電子内視鏡システム及び血管情報取得方法
【課題】酸素飽和度を含む複数の血管情報を同時に取得する。
【解決手段】互いに波長領域が異なる第１〜第３狭帯域光が、第１〜第３狭帯域光源３３〜３５から体腔内に照射される。第１〜第３狭帯域光の少なくとも１つは中心波長が４５０ｎｍ以下である。第１〜第３狭帯域光の光量は、モニタリング部４１でモニタリングされる。各狭帯域光の照射毎に撮像が行なわれることにより、第１〜第３狭帯域撮像信号が得られる。これら第１〜第３狭帯域撮像信号は、モニタリング部４１でモニタリングした第１〜第３狭帯域光の光量に基づき、補正処理が行われる。補正後の第１及び第３狭帯域撮像信号間の第１輝度比と、補正後の第２及び第３狭帯域撮像信号間の第２輝度比とから、血管深さ情報及び酸素飽和度情報を同時取得する。
【解決手段】互いに波長領域が異なる第１〜第３狭帯域光が、第１〜第３狭帯域光源３３〜３５から体腔内に照射される。第１〜第３狭帯域光の少なくとも１つは中心波長が４５０ｎｍ以下である。第１〜第３狭帯域光の光量は、モニタリング部４１でモニタリングされる。各狭帯域光の照射毎に撮像が行なわれることにより、第１〜第３狭帯域撮像信号が得られる。これら第１〜第３狭帯域撮像信号は、モニタリング部４１でモニタリングした第１〜第３狭帯域光の光量に基づき、補正処理が行われる。補正後の第１及び第３狭帯域撮像信号間の第１輝度比と、補正後の第２及び第３狭帯域撮像信号間の第２輝度比とから、血管深さ情報及び酸素飽和度情報を同時取得する。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、電子内視鏡で撮像した画像から血管に関する情報を取得する電子内視鏡システム及び血管情報取得方法に関する。
【背景技術】
【０００２】
近年の医療分野では、電子内視鏡を用いた診断や治療が数多く行なわれている。電子内視鏡は、被検者の体腔内に挿入される細長の挿入部を備えており、この挿入部の先端にはＣＣＤなどの撮像装置が内蔵されている。また、電子内視鏡は光源装置に接続されており、光源装置で発せられた光は、挿入部の先端から体腔内部に対して照射される。このように体腔内部に光が照射された状態で、体腔内の被写体組織が、挿入部の先端の撮像装置によって撮像される。撮像により得られた画像は、電子内視鏡に接続されたプロセッサ装置で各種処理が施された後、モニタに表示される。したがって、電子内視鏡を用いることによって、被検者の体腔内の画像をリアルタイムに確認することができるため、診断などを確実に行うことができる。
【０００３】
光源装置には、波長が青色領域から赤色領域にわたる白色の広帯域光を発することができるキセノンランプなどの白色光源が用いられている。体腔内の照射に白色の広帯域光を用いることで、撮像画像から被写体組織全体を把握することができる。しかしながら、広帯域光を照射したときに得られる撮像画像からは、被写体組織全体を大まかに把握することはできるものの、微細血管、深層血管、ピットパターン（腺口構造）、陥凹や隆起といった凹凸構造などの被写体組織は明瞭に観察することが難しいことがある。このような被写体組織に対しては、波長を特定領域に制限した狭帯域光を照射することで、明瞭に観察できるようになることが知られている。また、狭帯域光を照射したときの画像データからは、血管中の酸素飽和度など被写体組織に関する各種情報を得られることが知られている。
【０００４】
例えば、特許文献１では、Ｒ色の光、Ｇ色の光、Ｂ色の光の３種類の狭帯域光を照射し、各色光の照射毎に撮像を行なっている。光は波長を長くするほど、即ちＢ色、Ｇ色、Ｒ色の順で波長を長くするほど深い血管に到達する特性があるため、Ｂ色の光の照射時には表層血管が、Ｇ色の光の照射時には中層血管が、Ｒの光の照射時には深層血管が強調された画像が得られる。また、各色の光の照射時に得られた画像データに基づきカラー画像処理を行なうことによって、表層血管、中層血管、及び深層血管をそれぞれ異なる色で区別して画像化している。また、特許文献１には、生体組織の撮像により得られるＲＧＢのバンド画像情報のうちの２つを用いて所定の演算を行うことで、血液中のヘモグロビン濃度（血液量）に相関があるヘモグロビンインデックス（ＩＨｂ）を算出できることが示されている。
【０００５】
また、特許文献２では、酸素飽和度によって血管の吸光度が変化する近赤外領域の狭帯域光ＩＲ１，ＩＲ３と、血管の吸光度が変化しない近赤外領域の狭帯域光ＩＲ２とを照射し、各光の照射毎に撮像を行なっている。そして、血管の吸光度が変化する狭帯域光ＩＲ１，ＩＲ３を照射したきの画像と吸光度が変化しない狭帯域光ＩＲ２を照射したときの画像とに基づいて画像間の輝度の変化を算出し、算出した輝度の変化をモノクロあるいは擬似カラーで画像に反映させている。この画像から、血管中の酸素飽和度の情報を得ることができる。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００６】
【特許文献１】特許３５５９７５５号公報
【特許文献２】特許２６４８４９４号公報
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００７】
近年では、血管深さと酸素飽和度の両方を同時に把握しながら、診断等することができる内視鏡システムや、さらには、未分化癌の診断に際しては、血液量と酸素飽和度の両方を同時に把握しながら診断等をすることができる内視鏡システムが望まれていた。しかしながら、血管中のヘモグロビンの吸光度は波長によって著しく変化する（図３参照）など様々な要因によって、血管深さに関する情報と酸素飽和度に関する情報の両方を同時に取得したり、血液量に関する情報と酸素飽和度に関する情報の両方を同時に取得することは容易ではない。
【０００８】
例えば、特許文献１によれば、血管深さや血液量に関する情報をそれぞれ単独で得ることはできるものの、それらと同時に酸素飽和度に関する情報を得ることはできない。一方、特許文献２のように、近赤外領域の狭帯域光ＩＲ１，ＩＲ２，ＩＲ３を照射することで、酸素飽和度に関する情報を得ることができるものの、照射では血管深さに関する情報を得ることはできない。そして、特許文献１と特許文献２の両方の波長領域を満たすような光を照射したとしても、血管深さに関する情報と酸素飽和度に関する情報の両方、または血液量に関する情報と酸素飽和度に関する情報の両方を同時に取得することは困難である。
【０００９】
本発明は、上記課題を鑑みてなされたものであり、酸素飽和度を含む複数の血管情報を同時に取得することができる電子内視鏡システム及び血管情報取得方法を提供することを目的とする。
【課題を解決するための手段】
【００１０】
上記目的を達成するために、本発明の電子内視鏡システムは、互いに異なる波長帯域を持ち且つ血中ヘモグロビンの酸素飽和度に応じて吸光係数が変化する第１及び第２の照明光と、前記第１及び第２の照明光の比較に利用される参照光である第３の照明光とを、被写体組織に向けて発する照明手段と、前記第１〜第３の照明光が照射された被写体組織を撮像素子で撮像することによって第１〜第３撮像信号を取得する信号取得手段と、前記第１〜第３の照明光の光量に基づいて、前記第１〜第３撮像信号を補正する信号補正手段と、補正後の第１及び第３撮像信号間の第１輝度比と、補正後の２及び第３撮像信号間の第２輝度比に基づいて、酸素飽和度を少なくとも含む複数の血管情報を求める血管情報取得手段とを備えていることを特徴とする。
【００１１】
本発明は、更に、前記第１〜第３の照明光の光量を検出する光量検出手段を備え、前記信号補正手段は、前記光量検出手段が検出した光量に基づいて、前記第１〜第３撮像信号を補正してもよい。
【００１２】
前記第１及び第２の照明光は青色の波長帯域を持つことが好ましい。前記第１及び第２の照明光の少なくとも一方は、中心波長が４５０ｎｍ以下であることが好ましい。前記第１及び第２の照明光のそれぞれの波長帯域は、還元ヘモグロビンと酸化ヘモグロビンのそれぞれの吸光スペクトルにおいて、それぞれの吸光度の大小関係が逆転しているこ都が好ましい。前記第１照明光の波長帯域は４４０±１０ｎｍであり、前記第２照明光の波長帯域は４７０±１０ｎｍであることが好ましい。
【００１３】
本発明は、更に、前記光量検出手段が検出した第１〜第３の照明光の光量と前記第１〜第３撮像信号とを対応付けて記憶する記憶手段を備えてもよい。
【００１４】
前記信号補正手段は、前記第１〜第３の照明光の光量の代わりに、予め定められた第１〜第３の照明光の光量指示値に基づいて、前記第１〜第３撮像信号を補正してもよい。
【００１５】
本発明は、更に、反射スペクトルが既知の基準被写体と、前記第１〜第３の照明光が照射された基準被写体を撮像素子で撮像することによって第１〜第３較正用撮像信号を取得する較正用撮像信号取得手段と、前記第１光量比に対応する、前記第１及び第３較正用撮像信号の第１撮像信号比と、前記第２光量比に対応する、前記第２及び第３較正用撮像信号の第２撮像信号比とに基づいて算出され、それぞれに対応する所定の標準撮像信号比とのずれ量を記憶するずれ量記憶手段とを備え、前記信号補正部は、前記第１〜第３の照明光の光量の代わりに、前記ずれ量に基づいて、前記第１〜第３撮像信号を補正してもよい。
【００１６】
前記血管情報取得手段は、血管深さと酸素飽和度を求めることが好ましい。前記血管情報取得手段は、血液量と酸素飽和度を求めることが好ましい。前記第１〜第３の照明光は半導体光源によって生成することが好ましい。前記第１〜第３の照明光のうち、前記第１及び第２の照明光の少なくとも一方については半導体光源によって生成し、その他の照明光については広帯域光を帯域制限手段で波長分離することによって生成することが好ましい。
【００１７】
本発明の血管情報取得方法は、互いに異なる波長帯域を持ち且つ血中ヘモグロビンの酸素飽和度に応じて吸光係数が変化する第１及び第２の照明光と、前記第１及び第２の照明光の比較に利用される参照光である第３の照明光とを、被写体組織に向けて照射し、前記第１〜第３の照明光が照射された被写体組織を撮像素子で撮像することによって第１〜第３撮像信号を取得し、前記第１〜第３の照明光の光量に基づいて、前記第１〜第３撮像信号を補正し、補正後の第１及び第３撮像信号間の第１輝度比と、補正後の第２及び第３撮像信号間の第２輝度比に基づいて、酸素飽和度を少なくとも含む複数の血管情報を求めることを特徴とする。
【発明の効果】
【００１８】
本発明によれば、互いに異なる波長帯域を持ち且つ血中ヘモグロビンの酸素飽和度に応じて吸光係数が変化する第１及び第２の照明光と、前記第１及び第２の照明光の比較に利用される参照光である第３の照明光を用いることによって、酸素飽和度を少なくとも含む複数の血管情報を同時に取得することができる。また、第１〜第３の照明光の光量に基づいて補正された第１〜第３撮像信号を用いて、複数の血管情報を算出しているため、照明光の光量に変動があったとしても、複数の血管情報を精度良く安定的に算出することができる。
【図面の簡単な説明】
【００１９】
【図１】本発明の第１実施形態の電子内視鏡システムの外観図である。
【図２】第１実施形態の電子内視鏡システムの電気的構成を示すブロック図である。
【図３】カラーＣＣＤのＢ画素、Ｇ画素、Ｒ画素における分光透過率と広帯域光ＢＢ及び第１〜第３狭帯域光Ｎ１〜Ｎ３の光強度分布を示すグラフである。
【図４】第１実施形態におけるＣＣＤの撮像制御を説明するものであり、（Ａ）は通常光画像モード時におけるＣＣＤの撮像動作を、（Ｂ）は特殊光画像モード時におけるＣＣＤの撮像動作を説明する説明図である。
【図５】ヘモグロビンの吸光係数を示すグラフである。
【図６】第１及び２輝度比Ｓ１／Ｓ３，Ｓ２／Ｓ３と血管深さ及び酸素飽和度との相関関係を示すグラフである。
【図７】（Ａ）は第１及び第２輝度比Ｓ１＊／Ｓ３＊，Ｓ２＊／Ｓ３＊から輝度座標系における座標（Ｘ＊，Ｙ＊）を求める方法を、（Ｂ）は座標（Ｘ＊，Ｙ＊）に対応する血管情報座標系の座標（Ｕ＊，Ｖ＊）を求める方法を説明する説明図である。
【図８】血管深さ画像又は酸素飽和度画像のいずれか一方が表示されるモニタの画像図である。
【図９】血管深さ画像又は酸素飽和度画像の両方が同時表示されるモニタの画像図である。
【図１０】血管に関する血管深さ情報及び酸素飽和度情報が文字情報として同時表示されるモニタの画像図である。
【図１１】血管深さ−酸素飽和度情報を算出する手順と、それら情報を反映した血管深さ画像及び酸素飽和度画像を生成する手順を示すフローチャートである。
【図１２】本発明の第２実施形態の電子内視鏡システムの電気的構成を示すブロック図である。
【図１３】第２実施形態の特殊光画像モードにおけるＣＣＤの撮像動作を説明するための説明図である。
【図１４】血液量と輝度比Ｒ２／Ｇ２との相関関係を示すグラフである。
【図１５】酸素飽和度と輝度比Ｂ１／Ｇ２、Ｒ２／Ｇ２との相関関係を示すグラフである。
【図１６】図１５のグラフにおいて輝度比から酸素飽和度を求める方法を説明するための説明図である。
【図１７】本発明の第３実施形態の電子内視鏡システムの電気的構成を示すブロック図である。
【図１８】ロータリフィルタを示す図である。
【図１９】ロータリフィルタのＢフィルタ部、Ｇフィルタ部、Ｒフィルタ部おける分光透過率と広帯域光ＢＢ及び第１、第２青色狭帯域光ＢＮ１、ＢＮ２の光強度分布を示すグラフである。
【図２０】第３実施形態のシャッタ板を示す図である。
【図２１】第３実施形態におけるＣＣＤの撮像制御を説明するものであり、（Ａ）は通常光画像モード時におけるＣＣＤの撮像動作を、（Ｂ）は特殊光画像モード時におけるＣＣＤの撮像動作を説明する説明図である。
【図２２】本発明の第４実施形態の電子内視鏡システムの電気的構成を示すブロック図である。
【図２３】第４実施形態のシャッタ板を示す図である。
【図２４】第４実施形態の特殊光画像モードにおけるＣＣＤの撮像動作を説明するための説明図である。
【図２５】内視鏡使用前に行われる較正を説明するための説明図である。
【発明を実施するための形態】
【００２０】
図１に示すように、本発明の第１実施形態の電子内視鏡システム１０は、被検者の体腔内を撮像する電子内視鏡１１と、撮像により得られた信号に基づいて体腔内の被写体組織の画像を生成するプロセッサ装置１２と、体腔内を照射する光を供給する光源装置１３と、体腔内の画像を表示するモニタ１４とを備えている。電子内視鏡１１は、体腔内に挿入される可撓性の挿入部１６と、挿入部１６の基端部分に設けられた操作部１７と、操作部１７とプロセッサ装置１２及び光源装置１３との間を連結するユニバーサルコード１８とを備えている。
【００２１】
挿入部１６の先端には、複数の湾曲駒を連結した湾曲部１９が形成されている。湾曲部１９は、操作部のアングルノブ２１を操作することにより、上下左右方向に湾曲動作する。湾曲部１９の先端には、体腔内撮影用の光学系等を内蔵した先端部１６ａが設けられており、この先端部１６ａは、湾曲部１９の湾曲動作によって体腔内の所望の方向に向けられる。
【００２２】
ユニバーサルコード１８には、プロセッサ装置１２および光源装置１３側にコネクタ２４が取り付けられている。コネクタ２４は、通信用コネクタと光源用コネクタからなる複合タイプのコネクタであり、電子内視鏡１１は、このコネクタ２４を介して、プロセッサ装置１２および光源装置１３に着脱自在に接続される。
【００２３】
図２に示すように、光源装置１３は、広帯域光源３０と、シャッター３１と、シャッター駆動部３２と、第１〜第３狭帯域光源３３〜３５と、カプラー３６と、光源切替部３７とを備えている。さらに、光源装置１３には、第１〜第３狭帯域光源３３〜３５間の光量比をモニタリングするモニタリング部４１と、第１〜第３狭帯域光源３３〜３５の駆動を制御する光量制御部４２とを備えている。
【００２４】
広帯域光源３０はキセノンランプ、白色ＬＥＤ、マイクロホワイト光源などであり、波長が赤色領域から青色領域にわたる広帯域光ＢＢを発生する。広帯域光源３０は、電子内視鏡１１の使用中、常時点灯している。広帯域光源３０から発せられた広帯域光ＢＢは、集光レンズ３９により集光されて、広帯域用光ファイバ４０に入射する。
【００２５】
シャッター３１は、広帯域光源３０と集光レンズ３９との間に設けられており、広帯域光ＢＢの光路に挿入されて広帯域光ＢＢを遮光する挿入位置と、挿入位置から退避して広帯域光ＢＢが集光レンズ３９に向かうことを許容する退避位置との間で移動自在となっている。シャッター駆動部３２はプロセッサ装置内のコントローラー５９に接続されており、コントローラー５９からの指示に基づいてシャッター３１の駆動を制御する。
【００２６】
第１〜第３狭帯域光源３３〜３５はレーザーダイオードなどの半導体光源であり、第１狭帯域光源３３は、波長が４４０±１０ｎｍに、好ましくは４４５ｎｍに制限された狭帯域の光（以下「第１狭帯域光Ｎ１」とする）を、第２狭帯域光源３４は波長が４７０±１０ｎｍに、好ましくは４７３ｎｍに制限された狭帯域の光（以下「第２狭帯域光Ｎ２」とする）を、第３狭帯域光源３５は波長が４００±１０ｎｍに、好ましくは４０５ｎｍに制限された狭帯域の光（以下「第３狭帯域光Ｎ３」とする）を発生する。
【００２７】
第１〜第３狭帯域光源３３〜３５は光量制御部４２に接続されている。第１〜第３狭帯域光N１〜N３の光量は、光量制御部４２が第１〜第３狭帯域光源３３〜３５の駆動を制御することによって、一定の範囲で調整可能となっている。また、第１〜第３狭帯域光源３３〜３５はそれぞれ第１〜第３狭帯域用光ファイバ３３ａ〜３５ａに接続されており、各光源で発せられた第１〜第３狭帯域光Ｎ１〜Ｎ３は第１〜第３狭帯域用光ファイバ３３ａ〜３５ａに入射する。
【００２８】
カプラー３６は、電子内視鏡内のライトガイド４３と、広帯域用光ファイバ４０及び第１〜第３狭帯域用光ファイバ３３ａ〜３５ａとを連結する。これにより、広帯域光ＢＢは、広帯域用光ファイバ４０を介して、ライトガイド４３に入射することが可能となる。また、第１〜第３狭帯域光Ｎ１〜Ｎ３は、第１〜第３狭帯域用光ファイバ３３ａ〜３５ａを介して、ライトガイド４３に入射することが可能となる。
【００２９】
光源切替部３７はプロセッサ装置内のコントローラー５９に接続されており、コントローラー５９からの指示に基づいて、第１〜第３狭帯域光源３３〜３５をＯＮ（点灯）またはＯＦＦ（消灯）に切り替える。第１実施形態では、広帯域光ＢＢを用いて被検体内の観察を行う通常光画像モードに設定されている場合には、広帯域光ＢＢが体腔内に照射されて通常光画像の撮像が行なわれる一方、第１〜第３狭帯域光源３３〜３５はＯＦＦにされる。これに対して、第１〜第３狭帯域光Ｎ１〜Ｎ３を用いて被検体内の観察を行う特殊光画像モードに設定されている場合には、広帯域光ＢＢの体腔内への照射が停止される一方、第１〜第３狭帯域光源３３〜３５が順次ＯＮに切り替えられて特殊光画像の撮像が行なわれる。
【００３０】
具体的には、まず、第１狭帯域光源３３が光源切替部３７によりＯＮに切り替えられる。そして、第１狭帯域光Ｎ１が体腔内に照射された状態で、被写体組織の撮像が行なわれる。撮像が完了すると、コントローラー５９から光源切替の指示がなされ、第１狭帯域光源３３がＯＦＦに、第２狭帯域光源３４がＯＮに切り替えられる。そして、第２狭帯域光Ｎ２を体腔内に照射した状態での撮像が完了すると、同様にして、第２狭帯域光源３４がＯＦＦに、第３狭帯域光源３５がＯＮに切り替えられる。さらに、第３狭帯域光Ｎ３を体腔内に照射した状態での撮像が完了すると、第３狭帯域光源３５がＯＦＦに切り替えられる。
【００３１】
モニタリング部４１は、第１〜第３狭帯域光N１〜N３の光量比をモニタリングする。この光量比のモニタリングのために、第１〜第３狭帯域光N１〜N３が導光される第１〜第３狭帯域用光ファイバ３３ａ〜３５ａには、各狭帯域光N１〜N３の光量を検出する光量検出器３３ｂ〜３５ｂが取り付けられている。これら光量検出器３３ｂ〜３５ｂで検出された光量信号値は、モニタリング部４１に送られる。そして、モニタリング部４１は、送られてきた光量信号値に基づいて、第１〜第３狭帯域光N１〜N３の光量をモニタリングする。なお、各狭帯域用光ファイバには、電子内視鏡へ通すスコープ系統とは別に、光量検出器で光量をモニタするための光量モニター用の系統を別途設けることが好ましい。
【００３２】
本実施形態では、モニタリング部４１は、第１狭帯域光の光量L１と第３狭帯域光L３の光量L３との第１光量比L１／L３及び第２狭帯域光の光量L２と第３狭帯域光L３の第２光量比L２／L３をモニタリングする。そして、モニタリング結果はＤＳＰ５５内の信号補正部５５ａに送られ、信号補正部５５ａにおいて、標準状態時の第１光量比Ｌ１／Ｌ３及び第２光量比Ｌ２／Ｌ３で撮像されたときの信号値となるように、撮像信号を補正する。なお、モニタリング部４１でモニターする光量比は、第１光量比Ｌ１／Ｌ３および第２光量比Ｌ２／Ｌ３以外の光量比であってもよい。
【００３３】
