CN103070658A - 内窥镜系统及光源装置 - Google Patents

Abstract

本发明提供一种内窥镜系统（10）及光源装置（10）。内窥镜系统（10）的光源装置（13）具有白色光源（30）。在白色光源的光路上，可自由插入/退避地配置旋转滤光器（34）和带通滤光器（40），上述旋转滤光器（34）将白光颜色分离为B、G、R三种颜色，上述带通滤光器（40）从白光中颜色分离出窄波段光N。带通滤光器（40）是用于生成用于测量血液中血红蛋白的氧饱和度的氧饱和度测量光的装置，其使氧化血红蛋白和还原血红蛋白的吸光系数的大小关系相同的波段的2个窄波段光N11、N12透过的光学特性。氧饱和度测量光因为得到综合2个窄波段光N11、N12的光量，所以可以使得测量精度或图像明亮度提高。

Description

内窥镜系统及光源装置

技术领域

本发明涉及一种用于对检体内部进行观察的内窥镜系统及光源装置。

背景技术

在检体内部的诊断中，广泛使用由电子内窥镜、光源装置和处理器装置构成的内窥镜系统。在内窥镜系统进行的检体内部观察时，除了使用宽波段的白光作为照明光的普通光观察以外，也进行使用将波长窄带化的窄波段光，强调显示检体内的血管等的特殊光观察。

另外，在血液中血红蛋白的吸收光谱中，存在吸光系数随着血液中的氧饱和度而变化的波段。也可以使用该波段的照明光，从图像信号中提取血液中血红蛋白的氧饱和度信息，将其图像化。在日本专利2648494号中记载的内窥镜系统中，通过使用具有吸光系数随氧饱和度变化的波段的测量光，和具有吸光系数不随氧饱和度变化（氧化血红蛋白与还原血红蛋白的吸光系数相同）的等吸收点的波段的参照光这两种波段的光，求出二者的图像信号差，从而获取氧饱和度信息。

并且，对应于氧饱和度的大小而分配不同的颜色，根据其分配的颜色，生成虚拟彩色的氧饱和度图像，显示在显示器上。通过使用这种氧饱和度图像，因为容易发现例如氧饱和度异常降低的癌肿，所以可以进行适当的诊断。

在日本专利2648494号中，测量光或参照光，通过利用滤光器对氙气灯等白色光源发出的白光进行颜色分离而生成。作为该测量光的波段，氧化血红蛋白与还原血红蛋白的吸光系数差很大，而且，氧化血红蛋白与还原血红蛋白的吸收光谱不存在相交叉的等吸收点，另外，使用在其波段的整个范围内，氧化血红蛋白与还原血红蛋白各自的吸光系数的大小关系不变的近红外波段的光。通常，因为近红外波段的光限制白光中特定波长的光，所以担心光量不足，但实际上，因为具有大约600nm至大约700nm的较宽范围的光谱，所以可以确保充足的光量。因此，可以提高氧饱和度的测量精度，同时确保图像明亮度。

另外，对于参照光，通过将其波段隔着等吸收点而扩大至其两侧（长波长侧和短波长侧）的区域（日本专利2648494号的第8图及第8栏31行至49行）。虽然等吸收点波段较窄，但在等吸收点两侧，氧化血红蛋白与还原血红蛋白的大小关系相反。在日本专利2648494号中，通过利用这种特性，将参照光的波段扩大至包含等吸收点两侧的区域，从而使由各个区域的氧饱和度变化引起的吸光系数差抵销，同时确保参照光的光量。

日本专利2648494号中所示的氧饱和度测量光，因为具有近红外范围的波段，所以可深入至活体组织较深处。因此，在通过该氧饱和度测量光获得的图像信息中，与分布在活体组织表层的血管（表层血管）的氧饱和度相比，包含大量相关分布在活体组织中深层附近的血管（中深层血管）的氧饱和度的信息。因此，在获取中深层血管的氧饱和度的情况下，使用近红外波段的氧饱和度测量光是有效的，但在获取表层血管的氧饱和度的情况下，近红外波段的氧饱和度测量光并不适合。

因此，为了测量位于表层或中层的血管的氧饱和度信息，与近红外波段相比，必须使用在活体组织中深入度较浅的蓝色区域或绿色区域的测量光。但是，在蓝色区域或绿色区域，氧化血红蛋白的吸光系数与还原血红蛋白的吸光系数的大小关系交替较多（参照图6）。因此，在蓝色区域或绿色区域，如果为了确保光量而包含等吸收点扩大波段，则氧化血红蛋白的吸光系数与还原血红蛋白的吸光系数的大小关系相互抵销，使得氧化血红蛋白与还原血红蛋白的吸光系数差减小。如果如上所述吸光系数差减小，则氧饱和度的测量精度下降。

对此，在日本专利2648494号中公示了对于上述参照光，通过扩大波段解决光量不足的对策，但并未公示对于蓝色区域及绿色区域的测量光会发生光量不足的课题及其解决方案。另外，在日本专利2648494号的第2实施例中，如图14所示，公示了下述技术方案，即：作为测量光用的光源，除了白色光源以外，使用可以实现波段较窄的窄波段光的大输出化的激光光源等半导体光源，但是，使用半导体光源的方法存在导致制造成本增加或装置结构复杂化的问题。

发明内容

本发明的目的在于提供一种内窥镜系统及光源装置，其不会导致制造成本增加或装置结构复杂化，且可以针对有关表层血管或中层血管的氧饱和度，实现测量精度的提高，并且，提高表示氧饱和度的图像的明亮度。

为了实现上述目的，本发明的内窥镜系统具有光源装置、电子内窥镜、处理器装置。光源装置具有发出白光的白色光源及可以自由进退地配置在白光的光路上的带通滤光器，使白光中的多个窄波段光透过，这多个窄波段光的氧化血红蛋白的吸光系数与还原血红蛋白的吸光系数的大小关系相同。电子内窥镜具有插入到检体内的插入部和拍摄元件，上述拍摄元件拍摄由来自及光源装置的光照明的检体的观察部位。处理器装置具有血液信息计算单元，其根据在使用各个窄波段光的照明过程中由拍摄元件输出的拍摄信息，求出血液中血红蛋白的氧饱和度。

多个窄波段光的波段分别优选小于或等于600nm。优选在多个窄波段光中至少包含1个波长为400nm左右的蓝色区域的窄波段光。优选在多个窄波段光中包含波段为473nm±10nm的窄波段光和波段为410nm±10nm的窄波段光。优选在多个窄波段光中包含波段为445nm±10nm的窄波段光和波段为555nm±10nm的窄波段光。

处理器装置优选具有使氧饱和度图像化的图像生成单元。血液信息计算单元根据第1拍摄信息和第2拍摄信息，计算氧饱和度及血液量，上述第1拍摄信息由拍摄元件对应于多个窄波段光输出，上述第2拍摄信息由拍摄元件对应于从白光颜色分离而生成的红色区域的光输出。红色区域的光优选具有590nm至700nm的波段。图像生成单元优选将氧饱和度和血液量二者的信息图像化。图像生成单元优选使用色调对应于通过血液信息计算单元计算出的血液量及氧饱和度而变化的色表，生成反应血液量及氧饱和度信息的虚拟彩色图像。

