DE112016000119B4

DE112016000119B4 - Analysevorrichtung

Info

Publication number: DE112016000119B4
Application number: DE112016000119.3T
Authority: DE
Inventors: Toru Chiba
Original assignee: Hoya Corp
Current assignee: Hoya Corp
Priority date: 2015-09-24
Filing date: 2016-09-16
Publication date: 2020-07-23
Anticipated expiration: 2036-09-17
Also published as: DE112016000119T5; CN107072488B; JP6195328B2; US10420457B2; JPWO2017051779A1; JP6783721B2; US20180064320A1; WO2017051779A1; JP2018000975A; CN107072488A

Abstract

Analysevorrichtung (1) mit:einer Lichtquellenvorrichtung (400);einem Bildsensor (141), der durch Aufnehmen eines Bilds von durch von der Lichtquellenvorrichtung (400) erzeugtes Licht beleuchtetem biologischem Gewebe (T) Farbbilddaten erzeugt;einer Einheit (550) zur Berechnung eines Indikators, die auf der Grundlage der Farbbilddaten einen Indikator X berechnet, der eine Eigenschaftsgröße Q des biologischen Gewebes (T) aufzeigt; undeiner Einheit zur Ermittlung einer Eigenschaftsgröße, die auf der Grundlage des Indikators X die Eigenschaftsgröße Q ermittelt,wobei die Einheit zur Ermittlung einer Eigenschaftsgröße eine Beitragsberechnungseinheit umfasst, die auf der Grundlage von mindestens zwei Farben von in den Farbbilddaten enthaltenen Einzelfarbbilddaten einen Beitrag C berechnet, wobei der Beitrag C einen Grad des Beitrags von Streuung an einer spektralen Kennlinie des biologischen Gewebes (T) quantifiziert, unddie Einheit zur Ermittlung einer Eigenschaftsgröße auf der Grundlage des Indikators X und des Beitrags C die Eigenschaftsgröße Q ermittelt, wobei der Betrag C berücksichtigt wird, wenn der Betrag C zwischen einem ersten und einem zweiten Schwellenwert liegt und die Summe der in den Farbbilddaten enthaltenen Einzelfarbbilddaten oder G-Einzelfarbdaten größer als ein dritter Schwellenwert sind, wobeidie Lichtquellenvorrichtung (400) zwischen der Erzeugung eines speziellen Lichts zum Berechnen des Indikators X und eines näherungsweise normalen weißen Lichts umschaltet,die Beitragsberechnungseinheit den Beitrag C auf der Grundlage der durch Aufnehmen eines Bilds des mit dem normalen Licht beleuchteten biologischen Gewebes (T) erhaltenen Farbbilddaten berechnet,das spezielle Licht umfasstein erstes spezielles Licht, das ein durchgehendes Spektrum aufweist, das in einem ersten Wellenlängenbereich R0 verteilt ist, in dem Licht von einer ersten und einer zweiten biologischen Substanz absorbiert wird, die in dem biologischen Gewebe (T) enthalten ist,ein zweites spezielles Licht, das ein durchgehendes Spektrum aufweist, das in einem zweiten Wellenlängenbereich R2 im ersten Wellenlängenbereich R0 verteilt ist,der erste Wellenlängenbereich R0 und der zweite Wellenlängenbereich R2 jeweils durch isosbestische Punkte E1, E2, E3, E4 eingeschlossen sind, unddie Einheit zur Berechnung eines Indikators den Indikator X auf der Grundlage durch Aufnehmen eines Bilds des mit dem ersten speziellen Licht beleuchteten biologischen Gewebes (T) erhaltener erster spezieller Betrachtungsbilddaten Gund durch Aufnehmen eines Bilds des mit dem zweiten speziellen Licht beleuchteten biologischen Gewebes (T) erhaltener zweiter spezieller Betrachtungsbilddaten Gberechnet.

Description

Technischer Bereich
Die vorliegende Erfindung betrifft eine Analysevorrichtung, die einen Indikator ermittelt, der die Konzentration einer biologischen Substanz in biologischem Gewebe auf der Grundlage eines aufgenommenen Bilds des biologischen Gewebes aufzeigt.
Technischer Hintergrund
Es ist eine Endoskopvorrichtung bekannt, die eine Funktion zur Bestimmung der Konzentration einer biologischen Substanz (beispielsweise Hämoglobin) in biologischem Gewebe, das das Objekt der Bilderzeugung ist, auf der Grundlage von Farbinformationen in einem Endoskopbild umfasst. Ein Beispiel dieses Typs von Endoskopvorrichtung ist in der WO 2014/192781 A1 (nachstehend als „Patentschrift 1“ bezeichnet) offenbart.
Die in Patentschrift 1 offenbarte Endoskopvorrichtung ist eine Endoskopvorrichtung, die auf der Grundlage von Farbinformationen in zwei, unter Verwendung von Beleuchtungslicht in zwei Typen von Wellenlängenbereichen im Absorptionsband von Hämoglobin bei etwa 550 nm aufgenommenen, Endoskopbildern einen Indikator, der die Gesamtmenge an Hämoglobin aufzeigt, und einen Indikator berechnet, der den Grad der Sättigung mit Sauerstoff SatO₂ aufzeigt.
US 2015 / 0 238 126 A1 offenbart ein Endoskopsystem zur Analyse einer Sauerstoffsättigung. Das Endoskopsystem umfasst eine Bildsignalerfassungseinheit, die ein erstes Bildsignal, das einem schmalen blauen Wellenlängenbereich entspricht, ein zweites Bildsignal, das einem grünen Wellenlängenbereich entspricht und ein drittes Bildsignal, das einem roten Wellenlängenbereich entspricht, erfasst.
Das Endoskopsystem umfasst ferner eine Sauerstoffsättigungsberechnungseinheit, die aus den durch die Bildsignalerfassungseinheit erfassten Bildsignale eine Sauerstoffsättigung berechnet.
Zusammenfassung der Erfindung
Farben in einem Bild biologischen Gewebes werden durch die Streuung des Beleuchtungslichts durch das biologische Gewebe beeinflusst. Bei der in Patentschrift 1 offenbarten Endoskopvorrichtung wird eine durch die Streuung bedingte Veränderung der spektralen Kennlinien bei der Berechnung der Indikatoren jedoch nicht berücksichtigt. Aus diesem Grund besteht ein Problem darin, dass sich die Ergebnisse der Berechnung der Indikatoren abhängig vom Grad der Streuung verändern (d.h. die berechneten Indikatorwerte enthalten einen aus der Streuung resultierenden Fehler).
Die vorliegende Erfindung wurde vor dem Hintergrund der vorstehend beschriebenen Umstände entwickelt, und es ist eine Aufgabe der vorliegenden Erfindung, eine Analysevorrichtung bereitzustellen, die einen aus der Streuung resultierenden Fehler in einem Indikatorwert kompensieren und einen genaueren Indikatorwert ermitteln kann. Diese Aufgabe wird gelöst durch eine Analysevorrichtung mit den Merkmalen des Anspruchs 1.
Eine Analysevorrichtung gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung umfasst: eine Lichtquellenvorrichtung; einen Bildsensor, der durch Aufnehmen eines Bilds von durch von der Lichtquellenvorrichtung erzeugtes Licht beleuchtetem biologischem Gewebe Farbbilddaten erzeugt; eine Einheit zur Berechnung eines Indikators, die auf der Grundlage der Farbbilddaten einen Indikator X berechnet, der eine Eigenschaftsgröße Q des biologischen Gewebes aufzeigt, und eine Einheit zur Ermittlung einer Eigenschaftsgröße, die auf der Grundlage des Indikators X die Eigenschaftsgröße Q ermittelt, wobei die Einheit zur Ermittlung einer Eigenschaftsgröße eine Beitragsberechnungseinheit umfasst, die auf der Grundlage von mindestens zwei Farben unter in den Farbbilddaten enthaltenen Einzelfarbbilddaten einen Beitrag C berechnet, wobei der Beitrag C einen Grad des Beitrags zur Streuung in einer spektralen Kennlinie des biologischen Gewebes quantifiziert und die Einheit zur Ermittlung einer Eigenschaftsgröße die Eigenschaftsgröße Q auf der Grundlage des Indikator X und des Beitrags C ermittelt.
Bei dieser Konfiguration wird ein aus der Streuung resultierender Fehler reduziert, und es ist möglich, einen genaueren Indikatorwert zu ermitteln.
Die vorstehend beschriebene Analysevorrichtung kann eine Konfiguration aufweisen, bei der die Farbbilddaten RGB-Farbbilddaten sind und die Beitragsberechnungseinheit den Beitrag C als Verhältnis von R-Einzelfarbbilddaten zu G- oder B-Einzelfarbbilddaten in den Farbbilddaten berechnet.
Ebenso kann die vorstehend beschriebene Analysevorrichtung eine Konfiguration aufweisen, bei der die Beitragsberechnungseinheit eine Speichereinrichtung zum Halten von Informationen umfasst, die eine Beziehung zwischen der Eigenschaftsgröße Q, dem Indikator X und dem Beitrag C aufzeigen, und die Einheit zur Ermittlung einer Eigenschaftsgröße die Eigenschaftsgröße Q auf der Grundlage der Informationen, des Indikators X und des Beitrags C ermittelt.
Ebenso kann die vorstehend beschriebene Analysevorrichtung eine Konfiguration aufweisen, bei der die Informationen eine Zahlenwerttabelle oder eine Funktion sind, die die Beziehung zwischen der Eigenschaftsgröße Q, dem Indikator X und dem Beitrag C ausdrückt.
Ebenso kann die vorstehend beschriebene Analysevorrichtung eine Konfiguration aufweisen, bei der die Informationen mehrere Sätze des Indikators X, des Beitrags C und der Eigenschaftsgröße Q ausdrücken und die Einheit zur Ermittlung einer Eigenschaftsgröße einen Satz, der am nächsten bei dem Indikator X und dem Beitrag C liegt, die auf der Grundlage der Farbbilddaten berechnet wurden, unter den mehreren Sätzen auswählt, und die Eigenschaftsgröße Q des ausgewählten Satzes ermittelt.
Ebenso kann die vorstehend beschriebene Analysevorrichtung eine Konfiguration aufweisen, bei der die Informationen mehrere Sätze des Indikators X, des Beitrags C und der Eigenschaftsgröße Q ausdrücken, die Einheit zur Ermittlung einer Eigenschaftsgröße zwei Sätze, die neben dem Indikator X und dem Beitrag C liegen, die auf der Grundlage der Farbbilddaten ermittelt wurden, unter den mehreren Sätzen auswählt und die Einheit zur Ermittlung einer Eigenschaftsgröße die Eigenschaftsgröße Q unter Verwendung des nachstehenden Ausdrucks 1 berechnet: $Q = \frac{X - X b}{X a - X b} \cdot Q a + \frac{X a - X}{X a - X b} \cdot Q b$
wobei

X ein auf der Grundlage der Farbbilddaten berechneter Indikator ist,
Qa die Eigenschaftsgröße eines der beiden ausgewählten Sätze ist,
Xa der Indikator eines der beiden ausgewählten Sätze ist,
Qb die Eigenschaftsgröße eines anderen der beiden ausgewählten Sätze ist, und
Xb der Indikator eines anderen der beiden ausgewählten Sätze ist.

Ebenso kann die vorstehend beschriebene Analysevorrichtung eine Konfiguration aufweisen, bei der die Lichtquellenvorrichtung zwischen der Erzeugung eines speziellen Lichts zum Berechnen des Indikators X und eines näherungsweise normalen weißen Lichts umschaltet und die Beitragsberechnungseinheit den Beitrag C auf der Grundlage von durch Aufnehmen eines Bilds des mit dem normalen Licht beleuchteten biologischen Gewebes erhaltenen Farbbilddaten berechnet.
Ebenso kann die vorstehend beschriebene Analysevorrichtung eine Konfiguration aufweisen, bei der das spezielle Licht ein erstes spezielles Licht, das ein durchgehendes Spektrum aufweist, das in einem ersten Wellenlängenbereich verteilt ist, in dem Licht von einer ersten und einer zweiten biologischen Substanz absorbiert wird, die in dem biologischen Gewebe enthalten sind, und ein zweites spezielles Licht umfasst, das ein durchgehendes Spektrum aufweist, das in einem zweiten Wellenlängenbereich in dem ersten Wellenlängenbereich verteilt ist, wobei die Lichtquellenvorrichtung zwischen der Erzeugung des ersten speziellen Lichts, des zweiten speziellen Lichts und des normalen Lichts umschaltet und die Einheit zur Berechnung eines Indikators den Indikator X auf der Grundlage durch Aufnehmen eines Bilds des mit dem ersten speziellen Licht beleuchteten biologischen Gewebes erhaltener erster spezieller Betrachtungsbilddaten G₁ und durch Aufnehmen eines Bilds des mit dem zweiten speziellen Licht beleuchteten biologischen Gewebes erhaltener zweiter spezieller Betrachtungsbilddaten G₂ berechnet.
Ebenso kann die vorstehend beschriebene Analysevorrichtung eine Konfiguration aufweisen, bei der die Farbbilddaten RGB-Farbbilddaten sind und die ersten speziellen Betrachtungsbilddaten G₁ und die zweiten speziellen Betrachtungsbilddaten G₂ jeweils G-Einzelfarbbilddaten sind.
Ebenso kann die vorstehend beschriebene Analysevorrichtung eine Konfiguration aufweisen, bei der die Eigenschaftsgröße Q ein molares Konzentrationsverhältnis der ersten und der zweiten biologischen Substanz ist, die in dem biologischen Gewebe enthalten sind.
Ebenso kann die vorstehend beschriebene Analysevorrichtung eine Konfiguration aufweisen, bei der die erste biologischen Substanz sauerstoffangereichertes Hämoglobin ist, die zweite biologischen Substanz reduziertes Hämoglobin ist und das molare Konzentrationsverhältnis ein Grad der Sättigung mit Sauerstoff ist.
Ebenso kann die vorstehend beschriebene Analysevorrichtung eine Konfiguration aufweisen, die eine Einheit zur Erzeugung eines Bilds der Verteilung des Konzentrationsverhältnisses umfasst, die auf der Grundlage der Eigenschaftsgröße Q ein Bild der Verteilung des Konzentrationsverhältnisses erzeugt, das eine Verteilung des molaren Konzentrationsverhältnisses der ersten und der zweiten biologischen Substanz in dem biologischen Gewebe zeigt.
