CN109561808B - 分析装置 - Google Patents

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Abstract

提供一种分析装置，上述分析装置由光源装置、择一地从光源装置发出的光中提取第一特殊光和第二特殊光的波长选择部、具备RGB彩色滤光片的摄像元件、信号处理部构成。在该构成中，第一特殊光包括通过G滤光片的第一波长区域的光，第二特殊光包括通过G滤光片且与第一波长区域不同的第二波长区域的光，第一特殊光和第二特殊光中的至少一方包括通过R滤光片的光，第一特殊光和第二特殊光中的至少一方包括通过B滤光片的光。并且，信号处理部基于根据第一波长区域的光的像素信号和根据第二波长区域的光的像素信号，计算表示生物体组织的特征量的指标，并基于根据通过RGB彩色滤光片的光的像素信号生成彩色摄影图像。

Description

分析装置
技术领域
本发明涉及一种分析装置，该分析装置基于拍摄的生物体组织的图像，取得生物体组织中的生物体物质的浓度等生物体信息。
背景技术
已知一种内窥镜装置，其具备从内窥镜图像的颜色信息对被拍摄体的生物体组织中含有的生物体物质的量(例如，总血红蛋白量)进行定量的功能。在国际公开第2014/192781号小册(下文中称为“专利文献1”)中描述了这种内窥镜装置的示例。
专利文献1中记载的内窥镜装置利用具有不同波长范围的三种照明光，照射生物体组织，并基于拍摄通过各种照明光照明的生物体组织而获得的三个拍摄图像，计算表示总血红蛋白量的指标和表示氧饱和度的指标。另外，通过使用白光的照明光照明生物体组织，拍摄生物体组织的彩色摄影图像。
发明内容
专利文献1中记载的内窥镜装置为计算表示总血红蛋白量和氧饱和度的指标，并为取得彩色摄影图像，用四种照明光依次照射被拍摄体以进行拍摄。因此，存在一个问题，即、与仅对被拍摄体照射白光的情况相比，通过拍摄获得的彩色摄影图像的帧速率减小到1/4。
本发明鉴于上述情况而做出，目的在于提供一种能够在抑制摄影图像的帧速率降低的同时进行分光分析的分析装置。
根据本发明的一实施方式，分析装置具备：光源装置；波长选择部，用于从光源装置发出的光中择一地取出具有不同的光谱的第一特殊光和第二特殊光；具备RGB彩色滤光片的摄像元件，其接收来自被拍摄体的生物体组织中的光，输出根据所接收的光的像素信号；信号处理部，对从摄像元件输出的像素信号执行预定的信号处理。在该构成中，第一特殊光包括通过RGB彩色滤光片的G滤光片的第一波长区域的光，第二特殊光通过G滤光片，并包括与第一波长区域不同的第二波长区域的光，第一特殊光和第二特殊光中的至少一个包括通过RGB彩色滤光片的R滤光片的光，并且第一特殊光和第二特殊光中的至少一个包括通过RGB彩色滤光片的B滤光片的光。另外，信号处理部可以基于根据第一波长区域的光输出的像素信号和根据第二波长区域的光输出的像素信号来计算表示生物体组织的特征量的第一指标，并基于根据通过RGB彩色滤光片的光而输出的像素信号来生成生物体组织的彩色摄影图像。
根据这样的构成，第一特殊光和第二特殊光被择一地对生物体组织照射。此外，基于根据第一波长区域的光而输出的像素信号和根据第二波长区域的光而输出的像素信号，计算生物体组织的特征量，并生成生物体组织的彩色摄影图像。如上所述，由于使用两种光执行生物体组织的特征量的计算和彩色摄影图像的生成，因此，与传统技术相比，能够抑制彩色摄影图像的帧速率的降低。
此外，根据本发明的一实施方式，特征量是例如生物体组织中包含的血红蛋白的氧饱和度。在这种情况下，第一指标是根据第一波长区域的光而从摄像元件输出的像素信号N与根据第二波长区域的光而从摄像元件输出的像素信号W的比率N/W。
此外，根据本发明的一实施方式，例如，第一波长区域包括由血红蛋白的预定的一对等吸光点划分的波长区域，第二波长区域包括包含第一波长区域、并由血红蛋白的与预定的一对等吸光点不同的另一对等吸光点划分的波长区域。
另外，根据本发明的一实施方式，例如，第一波长区域是波长546nm以上且570nm以下的波长区域，第二波长区域是波长528nm以上且584nm以下的波长区域。
另外，根据本发明的一实施方式，例如，通过R滤光片的光的波长区域包括600nm以上的波长区域，通过G滤光片的光的波长区域包括528nm以上584nm以下的波长区域，通过B滤光片的光的波长区域包括502nm以下的波长区域。
此外，根据本发明的一实施方式，信号处理部基于例如像素信号W、根据通过R滤光片的光而从摄像元件输出的像素信号R、根据通过B滤光片的光而从摄像元件输出的像素信号B，通过以下式计算表示生物体组织中包含的血红蛋白量的第二指标：
W/(C1×R+C2×W+C3×B)
其中，C1、C2和C3各自为零或更大的常数。
此外，根据本发明的一实施方式，信号处理部基于例如根据通过R滤光片的光而从摄像元件输出的像素信号R、根据通过G滤光片的光而从摄像元件输出的像素信号G、根据通过B滤光片的光而从摄像元件输出的像素信号B，生成生物体组织的彩色摄影图像。这种情况下，像素信号G是根据第一波长区域的光而从摄像元件输出的像素信号N和根据第二波长区域的光而从摄像元件输出的像素信号W中的任一个。
此外，根据本发明的一实施方式，波长选择部具有例如：第一光学滤光片，从光源装置发出的光中取出第一特殊光；第二光学滤光片，从光源装置发出的光中取出第二特殊光；滤光片驱动部，择一地将第一光学滤光片和第二光学滤光片插入从光源装置发出的光的光路中。
根据本发明的一实施方式的构成，提供一种能够在抑制摄影图像的帧速率降低的同时进行分光分析的分析装置。
附图说明
图1是血红蛋白的透射光谱。
图2是生物体组织的可见区域的分光特性(反射光谱)的模拟结果。
图3是显示参数和生物体信息之间的相关性的图表。
图4是显示参数和生物体信息之间的相关性的图表。
图5是显示参数和生物体信息之间的相关性的图表。
图6是本发明的实施方式相关的内窥镜装置的框图。
图7是本发明的实施方式相关的摄影元件的彩色滤光片的透射特性。
图8是本发明的实施方式相关的旋转滤光片的外观图。
图9是本发明的实施方式相关的光学滤光片的透射光谱。
图10是说明本发明的实施方式相关的分光分析处理的流程图。