血液信息计算单元具有：拍摄信息获取部，其在第1及第2拍摄信息的基础上，获取具有与第1及第2拍摄信息不同的波长成分的第3拍摄信息；强度比计算部，其求出第1强度比和第2强度比，上述第1强度比表示第1拍摄信息的各像素的强度值与第3拍摄信息的各像素的强度值的比，上述第2强度比表示第2拍摄信息的各像素的强度值与第3拍摄信息的各像素的强度值的比；以及相关信息存储部，其存储氧饱和度与第1强度比及第2强度比的第1相关关系，和血液量与第2强度比的第2相关关系，优选参照第2相关关系求出与第2强度比相对应的血液量，并且，参照第1相关关系求出与第1及第2强度比相对应的氧饱和度。

光源装置设有分色滤光器，其具有蓝、绿、红三种颜色或黄、品红、青三种颜色的透光区域，将三种颜色的各个透光区域选择性地插入白光的光路中，将白光分离成为三种颜色的光。仅在分色滤光器中三种颜色的透光区域中的特定区域被插入到白光光路中时，将带通滤光器插入到白光光路中。电子内窥镜优选在检体由来自带通滤光器或分色滤光器依次射出的光照射时，用单色的拍摄元件对检体进行拍摄。

光源装置通过交替地反复进行带通滤光器向白光光路的插入和退避，而使白光与多个窄波段光交替地向电子内窥镜射出。电子内窥镜优选在检体由白光或多个窄波段光交替照射的期间内，用彩色拍摄元件对检体进行拍摄。

本发明的光源装置的特征在于，具有：白色光源，其发出白光；以及带通滤光器，其可自由插入/退避地配置在白光光路上，使白光中的多个窄波段光透过，这多个窄波段光在各波段中的氧化血红蛋白的吸光系数与还原血红蛋白的吸光系数的大小关系相同。

发明的效果

根据本发明，带通滤光器使白光中的多个窄波段光透过，这多个窄波段光的各波段中的氧化血红蛋白的吸光系数与还原血红蛋白的吸光系数的大小关系相同，因为使用这种带通滤光器，所以不会导致内窥镜系统的制造成本增加或装置结构复杂化，对于表层血管或中层血管相关的氧饱和度，可以实现测量精度提高，并且，提高表示氧饱和度的图像明亮度。

附图说明

图1是表示本发明的第1实施方式的电子内窥镜系统的外观图。

图2是视野前端部的正视图。

图3是表示第1实施方式的电子内窥镜系统的电气结构的框图。

图4是旋转滤光器的说明图。

图5是表示旋转滤光器的滤光器部及带通滤光器的分光透过率与白光BB的光强分布的曲线。

图6是表示氧化、还原血红蛋白的吸光系数与第1及第2窄波段光的关系的曲线。

图7是带通滤光器的说明图。

图8是普通观察模式下的光源装置的动作说明图。

图9是活体功能信息观察模式下的光源装置的动作说明图。

图10A是说明普通观察模式下的拍摄元件的拍摄动作的说明图。

图10B是说明活体功能信息观察模式下的拍摄元件的拍摄动作的说明图。

图11是功能图像处理部的框图。

图12是表示血液量与强度比R/G的相关关系的曲线。

图13是表示氧饱和度与强度比N/G、R/G的相关关系的曲线。

图14是用于说明在图13的曲线中由强度比求出氧饱和度的方法的说明图。

图15是表示血液量图像及氧饱和度图像的生成顺序的框图。

图16是表示血液量与色差信号的关系的曲线。

图17是表示氧饱和度与色差信号的关系的曲线。

图18是并列显示血液量图像与氧饱和度图像的显示装置的图像图。

图19是显示血液量图像与氧饱和度图像中的任意一个的显示装置的图像图。

图20是表示内窥镜系统的动作顺序的流程图。

图21是表示使用3个窄波段光的情况下的各个波段的说明图。

图22是具有与第1实施方式不同的波段的2个窄波段光的说明图。

图23是具有带通滤光功能的旋转滤光器的说明图。

图24是表示旋转滤光器的其他实施例的说明图。

图25是第3实施方式的彩色拍摄元件的说明图。

图26是第3实施方式的光源装置的说明图。

图27A是说明第3实施方式的普通观察模式下的拍摄元件的拍摄动作的说明图。

图27B是说明第3实施方式的活体功能信息观察模式下的拍摄元件的拍摄动作的说明图。

图28是表示补色类的彩色滤光器的分光透过率与白光BB及窄波段光N的光强分布的曲线。

具体实施方式

如图1所示，本发明的第1实施方式的内窥镜系统10具有：电子内窥镜11，其对检体内的观察部位进行拍摄；处理器装置12，其根据通过拍摄获得的信号，生成观察部位的观察图像；光源装置13，其供给对观察部位进行照射的光；以及显示器14，其显示观察图像。处理器装置12设有控制部15，该控制部15是键盘或鼠标等的操作输入部。

内窥镜系统10具有在白光下对观察部位进行观察的普通观察模式、以及获取活体的功能信息的活体功能信息观察模式这两种动作模式。活体功能信息观察模式使用特殊光获取氧饱和度及血液量，作为存在于观察部位处的血管相关的血管信息（血液信息），并将其图像化而进行观察。

电子内窥镜11具有：可弯性的插入部16，其被插入检体内；操作部17，其设置在插入部16的基端部分；以及通用电缆18，其将操作部17和处理器装置12及光源装置13之间连结。

插入部16由从前端依次连续设置的前端部19、弯曲部20、可弯管部21构成。如图2所示，在前端部19的前端面设置：照明窗22，其向观察部位照射照明光；观察窗23，其入射由观察部位反射的影像光；送气/送水喷嘴24，其为了清洁观察窗23而进行送气/送水；以及钳子出口25等，其使钳子或电切刀之类的处置器械突出。在观察窗23的内部，内置拍摄元件44（参照图3）或成像用的光学系统。

弯曲部20由彼此相连的多个弯曲块构成，通过操作操作部17的角形手柄26，在上下左右方向进行弯曲动作。通过弯曲部20弯曲，从而使前端部19的方向朝向希望的方向。可弯管部21具有可弯性，以可以插入食道或肠道等弯曲的管道中。在插入部16中插入通信电缆或光导部43，上述通信电缆传送驱动拍摄元件44的驱动信号或拍摄元件44输出的拍摄信号，上述光导部43将从光源装置13供给的照明光向照明窗22引导（参照图3）。