Ebenso kann die vorstehend beschriebene Analysevorrichtung eine Konfiguration aufweisen, bei der die Eigenschaftsgröße Q eine Konzentration einer in dem biologischen Gewebe enthaltenen biologischen Substanz ist.
Ebenso kann die vorstehend beschriebene Analysevorrichtung eine Konfiguration aufweisen, die eine Einheit zur Erzeugung eines Bilds der Konzentrationsverteilung umfasst, die auf der Grundlage der Eigenschaftsgröße Q ein Bild der Konzentrationsverteilung erzeugt, das eine Verteilung der Konzentration der in dem biologischen Gewebe enthaltenen biologischen Substanz zeigt.
Ebenso kann die vorstehend beschriebene Analysevorrichtung eine Konfiguration aufweisen, bei der die Eigenschaftsgröße Q eine Gesamtmenge an Hämoglobin in dem biologischen Gewebe ist.
Ebenso kann die vorstehend beschriebene Analysevorrichtung so konfiguriert sein, dass sie ein Endoskop umfasst, in dem der Bildsensor in einem entfernten Endabschnitt vorgesehen ist.
Figurenliste

1 zeigt das Absorptionsspektrum von Hämoglobin bei etwa 550 nm.
2 ist ein Blockdiagramm einer Endoskopvorrichtung gemäß einer Ausführungsform der vorliegenden Erfindung.
3 zeigt das Durchlässigkeitsspektrum von in einem Bildsensor enthaltenen Farbfiltern.
4 ist eine Außenansicht eines Trommelfilters.
5 ist ein Ablaufdiagramm, das eine Bilderzeugungsverarbeitung gemäß der Ausführungsform der vorliegenden Erfindung zeigt.
6 zeigt die Ergebnisse einer Simulation der spektralen Kennlinien von biologischem Gewebe zur Beschreibung des Einflusses der Streuung auf spektrale Kennlinien.
7 ist ein Graph, der die Beziehung zwischen einer Streuungsbeitragsrate C und bei Beleuchtung mit weißem Licht erhaltenen digitalen R-, G- und B-Bilddaten zeigt.
8 ist ein Graph, in dem die Beziehung zwischen der Streuungsbeitragsrate C und einem Indikator X für jeden tatsächlichen Grad der Sättigung mit Sauerstoff SatO₂ aufgezeichnet ist.
9 ist ein Ablaufdiagramm, das eine Prozedur der Verarbeitung zur Ermittlung des Sättigungsgrads mit Sauerstoff SatO₂ auf der Grundlage des Indikators X zeigt.
10 ist ein Diagramm, das ein Verfahren zur Ermittlung des Sättigungsgrads mit Sauerstoff SatO₂ durch gewichtete Mittelwertbildung unter Verwendung des Graphen gemäß 8 darstellt.
11 zeigt ein Beispiel einer Anzeige von durch die Endoskopvorrichtung gemäß der Ausführungsform der vorliegenden Erfindung erzeugten Bildinformationen. (a) zeigt ein Beispiel einer zweidimensionalen Anzeige des Bilds der Verteilung eines Sättigungsgrads mit Sauerstoff und (b) zeigt ein Beispiel einer dreidimensionalen Anzeige des Bilds der Verteilung eines Sättigungsgrads mit Sauerstoff.
12 zeigt Beispiele einer bei der Bestimmung eines Korrekturkoeffizienten k verwendeten Kalibrierungskurve.

Beschreibung der Ausführungsformen
Nachstehend wird unter Bezugnahme auf die Zeichnungen eine Ausführungsform der vorliegenden Erfindung beschrieben.
Eine nachstehend beschriebene Endoskopvorrichtung gemäß dieser Ausführungsform der vorliegenden Erfindung ist eine Vorrichtung zum quantitativen Analysieren biologischer Informationen (beispielsweise eines Sättigungsgrads mit Sauerstoff SatO₂) eines Objekts auf der Grundlage mehrerer bei einer Beleuchtung mit Licht in unterschiedlichen Wellenlängenbereichen aufgenommener Bilder und zum Umwandeln der Ergebnisse der Analyse in ein Bild und zum Anzeigen des Bilds. Die spektralen Kennlinien von Blut (d.h. die spektralen Kennlinien von Hämoglobin) haben die Eigenschaft, sich entsprechend dem Grad der Sättigung mit Sauerstoff SatO₂ kontinuierlich zu verändern, und diese Eigenschaft wird bei der nachstehend beschriebenen quantitativen Analyse des Sättigungsgrads mit Sauerstoff SatO₂ genutzt.
Die spektralen Kennlinien von Hämoglobin und das Prinzip der Berechnung des Grads der Sättigung mit Sauerstoff
Vor der Beschreibung der genauen Konfiguration der Endoskopvorrichtung gemäß dieser Ausführungsform der vorliegenden Erfindung werden im Folgenden die spektralen Kennlinien von Hämoglobin und das Prinzip der Berechnung des Grads der Sättigung mit Sauerstoff SatO₂ bei der vorliegenden Ausführungsform beschrieben.
1 zeigt das Absorptionsspektrum von Hämoglobin bei etwa 550 nm. Hämoglobin weist bei etwa 550 nm ein durch Porphyrin bedingtes starkes Absorptionsband auf. Das Absorptionsspektrum von Hämoglobin variiert entsprechend dem Grad der Sättigung mit Sauerstoff SatO₂ (dem Anteil an sauerstoffangereichertem Hämoglobin HbO₂ an der Gesamtmenge an Hämoglobin). Die in 1 durch eine durchgehende Linie dargestellte Wellenform ist das Absorptionsspektrum in einem Fall, in dem der Grad der Sättigung mit Sauerstoff SatO₂ 100% beträgt (d.h. das Absorptionsspektrum von sauerstoffangereichertem Hämoglobin HbO₂), und die durch eine lang gestrichelte Linie dargestellte Wellenform ist das Absorptionsspektrum in einem Fall, in dem der Grad der Sättigung mit Sauerstoff SatO₂ 0% beträgt (d.h. das Absorptionsspektrum von reduziertem Hämoglobin Hb). Ebenso zeigen die kurz gestrichelten Linien die Absorptionsspektren von Hämoglobin (einer Mischung aus sauerstoffangereichertem Hämoglobin HbO₂ und reduziertem Hämoglobin Hb) bei dazwischen liegenden Graden an Sättigung mit Sauerstoff SatO₂ (10, 20, 30, ... 90%).
Wie in 1 gezeigt, weisen sauerstoffangereichertes Hämoglobin HbO₂ und (auch als desoxigeniertes Hämoglobin bezeichnetes) reduziertes Hämoglobin Hb in dem Absorptionsband bei etwa 550 nm Spitzenwellenlängen auf, die sich voneinander unterscheiden. Genauer hat sauerstoffangereichertes Hämoglobin HbO₂ eine Absorptionsspitze P1 bei einer Wellenlänge von etwa 542 nm und eine Absorptionsspitze P3 bei einer Wellenlänge von etwa 576 nm. Andererseits weist reduziertes Hämoglobin Hb eine Absorptionsspitze P2 bei etwa 556 nm auf. 1 zeigt ein Zwei-Komponenten-Absorptionsspektrum, bei dem die Summe der Konzentrationen der jeweiligen Komponenten (sauerstoffangereichertes Hämoglobin HbO₂ und reduziertes Hämoglobin Hb) konstant ist, und daher erscheinen isosbestische Punkte E1, E2, E3 und E4, bei denen die Absorption unabhängig von den Konzentrationen der jeweiligen Komponenten (d.h. dem Grad der Sättigung mit Sauerstoff SatO₂) konstant ist, in dem Spektrum. In der folgenden Beschreibung wird der zwischen den isosbestischen Punkten E1 und E2 eingeschlossene Wellenlängenbereich als Wellenlängenbereich R1 bezeichnet, der zwischen den isosbestischen Punkten E2 und E3 eingeschlossene Wellenlängenbereich wird als Wellenlängenbereich R2 bezeichnet, und der zwischen den isosbestischen Punkten E3 und E4 eingeschlossene Wellenlängenbereich wird als Wellenlängenbereich R3 bezeichnet. Ebenso wird der zwischen den isosbestischen Punkten E1 und E4 eingeschlossene Wellenlängenbereich (d.h. die Kombination der Wellenlängenbereiche R1, R2 und R3) als Wellenlängenbereich R0 bezeichnet.
Wie in 1 gezeigt, nimmt die Absorption in den Bereichen zwischen nebeneinander liegenden isosbestischen Punkten relativ zum Grad der Sättigung mit Sauerstoff SatO₂ monoton zu oder ab. Ebenso verändert sich die Absorption von Hämoglobin in den Bereichen zwischen nebeneinander liegenden isosbestischen Punkten relativ zum Grad der Sättigung mit Sauerstoff SatO₂ in etwa linear.
Genauer nimmt die Hämoglobinabsorption A_R1 und A_R3 in den Wellenlängenbereichen R1 und R3 relativ zur Konzentration des sauerstoffangereicherten Hämoglobins HbO₂ (bzw. dem Grad der Sättigung mit Sauerstoff SatO₂) linear monoton zu, und eine Hämoglobinabsorption A_R2 im Wellenlängenbereich R2 nimmt relativ zur Konzentration des reduzierten Hämoglobins Hb (1 - Grad der Sättigung mit Sauerstoff SatO₂) linear monoton zu. Dementsprechend nimmt ein durch den nachstehenden Ausdruck 2 definierter Indikator X relativ zur Konzentration des sauerstoffangereicherten Hämoglobins HbO₂ (bzw. dem Grad der Sättigung mit Sauerstoff SatO₂) linear monoton zu. $X = (A_{R 1} + A_{R 3}) - A_{R 2}$
Der vorstehende Ausdruck 2 definiert den Indikator X durch die Differenz zwischen der Absorption in Bändern, in denen das zum Grad der Sättigung mit Sauerstoff SatO₂ relative Zunahme-/Abnahmeverhalten unterschiedlich ist, doch der Indikator X kann durch einen anderen Ausdruck definiert sein, solange eine monotone (noch bevorzugter eine lineare) quantitative Beziehung zum Grad der Sättigung mit Sauerstoff SatO₂ besteht. Wie beispielsweise in dem nachstehenden Ausdruck 3 gezeigt, nimmt das Verhältnis der Summe der Absorption A_R1 und der Absorption A_R3, die relativ zum Grad der Sättigung mit Sauerstoff SatO₂ monoton zunimmt, und der Absorption A_R2, die relativ zum Grad der Sättigung mit Sauerstoff SatO₂ monoton abnimmt, relativ zum Grad der Sättigung mit Sauerstoff SatO₂ linear monoton zu, und daher ist dieses Verhältnis ein guter Indikator für den Grad der Sättigung mit Sauerstoff SatO₂. $X = (A_{R 1} + A_{R 3}) / A_{R 2}$
Dementsprechend kann der Grad der Sättigung mit Sauerstoff SatO₂ anhand des Werts des Indikators X berechnet werden, solange vorab empirisch eine quantitative Beziehung zwischen dem Grad der Sättigung mit Sauerstoff SatO₂ und dem Indikator X ermittelt wird.
Konfiguration der Endoskopvorrichtung 2 ist ein Blockdiagramm einer Endoskopvorrichtung 1 gemäß dieser Ausführungsform der vorliegenden Erfindung. Die Endoskopvorrichtung 1 gemäß der vorliegenden Ausführungsform umfasst ein elektronisches Endoskop 100, einen Prozessor 200 und einen Monitor 300. Das elektronische Endoskop 100 und der Monitor 300 sind abnehmbar mit dem Prozessor 200 verbunden. Ebenso sind eine Lichtquelleneinheit 400 und eine Bildverarbeitungseinheit 500 in den Prozessor 200 eingebaut.
Das elektronische Endoskop 100 weist einen Einführabschnitt 110 zum Einführen in eine Körperhöhle auf. Das elektronische Endoskop 100 ist im Inneren mit einer Lichtführung 131 versehen, die sich über annähernd ihre gesamte Länge erstreckt. Ein Endabschnitt (der entfernte Endabschnitt 131a) der Lichtführung 131 ist in der Nähe des entfernten Endabschnitts des Einführabschnitts 110 (des entfernten Einführendabschnitts 111) angeordnet, und der andere Endabschnitt (der Basisendabschnitt 131b) der Lichtführung 131 ist mit dem Prozessor 200 verbunden. Die in den Prozessor 200 eingebaute Lichtquelleneinheit 400 umfasst eine Lichtquellenlampe 430, die hochintensives weißes Licht WL erzeugt. Eine Xenonlampe, eine Metall-Halogenid-Lampe, eine LED-Lampe, eine Halogenlampe oder dergleichen wird als Lichtquellenlampe 430 verwendet. Das von der Lichtquelleneinheit 400 erzeugte Beleuchtungslicht IL tritt in den Basisendabschnitt 131b der Lichtführung 131 ein, passiert die Lichtführung 131 und wird zum entfernten Endabschnitt 131a geleitet und tritt dann aus dem entfernten Endabschnitt 131a aus. Eine gegenüber dem entfernten Endabschnitt 131a der Lichtführung 131 angeordnete Lichtverteilungslinse 132 ist am entfernten Einführendabschnitt 111 des elektronischen Endoskops 100 vorgesehen, und das Beleuchtungslicht IL, das am entfernten Endabschnitt 131a der Lichtführung 131 austritt, passiert die Lichtverteilungslinse 132 und beleuchtet biologisches Gewebe T in der Nähe des entfernten Einführendabschnitts 111.
Ebenso ist der entfernte Einführendabschnitt 111 mit einem optischen Objektivsystem 121 und einem Bildsensor 141 versehen. Ein von der Oberfläche des biologischen Gewebes T reflektierter und gestreuter Teil des Lichts (zurückgeworfenes Licht) tritt in das optische Objektivsystem 121 ein, wird kondensiert und bildet ein Bild auf der Lichtaufnahmefläche des Bildsensors 141. Der Bildsensor 141 gemäß der vorliegenden Ausführungsform ist ein CCD-Bildsensor (CCD, Charge Coupled Device, ladungsträgergekoppelte Schaltung) zur Aufnahme von Farbbildern und umfasst ein Farbfilter 141a auf seiner Lichtaufnahmefläche, es kann jedoch ein anderer Typ von Bildsensor wie ein CMOS-Bildsensor (CMOS, Complementary Metal Oxide Semiconductor, komplementärer Metalloxid-Halbleiter) verwendet werden. Das Farbfilter 141a umfasst eine Anordnung von R-Filtern, die rotes Licht durchlassen (eindringen lassen), G-Filtern, die grünes Licht durchlassen, und B-Filtern, die blaues Licht durchlassen, und ist ein sogenanntes auf dem Chip ausgeführtes Filter, das direkt auf dem Lichtaufnahmeelement des Bildsensors 141 ausgebildet ist. Die R-, G- und B-Filter des Farbfilters 141a haben die in 3 gezeigten spektralen Kennlinien. Genauer sind die R-Filter gemäß der vorliegenden Ausführungsform Filter, die Licht mit einer Wellenlänge von mehr als ca. 570 nm durchlassen, die G-Filter sind Filter, die Licht mit einer Wellenlänge von ca. 470 nm bis 620 nm durchlassen, und die B-Filter sind Filter, die Licht mit einer Wellenlänge von weniger als ca. 530 nm durchlassen.