图11是表示本发明的实施方式相关的分析图像数据的显示实例。
图12是本发明的实施方式的变形实例相关的光学滤光片的透射光谱。
具体实施方式
在下文中，参考附图，对本发明的实施方式进行说明。下面描述的本发明实施方式相关的内窥镜装置是基于在不同波长区域的光的照明下拍摄的多个图像，对被拍摄体的生物体信息(例如，总血红蛋白量或氧饱和度等生物体组织的特征量)进行定量分析，将分析结果图像化并显示的装置。在下面描述的总血红蛋白量和氧饱和度的定量分析中，利用了血液的分光特性(即，血红蛋白的分光特性)根据总血红蛋白量和氧饱和度而连续变化的性质。
<生物体组织的分光特性和生物体信息的计算原理>
在说明本发明的实施方式的内窥镜装置的详细构成之前，对血红蛋白的分光特性和本发明的实施方式的氧饱和度等生物体组织的特征量(生物体信息)的计算原理进行说明。血红蛋白包括氧合血红蛋白(HbO2)和还原血红蛋白(Hb)，氧合血红蛋白占据的比例称为氧饱度。血红蛋白的分光特性根据氧饱和度而变化。
图1表示血红蛋白的透射光谱。图1的横轴表示光的波长，纵轴表示光透射率T(％)。血红蛋白的透射光谱根据氧饱和度而变化。图1中的实线波形是氧饱和度为100％时的(即氧合血红蛋白HbO2的)透射光谱，长虚线波形是氧饱和度为0％时的(即还原血红蛋白Hb的)透射光谱。另外，短虚线是中间氧饱和度(10、20、30、90……％)的血红蛋白(氧合血红蛋白HbO2和还原血红蛋白Hb的混合物)的透射光谱。
另外，血红蛋白的吸收(吸光度)A通过以下数学式1，由光透射率T计算：
(数学式1)
A＝-logT
如图1所示，血红蛋白的透射光谱出现等吸光点E1(424nm)、E2(452nm)、E3(502nm)、E4(528nm)、E5(546nm)、E6(570nm)和E7(584nm)，在这些点处，无论氧饱和度如何，光透射率(即吸收A)是恒定的。在本说明书中，将等吸光点E1至E2的波长区域定义为波长区域W1，将等吸光点E2至E3的波长区域定义为波长区域W2，将等吸光点E3至E4的波长区域定义为波长区域W3，将等吸光点E4到E5的波长区域定义为波长区域W4，将等吸光点E5到E6的波长区域定义为波长区域W5，并将等吸光点E6到E7的波长区域定义为波长区域W6。并且，将波长620nm至波长660nm的波长区域定义为波长区域WR。另外，在本文以下的描述中，波长区域W5也称为N波段(窄波段)。此外，等吸光点E4到E7的波长区域也称为W波段(宽波段)。
如图1所示，在相邻的等吸光点之间，血红蛋白的透光率T相对于氧饱和度线性地增加或减少。例如，波长区域W4和W6中的血红蛋白的光透射率TW4和TW6相对于还原血红蛋白浓度线性地增加。而且，波长区域W5中的血红蛋白的透光率TW5相对于氧合血红蛋白浓度线性地增加。
这里，氧饱和度由下列数学式(2)定义：
(数学式2)
Sat＝[HbO2]/([Hb]+[HbO2])
其中，
Sat：氧饱和度
[Hb]：还原血红蛋白的浓度
[HbO2]：氧合血红蛋白的浓度
[Hb]+[HbO2]：总血红蛋白量(tHb)
此外，通过数学式2，可得到表示氧合血红蛋白HbO2和还原血红蛋白Hb的浓度的下述数学式3和数学式4：
(数学式3)
[HbO2]＝Sat×([Hb]+[HbO2])
(数学式4)
[Hb]＝(1-Sat)×([Hb]+[HbO2])
因此，血红蛋白的光透射率TW4、TW5和TW6是取决于氧饱和度和总血红蛋白量两者的特性量。
此外，由本专利申请人的研究结果可以发现，由波长区域W4、W5和W6组成的波长区域W7中的血红蛋白的透光率的积分值TW7不依赖于氧饱和度，而是取决于总血红蛋白量的值。
因此，能够从光透射率TW7对总血红蛋白量进行定量。此外，根据光透射率TW4、TW5或TW6和由光透射率TW7定量的总血红蛋白量，能够对氧饱和度进行定量。确切地说，能够得到表示总血红蛋白量和氧饱和度的指示值。如图1所示，在波长区域W4、W5和W6中，基于氧饱和度的光透射率的变化量(即，由实线的波形和长虚线的波形围绕的区域的面积)在波长区域W5中最大，波长区域W5的光透射率TW5是对氧饱和度具有最高灵敏度的特性量。同样在稍后描述的实施方式中，使用波长区域W5(N波段)中的光进行氧饱和度的定量。
接下来，将说明散射对生物体组织的分光特性的影响。图2示出了通过模拟计算获得的生物体组织的可视区域中的分光特性(反射光谱)，并示出了散射对分光特性的影响。图2的各个图表的横轴表示光的波长(nm)，纵轴表示光的通过率(％)。纵轴上的光的通过率相当于生物体组织的光的反射率。已知消化道内壁等的生物体组织的反射光谱除了受到构成生物体组织的成分吸收的波长特性(具体而言，氧合血红蛋白和还原血红蛋白的吸收光谱特性)的影响以外，还受到生物体组织散射的波长特性的影响。图2(a)是完全没有散射的情况下的反射光谱。图2(c)是完全没有血红蛋白吸收的情况下的反射光谱。图2(b)是反射光谱中的生物体组织散射的贡献(由于散射引起的光的衰减)和血红蛋白的吸收的贡献(由于吸收引起的光的衰减)为同等程度时的反射光谱。另外，在图2(a)和2(b)中，生物体组织中含有的血红蛋白仅为氧合血红蛋白的情况下的反射光谱以实线表示，生物体组织中含有的血红蛋白仅为还原血红蛋白的情况下的反射光谱以虚线表示。
如图2所示，由于生物体组织的分光特性根据散射强度而变化，因此，基于生物体组织的分光特性计算的氧饱和度等生物体信息的值也根据散射强度而变化。即，如果原样使用生物体组织的分光特性(例如，波长区域W5中的反射率)计算生物体信息，则可获得包括起因于散射的误差的计算结果。为了获得高精度的分析结果，有必要校正起因于散射的误差。
作为校正起因于散射的误差的方法，有在根据生物体组织的分光特性计算氧饱和度等生物体信息之后校正误差的方法，以及由生物体组织的分光特性生成不依赖于散射的中间参数(在生成中间参数的阶段去除依赖于散射的分量)，并根据该中间参数和生物体信息之间的相关关系计算生物体信息的方法。本发明根据后一种方法获取不包括起因于散射的误差的生物体信息。为了实现这种方法，本发明人反复进行深入研究，发现了一种参数，该参数对要获得的生物体信息(具体而言，为生物体组织的特征量的总血红蛋白和氧饱和度)具有强烈的灵敏度(相关性)，同时对散射几乎没有敏感性。
