａの代わりに紫外波
長領域を透過する紫外ＢＰＦを設ければ、紫外観察も可
能である。あるいは、両方のＢＰＦを設ければ、赤外観
察と紫外観察両方観察することが可能である。また、本
実施例では、回転フィルタに設けられたブルーの波長領
域が励起光を含んでいるが、励起光の波長領域を透過す
る励起光ＢＰＦをフィルタターレットに設けても良い。

【０３２１】本実施例によれば、第１５実施例と同様の
効果が得られると同時に、赤外観察画像を得ることも可
能であるので、より病変部などの観察能を向上させるこ
とができる。

【０３２２】尚、信号処理部の構成は、第１５実施例の
ものに限らず、第１６実施例の構成でも良い。また、そ
の他の信号処理を行っても良い。尚、第１３実施例以降
において、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。

【０３２３】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６
内に信号処理回路を設けたが、信号処理回路を独立さ
せ、画像処理ユニットとして別体に構成しても良い。

【０３２４】または、記録画像の検索が可能な前記画像
ファイリング装置２０８を接続し、前記画像ファイリン
グ装置８内に信号処理回路を設けても良い。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の
変化や生体組織の固有蛍光を観察しても良い。

【０３２５】さらに、本発明は、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
用することができる。

【０３２６】さらに、カメラコントロールユニット内に
同時方式と面順次方式の処理回路を設け、光源の照明光
を変更することで、面順次スコープにより通常カラー画
像と赤外観察を可能とし、同時方式で通常、蛍光及び赤
外観察を行うシステムとしても良い。また、上述した実
施例等を組み合わせて異なる実施例を構成することも可
能であり、それらも本発明に属する。

【０３２７】

【発明の効果】上述したように本発明によれば内視鏡を
用いて得られる内視鏡画像に対応する画像信号に対して
色素量を算出する色素量算出手段と、前記色素量算出手
段で算出される色素量に基づき、前記画像に強調処理を
行う強調手段と、前記強調手段で強調処理された強調処
理画像を表示する表示手段とを設けてあるので、色素量
で強調された内視鏡画像により、病変部等を正常部から
識別しやすいくできる。