在操作部17中，除了角形手柄26以外，还设有：用于插入处置器械的钳子口27；进行送气/送水操作的送气/送水按钮；以及用于拍摄静止图像的快门按钮等。

在通用电缆18中插入从插入部16延伸设置的通信电缆或光导部43，在前端安装连接器28。连接器28是由通信用连接器和光源用连接器构成的复合型连接器，分别在通信用连接器上配置通信电缆的一端，在光源用连接器上配置光导部43的一端。电子内窥镜11经由该连接器28可自由拆卸地与处理器装置112及光源装置13连接。

电子内窥镜11具有光导部43、拍摄元件44、模拟处理电路45（AFE：Analog Front End）、拍摄控制部46。光导部43是大口径光纤、光纤束等，在配置光导部43的入射端的连接器28与光源装置13连接时，入射端与光源装置13的光学积分棒37的出射端相对。

在设置于电子内窥镜11的前端部19的照明窗22内部，配置调整照明光的配光角度的照射透镜48。从光源装置13供给的光通过光导部43向照射透镜48引导，从照明窗22向观察部位照射。在观察窗23的内部，配置物镜光学系统51和拍摄元件44。由观察部位反射的影像光，透过观察窗23入射到物镜光学系统51，通过物镜光学系统51在拍摄元件44的拍摄面44a上成像。

拍摄元件44由CCD图像传感器或CMOS图像传感器构成，具有光电二极管等构成像素的多个光电变换元件以矩阵状排列的拍摄面44a。拍摄元件44对由拍摄面44a接受的光进行光电变换，在各像素中蓄积与各自的受光量相对应的信号电荷。信号电荷通过放大器变换为电压信号而被读取。电压信号作为拍摄信号从拍摄元件44输出。拍摄信号被传送至AFE 45。如上所述，拍摄元件44是在拍摄面44a上未设置微型彩色滤光器的单色拍摄元件。

AFE 45由相关双采样电路（CDS）、自动增益控制电路（AGC）、及模拟/数字变换器（A/D）（均省略图示）构成。CDS对来自拍摄元件44的拍摄信号实施相关双采样处理，去除由信号电荷复位引起的噪声。AGC将通过CDS去除噪声后的拍摄信号放大。A/D将通过AGC放大后的拍摄信号变换为具有与规定比特数相对应的灰度值的数字拍摄信号，输入处理器装置12。

拍摄控制部46与处理器装置12内的控制器56连接，与从控制器56输入的基础时钟信号同步，向拍摄元件44输入驱动信号。拍摄元件44根据来自拍摄控制部46的驱动信号，以规定的帧频将拍摄信号输出至AFE 45。

处理器装置12除了控制器56以外，还具有图像处理部57、存储部58、显示控制电路59，控制器56对各个部分进行控制。图像处理部57对从电子内窥镜11输出的拍摄信号，实施γ校正等图像校正，生成图像数据。存储部58存储由图像处理部57生成的图像数据。

另外，图像处理部57在普通观察模式下生成普通观察图像，在活体功能信息观察模式下，由活体功能信息图像处理部60生成将血液量图像化后的血液量图像及将氧饱和度图像化后的氧饱和度图像。显示控制电路59将由图像处理部57生成的图像变换为合成信号或分量信号等视频信号，输出至显示器14。

光源装置13具有白色光源30和对其进行驱动控制的光源控制部32。光源控制部32进行光源装置13的各部分的驱动开始、结束、驱动定时、同步定时等控制。

白色光源30为氙气灯、卤素灯、金属卤化物灯等，产生在从蓝色区域直至红色区域（约400至700nm）的较宽波段内光谱连续的宽波段的白光BB。白色光源30因为与在现有的大部分光源装置中搭载的光源相同，所以可以直接使用现有光源装置的部件。

白色光源30由发出白光BB的灯30a，和使灯30a发出的宽波段的白光BB向出射方向反射的反射镜30b构成。因为氙气灯或卤素灯等白色光源从点灯开始至光量稳定需要时间，所以白色光源30在光源装置13的电源接通时开始点灯，并在电子内窥镜11的使用中始终点灯。另外，在白色光源30的光路上配置光圈33，白色光源30的光量控制通过调节光圈33的开度而进行。

在白色光源30发出的白光BB的光路上，配置旋转滤光器34。如图4所示，旋转滤光器34为圆板形状，沿圆周方向分割为3部分，并在中心角为120°的扇形区域中设置分别使B、G、R光透过的B滤光器部34a、G滤光器部34b、R滤光器部34c这三种颜色的滤光器。

旋转滤光器34可自由旋转地设置，以使得可以将B滤光器部34a、G滤光器部34b、R滤光器部34c选择性地插入白光BB的光路中。电动机34d是用于使旋转滤光器34旋转的驱动源。如果旋转滤光器34旋转，则各颜色的B滤光器部34a、G滤光器部34b、R滤光器部34c被依次插入白光BB的光路中。

B滤光器部34a、G滤光器部34b、R滤光器部34c分别具有图5所示的分光透过率（表示B滤光器部34a的分光透过率的曲线标记为“B”，表示G滤光器部34b的分光透过率的曲线标记为“G”，表示R滤光器部34c的分光透过率的曲线标记为“R”），通过使白光BB透过各个滤光器部34a至34c，从而被分离成为B、G、R三种颜色，生成B色光、G色光、R色光。光源装置13在白光下对观察部位进行观察的普通观察模式中，采用所谓面依次方式，即，将白色光源30的光利用旋转过滤器34依次进行颜色分离而生成B、G、R这三种颜色的光，将生成的三种颜色的光依次向电子内窥镜11供给。

因为电子内窥镜11的拍摄元件44（参照图3）是单色拍摄元件，所以构成拍摄面的各像素在白光的发光光谱的大致整个范围具有灵敏度。拍摄元件44输出与从光源装置13依次供给的光相对应的颜色的拍摄信号。旋转滤光器34的旋转速度或各滤光器部34a、34b、34c的大小，对应于帧频而确定。

在白光BB的光路中，在旋转过滤器34的下游侧配置光圈33、聚光透镜36、光学积分棒37。光圈33由遮光的光圈板或遮光板及使它们动作的致动器（未图示）构成，通过遮挡白光BB的一部分光路而控制光量。光源控制部32从处理器装置12接收拍摄元件44输出的拍摄信号，根据拍摄信号求出拍摄元件44的拍摄面上的曝光量，确定光圈33的光圈量。光圈33对应于所确定的光圈量，调节光圈直径或遮光板向光路的插入量，控制光量。

聚光透镜36对通过光圈33的光进行聚光，使其入射到光学积分棒37上。光学积分棒37通过使入射的光在内部多次反射，从而使面内光量分布均匀化，使光入射到与光源装置13连接的电子内窥镜11的光导部43的入射端面。