图3、图4、图5是绘制了可从内窥镜图像数据获得的各种参数的模拟结果的图表。各图表的横轴表示总血红蛋白量，纵轴表示各个参数的值。
图3的图表(3A)和(3B)是绘制了参数“W/(R+W)”的模拟结果的图表。参数“W/(R+W)”是将使用W波段的照明光观察而得的G像素(安装有绿色的G彩色滤光片的彩色像素)的像素值W除以使用WR波段的照明光观察而得的R像素(安装有红色的R彩色滤光片的彩色像素)的像素值R与使用W波段的照明光观察而得的G像素的像素值W的和“R+W”所得的值。如稍后将描述的，波长区域W7包括在摄像元件的G像素具有灵敏度的波长区域中。此外，波长区域WR包括在摄像元件的R像素具有灵敏度的波长区域中。
图4中的图表(4A)和(4B)是绘制了参数“N/W”的模拟结果的图表。参数“N/W”是将使用N波段的照明光观察而得的G像素的像素值N除以使用W波段的照明光观察而得的G像素的像素值W所得的值。
图3和图4的图表(3A)和(4A)是通过将氧饱和度固定为100％，叠加并绘制在0到100个单位之间每次改变10个单位之后的散射贡献度(表示散射强度的参数)而得到的图。由该图表(3A)和(4A)可以知道各个参数对散射的灵敏度的大小。图3和图4的图表(3B)和(4B)是通过将散射的贡献度固定为0单位，叠加并绘制在0％到100％内每次改变10％之后的氧饱和度而获得的图。由该图表(3B)和(4B)可以知道各个参数对氧饱和度的灵敏度的大小。
如图表(3A)和(3B)所示，参数“W/(R+W)”对总血红蛋白量具有灵敏度，但对散射和氧饱和度几乎没有灵敏度。因此，根据图表(3A)和(3B)表示的总血红蛋白量与参数“W/(R+W)”之间的定量关系，可以获得不依赖于散射和氧饱和度的精确的总血红蛋白量的值。
此外，如图表(4A)和(4B)所示，参数“N/W”对氧饱和度具有高灵敏度，但对散射几乎不具有灵敏度。因此，如果已知总血红蛋白量，则氧饱和度的值通过图表(4B)由参数“N/W”的值唯一确定。具体而言，当选择与从各个像素值获得的总血红蛋白量的值和参数“N/W”的值组成的数值对最匹配的图表(4B)上的标绘时，可以获得在该像素上成像的被拍摄体的氧饱和度。
如上所述，使用由图表(3A)和(3B)表示的关系以及由图(4B)表示的关系，通过简单计算，能够获得总血红蛋白量和氧饱和度的准确值，其几乎不包括散射引起的误差。
另外，用于求得总血红蛋白量的参数不限于“W/(R+W)”。例如，用于求得总血红蛋白量的参数也可以是“W/R”。图5的图表(5A)和(5B)是绘制参数“W/R”的模拟结果而得的图表。参数“W/R”是使用W波段的照明光观察而得的G像素的像素值W除以使用WR波段的照明光观察而得的R像素的像素值R所得的值。
图5的图表(5A)是通过将氧饱和度固定为100％，叠加并绘制在0到100个单位内每次改变10个单位之后的散射贡献度(表示散射强度的参数)而得到的图。由该图表(5A)可以知道参数“W/R”对散射的灵敏度的大小。图5的图表(5B)是通过将散射贡献度固定为0单位，叠加并绘制在0％到100％内每次改变10％之后的氧饱和度而获得的图。由该图表(5B)可以知道参数“W/R”对氧饱和度的灵敏度的大小。
如图(5A)和(5B)所示，参数“W/R”对总血红蛋白量具有灵敏度，但对散射和氧饱和度几乎没有灵敏度。因此，在此可知，总血红蛋白量的值由参数“W/R”的值唯一确定。
此外，用于求得总血红蛋白量的参数可以如“W/(R+C×W)”那样，是将像素值W乘以常数C的值。此外，用于求得总血红蛋白量的参数的分母中可以包括“B”。“B”是使用W2波段中的照明光观察而得的B像素(安装有蓝色的B彩色滤光片的彩色像素)的像素值。因此，用于求得总血红蛋白量的参数可以表示为例如“W/(C1×R+C2×W+C3×B)”。这里，C1、C2、C3是常数。这些常数C、C1、C2和C3，可以根据安装在彩色像素上的RGB彩色滤光片的特性适当地调整。通过调整常数C、C1、C2和C3，能够获得对总血红蛋白量具有灵敏度，但对散射和氧饱和度几乎没有灵敏度的参数。
此外，用于求得总血红蛋白量的参数的分子可以不是“W”，而是“N”。这种情况下，用于求得总血红蛋白量的参数可以表示为例如“N/(C1×R+C2×W+C3×B)”。常数C1、C2和C3，可以根据安装在彩色像素上的RGB彩色滤光片的特性适当地调整。
<内窥镜装置的构成>
图6是本发明的实施方式的内窥镜装置1的框图。本实施方式的内窥镜装置1具备电子内窥镜100、处理器200和监视器300。电子内窥镜100和监视器300可拆装地连接至处理器200。另外，处理器200中内置有光源部400和图像处理部500。
电子内窥镜100具有插入被检者体内的插入管110。在电子内窥镜100的内部，设置有大致在整个长度上延伸的光导131。光导131的一个端部(前端部131a)设置在插入管110的前端部(插入管前端部111)，光导131的另一个端部(基端部131b)连接至处理器200。处理器200内置有光源部400，其具备氙灯等用于产生光量大的白光WL的光源430等，由该光源部400产生的照明光IL入射至光导131的基端部131b。入射至光导131的基端部131b的光通过光导131被导入该前端部131a，并从前端部131a射出。电子内窥镜100的插入管前端部111设置有配置成面向光导131的前端部131a的配光透镜132。从光导131的前端部131a射出的照明光IL通过配光透镜132，并照射插入管前端部111附近的生物体组织T。
另外，插入管前端部111处设置有物镜光学系统121和摄像元件141。在生物体组织T的表面上反射或散射的照明光IL的一部分(返回光)入射至物镜光学系统121，聚光，并在摄像元件141的光接收面上成像。本实施方式的摄像元件141是用于彩色图像成像的CCD(电荷耦合器件)图像传感器，在其光接收表面上具有彩色滤光片141a。在摄像元件141中，可以使用CMOS(互补金属氧化物半导体)图像传感器等其他类型的摄像元件。