Der Bildsensor 141 wird so gesteuert, dass er synchron mit einer Signalverarbeitungsschaltung 550 arbeitet, die später beschrieben wird, und periodisch (beispielsweise in Intervallen von 1/30 Sekunde) ein Bilderzeugungssignal ausgibt, das dem auf der Lichtaufnahmefläche erzeugten Bild entspricht. Das vom Bildsensor 141 ausgegebene Bilderzeugungssignal wird über ein Kabel 142 an die Bildverarbeitungseinheit 500 des Prozessors 200 gesendet.
Die Bildverarbeitungseinheit 500 umfasst eine A/D-Wandlerschaltung 510, einen temporären Speicher 520, eine Steuereinheit 530, einen Videospeicher 540 und eine Signalverarbeitungsschaltung 550. Die A/D-Wandlerschaltung 510 führt eine A/D-Wandlung an einem vom Bildsensor 141 des elektronischen Endoskops 100 empfangenen Bilderzeugungssignal durch und gibt die erhaltenen digitalen Bilddaten aus. Die von der A/D-Wandlerschaltung 510 ausgegebenen digitalen Bilddaten werden an den temporären Speicher 520 gesendet und in diesem gespeichert.
Diese digitalen Bilddaten umfassen von den Lichtaufnahmeelementen, auf denen die R-Filter montiert sind, erhaltene digitale R-Bilddaten, von den Lichtaufnahmeelementen, auf denen die G-Filter montiert sind, erhaltene digitale G-Bilddaten und von den Lichtaufnahmeelementen, auf denen die B-Filter montiert sind, erhaltene digitale B-Bilddaten. In der vorliegenden Beschreibung werden die digitalen R-Bilddaten, die digitalen G-Bilddaten und die digitalen B-Bilddaten auch als Einzelfarbbilddaten (R-Einzelfarbbilddaten, G-Einzelfarbbilddaten und B-Einzelfarbbilddaten) bezeichnet.
Die Steuereinheit 530 verarbeitet einen oder mehrere Sätze in dem temporären Speicher 520 gespeicherter digitaler Bilddaten, um einen Satz von Anzeigebilddaten zu erzeugen, und sendet die Anzeigebilddaten an den Videospeicher 540. Die Steuereinheit 530 erzeugt beispielsweise auf der Grundlage der aus einem Satz digitaler Bilddaten erzeugten Anzeigebilddaten, auf der Grundlage von Anzeigebilddaten, in denen mehrere Sätze digitaler Bilddaten nebeneinander angeordnet sind, oder auf der Grundlage mehrerer Sätze digitaler Bilddaten für jedes Pixel (x,y) ein Reflexionsspektrum für das biologische Gewebe T, verwendet dann das Reflexionsspektrum zur Erzeugung von Anzeigebilddaten, die gesunde Stellen und Läsionsstellen identifizieren und anzeigen, oder zur Erzeugung von Anzeigebilddaten, die einen Graphen des Reflexionsspektrums des biologischen Gewebes T anzeigen, der einem bestimmten Pixel (x,y) entspricht, und speichert die Anzeigebilddaten dann in dem Videospeicher 540. Die Signalverarbeitungsschaltung 550 erzeugt auf der Grundlage der im Videospeicher 540 gespeicherten Anzeigebilddaten ein Videosignal in einem vorgegebenen Format (beispielsweise einem mit den NTSC- oder DVI-Normen konformen Format) und gibt das Videosignal aus. Das von der Signalverarbeitungsschaltung 550 ausgegebene Videosignal wird von dem Monitor 300 empfangen. Ein von dem elektronischen Endoskop 100 aufgenommenes Endoskopbild oder dergleichen wird dann auf dem Monitor 300 angezeigt.
Auf diese Weise umfasst der Prozessor 200 sowohl die Funktionalität eines Videoprozessors, der von dem Bildsensor 141 des elektronischen Endoskops 100 ausgegebene Bilderzeugungssignale verarbeitet, als auch die Funktionalität einer Lichtquellenvorrichtung, die der Lichtführung 131 des elektronischen Endoskops 100 das Beleuchtungslicht IL zuführt, das der Beleuchtung des biologischen Gewebes T dient, das das Objekt der Bilderzeugung ist.
Neben der vorstehend beschriebenen Lichtquelle 430 umfasst die Lichtquelleneinheit 400 auch eine Sammellinse 440, ein Trommelfilter 410, eine Filtersteuereinheit 420 und eine Sammellinse 450. Näherungsweise paralleles weißes Licht WL, das aus der Lichtquelle 430 austritt, wird von der Sammellinse 440 kondensiert, passiert das Trommelfilter 410, wird dann erneut von der Sammellinse 450 kondensiert und tritt dann in den Basisendabschnitt 131b der Lichtführung 131 ein. Das Trommelfilter 410 kann durch eine (nicht dargestellte) Bewegungseinrichtung wie eine lineare Führungsbahn zwischen einer Anwendungsposition (durchgehende Linien) auf der optischen Bahn des weißen Lichts WL und einer zurückgezogenen Position (gestrichelte Linien) außerhalb der optischen Bahn bewegt werden.
Es wird darauf hingewiesen, dass die Konfiguration der Lichtquelleneinheit 400 nicht auf die in 2 gezeigte Konfiguration beschränkt ist. So kann beispielsweise eine Lampe, die konvergentes Licht erzeugt, als Lichtquelle 430 verwendet werden. In diesem Fall kann eine Konfiguration verwendet werden, bei der beispielsweise weißes Licht WL kondensiert wird, bevor es die Sammellinse 440 erreicht, und dann veranlasst wird, als zerstreutes Licht in die Sammellinse 440 einzutreten. Ebenso kann eine Konfiguration verwendet werden, bei der die Sammellinse 440 nicht verwendet wird und konvergentes Licht von der Lichtquelle 430 in der Nähe des Trommelfilters 410 kondensiert wird.
Ebenso kann eine Konfiguration verwendet werden, bei der die Sammellinse 440 nicht verwendet wird und von der Lichtquelle 430 erzeugtes, näherungsweise paralleles Licht veranlasst wird, direkt in das Trommelfilter 410 einzutreten.
Ebenso kann im Falle der Verwendung einer Lampe, die konvergentes Licht erzeugt, eine Konfiguration verwendet werden, bei der anstelle der Sammellinse 440 eine Kollimatorlinse verwendet wird, um das weiße Licht WL, das sich in einem näherungsweise parallelen Zustand befindet, zu veranlassen, in das Trommelfilter 410 einzutreten. So kann beispielsweise im Falle der Verwendung eines optischen Interferenzfilters wie eines mehrschichtigen dielektrischen Filters als Trommelfilter 410 durch Veranlassen des näherungsweise parallelen weißen Lichts WL zum Eintritt in das Trommelfilter 410 der Auftreffwinkel des weißen Lichts WL auf das optische Filter gleichmäßig eingestellt werden, wodurch das Erzielen günstigerer Filterkennlinien ermöglicht wird.
Ebenso kann eine Lampe, die divergentes Licht erzeugt, als Lichtquelle 430 eingesetzt werden. Auch in diesem Fall kann eine Konfiguration verwendet werden, bei der anstelle der Sammellinse 440 eine Kollimatorlinse verwendet wird, um näherungsweise paralleles weißes Licht WL zu veranlassen, in das Trommelfilter 410 einzutreten.
Das Trommelfilter 410 ist eine plattenartige optische Einheit, die mehrere optische Filter umfasst und so konfiguriert ist, dass der durchgelassene Wellenlängenbereich entsprechend dem Drehwinkel (oder der Phase) umgeschaltet wird. Der Drehwinkel des Trommelfilters 410 wird durch die Filtersteuereinheit 420 gesteuert, die mit der Steuereinheit 530 verbunden ist. Die Steuereinheit 530 steuert den Drehwinkel des Trommelfilters 410 über die Filtersteuereinheit 420, wodurch das Spektrum des Beleuchtungslichts umgeschaltet wird, das das Trommelfilter 410 passiert und der Lichtführung 131 zugeführt wird.
4 ist eine Außenansicht (Vorderansicht) des Trommelfilters 410. Das Trommelfilter 410 umfasst einen näherungsweise plattenförmigen Rahmen 411 und vier optische Filter 415, 416, 417 und 418, die die Form kreisförmiger Fächer aufweisen. Vier Fenster 414a, 414b, 414c und 414d, die die Form kreisförmiger Fächer aufweisen, sind mit gleichmäßigen Spalten zwischen einander um die Mittelachse des Rahmens 411 ausgebildet, und die optischen Filter 415, 416, 417 und 418 sind jeweils in die Fenster 414a, 414b, 414c und 414d eingepasst. Es wird darauf hingewiesen, dass sämtliche optischen Filter gemäß der vorliegenden Ausführungsform mehrschichtige dielektrische Filter sind, jedoch ein anderer Typ von optischem Filter (beispielsweise ein optisches Absorptionsfilter oder ein Etalonfilter, das einen mehrschichtigen dielektrischen Film als Reflexionsfilm nutzt) verwendet werden kann.
Ebenso ist ein Nabenloch 412 auf der Mittelachse des Rahmens 411 ausgebildet. Eine Ausgangswelle der Filtersteuereinheit 420 ist in das Nabenloch 412 eingeführt und an diesem befestigt, und das Trommelfilter 410 dreht sich gemeinsam mit der Ausgangswelle der Filtersteuereinheit 420.
Obwohl in 4 der Status gezeigt ist, in dem weißes Licht WL in das optische Filter 415 eintritt, schaltet das optische Filter, in das das weiße Licht WL eintritt, in der angegebenen Reihenfolge nacheinander zwischen den optischen Filtern 415, 416, 417 und 418 um, wenn das Trommelfilter 410 in der durch den Pfeil angezeigten Richtung gedreht wird, und dadurch wird das Spektrum des Beleuchtungslichts IL umgeschaltet, das das Trommelfilter 410 passiert.
Die optischen Filter 415 und 416 sind optische Bandpassfilter, die selektiv Licht im 550-nm-Band durchlassen. Wie in 1 gezeigt, ist das optische Filter 415 so konfiguriert, dass es ein Passieren von Licht im Wellenlängenbereich der isosbestischen Punkte E1 bis E4 (d.h. dem Wellenlängenbereich R0 (auch als „erster Wellenlängenbereich für die Beleuchtung“ bezeichnet)) mit geringem Verlust zulässt und Licht in anderen Wellenlängenbereichen blockiert. Ebenso ist das optische Filter 416 so konfiguriert, dass es ein Passieren von Licht im Wellenlängenbereich von den isosbestischen Punkten E2 bis E3 (d.h. dem Wellenlängenbereich R2 (auch als der „zweite Wellenlängenbereich für die Beleuchtung“ bezeichnet)) mit geringem Verlust zulässt und Licht in anderen Wellenlängenbereichen blockiert.
Wie in 1 gezeigt, umfasst der Wellenlängenbereich R1 die von sauerstoffangereichertem Hämoglobin HbO₂ herrührende Spitzenwellenlänge der Absorptionsspitze P1, der Wellenlängenbereich R2 umfasst die von reduziertem Hämoglobin Hb herrührende Spitzenwellenlänge der Absorptionsspitze P2, und der Wellenlängenbereich R3 umfasst die von sauerstoffangereichertem Hämoglobin HbO₂ herrührende Spitzenwellenlänge der Absorptionsspitze P3. Ebenso umfasst der Wellenlängenbereich RO die Spitzenwellenlängen der Absorptionsspitzen P1, P2 und P3.
Die durchgelassenen Wellenlängenbereiche der optischen Filter 415 und 416 (1) sind in dem durchgelassenen Wellenlängenbereich der G-Filter der Farbfilter 141a enthalten (3). Dementsprechend wird ein durch Licht, das die optischen Filter 415 und 416 passiert, auf der Lichtaufnahmefläche des Bildsensors 141 erzeugtes Bild von den Lichtaufnahmeelementen empfangen, auf denen die G-Filter montiert sind, und als digitale G-Bilddaten ermittelt.
Das optische Filter 417 ist so konstruiert, dass es das selektive Passieren nur des Lichts im 650-nm-Band (630 bis 650 nm) zulässt, wobei dies ein Wellenlängenbereich mit geringer Absorption durch Hämoglobin ist. Der durchgelassene Wellenlängenbereich des optischen Filters 417 ist im durchgelassenen Wellenlängenbereich der R-Filter der Farbfilter 141a enthalten (3). Dementsprechend wird von den Lichtaufnahmeelementen, auf denen die R-Filter montiert sind, ein von Licht, das die optischen Filter 417 passiert, erzeugtes Bild empfangen und als digitale R-Bilddaten erhalten. Die unter Verwendung von Beleuchtungslicht im 650-nm-Band erhaltenen Bilddaten werden bei der später beschriebenen Standardisierungsverarbeitung verwendet.
Ebenso ist das optische Filter 418 ein Ultraviolett-Sperrfilter, und das Beleuchtungslicht IL, das das optische Filter 418 passiert (d.h. weißes Licht) wird bei der Aufnahme eines normalen Betrachtungsbilds verwendet. Es wird darauf hingewiesen, dass eine Konfiguration möglich ist, bei der das optische Filter 418 nicht verwendet wird und das Fenster 414d des Rahmens 411 offen ist. Ebenso wird in der vorliegenden Beschreibung Beleuchtungslicht, das das optische Filter 415, 416 oder 417 passiert, auch als spezielles Licht (oder spezielles Betrachtungslicht) bezeichnet, und weißes Licht (oder Breitbandlicht), das das optische Filter 418 passiert, wird auch als normales Licht (oder normales Betrachtungslicht) bezeichnet.