在白光BB的光路上，在旋转滤光器34和白色光源30之间配置带通滤光器40，其从白光BB中分离蓝色区域的一部分较窄波段的蓝色窄波段光（以下简称为窄波段光）N。窄波段光N是用于测量氧饱和度的氧饱和度测量光。带通滤光器40是多带通滤光器，如图5所示，具有下述透光特性：仅使波段被限制为470±10nm优选为473nm的第1窄波段光N11、和波段被限制为410nm±10nm优选为410nm的第2窄波段光N12这两个不连续的波段透过，而不允许其他波段透过。

在图6所示的血红蛋白的吸收光谱中，曲线70表示氧化血红蛋白的吸光系数，曲线71表示还原血红蛋白的吸光系数。在第1窄波段光N11和第2窄波段光N12各自的波段处，氧化血红蛋白与还原血红蛋白的吸光系数均存在差值。在本例中，氧化血红蛋白的吸光系数与还原血红蛋白的吸光系数相比较大。因为第1窄波段光N11和第2窄波段光N12，其氧化血红蛋白与还原血红蛋白的吸光系数的大小关系相同，所以对应于血液中的氧化血红蛋白的比例即氧饱和度的变化，各个窄波段光N11、N12的反射光量同样地变化，即，一个下降另一个也下降，相反地，一个上升，另一个也上升。

从血红蛋白的吸收光谱可知，在蓝色区域或绿色区域，与波长大于或等于600nm的红外区域（包含近红外区域）相比较，存在多个氧化血红蛋白与还原血红蛋白的吸光系数相交叉的等吸收点（各血红蛋白的曲线70、71的交点），相邻的两个等吸收点的间隔也较窄。因为以等吸收点为边界，在短波长侧和长波长侧，各自的血红蛋白的吸光系数的大小关系相反，所以相邻的两个等吸收点的间隔较窄，说明二者的吸光系数的大小关系不相反的区域较窄。

因此，在蓝色区域或绿色区域，如果扩大波段，则大小关系相反的两个区域的信号会混合，使亮度值平均化，因此，无法获得高精度的信息。因此，为了获得精度较高的信息，必须使用较窄的窄波段光，其具有与相邻的两个等吸收点的间隔的宽度接近的波段，优选具有收敛在相邻的两个等吸收点的间隔内的波段。

由此，对于蓝色区域或绿色区域的氧饱和度测量光，为了提高测量精度，必须减小波段以使其不包含等吸收点，从而容易导致光量不足。因此，在本发明中，作为各个第1窄波段光N11和第2窄波段光N12的波段，选择不连续的2个波段，具体地说，选择氧化血红蛋白与还原血红蛋白的吸光系数的大小关系相同的2个波段。因为从白光中分离第1窄波段光N11和第2窄波段光N12这2个窄波段光，将分离的2个窄波段光N11、N12组合而成的窄波段光N作为氧饱和度测量光，所以与对1个波段进行颜色分离，获得氧饱和度测量光的情况相比较，可以获得较高的光量。因此，可以提高表层血管或中层血管的氧饱和度的测量精度。

如图7所示，带通滤光器40为扇形，由具有使图5及图6所示的第1窄波段光N11和第2窄波段光N12透过的透光特性的滤光部件构成。具体地说，带通滤光器40具有滤光部40a，其具有120°的中心角，且使各个窄波段光N11、N12透过，其余240°的部分被切除，成为使白光BB全部透过的透光部40b。作为滤光部40a，例如，可以使用“Semrock社”制造的双带通滤波器（2个波长）、三带通滤波器（3个波长）、四带通滤波器（4个波长）这种在不连续的多个波段具有透光性的多带通滤光器（参照http://www.opto-line.co.jp/j  p/sem/sem_top.html）。

带通滤光器40可自由旋转地设置，将滤光部40a和透光部40b选择性地交替插入白光BB的光路中。电动机40c（参照图3）是带通滤光器40的驱动源，由光源控制部32控制。

带通滤光器40具有与旋转滤光器34大致相同的半径，旋转轴一致。滤光部40a的中心角与旋转滤光器34的B滤光部34a的中心角大致一致。透光部40b的中心角与G滤光部34b和R滤光部34c的合计中心角大致一致。此外，在本例中，通过切削而形成透光部40b，但也可以由使白光BB透过的透明板构成透光部40b。

如图8所示，在普通观察模式下，带通滤光器40使滤光部40a从白光BB的光路退避，在透光部40b插入光路中的状态下停止。因为白色光源30始终点灯，所以在透光部40b插入白光BB的光路中的期间，白光BB透过透光部40b。在普通观察模式下，白光BB始终透过透光部40b，入射到旋转滤光器34。并且，对应于插入白光BB的光路中的B、G、R各个滤光部34a、34b、34c的种类，依次生成B色、G色、R色这三种颜色的光。

在活体功能信息观察模式下，使用在窄波段光N上加上从白光BB颜色分离出的G色光及R色光这2种光，总计3种光。如图9所示，在活体功能信息观察模式下，带通滤光器40以与旋转滤光器34相同的速度旋转，以使得滤光部40a与B滤光部34a的旋转相位一致。在滤光部40a被插入到白光BB的光路的期间，白光BB入射到滤光部40a，滤光部40a仅使窄波段光N透过。滤光部40a因为与B滤光部34a的旋转相位一致，所以透过滤光部40a的窄波段光N入射到B滤光部34a。窄波段光N如图5所示，因为具有在透过B滤光部34a的波段中包含的蓝色区域的波段，所以透过B滤光部34a，并通过聚光透镜36及光学积分棒37而向电子内窥镜11供给。

另一方面，在透光部40b被插入白光BB的光路中，滤光部40a从光路退避的期间，白光BB依次透过G滤光部34b、R滤光部34c，生成G色光及R色光。G色光及R色光依次通过聚光透镜36及光学积分棒37而向电子内窥镜11供给。由此，电子内窥镜11从拍摄元件44依次输出与3种光相对应的拍摄信号。

另外，在普通观察模式及活体功能信息观察模式下，通过拍摄控制部46按照下述方式进行拍摄控制。通过该拍摄控制，拍摄元件44在1帧的期间，进行蓄积信号电荷的蓄积动作，及读取蓄积的信号电荷的读取动作。在普通观察模式下，如图10A所示，对于每1帧，依次拍摄B、G、R三种颜色影像光，蓄积信号电荷，根据该蓄积的信号电荷，依次输出拍摄信号B、G、R。上述动作在设定为普通观察模式期间反复进行。另一方面，在活体功能信息观察模式下，如图10B所示，在每一帧依次拍摄窄波段光N、G色光、R色光这3种光的影像光，蓄积信号电荷，根据该蓄积的信号电荷依次输出拍摄信号N、G、R。上述动作在设定为活体功能信息观察模式的期内反复进行。