なお、本実施形態において、第１光量比L１／L３及び第２光量比L２／L３をモニタリングする理由は以下のとおりである。後述するように、本実施形態では血管深さと酸素飽和度を同時取得するために、第１及び第３狭帯域光を撮像したときの撮像画像から得られる第１輝度比S１／S３と第２及び第３狭帯域光を撮像したときの撮像画像から得られる第２輝度比S２／S３を用いている。したがって、第１輝度比S１／S3に対応する第１光量比L１／L３と第２輝度比S２／S３に対応する第２光量比L２／L３を常に標準状態となるように制御しておくことで、血管深さ及び酸素飽和度を精度良く求めることができる。
【００３４】
また、第１〜第３狭帯域光源３３〜３５間の光量比は、以下の理由から、標準状態の光量比に対して±２％程度以内であることが好ましい。例えば、（４０５ｎｍ，４４５ｎｍ，４７３ｎｍ）の３波長で酸素飽和度を算出する場合、動物消化管粘膜およびヒト口唇粘膜の撮影実験から得られた知見によると、酸素飽和度２０％の変化に対応する光量比４７３ｎｍ／４４５ｎｍの変化は典型的に１０％強程度である。したがって、この変化を安定的に算出するためには、想定される癌の様々な低酸素状態を考慮すると、第１〜第３狭帯域光源３３〜３５間の光量比を標準状態の光量比に対して±２％程度以内に抑えておく必要がある。
【００３５】
電子内視鏡１１は、ライトガイド４３、ＣＣＤ４４、アナログ処理回路４５（ＡＦＥ：Analog Front End）、撮像制御部４６を備えている。ライトガイド４３は大口径光ファイバ、バンドルファイバなどであり、入射端が光源装置内のカプラー３６に挿入されており、出射端が先端部１６ａに設けられた照射レンズ４８に向けられている。光源装置１３で発せられた光は、ライトガイド４３により導光された後、照射レンズ４８に向けて出射する。照射レンズ４８に入射した光は、先端部１６ａの端面に取り付けられた照明窓４９を通して、体腔内に照射される。体腔内から戻ってきた広帯域光ＢＢ及び第１〜第３狭帯域光Ｎ１〜Ｎ３は、先端部１６ａの端面に取り付けられた観察窓５０を通して、集光レンズ５１に入射する。
【００３６】
ＣＣＤ４４は、集光レンズ５１からの光を撮像面４４ａで受光し、受光した光を光電変換して信号電荷を蓄積し、蓄積した信号電荷を撮像信号として読み出す。読み出された撮像信号は、ＡＦＥ４５に送られる。また、ＣＣＤ４４はカラーＣＣＤであり、撮像面４４ａには、Ｒ色、Ｇ色、Ｂ色のいずれかのカラーフィルターが設けられたＲ画素、Ｇ画素、Ｂ画素の３色の画素が配列されている。
【００３７】
Ｒ色、Ｇ色、Ｂ色のカラーフィルターは、図３に示すような分光透過率５２，５３，５４を有している。集光レンズ５１に入射する光のうち、広帯域光ＢＢは波長が約４７０〜７００ｎｍにわたるため、Ｒ色、Ｇ色、Ｂ色のカラーフィルターは、広帯域光ＢＢのうちそれぞれの分光透過率５２，５３，５４に応じた波長の光を透過する。ここで、Ｒ画素で光電変換された信号を撮像信号Ｒ、Ｇ画素で光電変換された信号を撮像信号Ｇ、Ｂ画素で光電変換された信号を撮像信号Ｂとすると、ＣＣＤ４４に広帯域光ＢＢが入射した場合には、撮像信号Ｒ、撮像信号Ｇ、及び撮像信号Ｂからなる広帯域撮像信号が得られる。
【００３８】
一方、集光レンズ５１に入射する光のうち第１狭帯域光Ｎ１は、波長が４４０±１０ｎｍであるため、Ｂ色のカラーフィルターのみを透過する。したがって、ＣＣＤ４４に第１狭帯域光Ｎ１が入射することで、撮像信号Ｂからなる第１狭帯域撮像信号が得られる。また、第２狭帯域光Ｎ２は、波長が４７０±１０ｎｍであるため、Ｂ色及びＧ色のカラーフィルターの両方を透過する。したがって、ＣＣＤ４４に第２狭帯域光Ｎ２が入射することで、撮像信号Ｂと撮像信号Ｇとからなる第２狭帯域撮像信号が得られる。また、第３狭帯域光Ｎ３は、波長が４００±１０ｎｍであるため、Ｂ色のカラーフィルターのみを透過する。したがって、ＣＣＤ４４に第３狭帯域光Ｎ３が入射することで、撮像信号Ｂからなる第３狭帯域撮像信号が得られる。
【００３９】
ＡＦＥ４５は、相関二重サンプリング回路（ＣＤＳ）、自動ゲイン制御回路（ＡＧＣ）、及びアナログ／デジタル変換器（Ａ／Ｄ）（いずれも図示省略）から構成されている。ＣＤＳは、ＣＣＤ４４からの撮像信号に対して相関二重サンプリング処理を施し、ＣＣＤ４４の駆動により生じたノイズを除去する。ＡＧＣは、ＣＤＳによりノイズが除去された撮像信号を増幅する。Ａ／Ｄは、ＡＧＣで増幅された撮像信号を、所定のビット数のデジタルな撮像信号に変換してプロセッサ装置１２に入力する。
【００４０】
撮像制御部４６は、プロセッサ装置１２内のコントローラー５９に接続されており、コントローラー５９から指示がなされたときにＣＣＤ４４に対して駆動信号を送る。ＣＣＤ４４は、撮像制御部４６からの駆動信号に基づいて、所定のフレームレートで撮像信号をＡＦＥ４５に出力する。第１実施形態では、通常光画像モードに設定されている場合、図４（Ａ）に示すように、１フレームの取得期間内で、広帯域光ＢＢを光電変換して信号電荷を蓄積するステップと、蓄積した信号電荷を広帯域撮像信号として読み出すステップとの合計２つの動作が行なわれる。この動作は、通常光画像モードに設定されている間、繰り返し行なわれる。
【００４１】
これに対して、通常光画像モードから特殊光画像モードに切り替えられると、図４（Ｂ）に示すように、まず最初に、１フレームの取得期間内で、第１狭帯域光Ｎ１を光電変換して信号電荷を蓄積するステップと、蓄積した信号電荷を第１狭帯域撮像信号として読み出すステップとの合計２つの動作が行なわれる。第１狭帯域撮像信号の読み出しが完了すると、１フレームの取得期間内で、第２狭帯域光Ｎ２を光電変換して信号電荷を蓄積するステップと、蓄積した信号電荷を第２狭帯域撮像信号として読み出すステップとが行なわれる。第２狭帯域撮像信号の読み出しが完了すると、１フレームの取得期間内で、第３狭帯域光Ｎ３を光電変換して信号電荷を蓄積するステップと、蓄積した信号電荷を第３狭帯域撮像信号として読み出すステップとが行なわれる。
【００４２】
図２に示すように、プロセッサ装置１２は、デジタル信号補正部５５（ＤＳＰ（Digital Signal Processor））と、フレームメモリ５６と、血管画像生成部５７と、表示制御回路５８を備えており、コントローラー５９が各部を制御している。ＤＳＰ５５は、電子内視鏡のＡＦＥ４５から出力された広帯域撮像信号に対して、色分離、色補間、ホワイトバランス調整、ガンマ補正などの各種処理を行うことによって、広帯域画像データを作成する。フレームメモリ５６は、ＤＳＰ５５で作成された広帯域画像データを記憶する。ここで、広帯域画像データは、Ｒ色、Ｇ色、Ｂ色が含まれるカラー画像データである。
【００４３】
一方、ＤＳＰ５５は、電子内視鏡のＡＦＥ４５から出力された第１〜第３狭帯域撮像信号に対しては、広帯域撮像信号とは異なる処理が施される。まず、第１〜第３狭帯域撮像信号がＤＳＰ５５に入力されると、ＤＳＰ５５内の信号補正部５５ａは、第１〜第３狭帯域撮像信号に対して、第１〜第３狭帯域光Ｎ１〜Ｎ３の光量の変動（または第１光量比Ｌ１／Ｌ３及び第２光量比Ｌ２／Ｌ３の変動）による信号値の変動を補正する補正処理を施す。この信号補正部５５ａは、光源装置１３内で検出した第１〜第３狭帯域光Ｎ１〜Ｎ３の光量信号値に基づいて、以下の補正式により、第１〜第３狭帯域撮像信号の全画素を補正する。
Ｓ１＝ｃ１（Ｌ１，Ｌ２，Ｌ３）×Ｓａ１
Ｓ２＝ｃ２（Ｌ１，Ｌ２，Ｌ３）×Ｓａ２
Ｓ３＝ｃ３（Ｌ１，Ｌ２，Ｌ３）×Ｓａ３
ここで、Ｓａ１〜Ｓａ３は第１〜第３狭帯域撮像信号の所定画素における補正前の輝度値を、Ｓ１〜Ｓ３は補正後の輝度値を示している。また、補正係数ｃ１，ｃ２，ｃ３は、第１〜第３狭帯域光Ｎ１〜Ｎ３の光量値Ｌ１，Ｌ２，Ｌ３によって決まる。なお、これら補正係数ｃ１，ｃ２，ｃ３については、反射スペクトルが既知である基準被写体（例えば反射率が波長によらず一定）を光量比を変えながら撮影して、光量比と波長間画像信号比の関係を調べることで得られる。
【００４４】
また、第１〜第３狭帯域撮像信号に対しても、広帯域撮像信号と同様の各種処理を行うことによって、第１〜第３狭帯域画像データを作成する。第１〜第３狭帯域画像データが作成されたら、ＤＳＰ内５５の光量値対応付け部５５ｂは、作成された第１〜第３狭帯域画像データと第１〜第３狭帯域光の光量値Ｌ１，Ｌ２，Ｌ３とを対応付ける。光量値Ｌ１，Ｌ２，Ｌ３と対応付けられた第１〜第３狭帯域画像データは、順次フレームメモリ５６に記憶される。このようにモニタリングによって得られた光量値Ｌ１，Ｌ２，Ｌ３を、第１〜第３狭帯域画像データに対応付けて記憶しておくことで、それら光量値Ｌ１，Ｌ２，Ｌ３を光量比の補正以外の各種解析にも使うことができる。なお、光量値対応付け部５５ｂでは、光量値Ｌ１，Ｌ２，Ｌ３に代えて又は加えて、第１及び第２光量比を対応付けてもよい。
【００４５】
血管画像生成部５７は、輝度比算出部６０と、相関関係記憶部６１と、血管深さ−酸素飽和度算出部６２と、血管深さ画像生成部６３と、酸素飽和度画像生成部６４とを備えている。輝度比算出部６０は、フレームメモリ５６に記憶した第１〜第３狭帯域光画像データから、血管が含まれる血管領域を特定する。そして、輝度比算出部６０は、血管領域内における同じ位置の画素について、第１及び第３狭帯域画像データ間の第１輝度比Ｓ１／Ｓ３を求めるとともに、第２及び第３狭帯域画像データ間の第２輝度比Ｓ２／Ｓ３を求める。ここで、Ｓ１は第１狭帯域光画像データの画素の輝度値を、Ｓ２は第２狭帯域光画像データの画素の輝度値を、Ｓ３は第３狭帯域光画像データの画素の輝度値を表している。なお、血管領域の特定方法としては、例えば、血管部分の輝度値とそれ以外の輝度値の差から血管領域を求める方法がある。
【００４６】
相関関係記憶部６１は、第１及び第２輝度比S１／S３，S２／S３と、血管中の酸素飽和度及び血管深さとの相関関係を記憶している。この相関関係は、血管が図５に示すヘモグロビンの吸光係数を有する場合の相関関係であり、これまでの診断等で蓄積された多数の第１〜第３狭帯域光画像データを分析することにより得られたものである。図５に示すように、血管中のヘモグロビンは、照射する光の波長によって吸光係数μａが変化する吸光特性を持っている。吸光係数μａは、ヘモグロビンの光の吸収の大きさである吸光度を表すもので、ヘモグロビンに照射された光の減衰状況を表すＩ０ｅｘｐ（−μａ×ｘ）の式の係数である。ここで、Ｉ０は光源装置から被写体組織に照射される光の強度であり、ｘ（ｃｍ）は被写体組織内の血管までの深さである。
【００４７】
また、酸素と結合していない還元ヘモグロビン７０と、酸素と結合した酸化ヘモグロビン７１は、異なる吸光特性を持っており、同じ吸光度（吸光係数μａ）を示す等吸収点（図５における各ヘモグロビン７０，７１の交点）を除いて、吸光度に差が生じる。吸光度に差があると、同じ血管に対して、同じ強度かつ同じ波長の光を照射しても、輝度値が変化する。また、同じ強度の光を照射しても、波長が異なれば吸光係数μａが変わるので、輝度値が変化する。
【００４８】
以上のようなヘモグロビンの吸光特性を鑑みると、酸素飽和度が同じでも、波長が異なれば吸光度も異なり、粘膜中の深達度も異なる。したがって、第１狭帯域光Ｎ１、Ｎ２のように、ともに各ヘモグロビン７０，７１の吸光度に差があり、かつ、その差の大きさが異なる２つの波長帯域の光を利用して、両者の輝度値を比較することで、酸素飽和度と血管深さの２つの情報を同時に得ることができる。
【００４９】
特許２６４８４９４号公報に記載されているように、ヘモグロビン７０，７１の各吸光度に差が生じる１つの波長域の光を用いて、その輝度値から酸素飽和度を測定する方法は従来から行われているが、１つの光の輝度値から求めた酸素飽和度の測定値は、血管深さによる影響を受けるため、精度の高いものではなかった。上記２つの波長帯域の光である第１狭帯域光Ｎ１、Ｎ２を利用する本発明の方法によれば、酸素飽和度情報に加えて、血管深さ情報も取得できるため、血管深さによる影響が除去された酸素飽和度の測定値が得られる。
【００５０】
また、本例においては、第１狭帯域光Ｎ１、Ｎ２として、青色領域の狭帯域光を使用している。青色領域の光が選択される理由は、腫瘍の良悪鑑別などの病変部の診断においては、中深層よりも表層血管の性状の把握が重要である場合が多く、表層血管の性状を詳細に把握できる観察方法が望まれているためである。こうした要請に応えるため、本例においては、深達度が浅く、表層血管の情報を良好に取得できる青色領域の光が採用される。
【００５１】
そして、狭帯域光が使用される理由は、次のとおりである。図５に示すヘモグロビンの吸光スペクトルで明らかなように、青色領域においては、緑色領域や赤色領域と比較して、吸光度の変化が急峻であり、波長が少しずれると、吸光度が大きく変化する。また、各ヘモグロビン７０、７１の吸光度の大小関係に逆転が生じる等吸収点の間隔も狭い。波長帯域が広いと、大小関係が逆転する２つの領域の信号が混合して、輝度値が平均化されてしまうため、精度の高い情報が得られない。そのため、青色領域の光を利用して表層血管の血管情報を得るためには、２つの等吸収点の間隔に近い幅の波長帯域、好ましくは、２つの等吸収点の間隔に収まる波長帯域を持つ狭い狭帯域光を用いる必要がある。
【００５２】
また、図５に示すヘモグロビンの吸光スペクトルで明らかなように、波長が４５０ｎｍを境に長波長側においては吸光係数が急激に落ち込む。吸光係数が高いほど、血管領域とそれ以外の領域の信号値の差が大きくなるため、血管情報を高い精度で取得することができる。そのため、本例においては、第１狭帯域光Ｎ１として、中心波長が４５０ｎｍ以下の波長帯域の光を使用している。なお、第１狭帯域光Ｎ１に加えて、第２狭帯域光Ｎ２についても中心波長が４５０ｎｍ以下の光を使用してもよい。
【００５３】
また、表層血管は、中深層血管と比較して細いため、照射される光量が不足しがちであり、表層血管を観察する場合には、光量が大きな光源が適している。こうした理由から、本例では、狭帯域でかつ高い光量の光を発することが可能な半導体光源を採用している。また、第３狭帯域光Ｎ３については、参照光であるので、本例においては、各ヘモグロビン７０，７１の吸光度に差が生じない等吸収点（波長４０５ｎｍ）を中心波長とする４００±１０ｎｍの波長帯域の光が利用される。
【００５４】
相関関係記憶部６１は、図６に示すように、第１及び第２輝度比S１／S３，S２／S３を表す輝度座標系６６の座標と、酸素飽和度及び血管深さを表す血管情報座標系６７の座標との対応付けによって、相関関係を記憶している。輝度座標系６６はＸＹ座標系であり、Ｘ軸は第１輝度比S１／S３を、Y軸は第２輝度比S２／S３を表している。血管情報座標系６７は輝度座標系６６上に設けられたＵＶ座標系であり、U軸は血管深さを、V軸は酸素飽和度を表している。Ｕ軸は、血管深さが輝度座標系６６に対して正の相関関係があることから、正の傾きを有している。このＵ軸に関して、右斜め上に行くほど血管は浅いことを、左斜め下に行くほど血管が深いことを示している。一方、Ｖ軸は、酸素飽和度が輝度座標系６６に対して負の相関関係を有することから、負の傾きを有している。このＶ軸に関して、左斜め上に行くほど酸素飽和度が低いことを、右斜め下に行くほど酸素飽和度が高いことを示している。
【００５５】
また、血管情報座標系６７においては、U軸とV軸とは交点Ｐで直交している。これは、第１狭帯域光Ｎ１の照射時と第２狭帯域光Ｎ２の照射時とで吸光の大小関係が逆転しているためである。即ち、図５に示すように、波長が４４０±１０ｎｍである第１狭帯域光Ｎ１を照射した場合には、還元ヘモグロビン７０の吸光係数は、酸素飽和度が高い酸化ヘモグロビン７１の吸光係数よりも大きくなるのに対して、波長が４７０±１０ｎｍである第２狭帯域光Ｎ２を照射した場合には、酸化ヘモグロビン７１の吸光係数のほうが還元ヘモグロビン７０の吸光係数よりも大きくなっているため、吸光の大小関係が逆転している。なお、第１〜第３狭帯域光Ｎ１〜Ｎ３に代えて、吸光の大小関係が逆転しない狭帯域光を照射したときには、U軸とV軸とは直交しなくなる。また、波長が４００±１０ｎｍである第３狭帯域光Ｎ３を照射したときには、酸化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンの吸光係数はほぼ等しくなっている。
【００５６】
血管深さ−酸素飽和度算出部６２は、相関関係記憶部６１の相関関係に基づき、輝度比算出部６０で算出された第１及び第２輝度比S１／S３，S２／S３に対応する酸素飽和度と血管深さを特定する。ここで、輝度比算出部６０で算出された第１及び第２輝度比S１／S３，S２／S３のうち、血管領域内の所定画素についての第１輝度比をＳ１＊／Ｓ３＊とし、第２輝度比をＳ２＊／Ｓ３＊とする。
【００５７】
血管深さ−酸素飽和度算出部６２は、図７（Ａ）に示すように、輝度座標系６６において、第１及び第２輝度比S１＊／S３＊，S２＊／S３＊に対応する座標（Ｘ＊，Ｙ＊）を特定する。座標（Ｘ＊，Ｙ＊）が特定されたら、図７（Ｂ）に示すように、血管情報座標系６７において、座標（Ｘ＊，Ｙ＊）に対応する座標（Ｕ＊，Ｖ＊）を特定する。これにより、血管領域内の所定位置の画素について、血管深さ情報Ｕ＊及び酸素飽和度情報Ｖ＊が求まる。
【００５８】
血管深さ画像生成部６３は、血管深さの程度に応じてカラー情報が割り当てられたカラーマップ６３ａ（ＣＭ（Color Map））を備えている。カラーマップ６３ａには、例えば、血管深さが表層であるときには青、中層であるときには緑、深層であるときには赤というように、血管深さの程度に応じて、明瞭に区別することができる色が割り当てられている。血管深さ画像生成部６３は、カラーマップ６３ａから、血管深さ−酸素飽和度算出部６２で算出された血管深さ情報Ｕ＊に対応するカラー情報を特定する。
【００５９】
血管深さ画像生成部６３は、血管領域内の全ての画素についてカラー情報が特定されると、そのカラー情報に基づいて、血管深さの情報が反映された血管深さ画像データを生成する。生成された血管深さ画像データは再度フレームメモリ５６に記憶される。なお、カラー情報は、広帯域光画像データにではなく、第１〜第３狭帯域画像データのいずれか、あるいはこれらを合成した合成画像に対して反映させてもよい。
【００６０】
酸素飽和度画像生成部６４は、酸素飽和度の程度に応じてカラー情報が割り当てられたカラーマップ６４ａ（ＣＭ（Color Map））を備えている。カラーマップ６４ａには、例えば、低酸素飽和度であるときにはシアン、中酸素飽和度であるときにはマゼンダ、光酸素飽和度であるときにはイエローというように、酸素飽和度の程度に応じて、明瞭に区別することができる色が割り当てられている。酸素飽和度画像生成部６４は、血管深さ画像生成部と同様に、カラーマップ６４ａから血管深さ−酸素飽和度算出部で算出された酸素飽和度情報Ｖ＊に対応するカラー情報を特定する。そして、このカラー情報に基づいて、酸素飽和度画像データが生成される。生成された酸素飽和度画像データは、血管深さ画像データと同様、フレームメモリ５６に記憶される。
【００６１】
表示制御回路５８は、フレームメモリ５６から１又は複数の画像を読み出し、読み出した画像をモニタ１４に表示する。画像の表示形態としては様々なパターンが考えられる。例えば、図８に示すように、モニタ１４の一方の側に広帯域画像７２を表示させ、他方の側に、画像切替ＳＷ６８（図２参照）により選択された血管深さ画像７３または酸素飽和度画像７４のいずれかを表示させるようにしてもよい。図８の血管深さ画像７３では、血管画像７５は表層血管を示す青色で、血管画像７６は中層血管を示す緑色で、血管画像７７は深層血管を示す赤色で表されている。また、酸素飽和度画像７４では、血管画像８０は低酸素飽和度を示すシアンで、血管画像８１は中酸素飽和度を示すマゼンダで、血管画像８２は高酸素飽和度を示すイエローで表されている。
【００６２】
図８に対して、図９に示すように、血管深さ画像７３及び酸素飽和度画像７４の両方を同時に表示するようにしてもよい。なお、図１０に示すように、血管深さ画像７３及び酸素飽和度画像７４を表示せず、広帯域画像７２のうち所定の血管画像８５を指定し、その指定した血管画像８５について血管深さ（Ｄ（Depth））及び酸素飽和度（ＳｔＯ２（Saturated Oxygen））を文字情報として表示するようにしてもよい。
【００６３】
次に、血管深さ−酸素飽和度情報を算出する手順と、それら情報を反映した血管深さ画像及び酸素飽和度画像を生成する手順を、図１１に示すフローチャートを用いて説明する。まず、コンソール２３の操作により、通常光画像モードから特殊光画像モードに切り替える。
【００６４】
特殊光画像モードに切り替えられると、コントローラー５９からシャッター駆動部３２に対して照射停止信号が送られる。これに従って、シャッター駆動部３２は、シャッター３１を退避位置から挿入位置に移動させ、体腔内への広帯域光ＢＢの照射を停止する。広帯域光ＢＢの照射が停止されると、コントローラー５９から光源切替部３７に対して照射開始指示が送られる。
【００６５】