Ein Lichtdämpfungsfilter (ND-Filter) 419 ist über dem optischen Filter 415 in dem Fenster 414a befestigt. Das Lichtdämpfungsfilter 419 weist über den gesamten sichtbaren Lichtbereich kaum eine Wellenlängenabhängigkeit auf und verringert fast ohne jede Veränderung des Spektrums des Beleuchtungslichts IL lediglich die Menge des Lichts. Durch die Verwendung des Lichtdämpfungsfilters 419 wird die Menge des Beleuchtungslichts IL, das das optische Filter 415 und das Lichtdämpfungsfilter 419 passiert, näherungsweise auf die gleiche Menge an Beleuchtungslicht IL eingestellt, die das optische Filter 416 passiert. Dementsprechend ist es unabhängig davon, ob Beleuchtungslicht IL verwendet wird, dass das optische Filter 415 oder das optische Filter 416 passiert hat, möglich, ein Bild mit der gleichen Belichtungsdauer und einer geeigneten Belichtung aufzunehmen.
Bei der vorliegenden Ausführungsform wird ein feines Metallgeflecht als Lichtdämpfungsfilter 419 verwendet. Neben einem Metallgeflecht kann ein anderer Typ von Lichtdämpfungsfilter wie ein Reflexions- oder Absorptionstyp verwendet werden. Ebenso ist eine Konfiguration möglich, bei der kein Lichtdämpfungsfilter verwendet wird und die Durchlassraten der optischen Filter 415 und 416 selbst eingestellt werden. Ebenso kann auch an den Fenstern 414c und 414d ein Lichtdämpfungsfilter befestigt sein. Überdies kann die durchgelassene Lichtmenge durch Verändern der Mittelpunktswinkel (d.h. der Öffnungsabmessungen) der Fenster 414a bis 414d eingestellt werden. Darüber hinaus ist eine Konfiguration möglich, bei der kein Lichtdämpfungsfilter verwendet wird und die Belichtungsdauer für jedes verwendete optische Filter eingestellt wird.
In dem Umfangskantenabschnitt des Rahmens 411 ist eine Durchgangsbohrung 413 ausgebildet. Die Durchgangsbohrung 413 ist in der gleichen Drehstellung wie der Übergangsabschnitt zwischen dem Fenster 414a und dem Fenster 414d ausgebildet. Ein Photounterbrecher 422 zur Erfassung der Durchgangsbohrung 413 ist so am Umfang des Rahmens 411 angeordnet, dass er einen Abschnitt des Umfangskantenabschnitts des Rahmens 411 umgibt. Der Photounterbrecher 422 ist mit der Filtersteuereinheit 420 verbunden.
Die Endoskopvorrichtung 1 gemäß der vorliegenden Ausführungsform verfügt über vier Betriebsmodi, nämlich einen normalen Betrachtungsmodus, einen Spektralanalysemodus (Anzeige eines Bilds der Verteilung des Sättigungsgrads mit Sauerstoff), einen Basismessmodus und eine Kalibriermodus. Zwischen diesen Betriebsmodi wird durch eine Betätigung durch einen Benutzer umgeschaltet. Der normale Betrachtungsmodus ist ein Betriebsmodus zum Aufnehmen von Farbbildern unter Verwendung von weißem Licht, das das optische Filter 418 passiert. Der Spektralanalysemodus ist ein Modus zur Durchführung einer Spektralanalyse auf der Grundlage unter Verwendung von Beleuchtungslicht, das die optischen Filter 415, 416 und 417 passiert, erhaltener digitaler Bilddaten und zum Anzeigen eines Bilds der Biomolekülverteilung von biologischem Gewebe (beispielsweise eines Bilds der Verteilung des Sättigungsgrads mit Sauerstoff). Der Basismessmodus ist ein Modus zur Durchführung einer Bilderzeugung unter Verwendung von Beleuchtungslicht, das die optischen Filter 415, 416 und 417 passiert vor (oder nach) der Durchführung einer tatsächlichen endoskopischen Betrachtung unter Verwendung einer Farbreferenzplatte wie eines achromatischen Diffusors (beispielsweise Milchglas) oder eines Standardreflektors als Objekt der Bilderzeugung und zur Ermittlung von Daten zur Verwendung bei der später beschriebenen Standardisierungsverarbeitung. Der Kalibriermodus ist eine Verarbeitung zur Durchführung einer Spektralanalyse an einer Standardprobe, deren Kennlinie wie der Grad der Sättigung mit Sauerstoff SatO₂ bereits bekannt ist, und zur derartigen Einstellung eines Parameters (eines später beschriebenen Korrekturkoeffizienten k), dass die Differenz zwischen einem Analyseergebnis und der Bezugsgröße (oder dem theoretischen Wert) der Kennlinie der Standardprobe aufgehoben wird.
Im normalen Betrachtungsmodus steuert die Steuereinheit 530 die Bewegungseinrichtung zur Bewegung des Trommelfilters 410 aus der Anwendungsposition in die zurückgezogene Position. Es wird darauf hingewiesen, dass das Trommelfilter 410 in den Betriebsmodi mit Ausnahme des normalen Betrachtungsmodus in der Anwendungsposition angeordnet ist. Ebenso steuert die Steuereinheit 530 in einem Fall, in dem das Trommelfilter 410 keine Bewegungseinrichtung aufweist, die Filtersteuereinheit 420 so, dass das Trommelfilter 410 in einer Position angehalten wird, in der das weiße Licht WL in das optische Filter 418 eintritt. Dann werden von dem Bildsensor 141 erhaltene digitale Bilddaten den Erfordernissen entsprechend einer Bildverarbeitung unterzogen und anschließend in ein Videosignal umgewandelt und auf dem Monitor 300 angezeigt.
Im Spektralanalysemodus steuert die Steuereinheit 530 die Filtersteuereinheit 420 so, dass das Trommelfilter 410 so angesteuert wird, dass es sich mit einer konstanten Drehfrequenz dreht und unter Verwendung von Beleuchtungslicht, das die optischen Filter 415, 416, 417 und 418 passiert, nacheinander Bilder des biologischen Gewebes T aufnimmt. Dann wird auf der Grundlage der unter Verwendung der optischen Filter 415, 416 und 417 erhaltenen digitalen Bilddaten ein Bild erzeugt, das die Verteilung von Biomolekülen in dem biologischen Gewebe zeigt, und anschließend wird ein Anzeigebildschirm erzeugt, der das erzeugte Bild und das unter Verwendung des optischen Filters 418 erhaltene normale Betrachtungsbild in ein Videosignal umgewandelt, nebeneinander anordnet und auf dem Monitor 300 anzeigt.
Im Spektralanalysemodus erfasst die Filtersteuereinheit 420 die Phase der Drehung des Trommelfilters 410 auf der Grundlage des Zeitpunkts der Erfassung der Durchgangsbohrung 413 durch den Photounterbrecher 422, vergleicht die erfasste Phase mit der Phase eines von der Steuereinheit 530 zugeführten Auslösesignals und stellt die Phase der Drehung des Trommelfilters 410 ein. Das Auslösesignal von der Steuereinheit 530 wird mit dem Ansteuersignal für den Bildsensor 141 synchronisiert. Dementsprechend wird das Trommelfilter 410 so angesteuert, das es sich mit einer im Wesentlichen konstanten Drehfrequenz synchron mit der Ansteuerung des Bildsensors 141 dreht. Genauer wird die Drehung des Trommelfilters 410 so gesteuert, dass dasjenige der optischen Filter 415 bis 418 (Fenster 414a - d), in das das weiße Licht WL eintritt, jedes Mal umgeschaltet wird, wenn von dem Bildsensor 141 ein Bild (drei R-, G- und B-Rahmen) aufgenommenen wird.
Im Basismessmodus steuert die Steuereinheit 530 die Filtersteuereinheit 420 so, dass das Trommelfilter 410 gedreht wird und unter Verwendung von Beleuchtungslicht IL, das die optischen Filter 415, 416, und 417 passiert, nacheinander Bilder einer Farbreferenzplatte aufgenommen werden. Sätze unter Verwendung von Beleuchtungslicht IL, das die optischen Filter 415 und 416 passiert, erhaltener digitaler G-Bilddaten werden in einem internen Speicher 531 der Steuereinheit 530 als Basisbilddatensätze BL₄₁₅(x,y) und BL₄₁₆(x,y) gespeichert. Ebenso werden unter Verwendung von Beleuchtungslicht IL, das das optische Filter 417 passiert, erhaltene digitale R-Bilddaten als Basisbilddaten BL₄₁₇(x,y) in dem internen Speicher 531 der Steuereinheit 530 gespeichert.
Als nächstes wird die von der Bildverarbeitungseinheit 500 im Spektralanalysemodus ausgeführte Bilderzeugungsverarbeitung beschrieben. Es wird darauf hingewiesen, dass die Bildverarbeitungseinheit 500 den Indikator X gemäß dieser Ausführungsform der vorliegenden Erfindung wie später beschrieben berechnet und daher auch als „Einheit zur Berechnung eines Indikators“ bezeichnet wird. Ebenso ermittelt die Bildverarbeitungseinheit 500 wie später beschrieben auf der Grundlage des Indikators X einen Grad der Sättigung mit Sauerstoff SatO₂ und eine Gesamtmenge an Hämoglobin, bei denen es sich um Eigenschaftsgrößen biologischen Gewebes handelt, und wird daher auch als „Einheit zur Ermittlung einer Eigenschaftsgröße“ bezeichnet. 5 ist ein Ablaufdiagramm, das eine Bilderzeugungsverarbeitung (einschließlich einer Verarbeitung zur Berechnung des Indikators und einer Verarbeitung zur Ermittlung einer Eigenschaftsgröße) zeigt.
Wurde der Spektralanalysemodus ausgewählt, steuert die Filtersteuereinheit 420 das Trommelfilter 410 so an, dass es sich mit einer konstanten Drehfrequenz dreht, wie vorstehend beschrieben. Das Beleuchtungslicht IL wird von der Lichtquelleneinheit 400 sukzessive zugeführt und passiert dann die optischen Filter 415, 416, 417 und 418, und es werden unter Verwendung der jeweiligen Typen von Beleuchtungslicht IL nacheinander Bilder aufgenommen (Verarbeitung S1). Genauer werden unter Verwendung von Beleuchtungslicht IL, das das optische Filter 415 passiert, erhaltene digitale G-Bilddaten G₄₁₅(x,y), unter Verwendung von Beleuchtungslicht IL, das das optische Filter 416 passiert, erhaltene digitale G-Bilddaten G₄₁₆(x,y), unter Verwendung von Beleuchtungslicht IL, das das optische Filter 417 passiert, erhaltene digitale R-Bilddaten R₄₁₇(x,y) und unter Verwendung von Beleuchtungslicht IL (weißem Licht), das das optische Filter (das Ultraviolett-Sperrfilter) 418 passiert, erhaltene digitale R-Bilddaten R₄₁₈(x,y), digitale G-Bilddaten G₄₁₈(x,y) und digitale B-Bilddaten B₄₁₈(x,y) in dem internen Speicher 532 der Steuereinheit 530 gespeichert.
Als nächstes führt die Bildverarbeitungseinheit 500 eine Pixelauswahlverarbeitung S2 zur Auswahl von Pixeln aus, die unter Verwendung der digitalen R-Bilddaten R₄₁₈(x,y), der digitalen G-Bilddaten G₄₁₈(x,y) und der digitalen B-Bilddaten B₄₁₈(x,y), die in der Verarbeitung S1 ermittelt wurden, einer anschließenden Analyseverarbeitung (der Verarbeitung S3 - S8) unterzogen werden sollen. An Stellen, an denen kein Blut enthalten ist, oder an Stellen, an denen die Farbe des Gewebes vorwiegend von einer anderen Substanz als Hämoglobin beeinflusst wird, wird selbst dann kein brauchbarer Wert ermittelt, wenn der Grad der Sättigung mit Sauerstoff SatO₂ oder der Blutfluss auf der Grundlage der Farbinformationen des Pixels berechnet wird, sondern es ergibt sich statt dessen einfach ein Rauschen. Wird ein derartiges Rauschen berechnet und einem Arzt präsentiert, stellt dies nicht nur eine Behinderung der Diagnose des Arztes dar, sondern hat auch die schädliche Wirkung, die Bildverarbeitungseinheit 500 einer unnötigen Belastung auszusetzen und die Verarbeitungsgeschwindigkeit zu verringern. In Anbetracht dessen ist die Bilderzeugungsverarbeitung gemäß der vorliegenden Ausführungsform so konfiguriert, dass für eine Analyseverarbeitung geeignete Pixel (d.h. Pixel, deren Farbinformationen für die spektroskopischen Merkmale von Hämoglobin geeignet sind) ausgewählt werden und die Analyseverarbeitung nur an den ausgewählten Pixeln ausgeführt wird.
Bei der Pixelauswahlverarbeitung S2 werden nur Pixel als Zielpixel für die Analyseverarbeitung ausgewählt, die sämtliche Bedingungen der nachstehenden Ausdrücke 4, 5 und 6 erfüllen. $B_{418} (x, y) / G_{418} (x, y) > a_{1}$
$R_{418} (x, y) / G_{418} (x, y) > a_{2}$
$R_{418} (x, y) / B_{418} (x, y) > a_{3}$
Hierbei sind a₁, a₂ und a₃ positive Konstanten.
Die drei vorstehenden bedingenden Ausdrücke sind auf der Grundlage der Größenbeziehung zwischen den Werten der Farbkomponenten in Farbbildern von Blut (G-Komponente < B-Komponente < R- Komponente) eingestellt. Es wird darauf hingewiesen, dass die Pixelauswahlverarbeitung S2 unter Verwendung von nur einem oder zwei der vorstehenden drei bedingenden Ausdrücke ausgeführt werden kann (bei einer Konzentration auf die für Blut spezifische Farbe Rot beispielsweise unter Verwendung nur der Ausdrücke 5 und 6).
Als nächstes führt die Bildverarbeitungseinheit 500 eine Standardisierungsverarbeitung durch. Die Standardisierungsverarbeitung gemäß der vorliegenden Ausführungsform umfasst eine erste Standardisierungsverarbeitung S3 zur Korrektur von Merkmalen der Endoskopvorrichtung 1 selbst (beispielsweise des Durchlassvermögens der optischen Filter und der Lichtempfindlichkeit des Bildsensors) und eine zweite Standardisierungsverarbeitung S4 zur Korrektur einer durch den Zustand der Oberfläche des biologischen Gewebes T, das das Objekt der Bilderzeugung ist, oder Differenzen zwischen den Auftreffwinkeln des Beleuchtungslichts IL auf dem biologischen Gewebe T verursachten Variation des Reflexionsfaktors.