彩色滤光片141a是所谓的片上滤光器，其中排列用于使红光通过的R滤光片、用于使绿光通过的G滤光片和用于使蓝光通过的B滤光片，彩色滤光片141a直接形成在摄像元件141的各个光接收元件上。图7示出了R、G和B各个彩色滤光片的透射特性。图7的横轴表示波长(nm)，纵轴表示透射率(％)。本实施方式的R滤光片是透射(通过)波长大于约570nm的长波长的光的滤光片，G滤光片是透射(通过)波长为大约470nm至620nm的光的滤光片，B滤光片是透射(通过)波长小于约530nm的短波长的光的滤光片。
摄像元件141被控制为与稍后将描述的信号处理电路550同步地驱动，并以预定的帧速率(例如，以1/30秒的间隔)输出与在光接收表面上成像的被拍摄体图像对应的成像信号。从摄像元件141输出的成像信号经由线缆142被发送到处理器200的图像处理部500。
图像处理部500具备A/D转换电路510、临时存储器520、控制器530、视频存储器540和信号处理电路550。A/D转换电路510经由线缆142对从电子内窥镜100的摄像元件141输入的成像信号进行A/D转换，并输出数字图像数据。从A/D转换电路510输出的数字图像数据被发送并存储在临时存储器520中。数字图像数据中包括由安装有R滤光片的光接收元件成像的R数字图像数据、由安装有G滤光片的光接收元件成像的G数字图像数据以及由安装有B滤光片的光接收元件成像的B数字图像数据。
控制器530处理存储在临时存储器520中的单个或多个数字图像数据，以生成要在监视器300上显示的屏幕数据，并将屏幕数据发送到视频存储器540。信号处理电路550基于存储在视频存储器540中的屏幕数据，生成并输出预定格式(例如，符合NTSC标准或DVI标准的格式)的视频信号。从信号处理电路550输出的视频信号被输入到监视器300。其结果，由电子内窥镜100成像的生物体组织T的内窥镜图像等显示在监视器300上。
以这种方式，处理器200兼备下述两种功能，即：作为视频处理器的功能，用于处理从电子内窥镜100的摄像元件141输出的成像信号；以及作为光源装置的功能，将用于照明被拍摄体的生物体组织T的照明光IL供给电子内窥镜100的光导131。
光源部400除了上述光源430之外，还具备聚光透镜440、旋转滤光片410、滤光片控制部420和聚光透镜450。从光源430射出的大致平行的白光WL被聚光透镜440聚光，通过旋转滤光片410，再由聚光透镜450再次聚光，并入射至光导131的基端部131b。另外，旋转滤光片410能够通过线性导轨等移动装置(图中没有示出)在白光WL的光路上的应用位置和光路外的退避位置之间移动。
另外，光源部400的构成不限于图6中所示。例如，可以采用在光源430处产生汇聚光的灯。在这种情况下，例如，可以采用白光WL在聚光透镜440之前汇聚，并作为扩散光入射至聚光透镜440的构成。
另外，也可以采用不使用聚光透镜440，而将光源430产生的大致平行的光直接入射至旋转滤光片410的构成。
另外，在使用产生汇聚光的灯时，也可以采用使用准直透镜代替聚光透镜440以使白光WL以大致平行的光的状态入射至旋转滤光片410的构成。例如，当电介质多层膜滤光片等干涉型光学滤光片用于旋转滤光片410时，通过使大致平行光的白光WL入射至旋转滤光片410，使白光WL入射至光学滤光片的入射角均匀，从而能够获得更好的滤光片特性。
另外，也可以采用在光源430处产生发散光的灯。在这种情况下，也可以同样采用使用准直透镜代替聚光透镜440以使大致平行光的白光WL入射至旋转滤光片410的构成。
旋转滤光片410是具备多个光学滤光片的圆盘型的光学单元，被构成为根据该旋转角度切换通过波长区域。旋转滤光片410的旋转角度由连接至控制器530的滤光片控制部420控制。控制器530经由滤光片控制部420控制旋转滤光片410的旋转角度，以切换通过旋转滤光片410并供给光导131的照明光IL的光谱。
图8是旋转滤光片410的外观图(正视图)。旋转滤光片410具备大致圆盘形的框架411、两个扇形的光学滤光片415和416。在框架411的中心轴的周围形成有两个扇形窗口414a和414b，窗口414a和414b分别嵌入有光学滤光片415和416。围绕各个光学滤光片415和416的框架411的中心轴的角度范围大约是180°。另外，本实施方式的滤光片是电介质多层膜滤光片，但也可以使用其他方式的光学滤光片(例如，吸收型光学滤光片或使用电介质多层膜作为反射膜的标准具滤光器等)。
另外，在框架411的中心轴上形成有凸台孔412。在凸台孔412中插入并固定滤光片控制部420所具备的伺服电机(图中没有示出)的输出轴，旋转滤光片410与伺服电机的输出轴一起旋转。
图8示出了白光WL入射在光学滤光片415上的状态，然而，当旋转滤光片410沿箭头所示的方向旋转时，白光WL入射的光学滤光片交替地在415和416之间切换，从而切换通过旋转滤光片410的照明光IL的光谱。在下文中，也将通过光学滤光片415的照明光IL称为第一特殊光，将通过光学滤光片416的照明光IL称为第二特殊光。
图9(a)和9(b)分别示出了光学滤光片415和416的透射光谱。图9(a)和9(b)中的横轴表示波长(nm)，纵轴表示透射率(％)。
光学滤光片415具有以低损耗透射(通过)图1所示的波长区域W2、波长区域W7(W波段)和波长区域WR的波长区域光的透射特性。具体而言，光学滤光片415具有透射波长小于502nm的波长区域、波长为528nm以上且不足584nm的波长区域、波长为620nm以上的波长区域的光的透射特性。并且，光学滤光片415遮挡波长为502nm以上且不足528nm的波长区域以及波长为584nm以上且不足620nm的波长区域的光。另外，在波长小于502nm的波长区域，只要波长区域W2的光能够透射光学滤光片415，则透过光学滤光片415的光的波长区域的下限不受特别限制。另外，在波长为620nm以上的波长区域，只要波长区域WR的光能够透射光学滤光片415，则透过光学滤光片415的光的波长区域的上限不受特别限制。
光学滤光片416具有以低损耗透射(通过)图1所示的波长区域W5(N波段)的波长区域光的透射特性。具体而言，光学滤光片416具有透射波长为546nm以上且不足570nm的波长区域的光的透射特性。并且，光学滤光片416遮挡波长区域W5以外的波长区域的光。