この照射開始指示に従って、光源切替部３７は、第１狭帯域光源３３をＯＮにし、第１狭帯域光Ｎ１を体腔内に照射する。第１狭帯域光Ｎ１が体腔内に照射されると、コントローラー５９から撮像駆動部４６に対して撮像指示が送られる。これにより、第１狭帯域光Ｎ１が照射された状態で撮像が行なわれ、第１狭帯域撮像信号が得られる。そして、同様にして、第２狭帯域光Ｎ２及び第３狭帯域光Ｎ３を体腔内に照射して撮像することによって、第２及び第３狭帯域撮像信号を取得する。
【００６６】
ここで、第１〜第３狭帯域光Ｎ１〜Ｎ３を照射したときには、光量検出器３３ｂ，３４ｂ，３５ｂによってそれぞれの光量値Ｌ１，Ｌ２，Ｌ３が検出される。検出された光量値Ｌ１，Ｌ２，Ｌ３は、モニタリング部４１を介して、ＤＳＰ５５とに送られる。
【００６７】
そして、ＤＳＰ５５内の信号補正部５５ａは、光源装置１３内で検出された第１〜第３狭帯域光N１〜N３の光量値Ｌ１，Ｌ２，Ｌ３に基づいて、第１〜第３狭帯域撮像信号に、第１〜第３狭帯域光Ｎ１〜Ｎ３の光量の変動（または第１光量比Ｌ１／Ｌ３及び第２光量比Ｌ２／Ｌ３の変動）を補正する補正処理を施す。そして、ＤＳＰ５５では、補正処理後の第１〜第３狭帯域撮像信号から第１〜第３狭帯域画像データを作成する。作成された第１〜第３狭帯域画像データは、光量値対応付け部５５ｂによって光量値Ｌ１，Ｌ２，Ｌ３と対応付けられた上で、フレームメモリ５６に記憶される。なお、光量検出器３３ｂ，３４ｂ，３５ｂで検出された光量値Ｌ１，Ｌ２，Ｌ３は、光量値対応付け部５５ｂによって第１〜第３狭帯域画像データと対応付けられて、フレームメモリ５６に記憶される。
【００６８】
フレームメモリ５６に第１〜第３狭帯域画像データが記憶されたら、輝度比算出部６０は、第１狭帯域画像データ、第２狭帯域画像データ、第３狭帯域画像データの３つの画像データから、血管を含む血管領域を特定する。そして、血管領域内の同じ位置の画素について、第１及び第３狭帯域画像データ間の第１輝度比Ｓ１＊／Ｓ３＊と、第２及び第３狭帯域画像データ間の第２輝度比Ｓ２＊／Ｓ３＊が算出される。
【００６９】
次に、血管深さ−酸素飽和度算出部６２は、相関関係記憶部６１の相関関係に基づいて、第１及び第２輝度比Ｓ１＊／Ｓ３＊，Ｓ２＊／Ｓ３＊に対応する輝度座標系の座標（Ｘ＊，Ｙ＊）を特定する。さらに、座標（Ｘ＊，Ｙ＊）に対応する血管情報座標系の座標（Ｕ＊，Ｖ＊）を特定することにより、血管領域内の所定画素についての血管深さ情報Ｕ＊及び酸素飽和度情報Ｖ＊が求められる。
【００７０】
血管深さ情報Ｕ＊及び酸素飽和度情報Ｖ＊が求められると、血管深さ情報Ｕ＊に対応するカラー情報が血管深さ画像生成部のＣＭ６３ａから特定されるとともに、酸素飽和度情報Ｖ＊に対応するカラー情報が酸素飽和度画像生成部のＣＭ６４ａから特定される。特定されたカラー情報は、プロセッサ装置１２内のＲＡＭ（図示省略）に記憶される。
【００７１】
そして、カラー情報がＲＡＭに記憶されると、血管領域内の全ての画素について、上述した手順で、血管深さ情報Ｕ＊及び酸素飽和度情報Ｖ＊を求めるとともに、それら血管深さ情報Ｕ＊及び酸素飽和度情報Ｖ＊に対応するカラー情報を特定する。
【００７２】
そして、血管領域内の全ての画素について血管深さ情報及び酸素飽和度情報とそれら情報に対応するカラー情報が得られると、血管深さ画像生成部６３は、ＲＡＭに記憶されたカラー情報に基づいて、血管深さ画像データを生成する。また、酸素飽和度画像生成部６４は、血管深さ画像と同様にして、酸素飽和度画像データを生成する。生成された血管深さ画像データ及び酸素飽和度画像データは、再度フレームメモリ５６に記憶される。そして、表示制御回路５８は、フレームメモリ５６から、血管深さ画像データ及び酸素飽和度画像データを読み出し、これら読み出した画像データに基づいて、血管深さ画像及び酸素飽和度画像をモニタ１４に表示する。
【００７３】
本発明の第２実施形態では、血管深さ画像に代えて、血管の血液量を画像化した血液量画像を生成する。図１２に示すように、第２実施形態の電子内視鏡システム１００では、光源装置１１３の構成が第１実施形態の光源装置１３と異なっている。また、電子内視鏡１１内の撮像制御部４６の動作が第１実施形態と異なっている。さらに、プロセッサ装置１２においては、ＤＳＰの信号補正部５５ａでの補正処理が第１実施形態と異なり、また、血管画像生成部１５７が第１実施形態の血管画像生成部５７と異なっている。それ以外については、第１実施形態と同様であるので、第１実施形態と異なる部分についてのみ以下で説明する。
【００７４】
第２実施形態の光源装置１１３は、白色光Wを発光する白色光光源ユニット１２０と、青色狭帯域光ＢＮを発する青色狭帯域光源１２１と、白色光光源ユニット１２０と青色狭帯域光源１２１のＯＮ・ＯＦＦを切り替える光源切替部１２２と、白色光Ｗと青色狭帯域光ＢＮの光量をモニタリングするモニタリング部１２３とを備えている。
【００７５】
白色光光源ユニット１２０は、中心波長４４５ｎｍの励起光を発する励起光光源１２０ａと、励起光によって蛍光を発する蛍光体１２０ｂとを有する。励起光光源１２０ａはレーザーダイオードなどの半導体光源で構成される。蛍光体１２０ｂは、励起光の一部を吸収して緑色〜黄色に励起発光する複数種の蛍光物質（例えばＹＡＧ系蛍光物質、或いはＢＡＭ（ＢａＭｇＡｌ１０Ｏ１７）等の蛍光物質）を含んで構成される。蛍光体１２０ｂから発せられる緑色〜黄色の励起発光光（蛍光）は、蛍光体１２０ｂにより吸収されず透過した第２狭帯域光Ｎ２と合波することで、白色光Ｗが生成される。生成された白色光Ｗは、集光レンズ３９を通して、白色光用光ファイバ１３０に入射する。
【００７６】
青色狭帯域光源１２１はレーザーダイオードなどの半導体光源で構成され、中心波長４７３ｎｍの青色狭帯域光ＢＮを発する。この青色狭帯域光ＢＮは、血中ヘモグロビンの酸素飽和度を測定するために用いられる。青色狭帯域光源１２１からの青色狭帯域光ＢＮは、青色狭帯域光用光ファイバ１３１に入射する。
【００７７】
カプラー３６は、電子内視鏡内のライトガイド４３と、白色光用光ファイバ１３０及び青色狭帯域光用光ファイバ１３１とを連結する。これにより、白色光Ｗ又は青色狭帯域光ＢＮを、ライトガイド４３に入射させることが可能となる。
【００７８】
光源切替部１２２はプロセッサ装置内のコントローラ５９に接続されており、コントローラー５９からの指示に基づいて、励起光光源１２０ａ及び青色狭帯域光源１２１をＯＮ（点灯）またはＯＦＦ（消灯）に切り替える。第２実施形態では、通常光画像モードに設定されている場合には、励起光光源１２０ａが常時ＯＮにされる一方、青色狭帯域光源１２１は常時ＯＦＦにされる。したがって、被検体内には白色光Ｗのみが照射される。これに対して、特殊光画像モードに設定されている場合には、励起光光源１２０ａと青色狭帯域光源１２１は、交互にＯＮにされる。したがって、被検体内には、白色光Ｗと青色狭帯域光ＮＢが交互に照射される。
【００７９】
モニタリング部１２３は、白色光用光ファイバ１３０及び青色狭帯域光用光ファイバ１３１に取り付けられた光量検出器１３０ａ，１３１ａからの検出信号に基づいて、白色光Ｗ及び青色狭帯域光ＢＮの光量をモニタリングする。このモニタリング結果は、ＤＳＰ内の信号補正部５５ａに送られる。
【００８０】
第２実施形態の撮像制御部４６では、特殊光画像モードに設定されている場合には、第１実施形態と異なる制御が行われる。第２実施形態では、図１３に示すように、青色狭帯域光ＢＮが被検体に照射されたときに、１フレーム期間内で、青色狭帯域光ＢＮを光電変換して得られる電荷を蓄積するステップと、蓄積した電荷を読み出すステップの合計２ステップが行われる。その後に、白色光Ｗが照射されたときには、１フレーム期間内で、白色光Ｗを光電変換して得られる電荷を蓄積するステップと、蓄積した電荷を読み出すステップの合計２ステップが行われる。これら合計２フレームの撮像制御は、特殊光画像モードに設定されている間、繰り返し行われる。
【００８１】
なお、青色狭帯域光ＢＮを撮像したときに得られる撮像信号は、ＣＣＤ４４のＢ画素から出力される青色信号Ｂ１と、Ｇ画素から出力される緑色信号Ｇ１と、Ｒ画素から出力される赤色信号Ｒ１とからなる。また、白色光Ｗを照射したときに得られる撮像信号は、Ｂ画素から出力される青色信号Ｂ２と、Ｇ画素から出力される緑色信号Ｇ２と、Ｒ画素から出力される赤色信号Ｒ２とからなる。
【００８２】
第２実施形態におけるプロセッサ装置内の信号補正部５５ａでは、血液量及び酸素飽和度の算出に使用される青色信号Ｂ１、緑色信号Ｇ２、赤色信号Ｒ２に対して、白色光Ｗ及び青色狭帯域光ＢＮの光量の変動による信号値の変動を補正する補正処理を施す。この信号補正部５５ａは、光源装置１１３内で検出した白色光Ｗ及び青色狭帯域光ＢＮのモニタリング結果に基づいて、以下の補正式により、青色信号Ｂ１、緑色信号Ｇ２、赤色信号Ｒ２の全画素を補正する。
Ｂ１´＝ｃ１（Ｗの光量、ＢＮの光量）×Ｂ１
Ｇ２´＝ｃ２（Ｗの光量、ＢＮの光量）×Ｇ２
Ｒ２´＝ｃ３（Ｗの光量、ＢＮの光量）×Ｒ２
ここで、Ｂ１´、Ｇ２´、Ｒ２´は、補正後の青色信号、緑色信号、赤色信号を示している。ｃ１、ｃ２、ｃ３は、白色光Ｗの光量、青色狭帯域光ＢＮの光量によって決められる補正係数である。これら補正係数ｃ１、ｃ２、ｃ３については、第１実施形態と同様、反射スペクトルが既知の基準被写体を用いて算出される。なお、以下の説明においては、Ｂ１´、Ｇ２´、Ｒ２´は、簡略化のため、「´」を除いたＢ１、Ｇ２、Ｒ２で表す。
【００８３】
第２実施形態におけるプロセッサ装置内の血管画像生成部１５７は、電子内視鏡１１から入力される撮像信号に基づき被検体の血液量及び血中ヘモグロビンの酸素飽和度の情報を算出するとともに、算出した血液量を疑似カラー画像化した血液量画像と酸素飽和度を疑似カラー画像化した酸素飽和度画像を生成する。血管画像生成部１５７は、輝度比算出部１６０と、相関関係記憶部１６１と、血液量及び酸素飽和度算出部１６２と、血液量画像生成部１６３と、酸素飽和度画像生成部１６４とを備えている。
【００８４】
輝度比算出部１６０は、青色狭帯域光ＢＮの撮像時に得られる撮像信号と白色光Ｗの撮像時に得られる画像信号において、同じ位置にある画素間の輝度比を算出する。輝度比は画像信号の全ての画素に対して算出される。第２実施形態では、輝度比算出部１６０は、青色信号Ｂ１と緑色信号Ｇ２との輝度比Ｂ１／Ｇ２と、緑色信号Ｇ２と赤色信号Ｒ２との輝度比Ｒ２／Ｇ２とを求める。なお、輝度比は画像信号のうち血管部分の画素のみ求めてもよい。この場合、血管部分は、血管部分の画像信号とそれ以外の部分の画像信号との差に基づいて特定される。
【００８５】
相関関係記憶部１６１は、輝度比Ｂ１／Ｇ２及びＲ２／Ｇ２と血液量及び酸素飽和度との相関関係を記憶している。輝度比と血液量との相関関係は、図１４に示すように、輝度比Ｒ２／Ｇ２が大きくなればなるほど血液量も大きくなるように定義されている１次元テーブルで記憶されている。なお、輝度比Ｒ２／Ｇ２はlogスケールで記憶されている。
【００８６】
一方、輝度比と酸素飽和度との相関関係は、図１５に示すように、二次元空間上に酸素飽和度の等高線を定義した２次元テーブルで記憶されている。この等高線の位置、形は光散乱の物理的なシミュレーションで得られ、血液量に応じて変わるように定義されている。例えば、血液量の変化があると、各等高線間の間隔が広くなったり、狭くなったりする。なお、輝度比Ｂ１／Ｇ２，Ｒ２／Ｇ２はlogスケールで記憶されている。
【００８７】
なお、上記相関関係は、図５に示すように、酸化ヘモグロビンや還元ヘモグロビンの吸光特性や光散乱特性と密接に関連性し合っている。図５が示すように、例えば、４７３ｎｍのように吸光係数の差が大きい波長では、酸素飽和度の情報を取り易い。しかしながら、４７３ｎｍの光に対応する信号を含む青色信号は、酸素飽和度だけでなく血液量にも依存度が高い。そこで、青色信号Ｂ１に加え、主として血液量に依存して変化する光に対応する赤色信号Ｒ２と、青色信号Ｂ１と赤色信号Ｒ２のリファレンス信号となる緑色信号Ｇ２とから得られる輝度比Ｂ１／Ｇ２及びＲ２／Ｇ２を用いることで、血液量に依存することなく、酸素飽和度を正確に求めることができる。
【００８８】
また、血中ヘモグロビンの吸光係数の波長依存性から、以下の３つのことが言える。
・波長４７０ｎｍ近辺（例えば、中心波長４７０ｎｍ±１０ｎｍの青色の波長領域）では酸素飽和度の変化に応じて吸光係数が大きく変化する。
・５４０〜５８０ｎｍの緑色の波長範囲で平均すると、酸素飽和度の影響を受けにくい。
・５９０〜７００ｎｍの赤色の波長範囲では、酸素飽和度によって一見吸光係数が大きく変化するように見えるが、吸光係数の値自体が非常に小さいので、結果的に酸素飽和度の影響を受けにくい。
【００８９】
血液量及び酸素飽和度算出部１６２は、相関関係記憶部１６１に記憶された相関関係と輝度比算出部１６０で求めた輝度比Ｂ１／Ｇ２、Ｒ２／Ｇ２とを用いて、各画素における血液量及び酸素飽和度の両方を求める。血液量については、相関関係記憶部１６１の１次元テーブルにおいて輝度比算出部で求めた輝度比Ｒ２／Ｇ２に対応する値が、血液量となる。一方、酸素飽和度については、まず、図１６に示すように、二次元空間において輝度比算出部８４で求めた輝度比Ｂ１＊／Ｇ２＊、Ｒ２＊／Ｇ２＊に対応する対応点Ｐを特定する。
【００９０】
そして、対応点Ｐが酸素飽和度＝０％限界の下限ライン９３と酸素飽和度＝１００％限界の上限ライン９４との間にある場合、その対応点Ｐが位置する等高線が示すパーセント値が、酸素飽和度となる。例えば、図１６の場合であれば、対応点Ｐが位置する等高線は６０％を示しているため、この６０％が酸素飽和度となる。なお、対応点が下限ライン９３と上限ライン９４との間から外れている場合には、対応点が下限ライン９３よりも上方に位置するときには酸素飽和度を０％とし、対応点が上限ライン９４よりも下方に位置するときには酸素飽和度を１００％とする。なお、対応点が下限ライン９３と上限ライン９４との間から外れている場合には、その画素における酸素飽和度の信頼度を下げて表示しないようにしてもよい。
【００９１】
血液量画像生成部１６３は、血液量及び酸素飽和度算出部１６２で求めた血液量を疑似カラーで表した血液量画像を生成する。血液量画像は、輝度Ｙと色差信号Ｃｂ，Ｃｒからなる映像信号で構成される。輝度Ｙには、緑色信号Ｇ２が割り当てられる。この緑色信号Ｇ２は、ヘモグロビンによる吸収がやや強い波長帯域の反射光に対応しているので、これに基づく画像からは粘膜の凹凸や血管などを視認できる。したがって、緑色信号Ｇ２を輝度に割り当てることで、疑似カラー画像の全体的な明るさを定義することができる。
【００９２】
一方、色差信号Ｃｂ，Ｃｒは、ＣＭ（カラーマップ）１６３ａに従って、血液量に応じた信号値が割り当てられる。ＣＭ１６３ａは、色差信号Ｃｂについては血液量が大きくなるほど信号値が低下するように定義され、色差信号Ｃｒについては血液量が大きくなるほど信号値が増加するように定義されている。したがって、血液量画像は、血液量が多いところでは赤味が増加し、血液量が低くなるにつれて赤味の彩度が下がりモノクロに近づいていく。
【００９３】
酸素飽和度画像生成部１６４は、血液量及び酸素飽和度算出部１６２で求めた酸素飽和度を疑似カラーで表した酸素飽和度画像を生成する。酸素飽和度画像は、血液量画像と同様、輝度Ｙと色差信号Ｃｂ，Ｃｒからなる映像信号で構成される。輝度Ｙには、通常光画像信号の緑色信号Ｇ２が割り当てられる。色差信号Ｃｂ，Ｃｒは、ＣＭ（カラーマップ）１６４ａに従い、酸素飽和度に応じた信号値が割り当てられる。
【００９４】
ＣＭ１６４ａは、高酸素飽和度下では色差信号Ｃｒの信号値が正、色差信号Ｃｂの信号値が負となるように定義され、低酸素飽和度下では、反対に色差信号Ｃｒの信号値が負、色差信号Ｃｂの信号値が正となるように定義されている。そして、中酸素飽和度下において、色差信号Ｃｒの信号値と色差信号Ｃｂの信号値の大小関係が逆転するように定義されている。したがって、酸素飽和度が低い方から高い方に行くにつれて、酸素飽和度画像の色味は青→水色→緑→黄色→橙→赤と変化するようになっている。
【００９５】
以上のように生成された血液量画像及び酸素飽和度画像はモニタ１４に表示される。モニタ１４での表示方法としては、酸素飽和度画像と血液量画像を縮小し、それら縮小した画像を並列して同時に表示してもよい。あるいは、画像切替ＳＷ６８をユーザが操作することによって、酸素飽和度画像と血液量画像のいずれか一方を選択し、その選択した画像をモニタ１４を表示するようにしてもよい。
【００９６】
ここで、血液量及び酸素飽和度の算出に際しては、信号補正部５５ａで白色光Ｗ及び青色狭帯域光ＢＮの光量の変動を補正する補正処理が施された青色信号Ｂ１、緑色信号Ｇ２、赤色信号Ｒ２を用いている。これにより、補正処理後の青色信号Ｂ１、緑色信号Ｇ２、赤色信号Ｒ２は標準状態時の信号値を保つことができ、また、それら信号から得られる輝度比Ｂ１／Ｇ２、Ｒ２／Ｇ２も標準状態時の信号値を保つことができる。したがって、このような輝度比Ｂ１／Ｇ２、Ｒ２／Ｇ２に基づいて血液量及び酸素飽和度の算出を行っているため、算出された血液量及び酸素飽和度は精度が低下することなく安定している。
【００９７】
本発明の第３実施形態では、血管深さと酸素飽和度の算出に使用する３波長の光のうち、一部の光については、第１実施形態と同様に、半導体光源の光を使用する一方、残りの光については、キセノンランプなどの白色光源の広帯域光ＢＢから波長分離した光を使用する。
【００９８】
図１７に示すように、第３実施形態の電子内視鏡システム２００では、光源装置２１３の構成が第１実施形態の光源装置１３と異なっている。また、電子内視鏡１１内のＣＣＤの構成及び撮像制御部４６の動作が第１実施形態と異なっている。さらに、プロセッサ装置１２においては、信号補正部５５ａでの信号処理が第１実施形態と異なり、また、血管画像生成部５７で使用する撮像信号が第１実施形態で使用する撮像信号と異なっている。それ以外については、第１実施形態と同様であるので、第１実施形態と異なる部分についてのみ以下で説明する。
【００９９】
光源装置２１３は、広帯域光ＢＢ（４００〜７００ｎｍ）を発する白色光源２３０と、この白色光源２３０からの広帯域光ＢＢをＢ、Ｒ、Ｒの３色の光に色分離し、それら各色の光を順次ライトガイド４３に供給するロータリフィルタ２３４と、中心波長が異なる２種類の第１及び第２青色狭帯域光ＢＮ１、ＢＮ２を発する半導体光源ユニット２３６と、ロータリフィルタ２３４とライトガイド４３の間の光路Ｌ１上に第１及び第２青色狭帯域光ＢＮ１，ＢＮ２の光路Ｌ２を合流させる光合流部２３８と、所定のタイミングにおいて白色光源２３０とロータリフィルタ２３４との間の広帯域光ＢＢの光路を塞ぐシャッタ板２４０と、広帯域光ＢＢ及び第１及び第２青色狭帯域光ＢＮ１，ＢＮ２の光量をモニタリングするモニタリング部２５０とを備えている。
【０１００】
白色光源２３０は、広帯域光ＢＢを放射する光源本体２３０ａと、広帯域光ＢＢの光量を調整する絞り２３０ｂとを備えている。光源本体２３０ａはキセノンランプ、ハロゲンランプ、メタルハライドなどから構成される。絞り２３０ｂの開度は、光量制御部２６０によって調節される。
【０１０１】
図１８に示すように、ロータリフィルタ２３４は、Ｂフィルタ部２３４ａ、Ｇフィルタ部２３４ｂ、Ｒフィルタ部２３４ｃが選択的に広帯域光ＢＢの光路に挿入されるように回転自在に設けられている。ロータリフィルタ２３４は、円板形状をしており、円周方向に３分割されて中心角が１２０°の扇型の領域に、それぞれＢフィルタ部２３４ａ、Ｇフィルタ部２３４ｂ、Ｒフィルタ部２３４ｃが設けられている。
【０１０２】
図１９に示すように、Ｂフィルタ部２３４ａは広帯域光ＢＢから青色帯域のＢ光を透過させ、Ｇフィルタ部２３４ｂは広帯域光ＢＢから緑色帯域のＧ光を透過させ、Ｒフィルタ部２３４ｃは広帯域光ＢＢから赤色帯域のＲ光を透過させる。したがって、ロータリフィルタ２３４の回転によって、ロータリフィルタ２３４からはＢ光、Ｇ光、Ｒ光が順次出射する。
【０１０３】
半導体光源ユニット２３６は、第１及び第２のレーザ光源２３６ａ、２３６ｂ、光ファイバ２３６ｃ、２３６ｄ、カプラー２３６ｅ、光源制御部２３６ｆを有する。図１９に示すように、第１のレーザ光源２３６ａは中心波長４４５ｎｍの第１青色狭帯域ＢＮ１を、第２のレーザ光源２３６ｂは中心波長４７３ｎｍの第２青色狭帯域光ＢＮ２を発光する。第１のレーザ光源２３６ａと第２のレーザ光源２３６ｂは、光源制御部２３６ｆの制御に従って、点灯及び消灯を行う。これにより、第１青色狭帯域光ＢＮ１と第２青色狭帯域光ＢＮ２を選択的に発生させる。なお、光源制御部２３６ｆはプロセッサ装置内のコントローラ５９によって制御される。
【０１０４】
光ファイバ２３６ｃ、２３６ｄは、各レーザ光源２３６ａ、２３６ｂが発する狭帯域光を導光して、カプラー２３６ｅに入射させる。カプラー２３６ｅは、各光ファイバ２３６ｃ、２３６ｄから入射する第１及び第２青色狭帯域光ＢＮ１、ＢＮ２の光軸を一致させる。カプラー２３６ｅを出た第１又は第２青色狭帯域光ＢＮ１、ＢＮ２は、コリメータレンズ（図示省略）を通して、光合流部２３８に向けて出射する。