Bei dieser Standardisierungsverarbeitung verwendet die Bildverarbeitungseinheit 500 den nachstehenden Ausdruck 7 zur Berechnung eines standardisierten Reflexionsfaktors SR₄₁₅(x,y) auf der Grundlage der unter Verwendung von Beleuchtungslicht IL, das das optischen Filter 415 passiert, erhaltenen digitalen G-Bilddaten G₄₁₅(x,y), der unter Verwendung von Beleuchtungslicht IL, das das optische Filter 417 passiert, erhaltenen digitalen R-Bilddaten R₄₁₇(x,y) und der Basisbilddaten BL₄₁₅(x,y) und BL₄₁₇(x,y). Es wird darauf hingewiesen, dass durch Dividieren der Sätze digitaler Bilddaten G₄₁₅(x,y) und R₄₁₇(x,y) durch die entsprechenden Sätze von Basisbilddaten BL₄₁₅(x,y) und BL₄₁₇(x,y) ein von den Kennlinien der Endoskopvorrichtung 1 (der Instrumentenfunktion) abhängiges Element entfernt wird (erste Standardisierungsverarbeitung S3). Ebenso korrigiert ein Dividieren der digitalen G-Bilddaten G₄₁₅(x,y) durch die digitalen R-Bilddaten R₄₁₇(x,y) eine durch den Zustand der Oberfläche des biologischen Gewebes T oder Differenzen zwischen den Auftreffwinkeln des Beleuchtungslichts IL auf dem biologischen Gewebe T verursachte Schwankung des Reflexionsfaktors (zweite Standardisierungsverarbeitung S4). $S R_{415} (x, y) = \frac{\frac{G_{415} (x, y)}{B L_{415} (x, y)}}{\frac{R_{417} (x, y)}{B L_{417} (x, y)}}$
Ähnlich wird unter Verwendung des nachstehenden Ausdrucks 8 ein standardisierter Reflexionsfaktor SR₄₁₆(x,y) berechnet. $S R_{416} (x, y) = \frac{\frac{G_{416} (x, y)}{B L_{416} (x, y)}}{\frac{R_{417} (x, y)}{B L_{417} (x, y)}}$
Die nachstehenden Ausdrücke 9 und 10 werden verwendet, um jeweils die Absorption A₄₁₅(x,y) und A₄₁₆(x,y) des biologischen Gewebes T in Bezug auf Beleuchtungslicht IL zu berechnen, das die optischen Filter 415 und 416 passiert (Verarbeitung S5). $A_{415} (x, y) = - log [S R_{415} (x, y)]$
$A_{416} (x, y) = - log [S R_{416} (x, y)]$
Es wird darauf hingewiesen, dass die Absorption A₄₁₅(x,y) und A₄₁₆(x,y) unter Verwendung der nachstehenden Ausdrücke 11 und 12 auch näherungsweise berechnet werden kann. $A_{415} (x, y) = - S R_{415} (x, y)$
$A_{416} (x, y) = - S R_{416} (x, y)$
Ebenso es ist möglich, die vorstehend beschriebene Standardisierungsverarbeitung (Verarbeitungen S3, S4) zu umgehen und eine einfache Spektralanalyse auszuführen. In diesem Fall wird die Absorption A₄₁₅(x,y) und A₄₁₆(x,y) unter Verwendung der nachstehenden Ausdrücke 13 und 14 berechnet. $A_{415} (x, y) = - log G_{415} (x, y)$
$A_{416} (x, y) = - log G_{416} (x, y)$
Ebenso kann in diesem Fall die Absorption A₄₁₅(x,y) und A₄₁₆(x,y) unter Verwendung der nachstehenden Ausdrücke 15 und 16 auch näherungsweise berechnet werden. $A_{415} (x, y) = - G_{415} (x, y)$
$A_{416} (x, y) = - G_{416} (x, y)$
Ebenso bestehen, wie aus der in 1 gezeigten Beziehung zwischen den Hämoglobin absorbierenden Wellenlängenbereichen R1, R2 und R3 und den durchgelassenen Wellenlängenbereichen der optischen Filter 415 und 416 deutlich hervorgeht, die in den nachstehenden Ausdrücken 17 und 18 gezeigten Beziehungen zwischen der Absorption A_R1(x,y), A_R2(x,y) und A_R3(x,y) des biologischen Gewebes T in Bezug auf die Wellenlängenbereiche R1, R2 und R3 und die Absorption A₄₁₅(x,y) und A₄₁₆(x,y) des biologischen Gewebes T in Bezug auf das Beleuchtungslicht IL, das die optischen Filter 415 und 416 passiert. $A_{R 1} (x, y) + A_{R 3} (x, y) = A_{415} (x, y) - k A_{416} (x, y)$
$A_{R 2} (x, y) = k A_{416} (x, y)$
Dementsprechend wird der Indikator X (Ausdruck 2) durch den nachstehenden Ausdruck 19 ausgedrückt. $\begin{matrix} X (x, y) = [A_{R 1} (x, y) + A_{R 3} (x, y)] - A_{R 2} (x, y) \\ = [A_{415} (x, y) - k A_{416} (x, y)] - k A_{416} (x, y) \\ = A_{415} (x, y) - 2 k A_{416} (x, y) \end{matrix}$
Ebenso wird der Indikator X (Ausdruck 3) auch durch den nachstehenden Ausdruck 20 ausgedrückt. $\begin{matrix} X (x, y) = [A_{31} (x, y) + A_{R 3} (x, y)] / A_{R 2} (x, y) \\ = [A_{415} (x, y) - k A_{416} (x, y)] / k A_{416} (x, y) \\ = \frac{1}{k} \cdot \frac{A_{415} (x, y)}{A_{416} (x, y)} - 1 \end{matrix}$
Dabei ist k eine Konstante (ein Korrekturkoeffizient). Die optischen Filter 415 und 416 weisen durchgelassene Wellenlängenbereiche von sehr unterschiedlichen Breiten auf, und die Menge des durchgelassenen Lichts unterscheidet sich bei ihnen ebenfalls stark. Aus diesem Grund wird, wie vorstehend beschrieben, die Lichtmenge durch Anordnen des Lichtdämpfungsfilters 419 über dem optischen Filter 415 eingestellt, das eine hohe Lichtdurchlässigkeitsrate aufweist, so dass selbst dann die gleiche Belichtungsdauer und eine angemessene Belichtung erhalten werden, wenn die optischen Filter umgeschaltet werden. Dadurch geht die quantitative Beziehung zwischen der unter Verwendung des optischen Filters 415 ermittelten Absorption A₄₁₅(x,y) und der unter Verwendung des optischen Filters 416 ermittelten Absorption A₄₁₆(x,y) verloren. Ebenso ist die Durchdringungsrate bei den durchgelassenen Wellenlängenbereichen der optischen Filters 415 und 416 nicht 100%, und Durchgangsverlust unterscheidet sich bei einzelnen optischen Filtern. Ebenso liegt auch bei den durchgelassenen Wellenlängenbereichen der optischen Filter 415 und 416 ein Fehler vor. Aus diesem Grund ist selbst dann, wenn das Lichtdämpfungsfilter 419 nicht verwendet wird, ein bestimmter Fehlerbetrag in der quantitativen Beziehung zwischen der Absorption A₄₁₅(x,y) und der Absorption A₄₁₆(x,y) enthalten. Der Korrekturkoeffizient k dient der Korrektur von Fehlern in der quantitativen Beziehung zwischen der Absorption A₄₁₅(x,y) und der Absorption A₄₁₆(x,y). Ein Verfahren zur Ermittlung des Korrekturkoeffizienten k wird später beschrieben. Es wird darauf hingewiesen, dass im Falle einer Nichtausführung dieser Korrektur der Korrekturkoeffizient k auf 1 gesetzt wird.
Darüber hinauswird der nachstehende Ausdruck 21 erhalten, wenn Ausdruck 19 unter Verwendung der Ausdrücke 9 und 10 und der Ausdrücke 7 und 8 umgestellt wird. $\begin{matrix} X (x, y) = - log [S R_{415} (x, y)] + 2 k log [S R_{416} (x, y)] \\ = - log [\frac{\frac{G_{415} (x, y)}{B L_{415} (x, y)}}{\frac{R_{417} (x, y)}{B L_{417} (x, y)}}] + 2 k log [\frac{\frac{G_{416} (x, y)}{B L_{416} (x, y)}}{\frac{R_{417} (x, y)}{B L_{417} (x, y)}}] \\ = - {[log G_{415} (x, y) - log B L_{415} (x, y)] - [log R_{417} (x, y) - log B L_{417} (x, y)]} \\ + 2 k {[log G_{416} (x, y) - log B L_{416} (x, y)] - [log R_{417} (x, y) - log B L_{417} (x, y)]} \\ = - [log G_{415} (x, y) - log B L_{415} (x, y)] + 2 k [log G_{416} (x, y) - log B L_{416} (x, y)] \\ + (1 - 2 k) [log R_{417} (x, y) - log B L_{417} (x, y)] \end{matrix}$
Dementsprechend ist es durch die Verwendung von Ausdruck 21 möglich, den Wert des Indikators X anhand der digitalen G-Bilddaten G₄₁₅(x,y) und G₄₁₆(x,y), der digitalen R-Bilddaten R₄₁₇(x,y) und der Basisbilddaten BL₄₁₅(x,y), BL₄₁₆(x,y) und BL₄₁₇(x,y) zu berechnen (Verarbeitung S6).
Ebenso kann der Indikator X auch unter Verwendung des nachstehenden Ausdrucks 22 näherungsweise ermittelt werden. $X (x, y) = - log [S R_{415} (x, y)] + 2 k log [S R_{416} (x, y)] ≅ - S R_{415} (x, y) + 2 k S R_{416} (x, y)$
Als nächstes führt die Bildverarbeitungseinheit 500 zur Ermittlung eines Grads der Sättigung mit Sauerstoff SatO₂(x, y) für jedes Pixel (x, y) auf der Grundlage des in Verarbeitung S6 ermittelten Indikators X (x, y) die Verarbeitung S7 aus (5). In der Verarbeitung S7 werden Pixel, die eine vorgegebene Bedingung erfüllen, einer Verarbeitung zur Ermittlung eines Grads der Sättigung mit Sauerstoff SatO₂(x,y) unterzogen, bei der aus der Streuung resultierende Fehler korrigiert werden, und Pixel, die die vorgegebene Bedingung nicht erfüllen (d.h. die Genauigkeit der Ergebnisse der Analyse aufgrund der Korrektur möglicherweise statt dessen verringern), werden einer Verarbeitung zur Ermittlung eines nicht korrigierten Grads der Sättigung mit Sauerstoff SatO₂(x,y) unterzogen, die aus der Streuung resultierende Fehler umfasst.
Bevor die genaue Prozedur der Verarbeitung S7 beschrieben wird, werden im Folgenden im Indikator X enthaltene, aus der Streuung resultierende Fehler beschrieben.
6 zeigt durch eine Simulationsberechnung erhaltene spektrale Kennlinien (ein Reflexionsspektrum) biologischen Gewebes und den Einfluss der Streuung auf die spektralen Kennlinien. Das Reflexionsspektrum von biologischem Gewebe wie der Wand eines Verdauungstrakts wird nicht nur durch die Absorptionswellenlängenkennlinien der Komponenten, die das biologische Gewebe ausmachen (insbesondere die Kennlinien des Absorptionsspektrums von sauerstoffangereichertem Hämoglobin HbO₂ und reduziertem Hämoglobin Hb), sondern auch durch ihre Streuungswellenlängenkennlinien beeinflusst. 6(a) zeigt das Reflexionsspektrum im Falle überhaupt keiner Streuung (bei einer Streuungsbeitragsrate C von 0%), 6(c) zeigt das Reflexionsspektrum in einem Fall, in dem keinerlei Absorption durch Hämoglobin erfolgt (einem Fall, in dem die Streuungsbeitragsrate C 100% beträgt), und 6(b) zeigt das Reflexionsspektrum in einem Fall, in dem das Ausmaß des Beitrags der Streuung und des Beitrags der Hämoglobinabsorption zum Reflexionsspektrum identisch sind (in einem Fall, in dem die Streuungsbeitragsrate C 50% beträgt). Es wird davon ausgegangen, dass das Reflexionsspektrum des biologischen Gewebes nahe dem gemäß 6(b) liegt. Hierbei ist die Streuungsbeitragsrate C ein Typ von Parameter, der das Ausmaß des Beitrags (den Beitrag) der Streuung in den spektralen Kennlinien des biologischen Gewebes aufzeigt. Der Beitrag der Streuung ist ein Parameter, der mit der Konzentration des Streuers in Zusammenhang steht und bei der Simulationsberechnung der spektralen Kennlinien verwendet wird und mit dem Streuungsterm multipliziert wird. Die Streuungsbeitragsrate C ist bei der vorliegenden Ausführungsform ein Parameter, der den Anteil der aus der Streuung resultierenden Komponente in den spektralen Kennlinien des biologischen Gewebes aufzeigt.
Wie in 6 gezeigt, variieren die spektralen Kennlinien des biologischen Gewebes entsprechend der Intensität der Streuung (der Beitragsrate C), und daher kann sich der Wert des auf der Grundlage der spektralen Kennlinien des biologischen Gewebes berechneten Indikators X ebenfalls entsprechend der Intensität der Streuung verändern. Anders ausgedrückt umfasst der in der Verarbeitung S6 berechnete Indikator X aus der Streuung resultierende Fehler. Zur Ermittlung eines genaueren Analyseergebnisses ist es erforderlich, den aus der Streuung resultierenden Fehler zu korrigieren.