另外，为光学滤光片415的通过波长区域的波长区域W2、波长区域W7(W波段)和波长区域WR分别包括在彩色滤光片141a的B彩色滤光片、G彩色滤光片和R彩色滤光片的通过波长区域(图7)中。因此，在由通过了光学滤光片415的第一特殊光形成的被拍摄体图像中，从波长区域W2、波长区域W7和波长区域WR中的分量，可以分别获得B数字图像数据、G数字图像数据、R数字图像数据。
另外，为光学滤光片416的通过波长区域的波长区域W5(N波段)包括在彩色滤光片141a的G彩色滤光片的通过波长区域(图7)中。因此，从由通过了光学滤光片416的第二特殊光形成的被拍摄体图像可以获得G数字图像数据。
另外，窗口414a中安装有与光学滤光片415重叠的衰减滤光片(ND滤光片)419。衰减滤光片419在整个可见光区域内没有波长依赖性，仅减少光量而不改变照明光IL的光谱。通过使用衰减滤光片419，将通过了光学滤光片415和衰减滤光片419的照明光IL的光量调节为与通过了光学滤光片416的照明光IL的光量大致相同程度。由此，即使在使用通过了任一光学滤光片415、416的照明光IL的情况下，也能够在相同的曝光时间下进行适当曝光的成像。
在本实施方式中，使用筛孔小的金属网作为衰减滤光片419。除了金属网之外，还可以使用狭缝或半反射镜等其他类型的衰减滤光片。并且，可以在不使用衰减滤光片的情况下调节光学滤光片415和416自身的透射率。此外，可以针对要使用的每个光学滤光片调整曝光时间，而不使用衰减滤光片。
在框架411的周边部形成有通孔413。通孔413形成在框架411的旋转方向上与窗口414a和窗口414b之间的边界部相同的位置(相位)。在框架411的周围，以包围框架411的一部分周边部的方式，配置有用于检测通孔413的光电断路器422。光电断路器422连接至滤光片控制部420。
本实施方式的内窥镜装置1具有两种操作模式，即正常观察模式和分光分析模式。在正常观察模式中，旋转滤光片410移动到退避位置。因此，从光源430发射的白光WL可波长区域不受光学滤光片415、416的限制地照射在生物体组织上。然后，图像处理部500在对由摄像元件141成像的数字图像数据进行去马赛克等预定的图像处理之后，将其转换为视频信号，并显示在监视器300的屏幕上。由此，能够使用白色照明光拍摄生物体组织的彩色摄影图像。另外，在正常观察模式中，白光WL也可以通过图中没有示出的滤光片去除红外区域或紫外区域等可见光区域以外的分量，并照射到生物体组织上。
在分光分析模式中，旋转滤光片410移动到应用位置。控制器530控制滤光片控制部420以使旋转滤光片410以恒定的转数旋转驱动，同时由分别通过了光学滤光片415和416的第一特殊光和第二特殊光依次进行生物体组织T的成像。然后，图像处理部500基于使用第一特殊光和第二特殊光获取的数字图像数据，生成表示生物体组织的彩色图像数据和生物体组织中的生物体物质的分布的分析图像数据。此外，图像处理部500基于彩色图像数据和分布图像数据生成其中排列有彩色图像和分析图像的屏幕数据，进一步将其转换为视频信号，并显示在监视器300上。
在分光分析模式中，滤光片控制部420基于光电断路器422检测通孔413的定时，检测旋转滤光片410的旋转相位，并将检测到的相位与控制器530提供的定时信号的相位进行比较，调节旋转滤光片410的旋转相位。来自控制器530的定时信号与摄像元件141的驱动信号同步。因此，旋转滤光片410与摄像元件141的驱动同步，以基本恒定的转数旋转驱动。具体而言，控制旋转滤光片410的旋转，使得每当由摄像元件141对一个图像成像时(即，每一帧)，白光WL要入射的光学滤光片在光学滤光片415和光学滤光片416之间切换。
接下来，对在分光分析模式中执行的分光分析处理进行说明。图10是表示分光分析处理的过程的流程图。
在处理步骤S1中，使用通过了光学滤光片415、416的照明光IL(第一特殊光、第二特殊光)对生物体组织进行成像。具体而言，通过使用通过了光学滤光片415的第一特殊光，可以将R数字图像数据R(x，y)、G数字图像数据W(x，y)、B数字图像数据B(x，y)存储在控制器530的内部存储器532中。并且，通过使用通过了光学滤光片416的第二特殊光，可将G数字图像数据N(x，y)存储在内部存储器532中。
在处理步骤S2中，生成生物体组织的彩色摄影图像数据。彩色摄影图像数据使用R数字图像数据R(x，y)、G数字图像数据W(x，y)和B数字图像数据B(x，y)。图像数据R(x，y)、W(x，y)和B(x，y)分别表示被拍摄体图像的红色、绿色和蓝色分量。因此，通过使用这些图像数据R(x，y)、W(x，y)、B(x，y)，能够生成生物体组织的全色摄影图像数据。另外，可以使用表示被拍摄体图像的绿色分量的G数字图像数据N(x，y)代替G数字图像数据W(x，y)，以生成彩色摄影图像数据。
在处理步骤S3中，使用在处理步骤S1中获取的R数字图像数据R(x，y)、G数字图像数据G(x，y)和B数字图像数据B(x，y)，执行用于选择要经历以下分析处理(处理步骤S4至S6)的像素的像素选择处理。
在被拍摄体的生物体组织中，那些不含血液的地方、以及生物体组织的颜色主要受血红蛋白以外的物质影响的地方的图像数据，即使基于从图像数据获得的颜色信息计算血液量和氧饱和度，也不能获得有意义的值，因此，那些图像数据仅仅是噪声。计算这样的噪声并将其提供给医生，不仅干扰正确的诊断，而且还存在给图像处理部500带来不必要的负荷并降低处理速度的弊端。因此，在本实施方式中，被构成为选择适合于分析处理的像素(即，记录血液的分光特性的像素)，并仅对所选择的像素执行分析处理。
在像素选择处理S3中，仅选择满足下述数学式5、6和7的所有条件的像素作为要分析处理的像素：
(数学式5)
B(x，y)/G(x，y)＞a1
(数学式6)
R(x，y)/G(x，y)＞a2
(数学式7)
R(x，y)/B(x，y)＞a3
这里，a1、a2、a3是正的常数。
上述三个条件式基于血液透射光谱中的“G分量＜B分量＜R分量”的值的大小关系来设定。另外，可以通过仅使用上述三个条件式中的一个或两个(例如，关注血液特有的红色，使用数学式6和/或数学式7)进行像素选择处理S3。