【０１０５】
光合流部２３８はダイクロイックミラーであり、ロータリフィルタ２３４からの光はそのまま透過させる一方で、半導体光源ユニット２３６からの第１又は第２青色狭帯域光ＢＮ１、ＢＮ２は反射させてそれら光の光路Ｌ２を光路Ｌ１に一致させる。光合流部２３８を出た光は、集光レンズ２４２を通して、ライトガイド４３に入射する。
【０１０６】
図２０に示すように、シャッタ板２４０は、２４０°の中心角を有し、広帯域光ＢＢを遮光する遮光部２４０ａと、残りの１２０°の中心角を有し、広帯域光ＢＢを透過させる透過部２４０ｂとを備えている。シャッタ板２４０は回転自在に設けられており、回転することで、遮光部２４０ａと透過部２４０ｂが交互に選択的に広帯域光ＢＢの光路に挿入させるようになっている。
【０１０７】
シャッタ板２４０の回転動作は、通常光画像モードと特殊光画像モードとで異なっている。通常光画像モードにおいては、シャッタ板２４０は、遮光部２４０ａが広帯域光ＢＢの光路Ｌ１から退避し、透過部２４０ｂが光路Ｌ１に挿入された状態で停止している。したがって、広帯域光ＢＢは、常時ロータリフイルタ２３４に入射する。これにより、広帯域光ＢＢの光路Ｌ１に挿入されている、Ｂ、Ｇ、Ｒの各フイルタ部２３４ａ、２３４ｂ、２３４ｃの種類に応じて、Ｂ光、Ｇ光、Ｒ光の三色の光が順次生成される。
【０１０８】
一方、特殊光画像モードにおいては、シャッタ板２４０は、透過部２４０ｂとＧフイルタ部２３４ｂの回転位相が一致するように、ロータリフイルタ２３４と同じ速度で回転する。これにより、透過部２４０ｂが広帯域光ＢＢの光路Ｌ１に挿入されて、遮光部２４０ａが光路Ｌ１から退避している間、広帯域光ＢＢはＧフイルタ部２３４ｂを透過してＧ色光が生成される。これに対して、遮光部２４０ａが広帯域光ＢＢの光路Ｌ１に挿入されて、透過部２４０ｂが光路Ｌ１から退避している間、広帯域光ＢＢが遮光される。広帯域光ＢＢが遮光されている間に、第１及び第２のレーザ光源２３６ａ、２３６ｂが順次点灯して、第１及び第２青色狭帯域光ＢＮ１、ＢＮ２が電子内視鏡１１に供給される。
【０１０９】
モニタリング部２５０は、光源本体２３０ａに取り付けられた光量検出器２３０ｃ及び光ファイバ２３６ｃ、２３６ｄに取り付けられた光量検出器２３６ｇ、２３６ｈからの検出信号に基づいて、広帯域光ＢＢと第１及び第２青色狭帯域光ＢＮ１、ＢＮ２の光量をモニタリングする。このモニタリング結果は、ＤＳＰ内の信号補正部５５ａに送られる。
【０１１０】
電子内視鏡内のＣＣＤ２４４は、上記第１及び第２実施形態と異なり、撮像面にマイクロカラーフィルタが設けられていないモノクロ撮像素子である。また、このＣＣＤ２４４の撮像を制御する撮像制御部４６についても、上記第１及び第２実施形態と異なる動作を行う。
【０１１１】
通常光画像モードにおいては、図２１（Ａ）に示すように、Ｂ、Ｇ、Ｒの三色の像光を順次撮像して電荷を蓄積し、この蓄積した電荷に基づいて面順次撮像信号Ｂ、Ｇ、Ｒを順次出力する。この一連の動作は、通常観察モードに設定されている間、繰り返される。一方、特殊光画像モードにおいては、図２１（Ｂ）に示すように、第１青色狭帯域光ＢＮ１、第２青色狭帯域光ＢＮ２、Ｇ光の３つの光の像光を順次撮像して電荷を蓄積し、この蓄積した電荷に基づいて面順次撮像信号Ｎ１、Ｎ２、Ｇを順次出力する。こうした動作が特殊光画像モードに設定されている間、繰り返される。
【０１１２】
第３実施形態におけるプロセッサ装置内の信号補正部５５ａでは、血管深さ及び酸素飽和度の算出に使用される面順次撮像信号Ｎ１、Ｎ２、Ｇに対して、広帯域光ＢＢと第１及び第２青色狭帯域光ＢＮ１、ＢＮ２の光量の変動による信号値の変動を補正する補正処理を施す。この信号補正部５５ａは、光源装置２１３内で検出した広帯域光ＢＢと第１及び第２青色狭帯域光ＢＮ１、ＢＮ２のモニタリング結果に基づいて、以下の補正式により、面順次撮像信号Ｎ１、Ｎ２、Ｇの全画素を補正する。
Ｎ１´＝ｃ１（ＢＢの光量、ＢＮ１、ＢＮ２の光量）×Ｎ１
Ｎ２´＝ｃ２（ＢＢの光量、ＢＮ１、ＢＮ２の光量）×Ｎ２
Ｇ´＝ｃ３（ＢＢの光量、ＢＮ１、ＢＮ２の光量）×Ｇ
ここで、Ｎ１´、Ｎ２´、Ｇ´は、補正後の面順次撮像信号Ｎ１、Ｎ２、Ｇを示している。ｃ１、ｃ２、ｃ３は、広帯域光ＢＢの光量、第１及び第２青色狭帯域光ＢＮ１、ＢＮ２の光量によって決められる補正係数である。これら補正係数ｃ１、ｃ２、ｃ３については、第１実施形態と同様、反射スペクトルが既知の基準被写体を用いて算出される。なお、以下の説明においては、Ｎ１´、Ｎ２´、Ｇ´は、簡略化のため、「´」を除いたＮ１、Ｎ２、Ｇで表す。
【０１１３】
プロセッサ装置内の血管画像生成部５７は、第１実施形態と異なり、面順次撮像信号Ｎ１、Ｎ２、Ｇに基づいて、血管深さ画像及び酸素飽和度画像を生成する。第３実施形態では、第１実施形態の第１輝度比Ｓ１／Ｓ３に対応する輝度比としてＮ１／Ｇを用い、第１実施形態の第２輝度比Ｓ２／Ｓ３に対応する輝度比としてＮ２／Ｇを用いる。また、相関関係記憶部６１には、輝度比Ｎ１／Ｇ及びＮ２／Ｇと血管深さ及び酸素飽和度との相関関係が記憶されている。それ以外については、第１実施形態と同様の手順で処理が行われる。
【０１１４】
ここで、血管深さ及び酸素飽和度の算出に際しては、信号補正部５５ａで広帯域光ＢＢと第１及び第２青色狭帯域光ＢＮ１、ＢＮ２の光量の変動を補正する補正処理が施された面順次撮像信号Ｎ１、Ｎ２、Ｇを用いている。これにより、補正処理後の面順次撮像信号Ｎ１、Ｎ２、Ｇは標準状態時の信号値となり、また、それら信号から得られる輝度比Ｎ１／Ｇ、Ｎ２／Ｇも標準状態時の信号値となる。したがって、このような輝度比Ｎ１／Ｇ、Ｎ２／Ｇに基づいて血管深さ及び酸素飽和度の算出を行っているため、算出された血管深さ及び酸素飽和度の精度を低下させることなく一定に保つことができる。
【０１１５】
本発明の第４実施形態では、血液量と酸素飽和度の算出に使用する３波長の光のうち、一部の光については、第２実施形態と同様に、半導体光源の光を使用する一方、残りの光については、キセノンランプなどの白色光源の広帯域光ＢＢから波長分離した光を使用する。
【０１１６】
図２２に示すように、第４実施形態の電子内視鏡システム３００では、光源装置３１３の構成が第２実施形態の光源装置１１３と異なっている。また、電子内視鏡１１内のＣＣＤの構成及び撮像制御部４６の動作が第２実施形態と異なっている。さらに、プロセッサ装置１２内においては、信号補正部５５ａでの信号処理が第２実施形態とは異なり、また、血管画像生成部１５７で使用する撮像信号が第２実施形態で使用する撮像信号と異なっている。それ以外については、第２実施形態と同様であるので、第２実施形態と異なる部分についてのみ以下で説明する。
【０１１７】
光源装置３１３は、半導体光源ユニット３３６及びシャッタ板３４０の構成とシャッタ板３４０の回転動作が異なる以外は、第３実施形態の光源装置２１３と同様の構成を備えている。半導体光源ユニット３３６には、第３実施形態と異なり、中心波長４７３ｎｍの第２青色狭帯域光ＢＮ２を発する第２のレーザ光源２３６ｂのみが設けられている。また、半導体光源ユニット２３６には、第２のレーザ光源２３６ｂの他に、第２青色狭帯域光ＢＮ２を光合流部２３８に向けて集光させる集光レンズ３２０と、第２レーザ光源２３６ｂの点灯及び消灯を行う光源制御部２３６ｆとが設けられている。
【０１１８】
図２３に示すように、シャッタ板３４０は、１２０°の中心角を有し、広帯域光ＢＢを遮光する遮光部３４０ａと、残りの２４０°の中心角を有し、広帯域光ＢＢを透過させる透過部３４０ｂとを備えている。シャッタ板３４０は回転自在に設けられており、回転することで、遮光部３４０ａと透過部３４０ｂが交互に選択的に広帯域光ＢＢの光路に挿入させるようになっている。
【０１１９】
シャッタ板３４０の回転動作は、通常光画像モードと特殊光画像モードとで異なっている。通常光画像モードにおいては、シャッタ板３４０は、遮光部３４０ａが広帯域光ＢＢの光路Ｌ１から退避し、透過部３４０ｂが光路Ｌ１に挿入された状態で停止している。したがって、広帯域光ＢＢは、常時ロータリフイルタ２３４に入射する。これにより、広帯域光ＢＢの光路Ｌ１に挿入されている、Ｂ、Ｇ、Ｒの各フイルタ部２３４ａ、２３４ｂ、２３４ｃの種類に応じて、Ｂ光、Ｇ光、Ｒ光の三色の光が順次生成される。
【０１２０】
一方、特殊光画像モードにおいては、シャッタ板３４０は、遮光部３４０ａとＢフイルタ部２３４ａの回転位相が一致するように、ロータリフイルタ２３４と同じ速度で回転する。これにより、透過部３４０ｂが広帯域光ＢＢの光路Ｌ１に挿入されて、遮光部３４０ａが光路Ｌ１から退避している間、広帯域光ＢＢはＧフイルタ部２３４ｂ、Ｒフィルタ２３４ｃを透過してＧ光、Ｒ光が生成される。これに対して、遮光部３４０ａが広帯域光ＢＢの光路Ｌ１に挿入されて、透過部３４０ｂが光路Ｌ１から退避している間、広帯域光ＢＢが遮光される。広帯域光ＢＢが遮光されている間に、第２のレーザ光源２３６ｂが点灯して、第２青色狭帯域光ＢＮ２が電子内視鏡１１に供給される。
【０１２１】
モニタリング部２５０は、光源本体２３０ａに取り付けられた光量検出器２３ｃ及び第２のレーザ光源２３６ｂに取り付けられた光量検出器２３６ｈからの検出信号に基づいて、広帯域光ＢＢ及び第２青色狭帯域光ＢＮ２の光量をモニタリングする。このモニタリング結果は、ＤＳＰ内の信号補正部５５ａに送られる。
【０１２２】
電子内視鏡内のＣＣＤ２４４は、上記第１及び第２実施形態と異なり、撮像面にマイクロカラーフィルタが設けられていないモノクロ撮像素子である。また、このＣＣＤ２４４の撮像を制御する撮像制御部４６についても、上記第１及び第２実施形態と異なる動作を行う。
【０１２３】
通常光画像モードについては第３実施形態と同様である。一方、特殊光画像モードにおいては、図２４に示すように、第２青色狭帯域光ＢＮ２、Ｇ光、Ｒ光の３つの光の像光を順次撮像して電荷を蓄積し、この蓄積した電荷に基づいて面順次撮像信号Ｎ２、Ｇ、Ｒを順次出力する。こうした動作が特殊光画像モードに設定されている間、繰り返される。
【０１２４】
第４実施形態におけるプロセッサ装置内の信号補正部５５ａでは、血管深さ及び酸素飽和度の算出に使用される面順次撮像信号Ｎ２、Ｇ、Ｒに対して、広帯域光ＢＢと第２青色狭帯域光ＢＮ２の光量の変動による信号値の変動を補正する補正処理を施す。この信号補正部５５ａは、光源装置３１３内で検出した広帯域光ＢＢと第２青色狭帯域光ＢＮ２のモニタリング結果に基づいて、以下の補正式により、面順次撮像信号Ｎ２、Ｇ、Ｒの全画素を補正する。
Ｎ２´＝ｃ１（ＢＢの光量、ＢＮ２の光量）×Ｎ２
Ｇ´＝ｃ２（ＢＢの光量、ＢＮ２の光量）×Ｇ
Ｒ´＝ｃ３（ＢＢの光量、ＢＮ２の光量）×Ｒ
ここで、Ｎ２´、Ｇ´、Ｒ´は、補正後の面順次撮像信号Ｎ２、Ｇ、Ｒを示している。ｃ１、ｃ２、ｃ３は、広帯域光ＢＢの光量及び第２青色狭帯域光ＢＮ２の光量によって決められる補正係数である。これら補正係数ｃ１、ｃ２、ｃ３については、第１実施形態と同様、反射スペクトルが既知の基準被写体を用いて算出される。なお、以下の説明においては、Ｎ２´、Ｇ´、Ｒ´は、簡略化のため、「´」を除いたＮ２、Ｇ、Ｒで表す。
【０１２５】
プロセッサ装置内の血管画像生成部１５７は、第２実施形態と異なり、面順次撮像信号Ｎ２、Ｇ、Ｒに基づいて、血液量画像及び酸素飽和度画像を生成する。第４実施形態では、第２実施形態の第１輝度比Ｂ１／Ｇ２に対応する輝度比としてＮ２／Ｇを用い、第２実施形態の第２輝度比Ｒ２／Ｇ２に対応する輝度比としてＲ／Ｇを用いる。また、相関関係記憶部１６１には、輝度比Ｎ２／Ｇ及びＲ／Ｇと血管深さ及び酸素飽和度との相関関係が記憶されている。それ以外については、第２実施形態と同様の手順で処理が行われる。
【０１２６】
ここで、血液量及び酸素飽和度の算出に際しては、信号補正部５５ａで広帯域光ＢＢと第２青色狭帯域光ＢＮ２の光量の変動を補正する補正処理が施された面順次撮像信号Ｎ２、Ｇ、Ｒを用いている。これにより、補正処理後の面順次撮像信号Ｎ２、Ｇ、Ｒは標準状態時の信号値となり、また、それら信号から得られる輝度比Ｎ２／Ｇ、Ｒ／Ｇも標準状態時の信号値となる。したがって、このような輝度比Ｎ２／Ｇ、Ｒ／Ｇに基づいて血管深さ及び酸素飽和度の算出を行っているため、算出された血管深さ及び酸素飽和度の精度を低下させることなく一定に保つことができる。
【０１２７】
上記第１〜第４実施形態では、ＤＳＰの信号補正部において、光源装置内でモニタリングした光の光量から決められる補正係数を用いて信号補正を行ったが、これに代えて、予め光源装置内で設定される光量指示値を使用し、この光量指示値に基づいて一意的に決められる補正係数を用いて信号補正を行ってもよい。
【０１２８】
上記第１〜第４実施形態では、光源装置内での光量のモニタリング結果に基づき、常時、血管深さ、血液量、酸素飽和度などの各種血管情報を得るための信号に、光量の変動を補正する補正処理を施したが、それら光量が短時間で大きく変動しなければ、内視鏡の使用前に行う較正処理で光量の変動量を求め、内視鏡の使用中は、その求めた変動量に基づいて信号処理補正を行ってもよい。なお、以下においては、第１実施形態の電子内視鏡システム１０で内視鏡使用前の較正処理を行った場合について説明するが、第２〜第４実施形態の電子内視鏡システム１００、２００、３００についても同様にして内視鏡使用前の較正処理を行うことができる。
【０１２９】
図２５に示すように、内視鏡使用前の較正処理では、内視鏡使用前に較正用の基準被写体４０２を撮像し、撮像により得られる画像信号を用いて較正を行なう。基準被写体４０２は、電子内視鏡１１の先端部１６ａに装着可能な先端キャップ４０３の内側に設けられている。このように、先端キャップ４０３の内側に基準被写体４０２を設けることで、一定の距離・角度で撮影を行なうことができる。
【０１３０】
基準被写体４０２を用いた較正は以下のようにして行なわれる。まず、第１〜第３狭帯域光源３３〜３５を標準状態の光量比に設定した上で、基準被写体４０２を撮像する。これにより得られる第１〜第３狭帯域撮像信号間の画像信号比を、標準状態時における画像信号比としてプロセッサ装置内のＲＡＭ（図示省略）に記憶しておく。画像信号比は、第１及び第３狭帯域光を基準被写体４０２に照射したときに得られる第１輝度比と、第２及び第３狭帯域光を基準被写体４０２に照射したときに得られる第２輝度比とからなる。
【０１３１】
そして、実際に内視鏡を使用する時点で、再度基準被写体４０２に第１〜第３狭帯域光を照射して撮像する。これにより、第１〜第３較正用撮像信号が得られる。そして、ＤＳＰ５５内のずれ量算出部５５ｃは、第１〜第３較正用撮像信号間の画像信号比と、ＲＡＭに記憶された標準状態時における画像信号比とから、第１〜第３較正用撮像信号間の画像信号比が標準状態時の画像信号比からどの程度ずれているかを示すずれ量を算出する。
【０１３２】
ずれ量算出部５５ｃで求められた画像信号比のずれ量は、そのままＤＳＰ５５内のずれ量記憶部５５ｄに記憶されるとともに、光量制御部４２内のずれ量記憶部４２ａに記憶される。そして、実際の内視鏡使用時の下では、光量制御部４２は、ずれ量記憶部４２ａに記憶したずれ量に基づいて、第１〜第３狭帯域光N１〜N３の光量を調整する。また、ＤＳＰ５５の信号補正部５５ａは、ずれ量記憶部５５ｄに記憶したずれ量に基づいて、第１〜第３狭帯域撮像信号を補正する。
【０１３３】
なお、上記においては、酸素飽和度の画像化を行ったが、これに代えて又は加えて、「血液量（酸化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンの和）×酸素飽和度（％）」から求まる酸化ヘモグロビンインデックスの画像化や、「血液量×（１００−酸素飽和度）（％）」から求まる還元ヘモグロビンインデックスの画像化を行ってもよい。
【符号の説明】
【０１３４】
１０，１００，２００，３００ 電子内視鏡システム
１４ モニタ
３０ 広帯域光源
３３ｂ〜３５ｂ，１３０ａ，１３１ａ，２３０ｃ，２３６ｇ，２３６ｈ 光量検出部
３３〜３５ 第１〜第３狭帯域光源
４１ 光量比モニタリング部
４４ ＣＣＤ
５５ ＤＳＰ
５５ａ 信号補正部
５５ｂ 光量値対応付け部
６２ 血管深さ−酸素飽和度算出部
１２０ 白色光光源ユニット
１２１ 青色狭帯域光源
１２３，２５０ モニタリング部
１６２ 血液量−酸素飽和度算出部
２３０ 白色光源
２３６，３３６ 半導体光源ユニット
４０２ 基準被写体
【技術分野】
【０００１】
本発明は、電子内視鏡で撮像した画像から血管に関する情報を取得する電子内視鏡システム及び血管情報取得方法に関する。
【背景技術】
【０００２】
近年の医療分野では、電子内視鏡を用いた診断や治療が数多く行なわれている。電子内視鏡は、被検者の体腔内に挿入される細長の挿入部を備えており、この挿入部の先端にはＣＣＤなどの撮像装置が内蔵されている。また、電子内視鏡は光源装置に接続されており、光源装置で発せられた光は、挿入部の先端から体腔内部に対して照射される。このように体腔内部に光が照射された状態で、体腔内の被写体組織が、挿入部の先端の撮像装置によって撮像される。撮像により得られた画像は、電子内視鏡に接続されたプロセッサ装置で各種処理が施された後、モニタに表示される。したがって、電子内視鏡を用いることによって、被検者の体腔内の画像をリアルタイムに確認することができるため、診断などを確実に行うことができる。
【０００３】
光源装置には、波長が青色領域から赤色領域にわたる白色の広帯域光を発することができるキセノンランプなどの白色光源が用いられている。体腔内の照射に白色の広帯域光を用いることで、撮像画像から被写体組織全体を把握することができる。しかしながら、広帯域光を照射したときに得られる撮像画像からは、被写体組織全体を大まかに把握することはできるものの、微細血管、深層血管、ピットパターン（腺口構造）、陥凹や隆起といった凹凸構造などの被写体組織は明瞭に観察することが難しいことがある。このような被写体組織に対しては、波長を特定領域に制限した狭帯域光を照射することで、明瞭に観察できるようになることが知られている。また、狭帯域光を照射したときの画像データからは、血管中の酸素飽和度など被写体組織に関する各種情報を得られることが知られている。
【０００４】
例えば、特許文献１では、Ｒ色の光、Ｇ色の光、Ｂ色の光の３種類の狭帯域光を照射し、各色光の照射毎に撮像を行なっている。光は波長を長くするほど、即ちＢ色、Ｇ色、Ｒ色の順で波長を長くするほど深い血管に到達する特性があるため、Ｂ色の光の照射時には表層血管が、Ｇ色の光の照射時には中層血管が、Ｒの光の照射時には深層血管が強調された画像が得られる。また、各色の光の照射時に得られた画像データに基づきカラー画像処理を行なうことによって、表層血管、中層血管、及び深層血管をそれぞれ異なる色で区別して画像化している。また、特許文献１には、生体組織の撮像により得られるＲＧＢのバンド画像情報のうちの２つを用いて所定の演算を行うことで、血液中のヘモグロビン濃度（血液量）に相関があるヘモグロビンインデックス（ＩＨｂ）を算出できることが示されている。
【０００５】
また、特許文献２では、酸素飽和度によって血管の吸光度が変化する近赤外領域の狭帯域光ＩＲ１，ＩＲ３と、血管の吸光度が変化しない近赤外領域の狭帯域光ＩＲ２とを照射し、各光の照射毎に撮像を行なっている。そして、血管の吸光度が変化する狭帯域光ＩＲ１，ＩＲ３を照射したきの画像と吸光度が変化しない狭帯域光ＩＲ２を照射したときの画像とに基づいて画像間の輝度の変化を算出し、算出した輝度の変化をモノクロあるいは擬似カラーで画像に反映させている。この画像から、血管中の酸素飽和度の情報を得ることができる。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００６】
【特許文献１】特許３５５９７５５号公報
【特許文献２】特許２６４８４９４号公報
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００７】
近年では、血管深さと酸素飽和度の両方を同時に把握しながら、診断等することができる内視鏡システムや、さらには、未分化癌の診断に際しては、血液量と酸素飽和度の両方を同時に把握しながら診断等をすることができる内視鏡システムが望まれていた。しかしながら、血管中のヘモグロビンの吸光度は波長によって著しく変化する（図３参照）など様々な要因によって、血管深さに関する情報と酸素飽和度に関する情報の両方を同時に取得したり、血液量に関する情報と酸素飽和度に関する情報の両方を同時に取得することは容易ではない。
【０００８】