如图11所示，活体功能图像处理部60具有：强度比计算部64、相关关系存储部65、血液信息计算部66、血液量图像生成部67、氧饱和度图像生成部68。

强度比计算部64对在活体功能信息观察模式时获得的图像数据N、G、R进行对照，计算出位于相同位置的像素间的强度值的比即强度比。强度比针对1个画面中的图像数据的全部像素而计算。在本实施方式中，强度比计算部64计算图像数据N与图像数据G的强度比N/G、图像数据R与图像数据G的强度比R/G。图像数据G作为表示观察部位的明亮度等级的参照信号使用，以将图像数据N和图像数据R标准化。此外，也可以仅针对图像数据中血管部分的像素求出强度比。在这种情况下，血管部分例如可以根据血管部分的像素值与其他部分的像素值的差确定。

相关关系存储部65存储强度比N/G及R/G与血液量及氧饱和度的相关关系。强度比与血液量的相关关系如图12所示，由定义为强度比R/G越大而血液量越大的1维表存储。此外，强度比R/G以log标度存储。

另一方面，强度比与氧饱和度的相关关系，以在图13所示的二维空间中定义氧饱和度的等高线的2维表存储。该等高线的位置及形状，通过光散射的物理模拟获得，被定义为对应于血液量而变化。例如，如果存在血液量的变化，则各条等高线间的间隔增大或减小。此外，强度比N/G、R/G以log标度存储。

此外，上述相关关系，与图6所示的氧化血红蛋白和还原血红蛋白的吸光特性或活体组织的光散射特性紧密相关。在图6所示的血红蛋白的吸收光谱中，例如，如果是窄波段光N的波段即473nm或410nm这种吸光系数差较大的波段中，则容易获取氧饱和度信息。但是，照射窄波段光N而获得的信号，不仅是氧饱和度，与血液量的相关度也很高。

另外，470至700nm的波长范围的光具有粘膜组织内的散射系数小，且波长相关性小的性质。因此，通过使用该波段的光作为照明光，可以减小血管深度的影响，并且，获得包含血液量及氧饱和度信息的血液信息。

根据图6所示的血红蛋白的吸光系数的波长相关性，可以得出以下2个结论。

（1）在窄波段光N的波段（例如，中心波长为470nm±10nm及中心波长为410nm±10nm的蓝色波长范围）中，吸光系数对应于氧饱和度的变化而变化较大。

（2）在590至700nm的红色波长范围内，看起来吸光系数随着氧饱和变化较大，但因为吸光系数值本身与窄波段光N的波段相比非常小，所以结果很难受到氧饱和度的影响。

基于上述结论，在本发明的活体功能信息观察模式中，使用蓝色区域的窄波段光N作为氧饱和度测量光，获取与窄波段光N相对应的图像数据N，使用与主要随着血液量而变化的R色光作为血液量测量光，获取与R色光相对应的图像数据R。并且，通过利用与G色光相对应的图像数据G将图像数据N及图像数据R标准化，从而使用与氧饱和度和血液量二者均表现相关性的强度比N/G、和仅表现与血液量的相关性的强度比R/G这2个强度比，准确地求出去除血液量影响的氧饱和度。

血液信息计算部66使用存储在相关关系存储部65中的相关关系和由强度比计算部67求出的强度比N/G、R/G，求出各像素中的血液量及氧饱和度这两项。对于血液量，在相关关系存储部65的1维表中，与由强度比计算部求出的强度比R/G相对应的值是血液量。另一方面，对于氧饱和度，首先，如图14所示，在二维空间中确定与由强度比计算部64求出的强度比B*/G*、R*/G*相对应的对应点P。

然后，如图14所示，在对应点P位于氧饱和度＝0%的下限边界线73与氧饱和度＝100%的上限边界线74之间的情况下，该对应点P所在的等高线显示的百分比值成为氧饱和度。例如，如果是图14的情况，因为对应点P所在的等高线显示60%，所以该60%为氧饱和度。此外，在对应点从下限边界线73和上限边界线74之间偏离的情况下，在对应点与下限边界线73相比位于上方时，使氧饱和度为0%，在对应点与上限边界线74相比位于下方时，使氧饱和度为100%。此外，在对应点从下限边界线73和上限边界线74偏离的情况下，该像素的氧饱和度的可靠度降低，也可以不显示。

血液量图像生成部67生成以虚拟彩色表示由血液信息计算部66求出的血液量的血液量图像。血液量图像根据图像数据N和计算出的血液量生成。

如图15所示，输出至显示器14的视频信号，由亮度信号Y和色差信号Cb、Cr构成。血液量图像通过向亮度信号Y分配图像数据G，向色差信号Cb、Cr分配与血液量相对应的信号值而生成。因为被分配给亮度信号Y的图像数据G与血红蛋白吸收较强的波段的反射光相对应，所以可以从基于该亮度信号Y和图像数据G的图像肉眼识别出粘膜的凹凸或血管等。因此，通过将图像数据G分配给亮度信号，可以确保虚拟彩色图像整体的明亮度。

另一方面，色差信号Cb、Cr按照色表67a而分配与血液量相对应的信号值。色表67a如图16所示，对于色差信号Cb定义为血液量越大而信号值越低，对于色差信号定义为血液量越大而信号值越高。因此，血液量图像在血液量较多处红色感增强，而随着血液量降低，红色的彩色度降低而逐渐接近黑白颜色。

氧饱和度图像生成部68生成将由血液信息计算部66求出的氧饱和度以虚拟彩色表示的氧饱和度图像。如图15所示，氧饱和度图像与血液量图像同样地，通过向亮度信号Y分配图像数据G，向色差信号Cb、Cr分配与氧饱和度相对应的信号值而生成。通过向亮度信号Y分配图像数据G，与血液量图像的情况同样地，可以确保虚拟彩色图像即氧饱和度图像的整体明亮度。另一方面，色差信号Cb、Cr按照色表68a分配与氧饱和度相对应的信号值。

色表68a如图17所示，在高氧饱和度下，定义为色差信号Cr的信号值为正，色差信号Cb的信号值为负，在低氧饱和度下，相反地，定义为色差信号Cr的信号值为负，色差信号Cb的信号值为正。并且，在中等氧饱和度下，定义为使得色差信号Cr的信号值与色差信号Cb的信号值的大小关系反转。因此，随着氧饱和度从低到高，氧饱和度图像的颜色按照蓝→青→绿→黄→橙→红而变化。

按照上述方式生成的血液量图像及氧饱和度图像显示在显示器14上。作为显示方法，如图18所示，可以将氧饱和度图像和血液量图像缩小，将这些缩小的图像并列而同时显示。或者，通过用户操作设置在控制部15上的图像选择单元，如图19所示，选择氧饱和度图像和血液量图像中的任意一个，将其选择的图像显示在显示器14上。由此，因为可以使用血液量图像和氧饱和度图像这两种图像进行内窥镜诊断，所以例如可以提高对于氧饱和度和血液量二者具有特征的未分化型早期胃癌等病变部的诊断性能。

下面，使用图20所示的流程图对上述结构起到的作用进行说明。首先，内窥镜系统10以普通观察模式启动，白色光源30开始点灯，并且，旋转滤光器34开始旋转。在普通观察模式下，如图8所示，带通滤光器40不旋转，在滤光部40a从白光BB的光路退避，透光部40b被插入的状态下停止。由此，白光BB依次入射到旋转滤光器34的各个滤光部34a至34c，白光BB被颜色分离，依次生成B、G、R三种颜色的光。