在处理步骤S4中，执行获取生物体组织的总血红蛋白量的处理。在控制器530的内部存储器532中，保持有表示由图3的图表(3A)或(3B)表示的总血红蛋白量tHb与参数W/(R+W)之间的定量关系的数值表T1(或函数)。在处理步骤S4中，使用该数值表T1，根据在处理步骤S1中获取的G数字图像数据W(x，y)和R数字图像数据R(x，y)，取得总血红蛋白量tHb的值。
具体而言，首先，通过数学式8为各个像素(x，y)计算参数W/(R+W)(x，y)。
(数学式8)
W/(R+W)(x，y)＝W(x，y)/(R(x，y)+W(x，y))
接下来，参考数值表T1，读取并获得与通过数学式8计算的参数W/(R+G)(x，y)的值对应的总血红蛋白量tHb(x，y)的值。
保持在内部存储器532中的数值表T1(及稍后描述的数值表T2)的定量关系可以通过理论计算和实验预先获得。另外，在图表(3A)和(3B)中，总血红蛋白量tHb的值和参数W/(R+W)的值彼此不完全具有1对1的对应关系，但在数值表T1中保持有总血红蛋白量tHb与参数W/(R+W)之间的典型一对一的定量关系(例如，平均值或中值)。因此，总血红蛋白量tHb由参数W/(R+W)的值通过数值表T1唯一确定。
另外，如上述<生物体组织的分光特性和生物体信息的计算原理>中所说明的那样，在本实施方式中，用于确定总血红蛋白量tHb的参数不限于W/(R+W)。例如，也可以使用W/(C1×R+C2×W+C3×B)，将其作为确定总血红蛋白量tHb的参数。
在处理步骤S5中，执行生物体组织的氧饱和度的获取处理。在控制器530的内部存储器532中，保持有数值表T2(或函数)，其表示图4的图表(4B)中显示的总血红蛋白量tHb、参数N/W和氧饱和度Sat的定量关系。在数值表T2中关联地登记有总血红蛋白量tHb、参数N/W和氧饱和度Sat的三个数值(下文中称为“数值组”)。在处理步骤S5中，使用该数值表T2，从在处理步骤S1中获取的G数字图像数据W(x，y)、N(x，y)和在处理步骤S4中获取的总血红蛋白量tHb(X，y)的值中，获取各个像素的氧饱和度Sat(x，y)的值。
具体而言，首先，通过数学式9为各个像素(x，y)计算参数N/W(x，y)。
(数学式9)
N/W(x，y)＝N(x，y)/W(x，y)
接下来，参考数值表T2，对各个像素(x，y)提取与在处理步骤S4中获取的总血红蛋白量tHb(x，y)的值和通过数学式8计算而得的参数N/W(x，y)的值最接近的数值组，并读取所提取的数值组的氧饱和度Sat的值，作为该像素(x,y)的氧饱和度Sat(x，y)的值。
在处理步骤S6执行分析图像数据的生成处理。在控制器530的内部存储器532中存储有表示氧饱和度Sat(x，y)与显示颜色(像素值)之间的关系的数值表(或函数)。控制器530参考该数值表(或函数)，获取表示与在处理步骤S5中获得的氧饱和度Sat(x，y)对应的显示颜色的像素值。由此，生成表示氧饱和度的分布的分析图像数据。
图11示出了由控制器530生成的分析图像数据的显示例。图11(a)是表示由上述处理步骤S6产生的氧饱和度分布的分析图像数据(二维显示)的显示例。并且，图11(b)是以氧饱和度为纵轴以三维图表形式生成的分析数据(三维显示)的显示例。另外，图11是观察右手在中指的近端指节间关节附近被橡皮筋按压的状态的图。表明在右中指的压迫部位的远侧，血流由于受压迫而不畅通，氧饱和度降低。
此外，控制器530根据在处理步骤S2中生成的彩色摄影图像数据和在处理步骤S6中生成的分析图像数据，生成用于在一个画面上排列并显示彩色摄影图像和分析图像的画面数据，并将其存储在视频存储器540中。另外，控制器530可以根据用户操作，生成各种显示画面，例如仅显示分析图像的显示画面、仅显示彩色摄影图像的显示画面、在分析图像和/或彩色摄影图像上叠加显示患者的ID信息或观察条件等附带信息之后的显示画面等。
在恶性肿瘤组织中，已知由于血管生成，总血红蛋白量多于正常组织，且氧的代谢显著，因此，氧饱和度低于正常组织。因此，控制器530提取在处理步骤S4中获取的总血红蛋白量大于预定参考值(第一参考值)，且在处理步骤S5中获取的氧饱和度小于预定参考值(第二参考值)的像素，生成例如对正常观察图像数据的对应像素执行强调显示处理的强调病变部位的图像数据，并将强调病变部位的图像与正常观察图像和/或氧饱和度分布图像一起(或单独地)显示在监视器300上。
作为强调显示处理，例如有：增加相应像素的像素值的处理；改变色调的处理(例如，增加R分量以增强红色感觉的处理、将色调旋转预定角度的处理)；使相应像素闪烁(或周期性地改变色调)的处理。
另外，控制器530可以是下述构成，即、基于例如由氧饱和度Sat(x，y)的平均值计算的偏差以及由总血红蛋白量tHb(x，y)的平均值计算的偏差，而不是基于强调病变部位的图像数据，来计算表示恶性肿瘤的疑似程度的指标Z(x，y)，生成以指标Z为像素值的图像数据(恶性疑似程度图像数据)。
另外，在处理步骤S6中，控制器530可以生成表示总血红蛋白量的分布的分析图像数据。或者，控制器530可以生成表示总血红蛋白量的分布的分析图像数据和表示氧饱和度的分布的分析图像数据的量。
如上所述，根据本实施方式，通过将内窥镜装置1的操作模式设定为分光分析模式，能够获得抑制了散射引起的误差的生物体组织的总血红蛋白量和氧饱和度。
另外，根据本实施方式，在分光分析模式中，能够在获得总血红蛋白量和氧饱和度等生物体信息的同时，获得生物体组织的彩色摄影图像。
另外，在专利文献1记载的内窥镜装置中，当计算表示总血红蛋白量的指标和表示氧饱和度的指标时，彩色摄影图像的帧速率减小至1/4。另一方面，在本实施方式中，当内窥镜装置1的操作模式被设定为分光分析模式时，光学滤光片415和光学滤光片416交替地插入白光WL的光路中。由此，生物体组织通过第一特殊光和第二特殊光交替地成像。因此，在分光分析模式中获得的生物体组织的彩色摄影图像的帧速率是正常观察模式中的彩色摄影图像的帧速率的一半。因此，根据本实施方式，与专利文献1相比，能够在抑制帧速率降低的同时获得生物体信息。
以上是对本发明的实施方式和该实施方式的具体实施例的说明，但本发明不限于上述构成，在本发明的技术思想的范围内，可以进行各种变形。
另外，本实施方式的光学滤光片415和416的透射光谱不限于图9中所示的那些。