例えば、特許文献１によれば、血管深さや血液量に関する情報をそれぞれ単独で得ることはできるものの、それらと同時に酸素飽和度に関する情報を得ることはできない。一方、特許文献２のように、近赤外領域の狭帯域光ＩＲ１，ＩＲ２，ＩＲ３を照射することで、酸素飽和度に関する情報を得ることができるものの、照射では血管深さに関する情報を得ることはできない。そして、特許文献１と特許文献２の両方の波長領域を満たすような光を照射したとしても、血管深さに関する情報と酸素飽和度に関する情報の両方、または血液量に関する情報と酸素飽和度に関する情報の両方を同時に取得することは困難である。
【０００９】
本発明は、上記課題を鑑みてなされたものであり、酸素飽和度を含む複数の血管情報を同時に取得することができる電子内視鏡システム及び血管情報取得方法を提供することを目的とする。
【課題を解決するための手段】
【００１０】
上記目的を達成するために、本発明の電子内視鏡システムは、互いに異なる波長帯域を持ち且つ血中ヘモグロビンの酸素飽和度に応じて吸光係数が変化する第１及び第２の照明光と、前記第１及び第２の照明光の比較に利用される参照光である第３の照明光とを、被写体組織に向けて発する照明手段と、前記第１〜第３の照明光が照射された被写体組織を撮像素子で撮像することによって第１〜第３撮像信号を取得する信号取得手段と、前記第１〜第３の照明光の光量に基づいて、前記第１〜第３撮像信号を補正する信号補正手段と、補正後の第１及び第３撮像信号間の第１輝度比と、補正後の２及び第３撮像信号間の第２輝度比に基づいて、酸素飽和度を少なくとも含む複数の血管情報を求める血管情報取得手段とを備えていることを特徴とする。
【００１１】
本発明は、更に、前記第１〜第３の照明光の光量を検出する光量検出手段を備え、前記信号補正手段は、前記光量検出手段が検出した光量に基づいて、前記第１〜第３撮像信号を補正してもよい。
【００１２】
前記第１及び第２の照明光は青色の波長帯域を持つことが好ましい。前記第１及び第２の照明光の少なくとも一方は、中心波長が４５０ｎｍ以下であることが好ましい。前記第１及び第２の照明光のそれぞれの波長帯域は、還元ヘモグロビンと酸化ヘモグロビンのそれぞれの吸光スペクトルにおいて、それぞれの吸光度の大小関係が逆転しているこ都が好ましい。前記第１照明光の波長帯域は４４０±１０ｎｍであり、前記第２照明光の波長帯域は４７０±１０ｎｍであることが好ましい。
【００１３】
本発明は、更に、前記光量検出手段が検出した第１〜第３の照明光の光量と前記第１〜第３撮像信号とを対応付けて記憶する記憶手段を備えてもよい。
【００１４】
前記信号補正手段は、前記第１〜第３の照明光の光量の代わりに、予め定められた第１〜第３の照明光の光量指示値に基づいて、前記第１〜第３撮像信号を補正してもよい。
【００１５】
本発明は、更に、反射スペクトルが既知の基準被写体と、前記第１〜第３の照明光が照射された基準被写体を撮像素子で撮像することによって第１〜第３較正用撮像信号を取得する較正用撮像信号取得手段と、前記第１光量比に対応する、前記第１及び第３較正用撮像信号の第１撮像信号比と、前記第２光量比に対応する、前記第２及び第３較正用撮像信号の第２撮像信号比とに基づいて算出され、それぞれに対応する所定の標準撮像信号比とのずれ量を記憶するずれ量記憶手段とを備え、前記信号補正部は、前記第１〜第３の照明光の光量の代わりに、前記ずれ量に基づいて、前記第１〜第３撮像信号を補正してもよい。
【００１６】
前記血管情報取得手段は、血管深さと酸素飽和度を求めることが好ましい。前記血管情報取得手段は、血液量と酸素飽和度を求めることが好ましい。前記第１〜第３の照明光は半導体光源によって生成することが好ましい。前記第１〜第３の照明光のうち、前記第１及び第２の照明光の少なくとも一方については半導体光源によって生成し、その他の照明光については広帯域光を帯域制限手段で波長分離することによって生成することが好ましい。
【００１７】
本発明の血管情報取得方法は、互いに異なる波長帯域を持ち且つ血中ヘモグロビンの酸素飽和度に応じて吸光係数が変化する第１及び第２の照明光と、前記第１及び第２の照明光の比較に利用される参照光である第３の照明光とを、被写体組織に向けて照射し、前記第１〜第３の照明光が照射された被写体組織を撮像素子で撮像することによって第１〜第３撮像信号を取得し、前記第１〜第３の照明光の光量に基づいて、前記第１〜第３撮像信号を補正し、補正後の第１及び第３撮像信号間の第１輝度比と、補正後の第２及び第３撮像信号間の第２輝度比に基づいて、酸素飽和度を少なくとも含む複数の血管情報を求めることを特徴とする。
【発明の効果】
【００１８】
本発明によれば、互いに異なる波長帯域を持ち且つ血中ヘモグロビンの酸素飽和度に応じて吸光係数が変化する第１及び第２の照明光と、前記第１及び第２の照明光の比較に利用される参照光である第３の照明光を用いることによって、酸素飽和度を少なくとも含む複数の血管情報を同時に取得することができる。また、第１〜第３の照明光の光量に基づいて補正された第１〜第３撮像信号を用いて、複数の血管情報を算出しているため、照明光の光量に変動があったとしても、複数の血管情報を精度良く安定的に算出することができる。
【図面の簡単な説明】
【００１９】
【図１】本発明の第１実施形態の電子内視鏡システムの外観図である。
【図２】第１実施形態の電子内視鏡システムの電気的構成を示すブロック図である。
【図３】カラーＣＣＤのＢ画素、Ｇ画素、Ｒ画素における分光透過率と広帯域光ＢＢ及び第１〜第３狭帯域光Ｎ１〜Ｎ３の光強度分布を示すグラフである。
【図４】第１実施形態におけるＣＣＤの撮像制御を説明するものであり、（Ａ）は通常光画像モード時におけるＣＣＤの撮像動作を、（Ｂ）は特殊光画像モード時におけるＣＣＤの撮像動作を説明する説明図である。
【図５】ヘモグロビンの吸光係数を示すグラフである。
【図６】第１及び２輝度比Ｓ１／Ｓ３，Ｓ２／Ｓ３と血管深さ及び酸素飽和度との相関関係を示すグラフである。
【図７】（Ａ）は第１及び第２輝度比Ｓ１＊／Ｓ３＊，Ｓ２＊／Ｓ３＊から輝度座標系における座標（Ｘ＊，Ｙ＊）を求める方法を、（Ｂ）は座標（Ｘ＊，Ｙ＊）に対応する血管情報座標系の座標（Ｕ＊，Ｖ＊）を求める方法を説明する説明図である。
【図８】血管深さ画像又は酸素飽和度画像のいずれか一方が表示されるモニタの画像図である。
【図９】血管深さ画像又は酸素飽和度画像の両方が同時表示されるモニタの画像図である。
【図１０】血管に関する血管深さ情報及び酸素飽和度情報が文字情報として同時表示されるモニタの画像図である。
【図１１】血管深さ−酸素飽和度情報を算出する手順と、それら情報を反映した血管深さ画像及び酸素飽和度画像を生成する手順を示すフローチャートである。
【図１２】本発明の第２実施形態の電子内視鏡システムの電気的構成を示すブロック図である。
【図１３】第２実施形態の特殊光画像モードにおけるＣＣＤの撮像動作を説明するための説明図である。
【図１４】血液量と輝度比Ｒ２／Ｇ２との相関関係を示すグラフである。
【図１５】酸素飽和度と輝度比Ｂ１／Ｇ２、Ｒ２／Ｇ２との相関関係を示すグラフである。
【図１６】図１５のグラフにおいて輝度比から酸素飽和度を求める方法を説明するための説明図である。
【図１７】本発明の第３実施形態の電子内視鏡システムの電気的構成を示すブロック図である。
【図１８】ロータリフィルタを示す図である。
【図１９】ロータリフィルタのＢフィルタ部、Ｇフィルタ部、Ｒフィルタ部おける分光透過率と広帯域光ＢＢ及び第１、第２青色狭帯域光ＢＮ１、ＢＮ２の光強度分布を示すグラフである。
【図２０】第３実施形態のシャッタ板を示す図である。
【図２１】第３実施形態におけるＣＣＤの撮像制御を説明するものであり、（Ａ）は通常光画像モード時におけるＣＣＤの撮像動作を、（Ｂ）は特殊光画像モード時におけるＣＣＤの撮像動作を説明する説明図である。
【図２２】本発明の第４実施形態の電子内視鏡システムの電気的構成を示すブロック図である。
【図２３】第４実施形態のシャッタ板を示す図である。
【図２４】第４実施形態の特殊光画像モードにおけるＣＣＤの撮像動作を説明するための説明図である。
【図２５】内視鏡使用前に行われる較正を説明するための説明図である。
【発明を実施するための形態】
【００２０】
図１に示すように、本発明の第１実施形態の電子内視鏡システム１０は、被検者の体腔内を撮像する電子内視鏡１１と、撮像により得られた信号に基づいて体腔内の被写体組織の画像を生成するプロセッサ装置１２と、体腔内を照射する光を供給する光源装置１３と、体腔内の画像を表示するモニタ１４とを備えている。電子内視鏡１１は、体腔内に挿入される可撓性の挿入部１６と、挿入部１６の基端部分に設けられた操作部１７と、操作部１７とプロセッサ装置１２及び光源装置１３との間を連結するユニバーサルコード１８とを備えている。
【００２１】
挿入部１６の先端には、複数の湾曲駒を連結した湾曲部１９が形成されている。湾曲部１９は、操作部のアングルノブ２１を操作することにより、上下左右方向に湾曲動作する。湾曲部１９の先端には、体腔内撮影用の光学系等を内蔵した先端部１６ａが設けられており、この先端部１６ａは、湾曲部１９の湾曲動作によって体腔内の所望の方向に向けられる。
【００２２】
ユニバーサルコード１８には、プロセッサ装置１２および光源装置１３側にコネクタ２４が取り付けられている。コネクタ２４は、通信用コネクタと光源用コネクタからなる複合タイプのコネクタであり、電子内視鏡１１は、このコネクタ２４を介して、プロセッサ装置１２および光源装置１３に着脱自在に接続される。
【００２３】
図２に示すように、光源装置１３は、広帯域光源３０と、シャッター３１と、シャッター駆動部３２と、第１〜第３狭帯域光源３３〜３５と、カプラー３６と、光源切替部３７とを備えている。さらに、光源装置１３には、第１〜第３狭帯域光源３３〜３５間の光量比をモニタリングするモニタリング部４１と、第１〜第３狭帯域光源３３〜３５の駆動を制御する光量制御部４２とを備えている。
【００２４】
広帯域光源３０はキセノンランプ、白色ＬＥＤ、マイクロホワイト光源などであり、波長が赤色領域から青色領域にわたる広帯域光ＢＢを発生する。広帯域光源３０は、電子内視鏡１１の使用中、常時点灯している。広帯域光源３０から発せられた広帯域光ＢＢは、集光レンズ３９により集光されて、広帯域用光ファイバ４０に入射する。
【００２５】
シャッター３１は、広帯域光源３０と集光レンズ３９との間に設けられており、広帯域光ＢＢの光路に挿入されて広帯域光ＢＢを遮光する挿入位置と、挿入位置から退避して広帯域光ＢＢが集光レンズ３９に向かうことを許容する退避位置との間で移動自在となっている。シャッター駆動部３２はプロセッサ装置内のコントローラー５９に接続されており、コントローラー５９からの指示に基づいてシャッター３１の駆動を制御する。
【００２６】
第１〜第３狭帯域光源３３〜３５はレーザーダイオードなどの半導体光源であり、第１狭帯域光源３３は、波長が４４０±１０ｎｍに、好ましくは４４５ｎｍに制限された狭帯域の光（以下「第１狭帯域光Ｎ１」とする）を、第２狭帯域光源３４は波長が４７０±１０ｎｍに、好ましくは４７３ｎｍに制限された狭帯域の光（以下「第２狭帯域光Ｎ２」とする）を、第３狭帯域光源３５は波長が４００±１０ｎｍに、好ましくは４０５ｎｍに制限された狭帯域の光（以下「第３狭帯域光Ｎ３」とする）を発生する。
【００２７】
第１〜第３狭帯域光源３３〜３５は光量制御部４２に接続されている。第１〜第３狭帯域光N１〜N３の光量は、光量制御部４２が第１〜第３狭帯域光源３３〜３５の駆動を制御することによって、一定の範囲で調整可能となっている。また、第１〜第３狭帯域光源３３〜３５はそれぞれ第１〜第３狭帯域用光ファイバ３３ａ〜３５ａに接続されており、各光源で発せられた第１〜第３狭帯域光Ｎ１〜Ｎ３は第１〜第３狭帯域用光ファイバ３３ａ〜３５ａに入射する。
【００２８】
カプラー３６は、電子内視鏡内のライトガイド４３と、広帯域用光ファイバ４０及び第１〜第３狭帯域用光ファイバ３３ａ〜３５ａとを連結する。これにより、広帯域光ＢＢは、広帯域用光ファイバ４０を介して、ライトガイド４３に入射することが可能となる。また、第１〜第３狭帯域光Ｎ１〜Ｎ３は、第１〜第３狭帯域用光ファイバ３３ａ〜３５ａを介して、ライトガイド４３に入射することが可能となる。
【００２９】
光源切替部３７はプロセッサ装置内のコントローラー５９に接続されており、コントローラー５９からの指示に基づいて、第１〜第３狭帯域光源３３〜３５をＯＮ（点灯）またはＯＦＦ（消灯）に切り替える。第１実施形態では、広帯域光ＢＢを用いて被検体内の観察を行う通常光画像モードに設定されている場合には、広帯域光ＢＢが体腔内に照射されて通常光画像の撮像が行なわれる一方、第１〜第３狭帯域光源３３〜３５はＯＦＦにされる。これに対して、第１〜第３狭帯域光Ｎ１〜Ｎ３を用いて被検体内の観察を行う特殊光画像モードに設定されている場合には、広帯域光ＢＢの体腔内への照射が停止される一方、第１〜第３狭帯域光源３３〜３５が順次ＯＮに切り替えられて特殊光画像の撮像が行なわれる。
【００３０】
具体的には、まず、第１狭帯域光源３３が光源切替部３７によりＯＮに切り替えられる。そして、第１狭帯域光Ｎ１が体腔内に照射された状態で、被写体組織の撮像が行なわれる。撮像が完了すると、コントローラー５９から光源切替の指示がなされ、第１狭帯域光源３３がＯＦＦに、第２狭帯域光源３４がＯＮに切り替えられる。そして、第２狭帯域光Ｎ２を体腔内に照射した状態での撮像が完了すると、同様にして、第２狭帯域光源３４がＯＦＦに、第３狭帯域光源３５がＯＮに切り替えられる。さらに、第３狭帯域光Ｎ３を体腔内に照射した状態での撮像が完了すると、第３狭帯域光源３５がＯＦＦに切り替えられる。
【００３１】
モニタリング部４１は、第１〜第３狭帯域光N１〜N３の光量比をモニタリングする。この光量比のモニタリングのために、第１〜第３狭帯域光N１〜N３が導光される第１〜第３狭帯域用光ファイバ３３ａ〜３５ａには、各狭帯域光N１〜N３の光量を検出する光量検出器３３ｂ〜３５ｂが取り付けられている。これら光量検出器３３ｂ〜３５ｂで検出された光量信号値は、モニタリング部４１に送られる。そして、モニタリング部４１は、送られてきた光量信号値に基づいて、第１〜第３狭帯域光N１〜N３の光量をモニタリングする。なお、各狭帯域用光ファイバには、電子内視鏡へ通すスコープ系統とは別に、光量検出器で光量をモニタするための光量モニター用の系統を別途設けることが好ましい。
【００３２】
本実施形態では、モニタリング部４１は、第１狭帯域光の光量L１と第３狭帯域光L３の光量L３との第１光量比L１／L３及び第２狭帯域光の光量L２と第３狭帯域光L３の第２光量比L２／L３をモニタリングする。そして、モニタリング結果はＤＳＰ５５内の信号補正部５５ａに送られ、信号補正部５５ａにおいて、標準状態時の第１光量比Ｌ１／Ｌ３及び第２光量比Ｌ２／Ｌ３で撮像されたときの信号値となるように、撮像信号を補正する。なお、モニタリング部４１でモニターする光量比は、第１光量比Ｌ１／Ｌ３および第２光量比Ｌ２／Ｌ３以外の光量比であってもよい。
【００３３】
なお、本実施形態において、第１光量比L１／L３及び第２光量比L２／L３をモニタリングする理由は以下のとおりである。後述するように、本実施形態では血管深さと酸素飽和度を同時取得するために、第１及び第３狭帯域光を撮像したときの撮像画像から得られる第１輝度比S１／S３と第２及び第３狭帯域光を撮像したときの撮像画像から得られる第２輝度比S２／S３を用いている。したがって、第１輝度比S１／S3に対応する第１光量比L１／L３と第２輝度比S２／S３に対応する第２光量比L２／L３を常に標準状態となるように制御しておくことで、血管深さ及び酸素飽和度を精度良く求めることができる。
【００３４】
また、第１〜第３狭帯域光源３３〜３５間の光量比は、以下の理由から、標準状態の光量比に対して±２％程度以内であることが好ましい。例えば、（４０５ｎｍ，４４５ｎｍ，４７３ｎｍ）の３波長で酸素飽和度を算出する場合、動物消化管粘膜およびヒト口唇粘膜の撮影実験から得られた知見によると、酸素飽和度２０％の変化に対応する光量比４７３ｎｍ／４４５ｎｍの変化は典型的に１０％強程度である。したがって、この変化を安定的に算出するためには、想定される癌の様々な低酸素状態を考慮すると、第１〜第３狭帯域光源３３〜３５間の光量比を標準状態の光量比に対して±２％程度以内に抑えておく必要がある。
【００３５】
電子内視鏡１１は、ライトガイド４３、ＣＣＤ４４、アナログ処理回路４５（ＡＦＥ：Analog Front End）、撮像制御部４６を備えている。ライトガイド４３は大口径光ファイバ、バンドルファイバなどであり、入射端が光源装置内のカプラー３６に挿入されており、出射端が先端部１６ａに設けられた照射レンズ４８に向けられている。光源装置１３で発せられた光は、ライトガイド４３により導光された後、照射レンズ４８に向けて出射する。照射レンズ４８に入射した光は、先端部１６ａの端面に取り付けられた照明窓４９を通して、体腔内に照射される。体腔内から戻ってきた広帯域光ＢＢ及び第１〜第３狭帯域光Ｎ１〜Ｎ３は、先端部１６ａの端面に取り付けられた観察窓５０を通して、集光レンズ５１に入射する。
【００３６】
ＣＣＤ４４は、集光レンズ５１からの光を撮像面４４ａで受光し、受光した光を光電変換して信号電荷を蓄積し、蓄積した信号電荷を撮像信号として読み出す。読み出された撮像信号は、ＡＦＥ４５に送られる。また、ＣＣＤ４４はカラーＣＣＤであり、撮像面４４ａには、Ｒ色、Ｇ色、Ｂ色のいずれかのカラーフィルターが設けられたＲ画素、Ｇ画素、Ｂ画素の３色の画素が配列されている。
【００３７】
Ｒ色、Ｇ色、Ｂ色のカラーフィルターは、図３に示すような分光透過率５２，５３，５４を有している。集光レンズ５１に入射する光のうち、広帯域光ＢＢは波長が約４７０〜７００ｎｍにわたるため、Ｒ色、Ｇ色、Ｂ色のカラーフィルターは、広帯域光ＢＢのうちそれぞれの分光透過率５２，５３，５４に応じた波長の光を透過する。ここで、Ｒ画素で光電変換された信号を撮像信号Ｒ、Ｇ画素で光電変換された信号を撮像信号Ｇ、Ｂ画素で光電変換された信号を撮像信号Ｂとすると、ＣＣＤ４４に広帯域光ＢＢが入射した場合には、撮像信号Ｒ、撮像信号Ｇ、及び撮像信号Ｂからなる広帯域撮像信号が得られる。
【００３８】
一方、集光レンズ５１に入射する光のうち第１狭帯域光Ｎ１は、波長が４４０±１０ｎｍであるため、Ｂ色のカラーフィルターのみを透過する。したがって、ＣＣＤ４４に第１狭帯域光Ｎ１が入射することで、撮像信号Ｂからなる第１狭帯域撮像信号が得られる。また、第２狭帯域光Ｎ２は、波長が４７０±１０ｎｍであるため、Ｂ色及びＧ色のカラーフィルターの両方を透過する。したがって、ＣＣＤ４４に第２狭帯域光Ｎ２が入射することで、撮像信号Ｂと撮像信号Ｇとからなる第２狭帯域撮像信号が得られる。また、第３狭帯域光Ｎ３は、波長が４００±１０ｎｍであるため、Ｂ色のカラーフィルターのみを透過する。したがって、ＣＣＤ４４に第３狭帯域光Ｎ３が入射することで、撮像信号Ｂからなる第３狭帯域撮像信号が得られる。
【００３９】
ＡＦＥ４５は、相関二重サンプリング回路（ＣＤＳ）、自動ゲイン制御回路（ＡＧＣ）、及びアナログ／デジタル変換器（Ａ／Ｄ）（いずれも図示省略）から構成されている。ＣＤＳは、ＣＣＤ４４からの撮像信号に対して相関二重サンプリング処理を施し、ＣＣＤ４４の駆動により生じたノイズを除去する。ＡＧＣは、ＣＤＳによりノイズが除去された撮像信号を増幅する。Ａ／Ｄは、ＡＧＣで増幅された撮像信号を、所定のビット数のデジタルな撮像信号に変換してプロセッサ装置１２に入力する。
【００４０】
撮像制御部４６は、プロセッサ装置１２内のコントローラー５９に接続されており、コントローラー５９から指示がなされたときにＣＣＤ４４に対して駆動信号を送る。ＣＣＤ４４は、撮像制御部４６からの駆動信号に基づいて、所定のフレームレートで撮像信号をＡＦＥ４５に出力する。第１実施形態では、通常光画像モードに設定されている場合、図４（Ａ）に示すように、１フレームの取得期間内で、広帯域光ＢＢを光電変換して信号電荷を蓄積するステップと、蓄積した信号電荷を広帯域撮像信号として読み出すステップとの合計２つの動作が行なわれる。この動作は、通常光画像モードに設定されている間、繰り返し行なわれる。
【００４１】
これに対して、通常光画像モードから特殊光画像モードに切り替えられると、図４（Ｂ）に示すように、まず最初に、１フレームの取得期間内で、第１狭帯域光Ｎ１を光電変換して信号電荷を蓄積するステップと、蓄積した信号電荷を第１狭帯域撮像信号として読み出すステップとの合計２つの動作が行なわれる。第１狭帯域撮像信号の読み出しが完了すると、１フレームの取得期間内で、第２狭帯域光Ｎ２を光電変換して信号電荷を蓄積するステップと、蓄積した信号電荷を第２狭帯域撮像信号として読み出すステップとが行なわれる。第２狭帯域撮像信号の読み出しが完了すると、１フレームの取得期間内で、第３狭帯域光Ｎ３を光電変換して信号電荷を蓄積するステップと、蓄積した信号電荷を第３狭帯域撮像信号として読み出すステップとが行なわれる。
【００４２】