在普通观察模式中，将电子内窥镜11的插入部16插入检体内。向电子内窥镜11供给的三种颜色的光，从照明窗22向观察部位照射。由观察部位反射的三种颜色的影像光，通过观察窗23被拍摄元件44拍摄，拍摄元件44依次输出拍摄信号B、G、R。图像处理部57根据与拍摄信号B、G、R相对应的图像数据B、G、R，生成普通观察图像。显示控制电路59将普通观察图像变换为视频信号，输出至显示器14。由此，在显示器14显示普通观察图像。在普通观察模式下，反复进行上述处理，更新在显示器14上显示的普通观察图像。一边观察显示器14，一边将内窥镜11的插入部16送入检体内期望的观察部位。在显示器14上观察该观察部位的图像，进行诊断，根据需要将静止图像存储到存储部58中。

如果通过控制部15的操作，输入从普通观察模式向活体功能信息观察模式切换的指令，则切换至活体功能信息观察模式。如果切换至活体功能信息观察模式，则如图9所示，带通滤光器40以使滤光部34a与旋转滤光器34的B滤光部34a旋转相位一致的状态，以与旋转滤光器34相同的速度开始旋转。

在带通滤光器40的滤光部40a被插入白光BB的光路中的期间，白光BB入射到滤光部40a而生成窄波段光N。窄波段光N透过旋转滤光器34的滤光部34a，向电子内窥镜11供给，从照明窗22依次向观察部位照射。窄波段光N的影像光通过观察窗23入射到拍摄元件44，拍摄元件44输出与窄波段光N相对应的拍摄信号N。

并且，在透光部40b被插入到光路中的期间，白光BB依次入射到旋转滤光器34的G滤光部34b、R滤光部34c，生成G色光、R色光。G色光及R色光向电子内窥镜11供给，依次照射到观察部位。G色光及R色光的影像光通过观察窗22依次入射到拍摄元件44，拍摄元件44输出与G色光及R色光相对应的拍摄信号G、R。

功能图像处理部60根据与拍摄信号N、G、R相对应的图像数据N、G、R，按照图14中说明的顺序，计算血液量及氧饱和度。功能图像处理部60按照图15至图17中说明的顺序，生成血液量图像及氧饱和度图像。所生成的图像，以图18及图19所示的任意一种显示方式，显示在显示器14上。反复进行上述处理，直至出现向普通观察模式切换的指令。在输入了向普通观察模式切换的指令的情况下，恢复为普通观察模式。在给出结束观察的指令的情况下，白色光源30、旋转滤光器34、带通滤光器40停止。

此外，在本例中，以在活体功能信息观察模式下，不进行普通观察模式图像生成的例子进行了说明，但在活体功能信息观察模式的执行过程中，也可以交替地进行用于获得普通过程图像的B、G、R照射，和用于进行功能观察的窄波段光N、G、R照射，生成普通观察图像和血液量图像及氧饱和度图像这两种图像。由此，在活体功能信息观察模式下，也可以显示普通观察图像。

如上所述，在本发明中，通过使用蓝色区域的窄波段光N作为氧饱和度测量光，使用从白光BB颜色分离出的R色光作为血液量测量光，从而计算出血液量和氧饱和度这两项。由此，可以求出不受血液量影响的高精度的氧饱和度。

另外，因为作为血液量测量光及参照光，使用作为现有光源装置的结构的白色光源30，使用从白光BB颜色分离出的各个R色光、G色光，所以，与在血液量测量光及参照光中增加半导体光源等专用光源的情况相比，可以减少部件数量、设置空间。另外，在光源装置13中，设置白色光源30、旋转过滤器34、聚光透镜36的结构均为现有光源装置中的标准结构，光源装置13与现有光源装置的差别，仅限于有无带通滤光器40。因此，可以使用现有光源装置的部件，可以抑制成本增加。

另外，因为使用具有使氧化血红蛋白与还原血红蛋白的大小关系相同的2个波段的第1窄波段光N11及第2窄波段光N12透过的透光性的带通滤光器40，从白光BB进行颜色分离，生成蓝色区域的氧饱和度测量光，所以与对1个波段进行颜色分离的现有技术相比，可以获得较高的光量。因此，可以高精度地测量表层血管的氧饱和度。另外，因为光量较高，所以还可以确保氧饱和度图像的明亮度。

在肿瘤的良性/恶性鉴别等病变部的诊断中，很多情况下，与中深层相比，掌握表层血管的性状更为重要，所以需要可以详细地掌握表层血管性状的观察方法。如本例所示，如果使用波长为400nm左右的蓝色区域的波段的窄波段光N，可以对应于上述需求，提供高测量精度的观察方法。

另外，参照光在血液量及氧饱和度计算处理中，作为用于将与窄波段光N和R色光相对应的信号标准化的参照信号使用。因此，只要知道观察部位的明亮度等级即可，并不必须是窄波段光。因为可以使波段较宽，所以使用从白光BB颜色分离出的G色光，光量方面也没有问题。此外，在本例中，使用G色光作为参照光的例子进行了说明，但因为参照光只要知道明亮度等级即可，所以可以取代G色光，使用由B滤光部34a、R滤光部34c对白光BB进行颜色分离后的B色光或R色光，也可以不对白光BB进行颜色分离而使用白光BB本身。

但是，因为作为氧饱和度测量光及血液量测量光，使用蓝色的窄波段光N及R色光，所以如果考虑旋转滤光器34这种具有B、G、R三种颜色滤光部的普通结构，优选使用G色光作为参照光。另外，与G色光相对应的图像数据G，因为在生成血液量图像或氧饱和度图像时被分配给亮度信号，所以从这种图像处理的角度，也可以优选使用图像数据G作为参照光。

另外，如图5所示，在本例中，作为G滤光部34b，使用波段具有大约450nm至大约620nm的分光透过率的滤光器，但为了进一步提高氧饱和度的测量精度，优选将G滤光部34b的分光透过率限制在540nm至580nm的波段内。这是因为，鉴于图6所示的血红蛋白的吸光特性，在绿色区域中，在540至580nm的波段中较为均匀，最不易受到氧饱和度的影响。

[第2实施方式]

另外，在第1实施方式中，作为窄波段光N，使用波段为470±10nm优选473nm的第1窄波段光N11，和波段为410±10nm优选410nm的第2窄波段光N12这两种窄波段光，但也可以由大于或等于3种窄波段光构成。另外，构成窄波段光N的多个窄波段光的波段是1个例子，也可以是其他波段。