Wie in 6(c) gezeigt, weisen die spektralen Kennlinien der Streuung eine Wellenform auf, die relativ zur Wellenlänge monoton zunimmt. Aus diesem Grund nehmen die Mengen an gestreutem Licht, das durch die B-, G- und R-Filter des Bildsensors 141 durchgelassen wird (die Übertragungsspektren der Filter sind in 6(c) durch gestrichelte Linien schematisch gezeigt) in der angegebenen Reihenfolge zu, und die Verhältnisse zwischen ihnen (beispielsweise das Verhältnis der Menge an gestreutem Licht, das das R-Filter passiert, zur Menge des gestreuten Lichts, das das G-Filter passiert) sind unabhängig von der Intensität der Streuung annähernd konstant. Ebenso weist auch das in 6(b) gezeigte repräsentative Beispiel des Reflexionsspektrums von biologischem Gewebe eine Wellenform auf, die zusammen mit der Wellenlänge sanft ansteigt und bei einer Betrachtung über einen langen Wellenlängenbereich dem Spektrum des gestreuten Lichts gemäß 6(c) ähnelt. Die Neigung des Reflexionsspektrums von biologischem Gewebe nimmt ab (nähert sich der Neigung der Wellenform gemäß 6(a)), wenn die Streuung abnimmt, und steigt an (nähert sich der Neigung der Wellenform gemäß 6(c)), wenn die Streuung zunimmt. Aus diesem Grund kann die Intensität der Streuung auf der Grundlage des Verhältnisses der Mengen an Licht, die durch zwei unterschiedliche Farbfilter durchgelassen werden, wie des Verhältnisses zwischen der von dem G-Filter übertragenen Lichtmenge (dem Wert der digitalen G-Bilddaten) und der von dem R-Filter übertragenen Lichtmenge (dem Wert der digitalen R-Bilddaten) geschätzt werden.
7 ist ein Graph, der die Beziehung zwischen der Streuungsbeitragsrate C und den Werten der digitalen R-Bilddaten R₄₁₈, der digitalen G-Bilddaten G₄₁₈ und der digitalen B-Bilddaten B₄₁₈ zeigt, die durch eine Simulationsberechnung ermittelt wurden, die auf der Grundlage experimenteller Werte ausgeführt wurde. Gemäß 7 ist die Empfindlichkeit für die Streuungsbeitragsrate C (die Neigung des Graphen gemäß 7) bei den digitalen R-Bilddaten R₄₁₈ am höchsten und bei den digitalen G-Bilddaten G₄₁₈ am niedrigsten. Dementsprechend ist ein durch Dividieren der digitalen R-Bilddaten R₄₁₈ durch die digitalen G-Bilddaten G₄₁₈ erhaltener standardisierter Wert ein guter Indikator für die Streuungsbeitragsrate C. In Anbetracht dessen wird die Streuungsbeitragsrate C bei der vorliegenden Ausführungsform unter Verwendung des nachstehenden Ausdrucks 23 berechnet. $C (x, y) = R_{418} (x, y) / G_{418} (x, y)$
Es wird darauf hingewiesen, dass sich die Empfindlichkeit der digitalen B-Bilddaten B₄₁₈ gegenüber der Streuungsbeitragsrate C auch nicht erheblich von der Empfindlichkeit der digitalen G-Bilddaten G₄₁₈ unterscheidet, und dass daher ein durch Dividieren der digitalen R-Bilddaten R₄₁₈ durch die digitalen B-Bilddaten B₄₁₈ erhaltener Wert auch als die Beitragsrate C verwendet werden kann.
8 ist ein Graph, in dem die Beziehung zwischen der Streuungsbeitragsrate C und dem in der Verarbeitung S5 (5) berechneten Indikator X für jeden wirklichen Grad der Sättigung mit Sauerstoff SatO₂ (d.h. ausschließlich der aus der Streuung resultierenden Fehler) abgebildet ist. Die in 8 gezeigte quantitative Beziehung kann durch eine Simulationsberechnung oder experimentell ermittelt werden. In dem Graphen gemäß 8 ist es durch Auswählen der Kurve, die am nächsten bei dem abgebildeten Punkt des auf der Grundlage der Bilddaten des biologischen Gewebes und der Streuungsbeitragsrate C erhaltenen Satzes des Indikators X liegt, und anschließendes Ermitteln des Grads der Sättigung mit Sauerstoff SatO₂, der der ausgewählten Kurve entspricht, möglich, einen näherungsweisen Wert für den Grad der Sättigung mit Sauerstoff SatO₂ zu ermitteln, in dem aus der Streuung resultierende Fehler korrigiert sind.
Bei der vorliegenden Ausführungsform wird die in 8 gezeigte quantitative Beziehung durch eine Simulationsberechnung oder Experimentieren vorab ermittelt und als Zahlenwerttabelle, Funktion oder dergleichen in dem nicht flüchtigen Speicher 532 der Steuereinheit 530 gehalten.
Als nächstes wird die spezifische Prozedur zur Verarbeitung S7 beschrieben.
9 ist ein Ablaufdiagramm, das die Prozedur der Verarbeitung zur Ermittlung des Grads der Sättigung mit Sauerstoff (der Verarbeitung zur Ermittlung der Eigenschaftsgröße) S7 zeigt.
Bei der Verarbeitung S7 wird zunächst bestimmt, ob die Werte der digitalen R-Bilddaten R₄₁₈, der digitalen G-Bilddaten G₄₁₈ und der digitalen B-Bilddaten B₄₁₈ zur Korrektur der aus der Streuung resultierenden Fehler geeignet sind oder nicht (Verarbeitung S71). Genauer wird festgestellt, ob die beiden in den nachstehenden Ausdrücken 24 und 25 gezeigten bedingenden Ausdrücke wahr sind oder nicht. $b_{1} < C (x, y) = R_{418} (x, y) / G_{418} (x, y) < b_{2}$
$R_{418} (x, y) + G_{418} (x, y) + B_{418} (x, y) > b_{3}$
Hierbei sind b₁, b₂ und b₃ Schwellenwerte (positive Konstanten).
Wenn die Beitragsrate C zu klein oder umgekehrt zu groß ist, wird festgestellt, dass die Zuverlässigkeit der digitalen R-Bilddaten R₄₁₈ oder der digitalen G-Bilddaten G₄₁₈ gering ist und dass daher der Ausdruck 24 dem Ausschluss derartiger Daten von der Durchführung einer Streuungskorrektur auf der Grundlage der Beitragsrate C dient.
Ebenso wird bei einem dunklen Bild festgestellt, dass die Zuverlässigkeit sämtlicher Pixelwerte (aller digitalen R-Bilddaten R₄₁₈ und digitalen G-Bilddaten G₄₁₈) gering ist und dass daher der Ausdruck 25 der Definition einer Untergrenze der Helligkeit dient. Es wird darauf hingewiesen, dass es anstelle der Verwendung von Ausdruck 25 möglich ist, unter Verwendung des nachstehenden Ausdrucks 26 beispielsweise nur die digitalen G-Bilddaten G₄₁₈ zu verwenden und die Untergrenze für die Helligkeit einzustellen. $G_{418} (x, y) > b_{3}^{'}$
Hierbei ist b₃' ein Schwellenwert (eine positive Konstante).
Wenn die beiden Bedingungen der Ausdrücke 24 und 25 (oder 26) wahr sind (S71: JA), wird die Prozedur mit der Verarbeitung S72 - 73 fortgesetzt, und ein hinsichtlich des Einflusses der Streuung korrigierter Grad der Sättigung mit Sauerstoff SatO₂ wird ermittelt. Ebenso wird selbst dann, wenn eine der Bedingungen nicht wahr ist (S71: NEIN), die Prozedur mit der Verarbeitung S74 fortgesetzt, und ein nicht korrigierter Grad der Sättigung mit Sauerstoff SatO₂ wird ermittelt, der aus der Streuung resultierende Fehler umfasst.
Bei der Verarbeitung S72 wird der vorstehend beschriebene Ausdruck 23 zur Berechnung der Beitragsrate C(x,y) für jedes Pixel (x,y) verwendet.
Bei der Verarbeitung S73 wird die in 8 gezeigte quantitative Beziehung zur Ermittlung eines Grads der Sättigung mit Sauerstoff SatO₂(x,y) von Hämoglobin verwendet, der auf der Grundlage der in der Verarbeitung S72 ermittelten Streuungsbeitragsrate C(x,y) und des in der Verarbeitung S5 ermittelten Indikators X(x,y) hinsichtlich aus der Streuung resultierender Fehler korrigiert wurde. Genauer wird das Paar (C, X) aus der in der Verarbeitung S72 ermittelten Streuungsbeitragsrate C(x,y) und dem in der Verarbeitung S5 ermittelten Indikator X(x,y) in dem Graphen gemäß 8 abgebildet, die Kurve, die am nächsten an dem abgebildeten Punkt (C, X) liegt, wird ausgewählt, und der Grad der Sättigung mit Sauerstoff SatO₂(x,y), der der ausgewählten Kurve entspricht, wird als der Grad der Sättigung mit Sauerstoff SatO₂(x,y) am Pixel (x,y) ermittelt.
Es wird darauf hingewiesen, dass bei der Verarbeitung S73 gemäß der vorliegenden Ausführungsform wie vorstehend beschrieben der Grad der Sättigung mit Sauerstoff SatO₂ ermittelt wird, der der Kurve entspricht, die in dem Graphen gemäß 8 am nächsten an dem abgebildeten Punkt (C,X) liegt, dass die vorliegende Erfindung jedoch nicht auf diese Konfiguration beschränkt ist. So ist es beispielsweise möglich, zwei Kurven auszuwählen, die neben dem Punkt (C,X) liegen (d.h. den Punkt (C,X)) in dem Graphen gemäß 8 einschließen, unter Verwendung von Gewichtungen, die dem Abstand zwischen dem Punkt (C,X) und den Kurven entsprechen, ein gewichtetes Mittel der Grade an Sättigung mit Sauerstoff SatO₂ zu berechnen, das den Kurven entspricht, und den gewichteten Durchschnittswert als Grad der Sättigung mit Sauerstoff SatO₂ am Pixel (x,y) zu ermitteln.
Im Folgenden wird unter Bezugnahme auf 10 ein spezifisches Beispiel eines Verfahren zur Ermittlung des Grads der Sättigung mit Sauerstoff SatO₂ durch gewichtete Mittelwertbildung beschrieben. Bei dem Beispiel gemäß 10 ist der durch die Analyseverarbeitung erhaltene Punkt (C,X) zwischen einer Kurve A, die die Beziehung zwischen der Beitragsrate C und dem Indikator X aufzeigt, wenn der Grad der Sättigung mit Sauerstoff SatO₂ 40% beträgt, und einer Kurve B angeordnet, bei der der Grad der Sättigung mit Sauerstoff SatO₂ 50% beträgt. Wenn bei der Beitragsrate C der Indikator auf der Kurve A Xa ist und der Indikator auf der Kurve B Xb ist, wird der Grad der Sättigung mit Sauerstoff SatO₂, der dem (hinsichtlich aus der Streuung resultierenden Fehlern korrigierten) Punkt (C,X) entspricht, durch die gewichtete Mittelwertbildung gemäß dem nachstehenden Ausdruck 27 berechnet. $\begin{matrix} S a t O_{2} = \frac{X - X b}{X a - X b} \cdot {[S a t O_{2}]}_{a} + \frac{X a - X}{X a - X b} \cdot {[S a t O_{2}]}_{b} \\ = \frac{X - X b}{X a - X b} \cdot 40 % + \frac{X a - X}{X a - X b} \cdot 50 % \end{matrix}$
Hierbei ist [SatO₂]_a der Grad der Sättigung mit Sauerstoff SatO₂ (40%), der der Kurve A entspricht, und [SatO₂]_b ist der Grad der Sättigung mit Sauerstoff SatO₂ (50%), der der Kurve B entspricht.
Ebenso ist in dem nicht flüchtigen Speicher 532 der Steuereinheit 530 eine Zahlenwerttabelle (oder Funktion) gespeichert, die vorab experimentell ermittelt wurde und die quantitative Beziehung zwischen dem Grad der Sättigung von Hämoglobin mit Sauerstoff SatO₂ und dem Wert des Indikators X ohne Berücksichtigung des Einflusses der Streuung ausdrückt. Bei der Verarbeitung S74 nimmt die Steuereinheit 530 Bezug auf diese Zahlenwerttabelle (oder Funktion) und ermittelt den Grad der Sättigung mit Sauerstoff SatO₂(x,y), der dem bei der Verarbeitung S5 erhaltenen Wert des Indikators X entspricht.
In dem nicht flüchtigen Speicher 532 der Steuereinheit 530 ist eine Zahlenwerttabelle (oder Funktion) gespeichert, die die Beziehung zwischen dem Grad der Sättigung mit Sauerstoff SatO₂(x,y) und Anzeigefarben (Pixelwerten) ausdrückt. Dann nimmt die Steuereinheit 530 bei der Verarbeitung S8 (5) auf diese Zahlenwerttabelle (oder Funktion) Bezug und ermittelt den Pixelwert, der die Anzeigefarbe aufzeigt, die dem bei der Verarbeitung S7 erhaltenen Grad der Sättigung mit Sauerstoff SatO₂(x,y) entspricht.
Die Steuereinheit 530 erzeugt dann auf der Grundlage der digitalen R-Bilddaten R₄₁₈(x,y), der digitalen G-Bilddaten G₄₁₈(x,y) und der digitalen B-Bilddaten B₄₁₈(x,y), die unter Verwendung von Beleuchtungslicht IL (weißem Licht) ermittelt wurden, das das optische Filter (Ultraviolett-Sperrfilter) 418 passiert, normale Betrachtungsbilddaten.
11 zeigt ein Beispiel der Anzeige von durch die Steuereinheit 530 erzeugten Bilddaten. 11(a) ist ein Beispiel der Anzeige der durch die vorstehend beschriebene Verarbeitung S8 erzeugten Bilddaten zur Verteilung des Sättigungsgrads mit Sauerstoff (zweidimensionale Anzeige). Ebenso ist 11(b) ein Beispiel der Anzeige der erzeugten Bilddaten zur Verteilung des Sättigungsgrads mit Sauerstoff (dreidimensionale Anzeige) im Format eines dreidimensionalen Graphen, in dem der Grad der Sättigung mit Sauerstoff SatO₂ die vertikale Achse ist. Es wird darauf hingewiesen, dass 11 die Betrachtung einer rechten Hand in einem Zustand zeigt, in dem ein elastisches Band die Umgebung des proximalen Interphalangealgelenks des Mittelfingers abschnürt. Auf der körperfernen Seite der abgeschnürten Stelle des rechten Mittelfingers wird der Blutfluss durch die Abschnürung verhindert, und daher ist zu sehen, dass der Grad der Sättigung mit Sauerstoff SatO₂ gering ist.