図２に示すように、プロセッサ装置１２は、デジタル信号補正部５５（ＤＳＰ（Digital Signal Processor））と、フレームメモリ５６と、血管画像生成部５７と、表示制御回路５８を備えており、コントローラー５９が各部を制御している。ＤＳＰ５５は、電子内視鏡のＡＦＥ４５から出力された広帯域撮像信号に対して、色分離、色補間、ホワイトバランス調整、ガンマ補正などの各種処理を行うことによって、広帯域画像データを作成する。フレームメモリ５６は、ＤＳＰ５５で作成された広帯域画像データを記憶する。ここで、広帯域画像データは、Ｒ色、Ｇ色、Ｂ色が含まれるカラー画像データである。
【００４３】
一方、ＤＳＰ５５は、電子内視鏡のＡＦＥ４５から出力された第１〜第３狭帯域撮像信号に対しては、広帯域撮像信号とは異なる処理が施される。まず、第１〜第３狭帯域撮像信号がＤＳＰ５５に入力されると、ＤＳＰ５５内の信号補正部５５ａは、第１〜第３狭帯域撮像信号に対して、第１〜第３狭帯域光Ｎ１〜Ｎ３の光量の変動（または第１光量比Ｌ１／Ｌ３及び第２光量比Ｌ２／Ｌ３の変動）による信号値の変動を補正する補正処理を施す。この信号補正部５５ａは、光源装置１３内で検出した第１〜第３狭帯域光Ｎ１〜Ｎ３の光量信号値に基づいて、以下の補正式により、第１〜第３狭帯域撮像信号の全画素を補正する。
Ｓ１＝ｃ１（Ｌ１，Ｌ２，Ｌ３）×Ｓａ１
Ｓ２＝ｃ２（Ｌ１，Ｌ２，Ｌ３）×Ｓａ２
Ｓ３＝ｃ３（Ｌ１，Ｌ２，Ｌ３）×Ｓａ３
ここで、Ｓａ１〜Ｓａ３は第１〜第３狭帯域撮像信号の所定画素における補正前の輝度値を、Ｓ１〜Ｓ３は補正後の輝度値を示している。また、補正係数ｃ１，ｃ２，ｃ３は、第１〜第３狭帯域光Ｎ１〜Ｎ３の光量値Ｌ１，Ｌ２，Ｌ３によって決まる。なお、これら補正係数ｃ１，ｃ２，ｃ３については、反射スペクトルが既知である基準被写体（例えば反射率が波長によらず一定）を光量比を変えながら撮影して、光量比と波長間画像信号比の関係を調べることで得られる。
【００４４】
また、第１〜第３狭帯域撮像信号に対しても、広帯域撮像信号と同様の各種処理を行うことによって、第１〜第３狭帯域画像データを作成する。第１〜第３狭帯域画像データが作成されたら、ＤＳＰ内５５の光量値対応付け部５５ｂは、作成された第１〜第３狭帯域画像データと第１〜第３狭帯域光の光量値Ｌ１，Ｌ２，Ｌ３とを対応付ける。光量値Ｌ１，Ｌ２，Ｌ３と対応付けられた第１〜第３狭帯域画像データは、順次フレームメモリ５６に記憶される。このようにモニタリングによって得られた光量値Ｌ１，Ｌ２，Ｌ３を、第１〜第３狭帯域画像データに対応付けて記憶しておくことで、それら光量値Ｌ１，Ｌ２，Ｌ３を光量比の補正以外の各種解析にも使うことができる。なお、光量値対応付け部５５ｂでは、光量値Ｌ１，Ｌ２，Ｌ３に代えて又は加えて、第１及び第２光量比を対応付けてもよい。
【００４５】
血管画像生成部５７は、輝度比算出部６０と、相関関係記憶部６１と、血管深さ−酸素飽和度算出部６２と、血管深さ画像生成部６３と、酸素飽和度画像生成部６４とを備えている。輝度比算出部６０は、フレームメモリ５６に記憶した第１〜第３狭帯域光画像データから、血管が含まれる血管領域を特定する。そして、輝度比算出部６０は、血管領域内における同じ位置の画素について、第１及び第３狭帯域画像データ間の第１輝度比Ｓ１／Ｓ３を求めるとともに、第２及び第３狭帯域画像データ間の第２輝度比Ｓ２／Ｓ３を求める。ここで、Ｓ１は第１狭帯域光画像データの画素の輝度値を、Ｓ２は第２狭帯域光画像データの画素の輝度値を、Ｓ３は第３狭帯域光画像データの画素の輝度値を表している。なお、血管領域の特定方法としては、例えば、血管部分の輝度値とそれ以外の輝度値の差から血管領域を求める方法がある。
【００４６】
相関関係記憶部６１は、第１及び第２輝度比S１／S３，S２／S３と、血管中の酸素飽和度及び血管深さとの相関関係を記憶している。この相関関係は、血管が図５に示すヘモグロビンの吸光係数を有する場合の相関関係であり、これまでの診断等で蓄積された多数の第１〜第３狭帯域光画像データを分析することにより得られたものである。図５に示すように、血管中のヘモグロビンは、照射する光の波長によって吸光係数μａが変化する吸光特性を持っている。吸光係数μａは、ヘモグロビンの光の吸収の大きさである吸光度を表すもので、ヘモグロビンに照射された光の減衰状況を表すＩ０ｅｘｐ（−μａ×ｘ）の式の係数である。ここで、Ｉ０は光源装置から被写体組織に照射される光の強度であり、ｘ（ｃｍ）は被写体組織内の血管までの深さである。
【００４７】
また、酸素と結合していない還元ヘモグロビン７０と、酸素と結合した酸化ヘモグロビン７１は、異なる吸光特性を持っており、同じ吸光度（吸光係数μａ）を示す等吸収点（図５における各ヘモグロビン７０，７１の交点）を除いて、吸光度に差が生じる。吸光度に差があると、同じ血管に対して、同じ強度かつ同じ波長の光を照射しても、輝度値が変化する。また、同じ強度の光を照射しても、波長が異なれば吸光係数μａが変わるので、輝度値が変化する。
【００４８】
以上のようなヘモグロビンの吸光特性を鑑みると、酸素飽和度が同じでも、波長が異なれば吸光度も異なり、粘膜中の深達度も異なる。したがって、第１狭帯域光Ｎ１、Ｎ２のように、ともに各ヘモグロビン７０，７１の吸光度に差があり、かつ、その差の大きさが異なる２つの波長帯域の光を利用して、両者の輝度値を比較することで、酸素飽和度と血管深さの２つの情報を同時に得ることができる。
【００４９】
特許２６４８４９４号公報に記載されているように、ヘモグロビン７０，７１の各吸光度に差が生じる１つの波長域の光を用いて、その輝度値から酸素飽和度を測定する方法は従来から行われているが、１つの光の輝度値から求めた酸素飽和度の測定値は、血管深さによる影響を受けるため、精度の高いものではなかった。上記２つの波長帯域の光である第１狭帯域光Ｎ１、Ｎ２を利用する本発明の方法によれば、酸素飽和度情報に加えて、血管深さ情報も取得できるため、血管深さによる影響が除去された酸素飽和度の測定値が得られる。
【００５０】
また、本例においては、第１狭帯域光Ｎ１、Ｎ２として、青色領域の狭帯域光を使用している。青色領域の光が選択される理由は、腫瘍の良悪鑑別などの病変部の診断においては、中深層よりも表層血管の性状の把握が重要である場合が多く、表層血管の性状を詳細に把握できる観察方法が望まれているためである。こうした要請に応えるため、本例においては、深達度が浅く、表層血管の情報を良好に取得できる青色領域の光が採用される。
【００５１】
そして、狭帯域光が使用される理由は、次のとおりである。図５に示すヘモグロビンの吸光スペクトルで明らかなように、青色領域においては、緑色領域や赤色領域と比較して、吸光度の変化が急峻であり、波長が少しずれると、吸光度が大きく変化する。また、各ヘモグロビン７０、７１の吸光度の大小関係に逆転が生じる等吸収点の間隔も狭い。波長帯域が広いと、大小関係が逆転する２つの領域の信号が混合して、輝度値が平均化されてしまうため、精度の高い情報が得られない。そのため、青色領域の光を利用して表層血管の血管情報を得るためには、２つの等吸収点の間隔に近い幅の波長帯域、好ましくは、２つの等吸収点の間隔に収まる波長帯域を持つ狭い狭帯域光を用いる必要がある。
【００５２】
また、図５に示すヘモグロビンの吸光スペクトルで明らかなように、波長が４５０ｎｍを境に長波長側においては吸光係数が急激に落ち込む。吸光係数が高いほど、血管領域とそれ以外の領域の信号値の差が大きくなるため、血管情報を高い精度で取得することができる。そのため、本例においては、第１狭帯域光Ｎ１として、中心波長が４５０ｎｍ以下の波長帯域の光を使用している。なお、第１狭帯域光Ｎ１に加えて、第２狭帯域光Ｎ２についても中心波長が４５０ｎｍ以下の光を使用してもよい。
【００５３】
また、表層血管は、中深層血管と比較して細いため、照射される光量が不足しがちであり、表層血管を観察する場合には、光量が大きな光源が適している。こうした理由から、本例では、狭帯域でかつ高い光量の光を発することが可能な半導体光源を採用している。また、第３狭帯域光Ｎ３については、参照光であるので、本例においては、各ヘモグロビン７０，７１の吸光度に差が生じない等吸収点（波長４０５ｎｍ）を中心波長とする４００±１０ｎｍの波長帯域の光が利用される。
【００５４】
相関関係記憶部６１は、図６に示すように、第１及び第２輝度比S１／S３，S２／S３を表す輝度座標系６６の座標と、酸素飽和度及び血管深さを表す血管情報座標系６７の座標との対応付けによって、相関関係を記憶している。輝度座標系６６はＸＹ座標系であり、Ｘ軸は第１輝度比S１／S３を、Y軸は第２輝度比S２／S３を表している。血管情報座標系６７は輝度座標系６６上に設けられたＵＶ座標系であり、U軸は血管深さを、V軸は酸素飽和度を表している。Ｕ軸は、血管深さが輝度座標系６６に対して正の相関関係があることから、正の傾きを有している。このＵ軸に関して、右斜め上に行くほど血管は浅いことを、左斜め下に行くほど血管が深いことを示している。一方、Ｖ軸は、酸素飽和度が輝度座標系６６に対して負の相関関係を有することから、負の傾きを有している。このＶ軸に関して、左斜め上に行くほど酸素飽和度が低いことを、右斜め下に行くほど酸素飽和度が高いことを示している。
【００５５】
また、血管情報座標系６７においては、U軸とV軸とは交点Ｐで直交している。これは、第１狭帯域光Ｎ１の照射時と第２狭帯域光Ｎ２の照射時とで吸光の大小関係が逆転しているためである。即ち、図５に示すように、波長が４４０±１０ｎｍである第１狭帯域光Ｎ１を照射した場合には、還元ヘモグロビン７０の吸光係数は、酸素飽和度が高い酸化ヘモグロビン７１の吸光係数よりも大きくなるのに対して、波長が４７０±１０ｎｍである第２狭帯域光Ｎ２を照射した場合には、酸化ヘモグロビン７１の吸光係数のほうが還元ヘモグロビン７０の吸光係数よりも大きくなっているため、吸光の大小関係が逆転している。なお、第１〜第３狭帯域光Ｎ１〜Ｎ３に代えて、吸光の大小関係が逆転しない狭帯域光を照射したときには、U軸とV軸とは直交しなくなる。また、波長が４００±１０ｎｍである第３狭帯域光Ｎ３を照射したときには、酸化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンの吸光係数はほぼ等しくなっている。
【００５６】
血管深さ−酸素飽和度算出部６２は、相関関係記憶部６１の相関関係に基づき、輝度比算出部６０で算出された第１及び第２輝度比S１／S３，S２／S３に対応する酸素飽和度と血管深さを特定する。ここで、輝度比算出部６０で算出された第１及び第２輝度比S１／S３，S２／S３のうち、血管領域内の所定画素についての第１輝度比をＳ１＊／Ｓ３＊とし、第２輝度比をＳ２＊／Ｓ３＊とする。
【００５７】
血管深さ−酸素飽和度算出部６２は、図７（Ａ）に示すように、輝度座標系６６において、第１及び第２輝度比S１＊／S３＊，S２＊／S３＊に対応する座標（Ｘ＊，Ｙ＊）を特定する。座標（Ｘ＊，Ｙ＊）が特定されたら、図７（Ｂ）に示すように、血管情報座標系６７において、座標（Ｘ＊，Ｙ＊）に対応する座標（Ｕ＊，Ｖ＊）を特定する。これにより、血管領域内の所定位置の画素について、血管深さ情報Ｕ＊及び酸素飽和度情報Ｖ＊が求まる。
【００５８】
血管深さ画像生成部６３は、血管深さの程度に応じてカラー情報が割り当てられたカラーマップ６３ａ（ＣＭ（Color Map））を備えている。カラーマップ６３ａには、例えば、血管深さが表層であるときには青、中層であるときには緑、深層であるときには赤というように、血管深さの程度に応じて、明瞭に区別することができる色が割り当てられている。血管深さ画像生成部６３は、カラーマップ６３ａから、血管深さ−酸素飽和度算出部６２で算出された血管深さ情報Ｕ＊に対応するカラー情報を特定する。
【００５９】
血管深さ画像生成部６３は、血管領域内の全ての画素についてカラー情報が特定されると、そのカラー情報に基づいて、血管深さの情報が反映された血管深さ画像データを生成する。生成された血管深さ画像データは再度フレームメモリ５６に記憶される。なお、カラー情報は、広帯域光画像データにではなく、第１〜第３狭帯域画像データのいずれか、あるいはこれらを合成した合成画像に対して反映させてもよい。
【００６０】
酸素飽和度画像生成部６４は、酸素飽和度の程度に応じてカラー情報が割り当てられたカラーマップ６４ａ（ＣＭ（Color Map））を備えている。カラーマップ６４ａには、例えば、低酸素飽和度であるときにはシアン、中酸素飽和度であるときにはマゼンダ、光酸素飽和度であるときにはイエローというように、酸素飽和度の程度に応じて、明瞭に区別することができる色が割り当てられている。酸素飽和度画像生成部６４は、血管深さ画像生成部と同様に、カラーマップ６４ａから血管深さ−酸素飽和度算出部で算出された酸素飽和度情報Ｖ＊に対応するカラー情報を特定する。そして、このカラー情報に基づいて、酸素飽和度画像データが生成される。生成された酸素飽和度画像データは、血管深さ画像データと同様、フレームメモリ５６に記憶される。
【００６１】
表示制御回路５８は、フレームメモリ５６から１又は複数の画像を読み出し、読み出した画像をモニタ１４に表示する。画像の表示形態としては様々なパターンが考えられる。例えば、図８に示すように、モニタ１４の一方の側に広帯域画像７２を表示させ、他方の側に、画像切替ＳＷ６８（図２参照）により選択された血管深さ画像７３または酸素飽和度画像７４のいずれかを表示させるようにしてもよい。図８の血管深さ画像７３では、血管画像７５は表層血管を示す青色で、血管画像７６は中層血管を示す緑色で、血管画像７７は深層血管を示す赤色で表されている。また、酸素飽和度画像７４では、血管画像８０は低酸素飽和度を示すシアンで、血管画像８１は中酸素飽和度を示すマゼンダで、血管画像８２は高酸素飽和度を示すイエローで表されている。
【００６２】
図８に対して、図９に示すように、血管深さ画像７３及び酸素飽和度画像７４の両方を同時に表示するようにしてもよい。なお、図１０に示すように、血管深さ画像７３及び酸素飽和度画像７４を表示せず、広帯域画像７２のうち所定の血管画像８５を指定し、その指定した血管画像８５について血管深さ（Ｄ（Depth））及び酸素飽和度（ＳｔＯ２（Saturated Oxygen））を文字情報として表示するようにしてもよい。
【００６３】
次に、血管深さ−酸素飽和度情報を算出する手順と、それら情報を反映した血管深さ画像及び酸素飽和度画像を生成する手順を、図１１に示すフローチャートを用いて説明する。まず、コンソール２３の操作により、通常光画像モードから特殊光画像モードに切り替える。
【００６４】
特殊光画像モードに切り替えられると、コントローラー５９からシャッター駆動部３２に対して照射停止信号が送られる。これに従って、シャッター駆動部３２は、シャッター３１を退避位置から挿入位置に移動させ、体腔内への広帯域光ＢＢの照射を停止する。広帯域光ＢＢの照射が停止されると、コントローラー５９から光源切替部３７に対して照射開始指示が送られる。
【００６５】
この照射開始指示に従って、光源切替部３７は、第１狭帯域光源３３をＯＮにし、第１狭帯域光Ｎ１を体腔内に照射する。第１狭帯域光Ｎ１が体腔内に照射されると、コントローラー５９から撮像駆動部４６に対して撮像指示が送られる。これにより、第１狭帯域光Ｎ１が照射された状態で撮像が行なわれ、第１狭帯域撮像信号が得られる。そして、同様にして、第２狭帯域光Ｎ２及び第３狭帯域光Ｎ３を体腔内に照射して撮像することによって、第２及び第３狭帯域撮像信号を取得する。
【００６６】
ここで、第１〜第３狭帯域光Ｎ１〜Ｎ３を照射したときには、光量検出器３３ｂ，３４ｂ，３５ｂによってそれぞれの光量値Ｌ１，Ｌ２，Ｌ３が検出される。検出された光量値Ｌ１，Ｌ２，Ｌ３は、モニタリング部４１を介して、ＤＳＰ５５とに送られる。
【００６７】
そして、ＤＳＰ５５内の信号補正部５５ａは、光源装置１３内で検出された第１〜第３狭帯域光N１〜N３の光量値Ｌ１，Ｌ２，Ｌ３に基づいて、第１〜第３狭帯域撮像信号に、第１〜第３狭帯域光Ｎ１〜Ｎ３の光量の変動（または第１光量比Ｌ１／Ｌ３及び第２光量比Ｌ２／Ｌ３の変動）を補正する補正処理を施す。そして、ＤＳＰ５５では、補正処理後の第１〜第３狭帯域撮像信号から第１〜第３狭帯域画像データを作成する。作成された第１〜第３狭帯域画像データは、光量値対応付け部５５ｂによって光量値Ｌ１，Ｌ２，Ｌ３と対応付けられた上で、フレームメモリ５６に記憶される。なお、光量検出器３３ｂ，３４ｂ，３５ｂで検出された光量値Ｌ１，Ｌ２，Ｌ３は、光量値対応付け部５５ｂによって第１〜第３狭帯域画像データと対応付けられて、フレームメモリ５６に記憶される。
【００６８】
フレームメモリ５６に第１〜第３狭帯域画像データが記憶されたら、輝度比算出部６０は、第１狭帯域画像データ、第２狭帯域画像データ、第３狭帯域画像データの３つの画像データから、血管を含む血管領域を特定する。そして、血管領域内の同じ位置の画素について、第１及び第３狭帯域画像データ間の第１輝度比Ｓ１＊／Ｓ３＊と、第２及び第３狭帯域画像データ間の第２輝度比Ｓ２＊／Ｓ３＊が算出される。
【００６９】
次に、血管深さ−酸素飽和度算出部６２は、相関関係記憶部６１の相関関係に基づいて、第１及び第２輝度比Ｓ１＊／Ｓ３＊，Ｓ２＊／Ｓ３＊に対応する輝度座標系の座標（Ｘ＊，Ｙ＊）を特定する。さらに、座標（Ｘ＊，Ｙ＊）に対応する血管情報座標系の座標（Ｕ＊，Ｖ＊）を特定することにより、血管領域内の所定画素についての血管深さ情報Ｕ＊及び酸素飽和度情報Ｖ＊が求められる。
【００７０】
血管深さ情報Ｕ＊及び酸素飽和度情報Ｖ＊が求められると、血管深さ情報Ｕ＊に対応するカラー情報が血管深さ画像生成部のＣＭ６３ａから特定されるとともに、酸素飽和度情報Ｖ＊に対応するカラー情報が酸素飽和度画像生成部のＣＭ６４ａから特定される。特定されたカラー情報は、プロセッサ装置１２内のＲＡＭ（図示省略）に記憶される。
【００７１】
そして、カラー情報がＲＡＭに記憶されると、血管領域内の全ての画素について、上述した手順で、血管深さ情報Ｕ＊及び酸素飽和度情報Ｖ＊を求めるとともに、それら血管深さ情報Ｕ＊及び酸素飽和度情報Ｖ＊に対応するカラー情報を特定する。
【００７２】
そして、血管領域内の全ての画素について血管深さ情報及び酸素飽和度情報とそれら情報に対応するカラー情報が得られると、血管深さ画像生成部６３は、ＲＡＭに記憶されたカラー情報に基づいて、血管深さ画像データを生成する。また、酸素飽和度画像生成部６４は、血管深さ画像と同様にして、酸素飽和度画像データを生成する。生成された血管深さ画像データ及び酸素飽和度画像データは、再度フレームメモリ５６に記憶される。そして、表示制御回路５８は、フレームメモリ５６から、血管深さ画像データ及び酸素飽和度画像データを読み出し、これら読み出した画像データに基づいて、血管深さ画像及び酸素飽和度画像をモニタ１４に表示する。
【００７３】
本発明の第２実施形態では、血管深さ画像に代えて、血管の血液量を画像化した血液量画像を生成する。図１２に示すように、第２実施形態の電子内視鏡システム１００では、光源装置１１３の構成が第１実施形態の光源装置１３と異なっている。また、電子内視鏡１１内の撮像制御部４６の動作が第１実施形態と異なっている。さらに、プロセッサ装置１２においては、ＤＳＰの信号補正部５５ａでの補正処理が第１実施形態と異なり、また、血管画像生成部１５７が第１実施形態の血管画像生成部５７と異なっている。それ以外については、第１実施形態と同様であるので、第１実施形態と異なる部分についてのみ以下で説明する。
【００７４】
第２実施形態の光源装置１１３は、白色光Wを発光する白色光光源ユニット１２０と、青色狭帯域光ＢＮを発する青色狭帯域光源１２１と、白色光光源ユニット１２０と青色狭帯域光源１２１のＯＮ・ＯＦＦを切り替える光源切替部１２２と、白色光Ｗと青色狭帯域光ＢＮの光量をモニタリングするモニタリング部１２３とを備えている。
【００７５】
白色光光源ユニット１２０は、中心波長４４５ｎｍの励起光を発する励起光光源１２０ａと、励起光によって蛍光を発する蛍光体１２０ｂとを有する。励起光光源１２０ａはレーザーダイオードなどの半導体光源で構成される。蛍光体１２０ｂは、励起光の一部を吸収して緑色〜黄色に励起発光する複数種の蛍光物質（例えばＹＡＧ系蛍光物質、或いはＢＡＭ（ＢａＭｇＡｌ１０Ｏ１７）等の蛍光物質）を含んで構成される。蛍光体１２０ｂから発せられる緑色〜黄色の励起発光光（蛍光）は、蛍光体１２０ｂにより吸収されず透過した第２狭帯域光Ｎ２と合波することで、白色光Ｗが生成される。生成された白色光Ｗは、集光レンズ３９を通して、白色光用光ファイバ１３０に入射する。
【００７６】
青色狭帯域光源１２１はレーザーダイオードなどの半導体光源で構成され、中心波長４７３ｎｍの青色狭帯域光ＢＮを発する。この青色狭帯域光ＢＮは、血中ヘモグロビンの酸素飽和度を測定するために用いられる。青色狭帯域光源１２１からの青色狭帯域光ＢＮは、青色狭帯域光用光ファイバ１３１に入射する。
【００７７】