例如，如图21所示，也可以在第1窄波段光N11及第2窄波段光N12上，增加波段为580±10nm优选580nm的第3窄波段光N13，由3种窄波段光构成窄波段光N。通过使用与第1窄波段光N11及第2窄波段光N12相比波长较长，且具有绿色区域的波段的第3窄波段光N13，还可以获取中层血管的氧饱和度信息。作为带通滤光器40，可以使用大带通滤光器，其具有使第1至第3这3个窄波段光N11至13的波段透过的透光特性。也可以将第1窄波段光N11及第2窄波段光N12中的一个与第3窄波段光N13组合而构成窄波段光N。此外，在使用图21的带通滤光器40的情况下，对于旋转滤光器34的B滤光部34a的透过波段，使长波长侧的透过波段扩大，例如，优选使其为380至590nm。

另外，如图22所示，也可以将波段为440±10nm优选445nm的窄波段光N21，和波段为550±10nm优选555nm的窄波段光N22这两种窄波段光组合，构成窄波段光N。窄波段光N21和窄波段光N22与窄波段光N11、N12相比，因为是变换为长波长侧的波长设置，所以与窄波段光N11和窄波段光N12的组合相比，可以获得位于中层的血管的氧饱和度信息。另外，窄波段光N21、N22与窄波段光N11、N12不同，具有与还原血红蛋白相比，氧化血红蛋白吸光系数较高的波段，但窄波段光N21、N22，其各自的血红蛋白的吸光系数的大小关系是相同的。作为带通滤光器40，使用具有使窄波段光N21、N22的各波段透过的透光特性的多带通滤光器。

从图6所示的血红蛋白的吸收光谱可知，在波长小于或等于600nm的区域内，除了等吸收点较多以外，因为氧化血红蛋白与还原血红蛋白的吸光系数的大小关系相同的区域较窄，所以很难将1个波段扩大而确保光量。因此，如第1实施方式或第2实施方式所示，在窄波段光N的波段小于或等于600nm的情况下，本发明特别有效。

如第2实施方式所示，在使用500nm左右的波段的窄波段光的情况下，如第1实施方式所示，会发生窄波段光N的波段与B色滤光部34a的透光波段不重叠的情况。在这种情况下，例如，如图23所示，使用除了B、G、R各个滤光部以外，还设有带通滤光器的滤光部的旋转滤光器91。

旋转滤光器91由在B滤光部和G滤光部中分割为内周区域和外周区域这2个区域的同心圆构成。内周区域是普通观察模式下使用的B、G1、R各个滤光部，外周区域是在活体功能信息观察模式下使用的N、G2、R各个滤光部。外周区域N的滤光部作为上述实施方式的带通滤光器40起作用。移动机构92通过使旋转滤光器91的旋转轴移动而将内周区域与外周区域选择性地插入白光BB的光路中。

如果使用这种旋转滤光器91，则与第1实施方式相比较，还有下述优点。因为可以不分别设置旋转滤光器和带通滤光器，所以可以减少部件数量或配置空间。另外，通过形成同心圆的结构，以由图5所示的G分光透过率的滤光器构成滤光部G1，由适合于氧饱和度计算的具有540nm至580nm波段的分光透过率的滤光器构成滤光部G2，从而可以对应于模式而改变G滤光部的分光透光率。

另外，如图24所示的旋转滤光器93所示，也可以不划分内周区域和外周区域而将全周4等分，在各个分割区域设置B、G、R的各滤光部、和滤光部N。滤光部N作为带通滤光器40起作用。如果是这种结构，则不需要移动机构92。如果是旋转滤光器92这种结构，则在普通观察模式与活体功能信息观察模式切换时，因为不需要如第1实施方式所示进行带通滤光器的旋转及停止切换，或如图23所示旋转滤光器91所示使旋转轴移动，所以可以容易地同时进行普通观察和活体功能信息观察。

在这里，在使用旋转滤光器93的情况下，在普通观察模式时，会发出普通图像生成所不需要的窄波段光N，在活体功能信息观察模式时，会发出血液量图像及氧饱和度图像生成所不需要的B色光。因此，在普通观察模式时，由窄波段光N发光获得的图像数据N不用于普通图像的生成，另外，在活体功能信息观察模式时，由B色光发光获得的图像输出B不用于氧饱和度图像生成。

此外，图23所示的旋转滤光器91及图24所示的旋转滤光器93，不仅是使用绿色区域的波段的窄波段光，也可以用于不使用绿色区域的波段的窄波段光的第1实施方式。

[第3实施方式]

在上述实施方式中，以作为电子内窥镜11的拍摄元件44，使用单色拍摄元件，在光源装置13设置将白光BB颜色分离为B、G、R三种颜色的光的旋转滤光器的三色面依次式的例子进行了说明，但也可以将本发明应用于图25所示的三色同时式的系统，其使用彩色拍摄元件100作为电子内窥镜11的拍摄元件。彩色拍摄元件100在构成拍摄面的各像素中，设置B、G、R的任一个的彩色滤光器，在拍摄面内构成B、G、R三种颜色的像素。三种颜色的像素，例如以拜尔形式排列。B、G、R各个彩色滤光器的分光透过率，与图5所示的旋转滤光器的B、G、R各个滤光部的分光透过率相同。

如图26所示，在三色同时式的情况下，光源装置13中不需要旋转滤光器34。带通滤光器101具有与第1实施方式或第2实施方式的带通滤光器相同的透光特性。带通滤光器101是中心角为大约180°的半圆形，并可自由旋转地配置，以使得滤光部可以在白色光源30的光路上插入/退避。其它结构因为与图3所示的三色面依次式相同，所以对于相同部件标记相同的标号而省略说明。

如图27A所示，在普通观察模式下，带通滤光器101以仅使窄波段光N透过的滤光部从白光BB的光路退避的状态停止。光源装置13向电子内窥镜11供给白光BB。白光BB从照明窗22照射到观察部位，并利用彩色拍摄元件100拍摄其反射光。入射到彩色拍摄元件100的白光BB，通过彩色滤光器进行颜色分离，彩色拍摄元件100输出拍摄信号，其包含与B、G、R各颜色的像素相对应的三种颜色的颜色信号。

如图27B所示，在活体功能信息观察模式下，例如，使带通滤光器101与彩色拍摄元件100的帧频同步地旋转，以每隔1帧使得带通滤光器101的滤光部被插入白光BB的光路中。在带通滤光器101的滤光部从白光BB的光路退避时，向彩色拍摄元件100入射由观察部位反射的白光BB。白光BB通过彩色滤光器进行颜色分离，与普通观察模式同样地，彩色拍摄元件100输出包含与B、G、R各颜色的像素相对应的三种颜色的颜色信号的拍摄信号。

并且，在下一帧，带通滤光器101的滤光部被插入到白光BB的光路中，在此期间内，通过带通滤光器101从白光BB分离出的窄波段光N向电子内窥镜11供给。照射到观察部位的窄波段光N的反射光入射到彩色拍摄元件100。窄波段光N因为具有蓝色区域或绿色区域的波段，所以彩色拍摄元件100的B像素或G像素感应到窄波段光N，输出与其相对应的拍摄信号N。在活体功能信息观察模式下，反复进行上述处理，从彩色拍摄元件100交替地输出窄波段光N的信号和B、G、R三种颜色的颜色信号。