【図面の簡単な説明】

【図１】第１実施例を備えた内視鏡装置全体を示す側面
図。

【図２】図１の構成を示すブロック図。

【図３】色透過フィルタの透過特性を示す特性図。

【図４】画像強調ユニットの構成を示すブロック図。

【図５】画像強調ユニットによる強調処理機能を示す説
明図。

【図６】画像強調方法の全体を示すフローチャート図。

【図７】ヘモグロビン量算出処理及び平均値計算処理の
フローチャート図。

【図８】強調画像作成処理のフローチャート図。

【図９】第１実施例の変形例を備えた内視鏡装置全体を
示す側面図。

【図１０】第２実施例におけるヘモグロビン量計算処理
及び平均値計算処理のフローチャート図。

【図１１】強調画像作成処理のフローチャート図。

【図１２】第３実施例を備えた内視鏡装置全体を示す側
面図。

【図１３】画像処理ユニットの構成を示すブロック図。

【図１４】第３実施例の変形例における画像強調ユニッ
トの構成を示すブロック図。

【図１５】本発明の第４実施例における画像強調ユニッ
トの構成を示すブロック図。

【図１６】第４実施例の変形例における画像強調ユニッ
トの構成を示すブロック図。

【図１７】第５実施例における画像強調ユニットの構成
を示すブロック図。

【図１８】強調係数変換テーブルの変換特性を示す特性
図。

【図１９】本発明の第６実施例における画像強調ユニッ
トの構成を示すブロック図。

【図２０】本発明の第７実施例における画像強調ユニッ
トの構成を示すブロック図。

【図２１】第８実施例における画像強調ユニットの構成
を示すブロック図。

【図２２】ヒストグラム拡大処理の説明図。

【図２３】第９実施例における画像強調ユニットの構成
を示すブロック図。

【図２４】強調処理部の処理内容を示すフローチャー
ト、

【図２５】フィルタリングを行うために用いる重み付け
関数の１例を示す説明図。

【図２６】第１０実施例の内視鏡装置の全体を示す構成
図。

【図２７】ビデオプロセッサの構成を示すブロック図。

【図２８】回転フィルタの色透過フィルタの透過特性を
示す説明図。

【図２９】フィルタターレットの構成を示す説明図。

【図３０】フィルタターレットの２つの波長制限フィル
タの透過特性を示す説明図。

【図３１】第１の波長制限フィルタ及び回転フィルタに
より照射される照明光の波長を示す説明図。

【図３２】第２の波長制限フィルタ及び回転フィルタに
より照射される照明光の波長を示す説明図。

【図３３】画像処理装置の構成を示すブロック図。

【図３４】ＩＣＧ濃度算出回路の構成を示すブロック
図。

【図３５】ＩＣＧの吸光スペクトルを示す特性図。

【図３６】ＩＣＧ濃度が強調された画像を生成する処理
内容を示すフロチャート、

【図３７】第１１実施例の内視鏡装置全体を示す構成
図。

【図３８】ビデオプロセッサの構成を示すブロック図。

【図３９】ＣＣＤ前面に配置されている色分離フィルタ
アレイの構成を示す説明図。

【図４０】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。

【図４１】第１の波長制限フィルタにより照射される照
明光の波長を示す説明図。

【図４２】第２の波長制限フィルタにより照射される照
明光の波長を示す説明図。

【図４３】ビデオプロセッサの構成を示すブロック図。

【図４４】フィルタターレットに設けられている第２の
波長制限フィルタの透過波長特性を示す説明図。

【図４５】回転フィルタに設けられている各フィルタの
透過波長特性を示す説明図。

【図４６】画像処理装置の構成を示すブロック図。

【図４７】蛍光観察用内視鏡装置の全体を示す概略構成
図。

【図４８】ビデオプロセッサの構成を示すブロック図。

【図４９】回転フィルタに取り付けられた各フィルタの
透過波長領域を示す特性図。

【図５０】色分離フィルタアレイの説明図。

【図５１】色分離フィルタアレイの各フィルタの透過特
性を示す特性図。

【図５２】蛍光剤としてのフルオレッセンの吸収、蛍光
を示す特性図。

【図５３】蛍光剤の濃度分布の観察及び計測のための信
号処理回路の構成を示すブロック図。

【図５４】蛍光剤濃度算出回路のブロック図。

【図５５】第１４実施例における信号処理回路の構成を
示すブロック図。

【図５６】回転フィルタを示す説明図。

【図５７】回転フィルタに取り付けられた各フィルタの
透過波長領域を示す特性図。

【図５８】信号処理回路の構成を示すブロック図。

【図５９】第１５実施例における信号処理回路の構成を
示すブロック図。

【図６０】第１６実施例における信号処理回路の構成を
示すブロック図。

【図６１】第１７実施例におけるビデオプロセッサの構
成を示すブロック図。

【図６２】フィルタターレットの構成を示す説明図。

【図６３】赤外ＢＰＦの透過特性を示す特性図。

【手続補正書】

【提出日】平成６年２月２２日

【手続補正１】

【補正対象書類名】明細書

【補正対象項目名】００１４

【補正方法】変更

【補正内容】

【００１４】

【実施例】以下、図面を参照して本発明の実施例を説明
する。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、このビデオプロセッサ３
に接続され、画像処理すると共に、画像のファイリング
をする画像ファイリング装置５とから構成され、この画
像ファイリング装置５はビデオプロセッサ３から出力さ
れる画像信号に対し、強調処理する画像強調ユニット６
を内蔵している。

【手続補正２】

【補正対象書類名】明細書

【補正対象項目名】０１１２

【補正方法】変更

【補正内容】

【０１１２】図１５に示すように、画像強調ユニット６
１内には、ビデオプロセッサ３よりＲ送られてくるＲＧ
Ｂ信号をディジタル信号に変換するＡ／Ｄコンバータ３
２ａ〜３２ｃが設けられている。

【手続補正３】

【補正対象書類名】明細書

【補正対象項目名】０１６５

【補正方法】変更

【補正内容】

【０１６５】図２３は本発明の第９実施例における画像
強調ユニット６１の内部構成を示す。本実施例の内視鏡
装置は、第３実施例の内視鏡装置６０と同様であり、画
像強調ユニット６１の内部構成が異なる。図２３に示す
ように第８実施例の画像強調ユニット６１におけるヒス
トグラム処理回路１２５の代わりに、強調処理部１２６
が設けられている。

Claims (1)

【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】 内視鏡を用いて得られる内視鏡画像に対
   応する画像信号に対して色素量を算出する色素量算出手
   段と；前記色素量算出手段で算出される色素量に基づ
   き、前記画像に強調処理を行う強調手段と；前記強調手
   段で強調処理された強調処理画像を表示する表示手段
   と；を有する内視鏡用画像処理装置。