カプラー３６は、電子内視鏡内のライトガイド４３と、白色光用光ファイバ１３０及び青色狭帯域光用光ファイバ１３１とを連結する。これにより、白色光Ｗ又は青色狭帯域光ＢＮを、ライトガイド４３に入射させることが可能となる。
【００７８】
光源切替部１２２はプロセッサ装置内のコントローラ５９に接続されており、コントローラー５９からの指示に基づいて、励起光光源１２０ａ及び青色狭帯域光源１２１をＯＮ（点灯）またはＯＦＦ（消灯）に切り替える。第２実施形態では、通常光画像モードに設定されている場合には、励起光光源１２０ａが常時ＯＮにされる一方、青色狭帯域光源１２１は常時ＯＦＦにされる。したがって、被検体内には白色光Ｗのみが照射される。これに対して、特殊光画像モードに設定されている場合には、励起光光源１２０ａと青色狭帯域光源１２１は、交互にＯＮにされる。したがって、被検体内には、白色光Ｗと青色狭帯域光ＮＢが交互に照射される。
【００７９】
モニタリング部１２３は、白色光用光ファイバ１３０及び青色狭帯域光用光ファイバ１３１に取り付けられた光量検出器１３０ａ，１３１ａからの検出信号に基づいて、白色光Ｗ及び青色狭帯域光ＢＮの光量をモニタリングする。このモニタリング結果は、ＤＳＰ内の信号補正部５５ａに送られる。
【００８０】
第２実施形態の撮像制御部４６では、特殊光画像モードに設定されている場合には、第１実施形態と異なる制御が行われる。第２実施形態では、図１３に示すように、青色狭帯域光ＢＮが被検体に照射されたときに、１フレーム期間内で、青色狭帯域光ＢＮを光電変換して得られる電荷を蓄積するステップと、蓄積した電荷を読み出すステップの合計２ステップが行われる。その後に、白色光Ｗが照射されたときには、１フレーム期間内で、白色光Ｗを光電変換して得られる電荷を蓄積するステップと、蓄積した電荷を読み出すステップの合計２ステップが行われる。これら合計２フレームの撮像制御は、特殊光画像モードに設定されている間、繰り返し行われる。
【００８１】
なお、青色狭帯域光ＢＮを撮像したときに得られる撮像信号は、ＣＣＤ４４のＢ画素から出力される青色信号Ｂ１と、Ｇ画素から出力される緑色信号Ｇ１と、Ｒ画素から出力される赤色信号Ｒ１とからなる。また、白色光Ｗを照射したときに得られる撮像信号は、Ｂ画素から出力される青色信号Ｂ２と、Ｇ画素から出力される緑色信号Ｇ２と、Ｒ画素から出力される赤色信号Ｒ２とからなる。
【００８２】
第２実施形態におけるプロセッサ装置内の信号補正部５５ａでは、血液量及び酸素飽和度の算出に使用される青色信号Ｂ１、緑色信号Ｇ２、赤色信号Ｒ２に対して、白色光Ｗ及び青色狭帯域光ＢＮの光量の変動による信号値の変動を補正する補正処理を施す。この信号補正部５５ａは、光源装置１１３内で検出した白色光Ｗ及び青色狭帯域光ＢＮのモニタリング結果に基づいて、以下の補正式により、青色信号Ｂ１、緑色信号Ｇ２、赤色信号Ｒ２の全画素を補正する。
Ｂ１´＝ｃ１（Ｗの光量、ＢＮの光量）×Ｂ１
Ｇ２´＝ｃ２（Ｗの光量、ＢＮの光量）×Ｇ２
Ｒ２´＝ｃ３（Ｗの光量、ＢＮの光量）×Ｒ２
ここで、Ｂ１´、Ｇ２´、Ｒ２´は、補正後の青色信号、緑色信号、赤色信号を示している。ｃ１、ｃ２、ｃ３は、白色光Ｗの光量、青色狭帯域光ＢＮの光量によって決められる補正係数である。これら補正係数ｃ１、ｃ２、ｃ３については、第１実施形態と同様、反射スペクトルが既知の基準被写体を用いて算出される。なお、以下の説明においては、Ｂ１´、Ｇ２´、Ｒ２´は、簡略化のため、「´」を除いたＢ１、Ｇ２、Ｒ２で表す。
【００８３】
第２実施形態におけるプロセッサ装置内の血管画像生成部１５７は、電子内視鏡１１から入力される撮像信号に基づき被検体の血液量及び血中ヘモグロビンの酸素飽和度の情報を算出するとともに、算出した血液量を疑似カラー画像化した血液量画像と酸素飽和度を疑似カラー画像化した酸素飽和度画像を生成する。血管画像生成部１５７は、輝度比算出部１６０と、相関関係記憶部１６１と、血液量及び酸素飽和度算出部１６２と、血液量画像生成部１６３と、酸素飽和度画像生成部１６４とを備えている。
【００８４】
輝度比算出部１６０は、青色狭帯域光ＢＮの撮像時に得られる撮像信号と白色光Ｗの撮像時に得られる画像信号において、同じ位置にある画素間の輝度比を算出する。輝度比は画像信号の全ての画素に対して算出される。第２実施形態では、輝度比算出部１６０は、青色信号Ｂ１と緑色信号Ｇ２との輝度比Ｂ１／Ｇ２と、緑色信号Ｇ２と赤色信号Ｒ２との輝度比Ｒ２／Ｇ２とを求める。なお、輝度比は画像信号のうち血管部分の画素のみ求めてもよい。この場合、血管部分は、血管部分の画像信号とそれ以外の部分の画像信号との差に基づいて特定される。
【００８５】
相関関係記憶部１６１は、輝度比Ｂ１／Ｇ２及びＲ２／Ｇ２と血液量及び酸素飽和度との相関関係を記憶している。輝度比と血液量との相関関係は、図１４に示すように、輝度比Ｒ２／Ｇ２が大きくなればなるほど血液量も大きくなるように定義されている１次元テーブルで記憶されている。なお、輝度比Ｒ２／Ｇ２はlogスケールで記憶されている。
【００８６】
一方、輝度比と酸素飽和度との相関関係は、図１５に示すように、二次元空間上に酸素飽和度の等高線を定義した２次元テーブルで記憶されている。この等高線の位置、形は光散乱の物理的なシミュレーションで得られ、血液量に応じて変わるように定義されている。例えば、血液量の変化があると、各等高線間の間隔が広くなったり、狭くなったりする。なお、輝度比Ｂ１／Ｇ２，Ｒ２／Ｇ２はlogスケールで記憶されている。
【００８７】
なお、上記相関関係は、図５に示すように、酸化ヘモグロビンや還元ヘモグロビンの吸光特性や光散乱特性と密接に関連性し合っている。図５が示すように、例えば、４７３ｎｍのように吸光係数の差が大きい波長では、酸素飽和度の情報を取り易い。しかしながら、４７３ｎｍの光に対応する信号を含む青色信号は、酸素飽和度だけでなく血液量にも依存度が高い。そこで、青色信号Ｂ１に加え、主として血液量に依存して変化する光に対応する赤色信号Ｒ２と、青色信号Ｂ１と赤色信号Ｒ２のリファレンス信号となる緑色信号Ｇ２とから得られる輝度比Ｂ１／Ｇ２及びＲ２／Ｇ２を用いることで、血液量に依存することなく、酸素飽和度を正確に求めることができる。
【００８８】
また、血中ヘモグロビンの吸光係数の波長依存性から、以下の３つのことが言える。
・波長４７０ｎｍ近辺（例えば、中心波長４７０ｎｍ±１０ｎｍの青色の波長領域）では酸素飽和度の変化に応じて吸光係数が大きく変化する。
・５４０〜５８０ｎｍの緑色の波長範囲で平均すると、酸素飽和度の影響を受けにくい。
・５９０〜７００ｎｍの赤色の波長範囲では、酸素飽和度によって一見吸光係数が大きく変化するように見えるが、吸光係数の値自体が非常に小さいので、結果的に酸素飽和度の影響を受けにくい。
【００８９】
血液量及び酸素飽和度算出部１６２は、相関関係記憶部１６１に記憶された相関関係と輝度比算出部１６０で求めた輝度比Ｂ１／Ｇ２、Ｒ２／Ｇ２とを用いて、各画素における血液量及び酸素飽和度の両方を求める。血液量については、相関関係記憶部１６１の１次元テーブルにおいて輝度比算出部で求めた輝度比Ｒ２／Ｇ２に対応する値が、血液量となる。一方、酸素飽和度については、まず、図１６に示すように、二次元空間において輝度比算出部８４で求めた輝度比Ｂ１＊／Ｇ２＊、Ｒ２＊／Ｇ２＊に対応する対応点Ｐを特定する。
【００９０】
そして、対応点Ｐが酸素飽和度＝０％限界の下限ライン９３と酸素飽和度＝１００％限界の上限ライン９４との間にある場合、その対応点Ｐが位置する等高線が示すパーセント値が、酸素飽和度となる。例えば、図１６の場合であれば、対応点Ｐが位置する等高線は６０％を示しているため、この６０％が酸素飽和度となる。なお、対応点が下限ライン９３と上限ライン９４との間から外れている場合には、対応点が下限ライン９３よりも上方に位置するときには酸素飽和度を０％とし、対応点が上限ライン９４よりも下方に位置するときには酸素飽和度を１００％とする。なお、対応点が下限ライン９３と上限ライン９４との間から外れている場合には、その画素における酸素飽和度の信頼度を下げて表示しないようにしてもよい。
【００９１】
血液量画像生成部１６３は、血液量及び酸素飽和度算出部１６２で求めた血液量を疑似カラーで表した血液量画像を生成する。血液量画像は、輝度Ｙと色差信号Ｃｂ，Ｃｒからなる映像信号で構成される。輝度Ｙには、緑色信号Ｇ２が割り当てられる。この緑色信号Ｇ２は、ヘモグロビンによる吸収がやや強い波長帯域の反射光に対応しているので、これに基づく画像からは粘膜の凹凸や血管などを視認できる。したがって、緑色信号Ｇ２を輝度に割り当てることで、疑似カラー画像の全体的な明るさを定義することができる。
【００９２】
一方、色差信号Ｃｂ，Ｃｒは、ＣＭ（カラーマップ）１６３ａに従って、血液量に応じた信号値が割り当てられる。ＣＭ１６３ａは、色差信号Ｃｂについては血液量が大きくなるほど信号値が低下するように定義され、色差信号Ｃｒについては血液量が大きくなるほど信号値が増加するように定義されている。したがって、血液量画像は、血液量が多いところでは赤味が増加し、血液量が低くなるにつれて赤味の彩度が下がりモノクロに近づいていく。
【００９３】
酸素飽和度画像生成部１６４は、血液量及び酸素飽和度算出部１６２で求めた酸素飽和度を疑似カラーで表した酸素飽和度画像を生成する。酸素飽和度画像は、血液量画像と同様、輝度Ｙと色差信号Ｃｂ，Ｃｒからなる映像信号で構成される。輝度Ｙには、通常光画像信号の緑色信号Ｇ２が割り当てられる。色差信号Ｃｂ，Ｃｒは、ＣＭ（カラーマップ）１６４ａに従い、酸素飽和度に応じた信号値が割り当てられる。
【００９４】
ＣＭ１６４ａは、高酸素飽和度下では色差信号Ｃｒの信号値が正、色差信号Ｃｂの信号値が負となるように定義され、低酸素飽和度下では、反対に色差信号Ｃｒの信号値が負、色差信号Ｃｂの信号値が正となるように定義されている。そして、中酸素飽和度下において、色差信号Ｃｒの信号値と色差信号Ｃｂの信号値の大小関係が逆転するように定義されている。したがって、酸素飽和度が低い方から高い方に行くにつれて、酸素飽和度画像の色味は青→水色→緑→黄色→橙→赤と変化するようになっている。
【００９５】
以上のように生成された血液量画像及び酸素飽和度画像はモニタ１４に表示される。モニタ１４での表示方法としては、酸素飽和度画像と血液量画像を縮小し、それら縮小した画像を並列して同時に表示してもよい。あるいは、画像切替ＳＷ６８をユーザが操作することによって、酸素飽和度画像と血液量画像のいずれか一方を選択し、その選択した画像をモニタ１４を表示するようにしてもよい。
【００９６】
ここで、血液量及び酸素飽和度の算出に際しては、信号補正部５５ａで白色光Ｗ及び青色狭帯域光ＢＮの光量の変動を補正する補正処理が施された青色信号Ｂ１、緑色信号Ｇ２、赤色信号Ｒ２を用いている。これにより、補正処理後の青色信号Ｂ１、緑色信号Ｇ２、赤色信号Ｒ２は標準状態時の信号値を保つことができ、また、それら信号から得られる輝度比Ｂ１／Ｇ２、Ｒ２／Ｇ２も標準状態時の信号値を保つことができる。したがって、このような輝度比Ｂ１／Ｇ２、Ｒ２／Ｇ２に基づいて血液量及び酸素飽和度の算出を行っているため、算出された血液量及び酸素飽和度は精度が低下することなく安定している。
【００９７】
本発明の第３実施形態では、血管深さと酸素飽和度の算出に使用する３波長の光のうち、一部の光については、第１実施形態と同様に、半導体光源の光を使用する一方、残りの光については、キセノンランプなどの白色光源の広帯域光ＢＢから波長分離した光を使用する。
【００９８】
図１７に示すように、第３実施形態の電子内視鏡システム２００では、光源装置２１３の構成が第１実施形態の光源装置１３と異なっている。また、電子内視鏡１１内のＣＣＤの構成及び撮像制御部４６の動作が第１実施形態と異なっている。さらに、プロセッサ装置１２においては、信号補正部５５ａでの信号処理が第１実施形態と異なり、また、血管画像生成部５７で使用する撮像信号が第１実施形態で使用する撮像信号と異なっている。それ以外については、第１実施形態と同様であるので、第１実施形態と異なる部分についてのみ以下で説明する。
【００９９】
光源装置２１３は、広帯域光ＢＢ（４００〜７００ｎｍ）を発する白色光源２３０と、この白色光源２３０からの広帯域光ＢＢをＢ、Ｒ、Ｒの３色の光に色分離し、それら各色の光を順次ライトガイド４３に供給するロータリフィルタ２３４と、中心波長が異なる２種類の第１及び第２青色狭帯域光ＢＮ１、ＢＮ２を発する半導体光源ユニット２３６と、ロータリフィルタ２３４とライトガイド４３の間の光路Ｌ１上に第１及び第２青色狭帯域光ＢＮ１，ＢＮ２の光路Ｌ２を合流させる光合流部２３８と、所定のタイミングにおいて白色光源２３０とロータリフィルタ２３４との間の広帯域光ＢＢの光路を塞ぐシャッタ板２４０と、広帯域光ＢＢ及び第１及び第２青色狭帯域光ＢＮ１，ＢＮ２の光量をモニタリングするモニタリング部２５０とを備えている。
【０１００】
白色光源２３０は、広帯域光ＢＢを放射する光源本体２３０ａと、広帯域光ＢＢの光量を調整する絞り２３０ｂとを備えている。光源本体２３０ａはキセノンランプ、ハロゲンランプ、メタルハライドなどから構成される。絞り２３０ｂの開度は、光量制御部２６０によって調節される。
【０１０１】
図１８に示すように、ロータリフィルタ２３４は、Ｂフィルタ部２３４ａ、Ｇフィルタ部２３４ｂ、Ｒフィルタ部２３４ｃが選択的に広帯域光ＢＢの光路に挿入されるように回転自在に設けられている。ロータリフィルタ２３４は、円板形状をしており、円周方向に３分割されて中心角が１２０°の扇型の領域に、それぞれＢフィルタ部２３４ａ、Ｇフィルタ部２３４ｂ、Ｒフィルタ部２３４ｃが設けられている。
【０１０２】
図１９に示すように、Ｂフィルタ部２３４ａは広帯域光ＢＢから青色帯域のＢ光を透過させ、Ｇフィルタ部２３４ｂは広帯域光ＢＢから緑色帯域のＧ光を透過させ、Ｒフィルタ部２３４ｃは広帯域光ＢＢから赤色帯域のＲ光を透過させる。したがって、ロータリフィルタ２３４の回転によって、ロータリフィルタ２３４からはＢ光、Ｇ光、Ｒ光が順次出射する。
【０１０３】
半導体光源ユニット２３６は、第１及び第２のレーザ光源２３６ａ、２３６ｂ、光ファイバ２３６ｃ、２３６ｄ、カプラー２３６ｅ、光源制御部２３６ｆを有する。図１９に示すように、第１のレーザ光源２３６ａは中心波長４４５ｎｍの第１青色狭帯域ＢＮ１を、第２のレーザ光源２３６ｂは中心波長４７３ｎｍの第２青色狭帯域光ＢＮ２を発光する。第１のレーザ光源２３６ａと第２のレーザ光源２３６ｂは、光源制御部２３６ｆの制御に従って、点灯及び消灯を行う。これにより、第１青色狭帯域光ＢＮ１と第２青色狭帯域光ＢＮ２を選択的に発生させる。なお、光源制御部２３６ｆはプロセッサ装置内のコントローラ５９によって制御される。
【０１０４】
光ファイバ２３６ｃ、２３６ｄは、各レーザ光源２３６ａ、２３６ｂが発する狭帯域光を導光して、カプラー２３６ｅに入射させる。カプラー２３６ｅは、各光ファイバ２３６ｃ、２３６ｄから入射する第１及び第２青色狭帯域光ＢＮ１、ＢＮ２の光軸を一致させる。カプラー２３６ｅを出た第１又は第２青色狭帯域光ＢＮ１、ＢＮ２は、コリメータレンズ（図示省略）を通して、光合流部２３８に向けて出射する。
【０１０５】
光合流部２３８はダイクロイックミラーであり、ロータリフィルタ２３４からの光はそのまま透過させる一方で、半導体光源ユニット２３６からの第１又は第２青色狭帯域光ＢＮ１、ＢＮ２は反射させてそれら光の光路Ｌ２を光路Ｌ１に一致させる。光合流部２３８を出た光は、集光レンズ２４２を通して、ライトガイド４３に入射する。
【０１０６】
図２０に示すように、シャッタ板２４０は、２４０°の中心角を有し、広帯域光ＢＢを遮光する遮光部２４０ａと、残りの１２０°の中心角を有し、広帯域光ＢＢを透過させる透過部２４０ｂとを備えている。シャッタ板２４０は回転自在に設けられており、回転することで、遮光部２４０ａと透過部２４０ｂが交互に選択的に広帯域光ＢＢの光路に挿入させるようになっている。
【０１０７】
シャッタ板２４０の回転動作は、通常光画像モードと特殊光画像モードとで異なっている。通常光画像モードにおいては、シャッタ板２４０は、遮光部２４０ａが広帯域光ＢＢの光路Ｌ１から退避し、透過部２４０ｂが光路Ｌ１に挿入された状態で停止している。したがって、広帯域光ＢＢは、常時ロータリフイルタ２３４に入射する。これにより、広帯域光ＢＢの光路Ｌ１に挿入されている、Ｂ、Ｇ、Ｒの各フイルタ部２３４ａ、２３４ｂ、２３４ｃの種類に応じて、Ｂ光、Ｇ光、Ｒ光の三色の光が順次生成される。
【０１０８】
一方、特殊光画像モードにおいては、シャッタ板２４０は、透過部２４０ｂとＧフイルタ部２３４ｂの回転位相が一致するように、ロータリフイルタ２３４と同じ速度で回転する。これにより、透過部２４０ｂが広帯域光ＢＢの光路Ｌ１に挿入されて、遮光部２４０ａが光路Ｌ１から退避している間、広帯域光ＢＢはＧフイルタ部２３４ｂを透過してＧ色光が生成される。これに対して、遮光部２４０ａが広帯域光ＢＢの光路Ｌ１に挿入されて、透過部２４０ｂが光路Ｌ１から退避している間、広帯域光ＢＢが遮光される。広帯域光ＢＢが遮光されている間に、第１及び第２のレーザ光源２３６ａ、２３６ｂが順次点灯して、第１及び第２青色狭帯域光ＢＮ１、ＢＮ２が電子内視鏡１１に供給される。
【０１０９】
モニタリング部２５０は、光源本体２３０ａに取り付けられた光量検出器２３０ｃ及び光ファイバ２３６ｃ、２３６ｄに取り付けられた光量検出器２３６ｇ、２３６ｈからの検出信号に基づいて、広帯域光ＢＢと第１及び第２青色狭帯域光ＢＮ１、ＢＮ２の光量をモニタリングする。このモニタリング結果は、ＤＳＰ内の信号補正部５５ａに送られる。
【０１１０】
電子内視鏡内のＣＣＤ２４４は、上記第１及び第２実施形態と異なり、撮像面にマイクロカラーフィルタが設けられていないモノクロ撮像素子である。また、このＣＣＤ２４４の撮像を制御する撮像制御部４６についても、上記第１及び第２実施形態と異なる動作を行う。
【０１１１】
通常光画像モードにおいては、図２１（Ａ）に示すように、Ｂ、Ｇ、Ｒの三色の像光を順次撮像して電荷を蓄積し、この蓄積した電荷に基づいて面順次撮像信号Ｂ、Ｇ、Ｒを順次出力する。この一連の動作は、通常観察モードに設定されている間、繰り返される。一方、特殊光画像モードにおいては、図２１（Ｂ）に示すように、第１青色狭帯域光ＢＮ１、第２青色狭帯域光ＢＮ２、Ｇ光の３つの光の像光を順次撮像して電荷を蓄積し、この蓄積した電荷に基づいて面順次撮像信号Ｎ１、Ｎ２、Ｇを順次出力する。こうした動作が特殊光画像モードに設定されている間、繰り返される。
【０１１２】
第３実施形態におけるプロセッサ装置内の信号補正部５５ａでは、血管深さ及び酸素飽和度の算出に使用される面順次撮像信号Ｎ１、Ｎ２、Ｇに対して、広帯域光ＢＢと第１及び第２青色狭帯域光ＢＮ１、ＢＮ２の光量の変動による信号値の変動を補正する補正処理を施す。この信号補正部５５ａは、光源装置２１３内で検出した広帯域光ＢＢと第１及び第２青色狭帯域光ＢＮ１、ＢＮ２のモニタリング結果に基づいて、以下の補正式により、面順次撮像信号Ｎ１、Ｎ２、Ｇの全画素を補正する。
Ｎ１´＝ｃ１（ＢＢの光量、ＢＮ１、ＢＮ２の光量）×Ｎ１
Ｎ２´＝ｃ２（ＢＢの光量、ＢＮ１、ＢＮ２の光量）×Ｎ２
Ｇ´＝ｃ３（ＢＢの光量、ＢＮ１、ＢＮ２の光量）×Ｇ
ここで、Ｎ１´、Ｎ２´、Ｇ´は、補正後の面順次撮像信号Ｎ１、Ｎ２、Ｇを示している。ｃ１、ｃ２、ｃ３は、広帯域光ＢＢの光量、第１及び第２青色狭帯域光ＢＮ１、ＢＮ２の光量によって決められる補正係数である。これら補正係数ｃ１、ｃ２、ｃ３については、第１実施形態と同様、反射スペクトルが既知の基準被写体を用いて算出される。なお、以下の説明においては、Ｎ１´、Ｎ２´、Ｇ´は、簡略化のため、「´」を除いたＮ１、Ｎ２、Ｇで表す。
【０１１３】
プロセッサ装置内の血管画像生成部５７は、第１実施形態と異なり、面順次撮像信号Ｎ１、Ｎ２、Ｇに基づいて、血管深さ画像及び酸素飽和度画像を生成する。第３実施形態では、第１実施形態の第１輝度比Ｓ１／Ｓ３に対応する輝度比としてＮ１／Ｇを用い、第１実施形態の第２輝度比Ｓ２／Ｓ３に対応する輝度比としてＮ２／Ｇを用いる。また、相関関係記憶部６１には、輝度比Ｎ１／Ｇ及びＮ２／Ｇと血管深さ及び酸素飽和度との相関関係が記憶されている。それ以外については、第１実施形態と同様の手順で処理が行われる。
【０１１４】
ここで、血管深さ及び酸素飽和度の算出に際しては、信号補正部５５ａで広帯域光ＢＢと第１及び第２青色狭帯域光ＢＮ１、ＢＮ２の光量の変動を補正する補正処理が施された面順次撮像信号Ｎ１、Ｎ２、Ｇを用いている。これにより、補正処理後の面順次撮像信号Ｎ１、Ｎ２、Ｇは標準状態時の信号値となり、また、それら信号から得られる輝度比Ｎ１／Ｇ、Ｎ２／Ｇも標準状態時の信号値となる。したがって、このような輝度比Ｎ１／Ｇ、Ｎ２／Ｇに基づいて血管深さ及び酸素飽和度の算出を行っているため、算出された血管深さ及び酸素飽和度の精度を低下させることなく一定に保つことができる。
【０１１５】