Die Steuereinheit 530 verwendet dann die erzeugten Bilddaten zur Verteilung des Sättigungsgrads mit Sauerstoff und die normalen Betrachtungsbilddaten zur Erzeugung von Bildschirmdaten, in denen das normale Betrachtungsbild und das Bild der Verteilung des Sättigungsgrads mit Sauerstoff nebeneinander auf einem Bildschirm angezeigt werden und speichert die Bildschirmdaten im Videospeicher 540. Es wird darauf hingewiesen, dass die Steuereinheit 530 entsprechend einer Betätigung durch einen Benutzer unterschiedliche Typen von Anzeigebildschirmen wie einen Anzeigebildschirm, der nur das Bild der Verteilung des Sättigungsgrads mit Sauerstoff anzeigt, einen Anzeigebildschirm, der nur das normale Betrachtungsbild anzeigt, oder einen Anzeigebildschirm erzeugen kann, der ergänzende Informationen wie Informationen zur Identität des Patienten und Beobachtungsbedingungen überlagert auf dem Bild der Verteilung des Sättigungsgrads mit Sauerstoff und/oder dem normalen Betrachtungsbild anzeigt.
Als nächstes wird ein Verfahren zur Bestimmung des Korrekturkoeffizienten k im Kalibriermodus beschrieben. Bei der vorliegenden Ausführungsform werden theoretische Berechnungswerte und gemessene Werte des Indikators X verglichen, und der Wert des Korrekturkoeffizienten k wird derart bestimmt, dass die tatsächlich gemessenen Werte am nächsten an den theoretischen Berechnungswerten liegen.
12 zeigt Beispiele einer gemäß dieser Ausführungsform der vorliegenden Erfindung bei der Bestimmung des Korrekturkoeffizienten k verwendeten Kalibrierungskurve. 12(a) zeigt ein Beispiel einer allgemeinen Kalibrierungskurve, wobei der theoretische Wert des Indikators X auf der horizontalen Achse angezeigt ist und der durch die vorstehend beschriebene Analyseverarbeitung ermittelte, gemessene Wert des Indikators X auf der vertikalen Achse angezeigt ist. Schwarze Kreise sind für den gemessenen Wert aufgezeichnete Punkte, und die gestrichelte Linie Ma ist eine durch die Methode der kleinsten Quadrate an die gemessenen Werte angepasste gerade Linie. Ebenso zeigt die durchgehende Linie eine Bezugslinie Ref an, die aufgezeichnet wird, wenn die gemessenen Werte entsprechend den theoretischen Werten ermittelt werden.
Ein gemessener Wert des Indikators X wird unter Verwendung einer Probe biologischen Gewebes (beispielsweise Blut), die einen bekannten Grad der Sättigung mit Sauerstoff SatO₂ aufweist, durch die Analyseverarbeitung ermittelt. Ebenso wird unter Verwendung des Durchlässigkeitsspektrums der tatsächlich verwendeten optischen Filter 415 und 416 und des Reflexionsspektrums (oder Absorptionsspektrums) von Blut ein durch den Ausdruck 19 definierter, theoretischer Wert des Indikators X berechnet. Genauer wird unter der Annahme, dass die Absorption A₄₁₅ (die Absorption A₄₁₆) beispielsweise das kumulative Produkt des Durchlässigkeitsspektrums des optischen Filters 415 (des optischen Filters 416) und des Reflexionsspektrums von Blut ist, der theoretische Wert des Indikators X unter Verwendung des Ausdrucks 19 berechnet.
Eine Abweichung zwischen der Bezugslinie Ref und dem gemessenen Wert Ma wird als Neigung der gestrichelten Linie Ma relativ zur Bezugslinie Ref ausgedrückt. Das Phänomen, bei dem keine ausreichende Empfindlichkeit erzielt wird, d.h. das Phänomen, bei dem der Gradient der gestrichelten Linie Ma sanft ist, entsteht durch den Verlust der quantitativen Beziehung zwischen der Absorption A₄₁₅(x,y) und der Absorption A₄₁₆(x,y) im Ausdruck 19 aufgrund der Verwendung des Lichtdämpfungsfilters 419. Durch die Auswahl eines geeigneten Werts für den Korrekturkoeffizienten k werden auf die Verwendung des Lichtdämpfungsfilters 419 zurückzuführende Fehler korrigiert, und es ist möglich, einen Zustand zu erreichen, in dem der gemessene Wert des Indikators X wenig Fehler und eine hohe Korrelation mit dem theoretischen Wert aufweist.
12(b) zeigt eine Variante der Kalibrierungskurve. Bei der Kalibrierungskurve gemäß 12(b) ist der Grad der Sättigung mit Sauerstoff einer Probe auf der horizontalen Achse angezeigt, und der Indikator X ist auf der vertikalen Achse angezeigt. Schwarze Kreise sind aufgezeichnete Punkte für den gemessene Wert, und eine gestrichelte Linie Mb ist eine durch die Methode der kleinsten Quadrate an die gemessenen Werte angepasste gerade Linie. Ebenso zeigt eine durchgehende Linie Ref theoretische Berechnungswerte an. Es wird darauf hingewiesen, dass die Grade an Sättigung der Probe mit Sauerstoff durch ideale Spektrometrie genau gemessene Werte sind. Diese Kalibrierungskurve wird durch Verändern des Maßstabs der horizontalen Achse gegenüber dem der Kalibrierungskurve gemäß 12(a) ermittelt, und obwohl sie im Wesentlichen übereinstimmen, hat sie den Vorteil einer Erleichterung des Verständnisses der Beziehung zum Wert des Grads der Sättigung mit Sauerstoff.
Es wird darauf hingewiesen, dass dieses Verfahren zur Bestimmung des Korrekturkoeffizienten k unter Verwendung der vorstehend beschriebenen Kalibrierungskurve die Ergebnisse der Analyse mehrerer Proben nutzt, die unterschiedliche Grade von Sättigung mit Sauerstoff SatO₂ aufweisen, dass der Korrekturkoeffizient k jedoch auch unter Verwendung der Ergebnisse der Analyse nur einer Probe bestimmt werden kann.
Ebenso variiert, wenn der Schwerpunkt auf die Wellenlängenbereiche R1, R2 und R3 der Absorption von Hämoglobin (d.h. den durchgelassenen Wellenlängenbereich des optischen Filters 415) gelegt wird, die Absorption A_R1(x,y), A_R2(x,y) und A_R3(x,y) in den Wellenlängenbereichen R1, R2 und R3 entsprechend einer Veränderung des Grads der Sättigung mit Sauerstoff SatO₂, doch eine (in Ausdruck 28 gezeigte) Summe Y der Absorptionen ist näherungsweise konstant. Ebenso ist die Summe Y der Absorptionen proportional zur Gesamtmenge an Hämoglobin in dem biologischen Gewebe (der Summe der Konzentrationen an sauerstoffangereichertem Hämoglobin HbO₂ und reduziertem Hämoglobin Hb), und daher ist es sinnvoll, diese Summe als Indikator zu verwenden, der die Gesamtmenge an Hämoglobin aufzeigt. $Y (x, y) = A_{R 1} (x, y) + A_{R 2} (x, y) + A_{R 3} (x, y) = A_{415}$
Es wird darauf hingewiesen, dass ähnlich wie bei der vorstehend beschriebenen Verarbeitung S7 eine Zahlenwerttabelle oder eine Funktion verwendet werden können, um anhand des Indikators Y den Wert der Gesamtmenge an Hämoglobin zu ermitteln. Ebenso kann ähnlich wie bei der Verarbeitung S72 - 73 der hinsichtlich des Einflusses der Streuung korrigierte Wert der Gesamtmenge an Hämoglobin auch auf der Grundlage der Streuungsbeitragsrate C ermittelt werden.
Bösartiges Tumorgewebe weist aufgrund der Angiogenese eine höhere Gesamtmenge an Hämoglobin als normales Gewebe auf und zeigt auch einen erheblichen Sauerstoffmetabolismus, und daher ist bekannt, dass der Grad der Sättigung mit Sauerstoff SatO₂ geringer als der von normalem Gewebe ist. Angesichts dessen kann die Steuereinheit 530 die Pixel extrahieren, bei denen der unter Verwendung von Ausdruck 28 berechnete Indikator Y, der die Gesamtmenge an Hämoglobin anzeigt, größer als ein vorgegebener Bezugswert (erster Bezugswert) ist, und bei denen der unter Verwendung von Ausdruck 19 oder dergleichen berechnete Indikator X, der den Grad der Sättigung mit Sauerstoff SatO₂ anzeigt, geringer als ein vorgegebener Bezugswert (der zweite Bezugswert) ist, eine verbesserte Anzeigeverarbeitung an den entsprechenden Pixeln der normalen Betrachtungsbilddaten ausführen, um beispielsweise verbesserte Bilddaten zu einer Läsionsstelle zu erzeugen, und das verbesserte Bild der Läsionsstelle zusammen mit dem normalen Betrachtungsbild und/oder dem Bild der Verteilung des Sättigungsgrads mit Sauerstoff (oder allein) auf dem Monitor 300 anzeigen.
Beispiele der Verarbeitung zur verbesserten Anzeige umfassen eine Verarbeitung zur Erhöhung der Pixelwerte entsprechender Pixel, eine Verarbeitung zur Veränderung des Farbtons (beispielsweise eine Verarbeitung zur Verstärkung der Rotfärbung durch Erhöhen der R-Komponente oder eine Verarbeitung zum Drehen des Farbtons um einen vorgegebenen Winkel) und eine Verarbeitung zum Aufblinkenlassen entsprechender Pixel (oder zum periodischen Verändern des Farbtons). Ebenso kann eine Verarbeitung ausgeführt werden, bei der zwei oder mehr der vorstehenden kombiniert werden.
Ebenso ist eine Konfiguration möglich, bei der die Steuereinheit 530 anstelle der Erzeugung der verbesserten Bilddaten zu einer Läsionsstelle auf der Grundlage der Abweichung des Indikators X(x,y) von einem Durchschnittswert und der Abweichung des Indikators Y(x,y) von einem Mittelwert einen Indikator Z(x,y) berechnet, der den Grad des Verdachts auf einen bösartigen Tumor aufzeigt, und Bilddaten erzeugt, bei denen die Pixelwerte der Indikator Z (Bilddaten zu einem Verdacht auf Bösartigkeit) sind.
Erste Variante
Als nächstes wird eine erste Variante der vorstehend beschriebenen Ausführungsform der vorliegenden Erfindung beschrieben.
Bei der vorstehend beschriebenen Ausführungsform wird der Indikator X ohne Gewichtung durch Addieren der Absorption A_R1, A_R2 und A_R3 in den Wellenlängenbereichen R1, R2, und R3 berechnet , wie in Ausdruck 2 gezeigt (es wird darauf hingewiesen, dass die Vorzeichen so eingestellt wurden, dass die Erhöhung/Verringerung in den Wellenlängenbereichen angeglichen wurde). Bei der vorliegenden Variante wird dagegen die Absorption A_R1, A_R2 und A_R3 in den Wellenlängenbereichen bei der Berechnung des Indikators X gewichtet, um die Empfindlichkeit des Indikators X in Bezug auf Veränderungen des Grads der Sättigung mit Sauerstoff SatO₂ zu verbessern.
Wie in 1 gezeigt, ist im Wellenlängenbereich R2 der Variationsbereich des Absorptionskoeffizienten relativ zu einer Veränderung des Grads der Sättigung mit Sauerstoff SatO₂ größer als in den Wellenlängenbereichen R1 und R3. Aus diesem Grund ist es durch Einstellen einer höheren Gewichtung der Absorption A_R2 im Wellenlängenbereich R2 möglich, die Empfindlichkeit des Indikators X auf Veränderungen des Grads der Sättigung mit Sauerstoff SatO₂ zu verbessern.
Genauer wird die Absorption A_R2 mit dem Faktor 2 gewichtet, und der Indikator X wird unter Verwendung des nachstehenden Ausdrucks 29 berechnet. $\begin{matrix} X (x, y) = [A_{R 1} (x, y) + A_{R 3} (x, y)] - 2 \times A_{R 2} (x, y) \\ = [A_{415} (x, y) - k A_{416} (x, y)] - 2 k A_{416} (x, y) \\ = A_{415} (x, y) - 3 k A_{416} (x, y) \\ = - log [S R_{415} (x, y)] + 3 k log [S R_{416} (x, y)] \\ = - log [\frac{\frac{G_{415} (x, y)}{B L_{415} (x, y)}}{\frac{R_{417} (x, y)}{B L_{417} (x, y)}}] + 3 k log [\frac{\frac{G_{416} (x, y)}{B L_{416} (x, y)}}{\frac{R_{417} (x, y)}{B L_{417} (x, y)}}] \\ = - {[log G_{415} (x, y) - log B L_{415} (x, y)] - [log R_{417} (x, y) - log B L_{417} (x, y)]} \\ + 3 k {[log G_{416} (x, y) - log B L_{416} (x, y)] - [log R_{417} (x, y) - log B L_{417} (x, y)]} \\ = - [log G_{415} (x, y) - log B L_{415} (x, y)] + 3 k [{log G}_{416} (x, y) - log B L_{416} (x, y)] \\ + (1 - 3 k) [log R_{417} (x, y) - log B L_{417} (x, y)] \end{matrix}$
Ebenso kann der Indikator X auch unter Verwendung des nachstehenden Ausdrucks 30 näherungsweise ermittelt werden. $X (x, y) = - log [S R_{415} (x, y)] + 3 k log [S R_{416} (x, y)] ≅ - S R_{415} (x, y) + 3 k S R_{416} (x, y)$
Es wird darauf hingewiesen, dass, obwohl das Verhältnis der Gewichtung der Absorption A_R2 in Bezug auf die Absorption A_R1 und A_R3 bei der vorstehend beschriebenen ersten Variante ein Faktor von 2 ist, dieses Verhältnis geeignet auf einen anderen Wert (beispielsweise einen Faktor von 1,5 oder 2,4) verändert werden kann, um eine geeignete Empfindlichkeit und eine geeignete Menge an Rauschen zu erhalten. Ebenso kann durch eine Verallgemeinerung des Ausdrucks 29 durch die Bezeichnung w1 für die Gewichtung der Absorption A_R1 und A_R3 und die Bezeichnung w2 für die Gewichtung der Absorption A_R2 der Indikator X durch die Verwendung von Ausdruck 31 beschrieben werden. $\begin{matrix} X (x, y) = w 1 \times [A_{R 1} (x, y) + A_{R 3} (x, y)] - w 2 \times A_{R 2} (x, y) \\ = w 1 \cdot [A_{415} (x, y) - k A_{416} (x, y)] - w 2 \cdot k \cdot A_{416} (x, y) \\ = w 1 \cdot A_{415} (x, y) - k \cdot (w 1 + w 2) \cdot A_{416} (x, y) \\ = - w 1 \cdot log [S R_{415} (x, y)] + k \cdot (w 1 + w 2) \cdot log [S R_{416} (x, y)] \end{matrix}$
Ebenso kann der Indikator X auch unter Verwendung des nachstehenden Ausdrucks 32 näherungsweise ermittelt werden. $X (x, y) ≅ - w 1 \cdot S R_{415} (x, y) + k \cdot (w 1 + w 2) \cdot S R_{416} (x, y)$
Zweite Variante
Als nächstes wird eine zweite Variante der Ausführungsform der vorliegenden Erfindung beschrieben.