图12(a)和12(b)分别示出了本实施方式的变形例中的光学滤光片415A和光学滤光片416A的透射光谱。光学滤光片415A和光学滤光片416A分别替代光学滤光片415和光学滤光片416使用。图12(a)和图12(b)的横轴表示波长(nm)，纵轴表示透射率(％)。
光学滤光片415A具有以低损耗透射(通过)比图1所示的波长区域W1、波长区域W2、波长区域W7(W波段)和波长区域WR更长波长侧的光的透射特性。具体而言，光学滤光片415A具有透射波长小于502nm的波长区域、波长为528nm以上且不足584nm的波长区域、波长为660nm以上的波长区域的光的透射特性。并且，光学滤光片415A遮挡波长为502nm以上且不足528nm的波长区域以及波长为584nm以上且不足660nm的波长区域的光。
光学滤光片416A具有以低损耗透射(通过)图1所示的波长区域W2、波长区域W5(N波段)和波长区域WR的光的透射特性。具体而言，光学滤光片416A具有透射波长为452nm以上且不足502nm的波长区域、波长为546nm以上且不足570nm的波长区域、波长为620nm以上且不足660nm的波长区域的光的透射特性。并且，光学滤光片416A遮挡波长不足452nm的波长区域、波长为502nm以上且不足546nm的波长区域、以及波长为570nm以上且不足620nm的波长区域、波长为660nm以上的光。
如图1所示，波长区域W1中的血红蛋白的光透射率TW1和波长区域W2中的血红蛋白的光透射率TW2相对于氧饱和度线性地变化。另外，伴随氧饱和度的变化的光透射率TW1和光透射率TW2的变化相对较大。因此，通过使用利用光学滤光片415A对生物体组织照射波长区域W1和波长区域W2的照明光而获得的B像素的像素值、以及利用光线滤光片416A对生物体组织照射波长区域W2的照明光而获得的B像素的像素值，能够获得取决于氧饱和度的参数。该参数例如用于校正在处理步骤S5中获取的氧饱和度。由此，提高了氧饱和度的检测精度。
另外，如图2所示，在波长区域W1和波长区域W2中，由散射强度引起的生物体组织的分光特性的变化相对较大。此外，在波长区域W1和波长区域W2之间，散射强度引起的生物体组织的分光特性的变化量不同。因此，通过使用光学滤光片415A和光学滤光片416A，能够获得取决于散射强度和氧饱和度的参数。
另外，如图1所示，在波长为660nm以上的波长区域中，血红蛋白对光的吸收小，光透射率高。并且，在波长为660nm以上的波长区域中，血红蛋白的光透射率的变化相对于氧饱和度的变化较小。因此，通过使用利用光学滤光片415A对生物体组织照射波长为660nm以上的波长区域的光而获得的R像素的像素值，能够获得生物体组织的总血红蛋白量和氧饱和度以外的生物体信息作为背景信息。通过从各个像素值中减去该背景信息，能够提高总血红蛋白量和氧饱和度的检测精度。
另外，光学滤光片415A和光学滤光片416A的透射光谱不限于图12中所示的特性。例如，光学滤光片416A可以具有透射B彩色滤光片的通过波长区域内的任一波长区域的透射特性，而不是具有透射波长区域W2的光的透射特性。并且，光学滤光片415A可以具有透射R彩色滤光片的通过波长区域内的任一波长区域的透射特性，而不是具有透射波长为660nm以上的光的透射特性。
另外，在上述实施方式中，在图10所示的处理步骤S2中，基于使用通过了光学滤光片415的第一特殊光而获得的R数字图像数据R(x，y)、G数字图像数据W(x，y)、B数字图像数据B(x，y)生成彩色摄影图像数据，但是本发明不限于此。例如，也可以基于使用通过了光学滤光片416A的第二特殊光而获得的图像数据来生成彩色摄影图像。此外，可以基于使用第一特殊光而获得的图像数据和使用第二特殊光而获得的图像数据两者来生成彩色摄影图像。此外，也可以在基于使用第一特殊光而获得的图像数据生成彩色摄影图像的同时，基于使用第二特殊光而获得的图像数据生成彩色摄影图像。
例如，当使用光学滤光片415A和光学滤光片416A作为光学滤光片时，第一特殊光和第二特殊光的光谱彼此不同。因此，使用第一特殊光生成的彩色摄影图像与使用第二特殊光生成的彩色摄影图像的色调不同。但是，这种色调差异可以通过图像处理来抑制。因此，通过基于使用第一特殊光而获得的图像数据生成彩色摄影图像，并基于使用第二特殊光而获得的图像数据生成彩色摄影图像，调整两种彩色摄影图像的色调，能够在不降低帧速率的情况下，显示生物体组织的彩色摄影图像。
另外，尽管本实施方式的摄像元件141被描述为用于彩色图像成像的摄像元件，在其正面上配备有R、G、B的原色系彩色滤光片，但是本发明不限于这种构成，例如，可以使用配备有Y、Cy、Mg、G的互补色系彩色滤光片的用于彩色图像成像的摄像元件。
另外，尽管本实施方式的摄像元件141被描述为是具备片上(on chip)彩色滤光片141a的用于彩色图像成像的摄像元件，但本发明不限于这种构成，例如，可以采用其中使用用于黑白图像成像的摄像元件的构成，即具备所谓的视框序列技术(frame sequentialmethod)的彩色滤光片的构成。此外，彩色滤光片141a不限于片上构成，彩色滤光片141a可以配置在从光源430到摄像元件141的光路中。
另外，在上述实施方式中，采用旋转滤光片410设置在光源侧，并对照明光IL进行滤光的构成，但本发明不限于这种构成，也可以采用在摄像元件侧(例如，在物镜光学系统121和摄像元件141之间)设置旋转滤光片410，以便过滤来自被拍摄体的返回光的构成。
另外，在上述实施方式中，作为产生照明用的宽带光的光源，使用的是氙灯等白色光源，但也可以使用在所使用的各个光学滤光片的整个通过波长区域内产生具有足够光量的非白色宽带光的光源。
另外，在上述实施方式中，使用透射型的光学滤光片，但也可以使用在通过波长区域中反射的反射型的光学滤光片。
另外，在上述实施方式中，以本发明应用于数码相机的一种形式的电子内窥镜装置为例，但本发明也可以应用于使用其他类型的数码相机(例如，数码单反相机或数码视频相机)的系统。例如，当将本发明应用于数字静态照相机时，能够进行体表组织的观察或是开颅手术时的脑组织的观察(例如，脑血流量的快速检查)。

Claims (15)