本発明の第４実施形態では、血液量と酸素飽和度の算出に使用する３波長の光のうち、一部の光については、第２実施形態と同様に、半導体光源の光を使用する一方、残りの光については、キセノンランプなどの白色光源の広帯域光ＢＢから波長分離した光を使用する。
【０１１６】
図２２に示すように、第４実施形態の電子内視鏡システム３００では、光源装置３１３の構成が第２実施形態の光源装置１１３と異なっている。また、電子内視鏡１１内のＣＣＤの構成及び撮像制御部４６の動作が第２実施形態と異なっている。さらに、プロセッサ装置１２内においては、信号補正部５５ａでの信号処理が第２実施形態とは異なり、また、血管画像生成部１５７で使用する撮像信号が第２実施形態で使用する撮像信号と異なっている。それ以外については、第２実施形態と同様であるので、第２実施形態と異なる部分についてのみ以下で説明する。
【０１１７】
光源装置３１３は、半導体光源ユニット３３６及びシャッタ板３４０の構成とシャッタ板３４０の回転動作が異なる以外は、第３実施形態の光源装置２１３と同様の構成を備えている。半導体光源ユニット３３６には、第３実施形態と異なり、中心波長４７３ｎｍの第２青色狭帯域光ＢＮ２を発する第２のレーザ光源２３６ｂのみが設けられている。また、半導体光源ユニット２３６には、第２のレーザ光源２３６ｂの他に、第２青色狭帯域光ＢＮ２を光合流部２３８に向けて集光させる集光レンズ３２０と、第２レーザ光源２３６ｂの点灯及び消灯を行う光源制御部２３６ｆとが設けられている。
【０１１８】
図２３に示すように、シャッタ板３４０は、１２０°の中心角を有し、広帯域光ＢＢを遮光する遮光部３４０ａと、残りの２４０°の中心角を有し、広帯域光ＢＢを透過させる透過部３４０ｂとを備えている。シャッタ板３４０は回転自在に設けられており、回転することで、遮光部３４０ａと透過部３４０ｂが交互に選択的に広帯域光ＢＢの光路に挿入させるようになっている。
【０１１９】
シャッタ板３４０の回転動作は、通常光画像モードと特殊光画像モードとで異なっている。通常光画像モードにおいては、シャッタ板３４０は、遮光部３４０ａが広帯域光ＢＢの光路Ｌ１から退避し、透過部３４０ｂが光路Ｌ１に挿入された状態で停止している。したがって、広帯域光ＢＢは、常時ロータリフイルタ２３４に入射する。これにより、広帯域光ＢＢの光路Ｌ１に挿入されている、Ｂ、Ｇ、Ｒの各フイルタ部２３４ａ、２３４ｂ、２３４ｃの種類に応じて、Ｂ光、Ｇ光、Ｒ光の三色の光が順次生成される。
【０１２０】
一方、特殊光画像モードにおいては、シャッタ板３４０は、遮光部３４０ａとＢフイルタ部２３４ａの回転位相が一致するように、ロータリフイルタ２３４と同じ速度で回転する。これにより、透過部３４０ｂが広帯域光ＢＢの光路Ｌ１に挿入されて、遮光部３４０ａが光路Ｌ１から退避している間、広帯域光ＢＢはＧフイルタ部２３４ｂ、Ｒフィルタ２３４ｃを透過してＧ光、Ｒ光が生成される。これに対して、遮光部３４０ａが広帯域光ＢＢの光路Ｌ１に挿入されて、透過部３４０ｂが光路Ｌ１から退避している間、広帯域光ＢＢが遮光される。広帯域光ＢＢが遮光されている間に、第２のレーザ光源２３６ｂが点灯して、第２青色狭帯域光ＢＮ２が電子内視鏡１１に供給される。
【０１２１】
モニタリング部２５０は、光源本体２３０ａに取り付けられた光量検出器２３ｃ及び第２のレーザ光源２３６ｂに取り付けられた光量検出器２３６ｈからの検出信号に基づいて、広帯域光ＢＢ及び第２青色狭帯域光ＢＮ２の光量をモニタリングする。このモニタリング結果は、ＤＳＰ内の信号補正部５５ａに送られる。
【０１２２】
電子内視鏡内のＣＣＤ２４４は、上記第１及び第２実施形態と異なり、撮像面にマイクロカラーフィルタが設けられていないモノクロ撮像素子である。また、このＣＣＤ２４４の撮像を制御する撮像制御部４６についても、上記第１及び第２実施形態と異なる動作を行う。
【０１２３】
通常光画像モードについては第３実施形態と同様である。一方、特殊光画像モードにおいては、図２４に示すように、第２青色狭帯域光ＢＮ２、Ｇ光、Ｒ光の３つの光の像光を順次撮像して電荷を蓄積し、この蓄積した電荷に基づいて面順次撮像信号Ｎ２、Ｇ、Ｒを順次出力する。こうした動作が特殊光画像モードに設定されている間、繰り返される。
【０１２４】
第４実施形態におけるプロセッサ装置内の信号補正部５５ａでは、血管深さ及び酸素飽和度の算出に使用される面順次撮像信号Ｎ２、Ｇ、Ｒに対して、広帯域光ＢＢと第２青色狭帯域光ＢＮ２の光量の変動による信号値の変動を補正する補正処理を施す。この信号補正部５５ａは、光源装置３１３内で検出した広帯域光ＢＢと第２青色狭帯域光ＢＮ２のモニタリング結果に基づいて、以下の補正式により、面順次撮像信号Ｎ２、Ｇ、Ｒの全画素を補正する。
Ｎ２´＝ｃ１（ＢＢの光量、ＢＮ２の光量）×Ｎ２
Ｇ´＝ｃ２（ＢＢの光量、ＢＮ２の光量）×Ｇ
Ｒ´＝ｃ３（ＢＢの光量、ＢＮ２の光量）×Ｒ
ここで、Ｎ２´、Ｇ´、Ｒ´は、補正後の面順次撮像信号Ｎ２、Ｇ、Ｒを示している。ｃ１、ｃ２、ｃ３は、広帯域光ＢＢの光量及び第２青色狭帯域光ＢＮ２の光量によって決められる補正係数である。これら補正係数ｃ１、ｃ２、ｃ３については、第１実施形態と同様、反射スペクトルが既知の基準被写体を用いて算出される。なお、以下の説明においては、Ｎ２´、Ｇ´、Ｒ´は、簡略化のため、「´」を除いたＮ２、Ｇ、Ｒで表す。
【０１２５】
プロセッサ装置内の血管画像生成部１５７は、第２実施形態と異なり、面順次撮像信号Ｎ２、Ｇ、Ｒに基づいて、血液量画像及び酸素飽和度画像を生成する。第４実施形態では、第２実施形態の第１輝度比Ｂ１／Ｇ２に対応する輝度比としてＮ２／Ｇを用い、第２実施形態の第２輝度比Ｒ２／Ｇ２に対応する輝度比としてＲ／Ｇを用いる。また、相関関係記憶部１６１には、輝度比Ｎ２／Ｇ及びＲ／Ｇと血管深さ及び酸素飽和度との相関関係が記憶されている。それ以外については、第２実施形態と同様の手順で処理が行われる。
【０１２６】
ここで、血液量及び酸素飽和度の算出に際しては、信号補正部５５ａで広帯域光ＢＢと第２青色狭帯域光ＢＮ２の光量の変動を補正する補正処理が施された面順次撮像信号Ｎ２、Ｇ、Ｒを用いている。これにより、補正処理後の面順次撮像信号Ｎ２、Ｇ、Ｒは標準状態時の信号値となり、また、それら信号から得られる輝度比Ｎ２／Ｇ、Ｒ／Ｇも標準状態時の信号値となる。したがって、このような輝度比Ｎ２／Ｇ、Ｒ／Ｇに基づいて血管深さ及び酸素飽和度の算出を行っているため、算出された血管深さ及び酸素飽和度の精度を低下させることなく一定に保つことができる。
【０１２７】
上記第１〜第４実施形態では、ＤＳＰの信号補正部において、光源装置内でモニタリングした光の光量から決められる補正係数を用いて信号補正を行ったが、これに代えて、予め光源装置内で設定される光量指示値を使用し、この光量指示値に基づいて一意的に決められる補正係数を用いて信号補正を行ってもよい。
【０１２８】
上記第１〜第４実施形態では、光源装置内での光量のモニタリング結果に基づき、常時、血管深さ、血液量、酸素飽和度などの各種血管情報を得るための信号に、光量の変動を補正する補正処理を施したが、それら光量が短時間で大きく変動しなければ、内視鏡の使用前に行う較正処理で光量の変動量を求め、内視鏡の使用中は、その求めた変動量に基づいて信号処理補正を行ってもよい。なお、以下においては、第１実施形態の電子内視鏡システム１０で内視鏡使用前の較正処理を行った場合について説明するが、第２〜第４実施形態の電子内視鏡システム１００、２００、３００についても同様にして内視鏡使用前の較正処理を行うことができる。
【０１２９】
図２５に示すように、内視鏡使用前の較正処理では、内視鏡使用前に較正用の基準被写体４０２を撮像し、撮像により得られる画像信号を用いて較正を行なう。基準被写体４０２は、電子内視鏡１１の先端部１６ａに装着可能な先端キャップ４０３の内側に設けられている。このように、先端キャップ４０３の内側に基準被写体４０２を設けることで、一定の距離・角度で撮影を行なうことができる。
【０１３０】
基準被写体４０２を用いた較正は以下のようにして行なわれる。まず、第１〜第３狭帯域光源３３〜３５を標準状態の光量比に設定した上で、基準被写体４０２を撮像する。これにより得られる第１〜第３狭帯域撮像信号間の画像信号比を、標準状態時における画像信号比としてプロセッサ装置内のＲＡＭ（図示省略）に記憶しておく。画像信号比は、第１及び第３狭帯域光を基準被写体４０２に照射したときに得られる第１輝度比と、第２及び第３狭帯域光を基準被写体４０２に照射したときに得られる第２輝度比とからなる。
【０１３１】
そして、実際に内視鏡を使用する時点で、再度基準被写体４０２に第１〜第３狭帯域光を照射して撮像する。これにより、第１〜第３較正用撮像信号が得られる。そして、ＤＳＰ５５内のずれ量算出部５５ｃは、第１〜第３較正用撮像信号間の画像信号比と、ＲＡＭに記憶された標準状態時における画像信号比とから、第１〜第３較正用撮像信号間の画像信号比が標準状態時の画像信号比からどの程度ずれているかを示すずれ量を算出する。
【０１３２】
ずれ量算出部５５ｃで求められた画像信号比のずれ量は、そのままＤＳＰ５５内のずれ量記憶部５５ｄに記憶されるとともに、光量制御部４２内のずれ量記憶部４２ａに記憶される。そして、実際の内視鏡使用時の下では、光量制御部４２は、ずれ量記憶部４２ａに記憶したずれ量に基づいて、第１〜第３狭帯域光N１〜N３の光量を調整する。また、ＤＳＰ５５の信号補正部５５ａは、ずれ量記憶部５５ｄに記憶したずれ量に基づいて、第１〜第３狭帯域撮像信号を補正する。
【０１３３】
なお、上記においては、酸素飽和度の画像化を行ったが、これに代えて又は加えて、「血液量（酸化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンの和）×酸素飽和度（％）」から求まる酸化ヘモグロビンインデックスの画像化や、「血液量×（１００−酸素飽和度）（％）」から求まる還元ヘモグロビンインデックスの画像化を行ってもよい。
【符号の説明】
【０１３４】
１０，１００，２００，３００ 電子内視鏡システム
１４ モニタ
３０ 広帯域光源
３３ｂ〜３５ｂ，１３０ａ，１３１ａ，２３０ｃ，２３６ｇ，２３６ｈ 光量検出部
３３〜３５ 第１〜第３狭帯域光源
４１ 光量比モニタリング部
４４ ＣＣＤ
５５ ＤＳＰ
５５ａ 信号補正部
５５ｂ 光量値対応付け部
６２ 血管深さ−酸素飽和度算出部
１２０ 白色光光源ユニット
１２１ 青色狭帯域光源
１２３，２５０ モニタリング部
１６２ 血液量−酸素飽和度算出部
２３０ 白色光源
２３６，３３６ 半導体光源ユニット
４０２ 基準被写体
【特許請求の範囲】
【請求項１】
互いに異なる波長帯域を持ち且つ血中ヘモグロビンの酸素飽和度に応じて吸光係数が変化する第１及び第２の照明光と、前記第１及び第２の照明光の比較に利用される参照光である第３の照明光とを、被写体組織に向けて発する照明手段と、
前記第１〜第３の照明光が照射された被写体組織を撮像素子で撮像することによって第１〜第３撮像信号を取得する信号取得手段と、
前記第１〜第３の照明光の光量に基づいて、前記第１〜第３撮像信号を補正する信号補正手段と、
補正後の第１及び第３撮像信号間の第１輝度比と、補正後の２及び第３撮像信号間の第２輝度比に基づいて、酸素飽和度を少なくとも含む複数の血管情報を求める血管情報取得手段とを備えていることを特徴とする電子内視鏡システム。
【請求項２】
前記第１〜第３の照明光の光量を検出する光量検出手段を備え、
前記信号補正手段は、前記光量検出手段が検出した光量に基づいて、前記第１〜第３撮像信号を補正することを特徴とする請求項１記載の電子内視鏡システム。
【請求項３】
前記第１及び第２の照明光は青色の波長帯域を持つことを特徴とする請求項１または２記載の電子内視鏡システム。
【請求項４】
前記第１及び第２の照明光の少なくとも一方は、中心波長が４５０ｎｍ以下であることを特徴とする請求項１ないし３いずれか１項記載の電子内視鏡システム。
【請求項５】
前記第１及び第２の照明光のそれぞれの波長帯域は、還元ヘモグロビンと酸化ヘモグロビンのそれぞれの吸光スペクトルにおいて、それぞれの吸光度の大小関係が逆転していることを特徴とする請求項１ないし４いずれか１項記載の電子内視鏡システム。
【請求項６】
前記第１照明光の波長帯域は４４０±１０ｎｍであり、前記第２照明光の波長帯域は４７０±１０ｎｍであることを特徴とする請求項１ないし５いずれか１項記載の電子内視鏡システム。
【請求項７】
前記光量検出手段が検出した第１〜第３の照明光の光量と前記第１〜第３撮像信号とを対応付けて記憶する記憶手段を備えることを特徴とする請求項２ないし６いずれか１項記載の電子内視鏡システム。
【請求項８】
前記信号補正手段は、前記第１〜第３の照明光の光量の代わりに、予め定められた第１〜第３の照明光の光量指示値に基づいて、前記第１〜第３撮像信号を補正することを特徴とする請求項１ないし６いずれか１項記載の電子内視鏡システム。
【請求項９】
反射スペクトルが既知の基準被写体と、
前記第１〜第３の照明光が照射された基準被写体を撮像素子で撮像することによって第１〜第３較正用撮像信号を取得する較正用撮像信号取得手段と、
前記第１光量比に対応する、前記第１及び第３較正用撮像信号の第１撮像信号比と、前記第２光量比に対応する、前記第２及び第３較正用撮像信号の第２撮像信号比とに基づいて算出され、それぞれに対応する所定の標準撮像信号比とのずれ量を記憶するずれ量記憶手段とを備え、
前記信号補正部は、前記第１〜第３の照明光の光量の代わりに、前記ずれ量に基づいて、前記第１〜第３撮像信号を補正することを特徴とする請求項１ないし６いずれか１項記載の電子内視鏡システム。
【請求項１０】
前記血管情報取得手段は、血管深さと酸素飽和度を求めることを特徴とする請求項１ないし９いずれか１項記載の電子内視鏡システム。
【請求項１１】
前記血管情報取得手段は、血液量と酸素飽和度を求めることを特徴とする請求項１ないし９いずれか１項記載の電子内視鏡システム。
【請求項１２】
前記第１〜第３の照明光は半導体光源によって生成することを特徴とする請求項１ないし１１いずれか１項記載の電子内視鏡システム。
【請求項１３】
前記第１〜第３の照明光のうち、前記第１及び第２の照明光の少なくとも一方については半導体光源によって生成し、その他の照明光については広帯域光を帯域制限手段で波長分離することによって生成することを特徴とする請求項１ないし１１いずれか１項記載の電子内視鏡システム。
【請求項１４】
互いに異なる波長帯域を持ち且つ血中ヘモグロビンの酸素飽和度に応じて吸光係数が変化する第１及び第２の照明光と、前記第１及び第２の照明光の比較に利用される参照光である第３の照明光とを、被写体組織に向けて照射し、
前記第１〜第３の照明光が照射された被写体組織を撮像素子で撮像することによって第１〜第３撮像信号を取得し、
前記第１〜第３の照明光の光量に基づいて、前記第１〜第３撮像信号を補正し、
補正後の第１及び第３撮像信号間の第１輝度比と、補正後の第２及び第３撮像信号間の第２輝度比に基づいて、酸素飽和度を少なくとも含む複数の血管情報を求めることを特徴とする血管情報取得方法。
【請求項１】
互いに異なる波長帯域を持ち且つ血中ヘモグロビンの酸素飽和度に応じて吸光係数が変化する第１及び第２の照明光と、前記第１及び第２の照明光の比較に利用される参照光である第３の照明光とを、被写体組織に向けて発する照明手段と、
前記第１〜第３の照明光が照射された被写体組織を撮像素子で撮像することによって第１〜第３撮像信号を取得する信号取得手段と、
前記第１〜第３の照明光の光量に基づいて、前記第１〜第３撮像信号を補正する信号補正手段と、
補正後の第１及び第３撮像信号間の第１輝度比と、補正後の２及び第３撮像信号間の第２輝度比に基づいて、酸素飽和度を少なくとも含む複数の血管情報を求める血管情報取得手段とを備えていることを特徴とする電子内視鏡システム。
【請求項２】
前記第１〜第３の照明光の光量を検出する光量検出手段を備え、
前記信号補正手段は、前記光量検出手段が検出した光量に基づいて、前記第１〜第３撮像信号を補正することを特徴とする請求項１記載の電子内視鏡システム。
【請求項３】
前記第１及び第２の照明光は青色の波長帯域を持つことを特徴とする請求項１または２記載の電子内視鏡システム。
【請求項４】
前記第１及び第２の照明光の少なくとも一方は、中心波長が４５０ｎｍ以下であることを特徴とする請求項１ないし３いずれか１項記載の電子内視鏡システム。
【請求項５】
前記第１及び第２の照明光のそれぞれの波長帯域は、還元ヘモグロビンと酸化ヘモグロビンのそれぞれの吸光スペクトルにおいて、それぞれの吸光度の大小関係が逆転していることを特徴とする請求項１ないし４いずれか１項記載の電子内視鏡システム。
【請求項６】
前記第１照明光の波長帯域は４４０±１０ｎｍであり、前記第２照明光の波長帯域は４７０±１０ｎｍであることを特徴とする請求項１ないし５いずれか１項記載の電子内視鏡システム。
【請求項７】
前記光量検出手段が検出した第１〜第３の照明光の光量と前記第１〜第３撮像信号とを対応付けて記憶する記憶手段を備えることを特徴とする請求項２ないし６いずれか１項記載の電子内視鏡システム。
【請求項８】
前記信号補正手段は、前記第１〜第３の照明光の光量の代わりに、予め定められた第１〜第３の照明光の光量指示値に基づいて、前記第１〜第３撮像信号を補正することを特徴とする請求項１ないし６いずれか１項記載の電子内視鏡システム。
【請求項９】
反射スペクトルが既知の基準被写体と、
前記第１〜第３の照明光が照射された基準被写体を撮像素子で撮像することによって第１〜第３較正用撮像信号を取得する較正用撮像信号取得手段と、
前記第１光量比に対応する、前記第１及び第３較正用撮像信号の第１撮像信号比と、前記第２光量比に対応する、前記第２及び第３較正用撮像信号の第２撮像信号比とに基づいて算出され、それぞれに対応する所定の標準撮像信号比とのずれ量を記憶するずれ量記憶手段とを備え、
前記信号補正部は、前記第１〜第３の照明光の光量の代わりに、前記ずれ量に基づいて、前記第１〜第３撮像信号を補正することを特徴とする請求項１ないし６いずれか１項記載の電子内視鏡システム。
【請求項１０】
前記血管情報取得手段は、血管深さと酸素飽和度を求めることを特徴とする請求項１ないし９いずれか１項記載の電子内視鏡システム。
【請求項１１】
前記血管情報取得手段は、血液量と酸素飽和度を求めることを特徴とする請求項１ないし９いずれか１項記載の電子内視鏡システム。
【請求項１２】
前記第１〜第３の照明光は半導体光源によって生成することを特徴とする請求項１ないし１１いずれか１項記載の電子内視鏡システム。
【請求項１３】
前記第１〜第３の照明光のうち、前記第１及び第２の照明光の少なくとも一方については半導体光源によって生成し、その他の照明光については広帯域光を帯域制限手段で波長分離することによって生成することを特徴とする請求項１ないし１１いずれか１項記載の電子内視鏡システム。
【請求項１４】
互いに異なる波長帯域を持ち且つ血中ヘモグロビンの酸素飽和度に応じて吸光係数が変化する第１及び第２の照明光と、前記第１及び第２の照明光の比較に利用される参照光である第３の照明光とを、被写体組織に向けて照射し、
前記第１〜第３の照明光が照射された被写体組織を撮像素子で撮像することによって第１〜第３撮像信号を取得し、
前記第１〜第３の照明光の光量に基づいて、前記第１〜第３撮像信号を補正し、
補正後の第１及び第３撮像信号間の第１輝度比と、補正後の第２及び第３撮像信号間の第２輝度比に基づいて、酸素飽和度を少なくとも含む複数の血管情報を求めることを特徴とする血管情報取得方法。
【図１】
【図２】
【図３】
【図４】
【図５】
【図６】
【図７】
【図８】
【図９】
【図１０】
【図１１】
【図１２】
【図１３】
【図１４】
【図１５】
【図１６】
【図１７】
【図１８】
【図１９】
【図２０】
【図２１】
【図２２】
【図２３】
【図２４】
【図２５】
【図２】
【図３】
【図４】
【図５】
【図６】
【図７】
【図８】
【図９】
【図１０】
【図１１】
【図１２】
【図１３】
【図１４】
【図１５】
【図１６】
【図１７】
【図１８】
【図１９】
【図２０】
【図２１】
【図２２】
【図２３】
【図２４】
【図２５】
【公開番号】特開２０１２−６６０６５（Ｐ２０１２−６６０６５Ａ）
【公開日】平成２４年４月５日（２０１２．４．５）
【国際特許分類】
【出願番号】特願２０１１−１７９６５６（Ｐ２０１１−１７９６５６）
【出願日】平成２３年８月１９日（２０１１．８．１９）
【出願人】（３０６０３７３１１）富士フイルム株式会社 (25,513)
【Ｆターム（参考）】
【公開日】平成２４年４月５日（２０１２．４．５）
【国際特許分類】
【出願日】平成２３年８月１９日（２０１１．８．１９）
【出願人】（３０６０３７３１１）富士フイルム株式会社 (25,513)
【Ｆターム（参考）】
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