功能图像处理部60根据彩色拍摄元件100输出的拍摄信号B、G、R生成普通图像。并且，使用拍摄信号G、R和在其1帧前或后由彩色拍摄元件输出的拍摄信号N，按照图14至图17中说明的顺序，生成与拍摄信号N、G、R相对应的图像数据N、G、R，根据这些图像数据计算出血液量及氧元素饱和度，并根据计算结果生成血液量图像及氧饱和度图像，显示在显示器14上。

另外，在上述各个实施方式中，以使用B、G、R原色系的滤光器为例，对旋转滤光器的各个滤光部或彩色拍摄元件的彩色滤光部进行了说明，但也可以使用具有图28所示的分光透光率的Y（黄）、M（品红）、C（青）这种补色系的滤光器。

此外，在上述实施方式中，在生成血液量图像及氧元素饱和度图像时，将血液量及氧元素饱和度相关的信息进行了虚拟彩色图像化，但也可以取而代之，使血液量及氧元素饱和度相关的信息使用例如白色与黑色的黑白颜色而改变其浓淡。取代上述实施方式所示的方式，或在其基础上，还可以在氧元素饱和度图像中包含将通过“血液量（氧化血红蛋白与还原血红蛋白的总和）×氧饱和度（%）”求出的氧化血红蛋白图像化的部分，或将通过“血液量×（100－氧饱和度）（%）”求出的还原血红蛋白图像化的部分。

在上述实施方式中，以在氧饱和度的基础上求出血液量，求出排除了血液量的影响的氧饱和度的例子进行了说明，但也可以仅求出氧饱和度。

在上述实施方式中，以光源装置和处理器装置单独构成的例子进行了说明，但也可以使2个装置一体地构成。另外，本发明也可以应用于将拍摄元件和超声波传感器内置在前端部的超声波内窥镜等其他方式的内窥镜。

Claims (13)

1.一种内窥镜系统，其特征在于，具有：

光源装置，其具有产生白光的白色光源、和带通滤光器，该带通滤光器可自由出入地配置在上述白光的光路上，使上述白光中的多个窄波段光透过，这多个窄波段光在各个波段处的氧化血红蛋白的吸光系数与还原血红蛋白的吸光系数的大小关系相同；

电子内窥镜，其具有插入到检体内的插入部、及拍摄元件，该拍摄元件对通过来自上述光源装置的光照明的检体的观察部位进行拍摄；以及

处理器装置，其具有血液信息计算单元，上述拍摄元件接受由上述观察部位反射的反射光中的上述多个窄波段光的反射光并输出拍摄信息，上述血液信息计算单元根据该拍摄信息，求出血液中血红蛋白的氧饱和度。

2.如权利要求1所述的内窥镜系统，其特征在于，

上述多个窄波段光的波段，分别小于或等于600nm。

3.如权利要求2所述的内窥镜系统，其特征在于，

在上述多个窄波段光中，至少包含1个波长为400nm左右的蓝色区域的窄波段光。

4.如权利要求3所述的内窥镜系统，其特征在于，

在上述多个窄波段光中，包含波段为473nm±10nm的窄波段光、和波段为410±10nm的窄波段光。

5.如权利要求3所述的内窥镜系统，其特征在于，

在上述多个窄波段光中，包含波段为445nm±10nm的窄波段光、和波段为555±10nm的窄波段光。

6.如权利要求1所述的内窥镜系统，其特征在于，

上述处理器装置具有使上述氧饱和度图像化的图像生成单元。

7.如权利要求6所述的内窥镜系统，其特征在于，

上述血液信息计算单元根据第1拍摄信息和第2拍摄信息，计算上述氧饱和度及血液量，上述第1拍摄信息与上述多个窄波段光相对应，由上述拍摄元件输出，上述第2拍摄信息与从上述白光进行颜色分离而生成的红色区域的光相对应，由上述拍摄元件输出，

上述图像生成单元将上述氧饱和度和上述血液量这两项信息图像化。

8.如权利要求7所述的内窥镜系统，其特征在于，

上述图像生成单元使用色表，生成反映上述血液量及上述氧饱和度信息的虚拟彩色图像，上述色表为，色调对应于通过上述血液信息计算单元计算出的上述血液量及上述氧饱和度而变化。

9.如权利要求7所述的内窥镜系统，其特征在于，

上述红色区域的光具有590nm至700nm的波段。

10.如权利要求7所述的内窥镜系统，其特征在于，

上述血液信息计算单元具有：

图像信息获取部，其在上述第1及第2拍摄信息的基础上，获取具有与上述第1及第2拍摄信息不同的波长成分的第3拍摄信息；

强度比计算部，其求出第1强度比和第2强度比，上述第1强度比表示上述第1拍摄信息的各像素的强度值与上述第3拍摄信息的各像素的强度值之比，上述第2强度比表示上述第2拍摄信息的各像素的强度值与上述第3拍摄信息的各像素的强度值之比；以及

相关关系存储部，其存储上述氧饱和度与上述第1强度比及上述第2强度比的第1相关关系，和上述血液量与上述第2强度比的第2相关关系，

参照上述第2相关关系，求出与上述第2强度比相对应的上述血液量，并且，参照上述第1相关关系，求出与上述第1及第2强度比相对应的氧饱和度。

11.如权利要求1所述的内窥镜系统，其特征在于，

上述光源装置具有分色滤光器，其具有蓝、绿、红这三种颜色或黄、品红、青这三种颜色的透光区域，将三种颜色的各个透光区域选择性地插入上述白光的光路中，从而将上述白光分离成三种颜色的光，仅在上述分色滤光器的三种颜色透光区域中的特定区域被插入白光的光路中时，上述带通滤光器被插入白光的光路中，

在上述检体被从上述带通滤光器或分色滤光器依次射出的光照射的期间内，上述电子内窥镜利用单色拍摄元件对上述检体进行拍摄。

12.如权利要求1所述的内窥镜系统，其特征在于，

上述光源装置通过交替地反复进行上述带通滤光器向上述白光的光路插入和退避，从而交替地向电子内窥镜射出上述白光和上述多个窄波段光，

在上述检体被上述白光或上述多个窄波段光交替地照射的期间内，上述电子内窥镜利用彩色拍摄元件对上述检体进行拍摄。

13.一种光源装置，其向具有插入到检体内的插入部及对上述检体的观察部位进行拍摄的拍摄元件的电子内窥镜，供给对上述检体进行照明的光，

其特征在于，具有：

白色光源，其产生白光；以及

带通滤光器，其可自由出入地配置在上述白光的光路上，使上述白光中的多个窄波段光透过，这多个窄波段光在各个波段处的氧化血红蛋白的吸光系数与还原血红蛋白的吸光系数的大小关系相同。

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