1.一种分析装置，其特征在于，具备：
光源装置；
波长选择部，其从所述光源装置发出的光中，择一地提取相互具有不同光谱的第一特殊光和第二特殊光；
摄像元件，其接收来自被拍摄体的生物体组织的光，并输出根据所接收的光的像素信号，所述摄像元件具备RGB彩色滤光片；以及
信号处理部，其对从所述摄像元件输出的像素信号实施预定的信号处理，
所述第一特殊光包括通过所述RGB彩色滤光片的G滤光片的第一波长区域的光，
所述第二特殊光包括通过所述G滤光片、与所述第一波长区域不同的第二波长区域的光，
所述第一特殊光和所述第二特殊光的至少一方包括通过所述RGB彩色滤光片的R滤光片的光，
所述第一特殊光和所述第二特殊光的至少一方包括通过所述RGB彩色滤光片的B滤光片的光，
所述信号处理部基于根据所述第一波长区域的光输出的所述像素信号以及根据所述第二波长区域的光输出的所述像素信号，计算表示所述生物体组织的特征量的第一指标，并且，
基于根据通过所述RGB彩色滤光片的光输出的所述像素信号，生成所述生物体组织的彩色摄影图像。
2.根据权利要求1所述的分析装置，其中，
所述特征量是所述生物体组织中包含的血红蛋白的氧饱和度，
所述第一指标是根据所述第一波长区域的光从所述摄像元件输出的像素信号N与根据所述第二波长区域的光从所述摄像元件输出的像素信号W的比N/W。
3.根据权利要求2所述的分析装置，其中，
所述第一波长区域包括由所述血红蛋白的预定的一对等吸光点划分的波长区域，
所述第二波长区域包括包含所述第一波长区域、且由与所述血红蛋白的所述预定的一对等吸光点不同的另一对等吸光点划分的波长区域。
4.根据权利要求3所述的分析装置，其中，
所述第一波长区域是波长为546nm以上且570nm以下的波长区域，
所述第二波长区域是波长为528nm以上且584nm以下的波长区域。
5.根据权利要求4所述的分析装置，其中，
所述R滤光片通过的光的波长区域包括600nm以上的波长区域，
所述G滤光片通过的光的波长区域包括528nm以上且584nm以下的波长区域，
所述B滤光片通过的光的波长区域包括502nm以下的波长区域。
6.根据权利要求2至5中任一项所述的分析装置，其中，
所述信号处理部基于所述像素信号W、根据通过所述R滤光片的光从所述摄像元件输出的像素信号R、根据通过所述B滤光片的光从所述摄像元件输出的像素信号B，通过下述算式计算表示所述生物体组织中包含的血红蛋白量的第二指标：
W/(C1×R+C2×W+C3×B)
其中，C1、C2、C3分别是零或更大的常数。
7.根据权利要求1所述的分析装置，其中，
所述信号处理部基于根据通过所述R滤光片的光从所述摄像元件输出的像素信号R、根据通过所述G滤光片的光从所述摄像元件输出的像素信号G，根据通过所述B滤光片的光从所述摄像元件输出的像素信号B，生成所述生物体组织的彩色摄影图像，
所述像素信号G是根据所述第一波长区域的光从所述摄像元件输出的像素信号N和根据所述第二波长区域的光从所述摄像元件输出的像素信号W中的任一个。
8.根据权利要求2至5中任一项所述的分析装置，其中，
所述信号处理部基于根据通过所述R滤光片的光从所述摄像元件输出的像素信号R、根据通过所述G滤光片的光从所述摄像元件输出的像素信号G，根据通过所述B滤光片的光从所述摄像元件输出的像素信号B，生成所述生物体组织的彩色摄影图像，
所述像素信号G是根据所述第一波长区域的光从所述摄像元件输出的像素信号N和根据所述第二波长区域的光从所述摄像元件输出的像素信号W中的任一个。
9.根据权利要求6所述的分析装置，其中，
所述信号处理部基于根据通过所述R滤光片的光从所述摄像元件输出的像素信号R、根据通过所述G滤光片的光从所述摄像元件输出的像素信号G，根据通过所述B滤光片的光从所述摄像元件输出的像素信号B，生成所述生物体组织的彩色摄影图像，
所述像素信号G是根据所述第一波长区域的光从所述摄像元件输出的像素信号N和根据所述第二波长区域的光从所述摄像元件输出的像素信号W中的任一个。
10.根据权利要求1所述的分析装置，其中，
所述波长选择部具有：
第一光学滤光片，其从所述光源装置发出的光中提取所述第一特殊光；
第二光学滤光片，其从所述光源装置发出的光中提取所述第二特殊光；以及
滤光片驱动部，其择一地将所述第一光学滤光片和所述第二光学滤光片插入从所述光源装置发出的光的光路中。
11.根据权利要求2至5中任一项所述的分析装置，其中，
所述波长选择部具有：
第一光学滤光片，其从所述光源装置发出的光中提取所述第一特殊光；
第二光学滤光片，其从所述光源装置发出的光中提取所述第二特殊光；以及
滤光片驱动部，其择一地将所述第一光学滤光片和所述第二光学滤光片插入从所述光源装置发出的光的光路中。
12.根据权利要求6所述的分析装置，其中，
所述波长选择部具有：
第一光学滤光片，其从所述光源装置发出的光中提取所述第一特殊光；
第二光学滤光片，其从所述光源装置发出的光中提取所述第二特殊光；以及
滤光片驱动部，其择一地将所述第一光学滤光片和所述第二光学滤光片插入从所述光源装置发出的光的光路中。
13.根据权利要求7所述的分析装置，其中，
所述波长选择部具有：
第一光学滤光片，其从所述光源装置发出的光中提取所述第一特殊光；
第二光学滤光片，其从所述光源装置发出的光中提取所述第二特殊光；以及
滤光片驱动部，其择一地将所述第一光学滤光片和所述第二光学滤光片插入从所述光源装置发出的光的光路中。
14.根据权利要求8所述的分析装置，其中，
所述波长选择部具有：
第一光学滤光片，其从所述光源装置发出的光中提取所述第一特殊光；
第二光学滤光片，其从所述光源装置发出的光中提取所述第二特殊光；以及
滤光片驱动部，其择一地将所述第一光学滤光片和所述第二光学滤光片插入从所述光源装置发出的光的光路中。
15.根据权利要求9所述的分析装置，其中，
所述波长选择部具有：
第一光学滤光片，其从所述光源装置发出的光中提取所述第一特殊光；
第二光学滤光片，其从所述光源装置发出的光中提取所述第二特殊光；以及
滤光片驱动部，其择一地将所述第一光学滤光片和所述第二光学滤光片插入从所述光源装置发出的光的光路中。
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