Bei der vorstehend beschriebenen Ausführungsform wird der Indikator X, wie in Ausdruck 2 gezeigt, auf der Grundlage der Differenz zwischen der Summe der Absorption A_R1 und A_R3 in den Wellenlängenbereichen R1 und R3, in denen die Absorption bei einer Zunahme des Grads der Sättigung mit Sauerstoff SatO₂ zunimmt, und der Absorption A_R2 im Wellenlängenbereich R2 berechnet, in dem die Absorption bei einer Zunahme des Grads der Sättigung mit Sauerstoff SatO₂ abnimmt. Dagegen wird bei der vorliegenden Variante der Indikator X auf der Grundlage des Verhältnisses der Summe der Absorption A_R1 und A_R3 und der Absorption A_R2 berechnet.
Genauer wird der Indikator X unter Verwendung des nachstehenden Ausdrucks 33 berechnet. $\begin{matrix} X (x, y) = \frac{A_{R 1} (x, y) + A_{R 3} (x, y)}{A_{R 2} (x, y)} \\ = \frac{A_{415} (x, y) - k A_{416} (x, y)}{k A_{416} (x, y)} \\ = \frac{A_{415} (x, y)}{k A_{416} (x, y)} - 1 \\ = \frac{log [S R_{415} (x, y)]}{k log [S R_{416} (x, y)]} - 1 \end{matrix}$
Ebenso kann der Indikator X auch unter Verwendung des nachstehenden Ausdrucks 34 näherungsweise ermittelt werden. $X (x, y) ≅ \frac{S R_{415} (x, y)}{k S R_{416} (x, y)} - 1$
Ebenso kann der Indikator X unter Verwendung des nachstehenden Ausdrucks 35 oder 36 berechnet werden, in denen der Summe A_R1 + A_R3 der Absorption in den Wellenlängenbereichen R1 und R3, die eine positive Korrelation mit dem Grad der Sättigung mit Sauerstoff SatO₂ aufweisen, die Gewichtung w1 zugeordnet wird, und der Absorption A_R2 im Wellenlängenbereich R2, die eine negative Korrelation aufweist, die Gewichtung w2 zugeordnet wird. $\begin{matrix} X (x, y) = \frac{w 1 \cdot [A_{R 1} (x, y) + A_{R 3} (x, y)]}{w 2 \cdot [A_{R 2} (x, y)]} \\ = \frac{w 1}{w 2} \cdot \frac{A_{415} (x, y) - k A_{416} (x, y)}{k \cdot A_{416} (x, y)} \\ = \frac{w 1}{w 2} \cdot [\frac{A_{415} (x, y)}{k A_{416} (x, y)} - 1] \\ = \frac{w 1}{w 2} \cdot {\frac{log [S R_{415} (x, y)]}{k log [S R_{416} (x, y)]} - 1} \end{matrix}$
$\begin{array}{l} X (x, y) = \frac{{[A_{R 1} (x, y) + A_{R 3} (x, y)]}^{w 1}}{{[A_{R 2} (x, y)]}^{w 2}} \\ = \frac{{[A_{415} (x, y) - k A_{416} (x, y)]}^{w 1}}{{[k A_{416} (x, y)]}^{w 2}} \\ = \frac{{- log [S R_{415} (x, y)] + k log [S R_{416} (x, y)]}^{w 1}}{{[k A_{416} (x, y)]}^{w 2}} \end{array}$
Ebenso ist die Absorption A_R1 und A_R3 in den Wellenlängenbereichen R1 und R3 proportional zur Konzentration von sauerstoffangereichertem Hämoglobin HbO₂ (d.h. dem Grad der Sättigung mit Sauerstoff SatO₂), und die Absorption A_R2 im Wellenlängenbereich R2 ist proportional zur Konzentration von reduziertem Hämoglobin Hb (d.h. 1-SatO₂), und daher wird anhand der ersten Zeile von Ausdruck 33 der nachstehende Ausdruck 37 erhalten. $X (x, y) = \frac{A_{R 1} (x, y) + A_{R 3} (x, y)}{A_{R 2} (x, y)} \propto \frac{D_{S a t} (x, y)}{1 - D_{S a t} (x, y)}$
Hierbei ist D_Sat(x,y) ist der Grad der Sättigung mit Sauerstoff SatO₂ am Pixel (x,y).
Dementsprechend nimmt der unter Verwendung des Ausdrucks 37 berechnete Indikator X exponentiell zu, wenn D_Sat(x,y) (der Grad der Sättigung mit Sauerstoff SatO₂) zunimmt, und nähert sich 1, und daher ist der Indikator X ein guter Indikator für die Empfindlichkeit.
Dritte Variante
Als nächstes wird eine dritte Variante der Ausführungsform der vorliegenden Erfindung beschrieben.
Bei der vorstehend beschriebenen Ausführungsform wird in der zweiten Standardisierungsverarbeitung S4 eine Verarbeitung zur Division durch die unter Verwendung von Beleuchtungslicht IL im 650 nm Band, das das optische Filter 417 passiert, erhaltenen digitalen R-Bilddaten R₄₁₇(x,y) ausgeführt, doch die vorliegende Erfindung ist nicht auf dies Konfiguration beschränkt. So kann beispielsweise eine Konfiguration verwendet werden, bei der in der zweiten Standardisierungsverarbeitung eine Division durch die Summe der unter Verwendung von Beleuchtungslicht IL, das das optische Filter 418 (oder ein Lichtdämpfungsfilter, das keine Abhängigkeit von der Wellenlänge aufweist, oder ein einfaches transparentes Fenster) passiert, erhaltenen digitalen R-, G- und B-Bilddaten erfolgt.
In diesem Fall werden unter Verwendung der Ausdrücke 38 und 39 jeweils standardisierte Reflexionsfaktoren SR₄₁₅(x,y) und SR₄₁₆(x,y) berechnet. $S R_{415} (x, y) = \frac{\frac{G_{415} (x, y)}{B L_{415} (x, y)}}{\frac{R_{418} (x, y)}{B L_{R 418} (x, y)} + \frac{G_{418} (x, y)}{B L_{G 418} (x, y)} + \frac{B_{418} (x, y)}{B L_{B 418} (x, y)}}$
$S R_{416} (x, y) = \frac{\frac{G_{416} (x, y)}{B L_{416} (x, y)}}{\frac{R_{418} (x, y)}{B L_{R 418} (x, y)} + \frac{G_{418} (x, y)}{B L_{G 418} (x, y)} + \frac{B_{418} (x, y)}{B L_{B 418} (x, y)}}$
Hierbei sind die Basisbilddaten BL_R418(x,y), BL_G418(x,y) und BL_B418(x,y) digitale R-Bilddaten R₄₁₈(x,y), digitale G-Bilddaten G₄₁₈(x,y) und digitale B-Bilddaten B₄₁₈(x,y), die durch Aufnehmen eines Bilds einer mit Beleuchtungslicht IL, das das optische Filter 418 passiert, beleuchteten Farbreferenzplatte erhalten werden.
Obwohl vorstehend eine Ausführungsform der vorliegenden Erfindung beschriebe wurde, ist die vorliegende Erfindung nicht auf die vorstehende Konfiguration beschränkt, und es können innerhalb des Rahmens des technischen Konzepts der vorliegenden Erfindung verschiedene Modifikationen vorgenommen werden.
Bei der vorstehenden Ausführungsform drückt die berechnete Beitragsrate C das Ausmaß des Einflusses (Beitrags) der Streuung auf die spektralen Kennlinien biologischen Gewebes als Prozentsatz aus, doch die vorliegende Erfindung ist nicht auf diese Konfiguration beschränkt, und es kann ein anderer Indikator verwendet werden, der den Grad des Beitrags zur Streuung ausdrückt (beispielsweise ein ganzzahliger Wert von 1 bis 5, der fünf Stufen ausdrückt).
Ebenso wird bei der vorstehenden Ausführungsform auf der Grundlage des Indikators X (oder des Indikators Y) und der Streuungsbeitragsrate C ein Grad der Sättigung mit Sauerstoff SatO₂ (bzw. die Gesamtmenge an Hämoglobin) ermittelt, der (bzw. die) aus der Streuung resultierende Fehler nicht einschließt (in dem ein derartiger Fehler strenggenommen reduziert wurde), doch der Indikator X (bzw. der Indikator Y) können auf der Grundlage der Streuungsbeitragsrate C korrigiert werden.
Ebenso wird bei der vorstehenden Ausführungsform die Streuungsbeitragsrate C auf der Grundlage von Einzelfarbbilddaten für zwei Farben berechnet, nämlich der digitalen R-Bilddaten R₄₁₈(x,y) und der digitalen G-Bilddaten G₄₁₈(x,y) oder der digitalen R-Bilddaten R₄₁₈(x,y) und der digitalen B-Bilddaten B₄₁₈(x,y), doch die vorliegende Erfindung ist nicht auf diese Konfiguration beschränkt. So ist beispielsweise eine Konfiguration möglich, bei der die Beitragsrate C beispielsweise unter Verwendung der Methode der kleinsten Quadrate oder Berechnung des gewichteten Mittels auf der Grundlage der Einzelfarbbilddaten für drei Farben, nämlich der digitalen R-Bilddaten R₄₁₈(x,y), der digitalen G-Bilddaten G₄₁₈(x,y) und der digitalen B-Bilddaten B₄₁₈(x,y), berechnet wird. Ebenso kann die Beitragsrate C beispielsweise nur auf der Grundlage der digitalen R-Bilddaten R₄₁₈(x,y) berechnet werden.
Ebenso wird bei der vorstehenden Ausführungsform die vorliegende Erfindung auf die Analyse der Verteilung der Konzentration von Hämoglobin in biologischen Gewebe angewendet, doch die vorliegende Erfindung kann ebenso auf die Analyse der Verteilung der Konzentration einer anderen biologischen Substanz (beispielsweise eines Sekrets wie eines Hormons) angewendet werden, das die Farbe von biologischem Gewebe verändert.
Ebenso sind bei der vorstehenden Ausführungsform die zur Ermittlung des Indikators X für den Grad der Sättigung mit Sauerstoff SatO₂ und des Indikators Y für die Gesamtmenge an Hämoglobin verwendeten Ausdrücke Beispiele, und es ist eine Konfiguration möglich, bei der diese Indikatoren unter Verwendung einer anderen Berechnungsprozedur bzw. eines anderen Berechnungsverfahrens ermittelt werden.
Ebenso wird bei der vorstehenden Ausführungsform der Wert des Grads der Sättigung mit Sauerstoff SatO₂ unter Verwendung einer Zahlenwerttabelle oder einer Funktion auf der Grundlage des Werts des Indikators X ermittelt und dann zur Berechnung eines Pixelwerts des Bilds der Verteilung eines Sättigungsgrads mit Sauerstoff mit einer vorgegebenen Konstante multipliziert, doch die vorliegende Erfindung ist nicht auf diese Konfiguration beschränkt. Der Indikator X ist ein numerischer Wert, der relativ zum Grad der Sättigung mit Sauerstoff SatO₂ monoton zunimmt, und daher kann der Wert des Indikators X unverändert (oder nach einer Multiplikation mit der vorgegebenen Konstante) als Pixelwert des Bilds der Verteilung des Sättigungsgrads mit Sauerstoff verwendet werden.
Ebenso ist der Bildsensor 141 gemäß der vorliegenden Ausführungsform als Bildsensor zur Aufnahme von Farbbildern beschrieben, der Farbfilter für die Primärfarben R, G und B auf der Vorderseite umfasst, doch die vorliegende Erfindung ist nicht auf diese Konfiguration beschränkt, und es kann beispielsweise ein Bildsensor zur Aufnahme von Farbbildern verwendet werden, der Farbfilter für die Komplementärfarben Y, Cy, Mg und G umfasst.
Ebenso ist der Bildsensor 141 gemäß der vorliegenden Ausführungsform als Bildsensor zur Aufnahme von Farbbildern beschrieben, der ein auf dem Chip ausgeführtes Farbfilter 141a umfasst, doch die vorliegende Erfindung ist nicht auf diese Konfiguration beschränkt, und es ist eine Konfiguration möglich, bei der beispielsweise ein Bildsensor zur Aufnahme von Schwarz-Weiß-Bildern verwendet wird und die ein sogenanntes Rahmenschrittfarbfilter umfasst. Ebenso ist das Farbfilter 141a nicht auf eine auf dem Chip ausgeführte Konfiguration beschränkt und kann in der optischen Bahn zwischen der Lichtquelle 430 und dem Bildsensor 141 angeordnet sein.
Obwohl gemäß der vorstehenden Ausführungsform das Trommelfilter 410 verwendet wird, ist die vorliegende Erfindung auch nicht auf diese Konfiguration beschränkt, und es kann ein anderer Typ von Filter für veränderliche Wellenlängen verwendet werden, das ein Umschalten des durchgelassenen Wellenlängenbereichs zulässt.
Ebenso wird bei der vorstehenden Ausführungsform eine Konfiguration angewendet, bei der das Trommelfilter 410 auf der Seite der Lichtquelle vorgesehen ist und ein Filtern von Beleuchtungslicht IL ausführt, doch die vorliegende Erfindung ist nicht auf diese Konfiguration beschränkt, und es ist eine Konfiguration möglich, bei der das Trommelfilter 410 auf der Seite des Bildsensors (beispielsweise zwischen dem optischen Objektivsystem 121 und dem Bildsensor 131) vorgesehen ist und das Filtern an dem von dem Objekt zurückgeworfenen Licht ausführt.
Ebenso wird bei der vorstehenden Ausführungsform eine Konfiguration angewendet, bei der Bilder im Spektralanalysemodus in einem vorgegebenen Zeitintervall aufgenommen werden, während sich das Trommelfilter 410 mit einer konstanten Drehfrequenz dreht, doch die vorliegende Erfindung ist nicht auf diese Konfiguration beschränkt, und es ist eine Konfiguration möglich, bei der beispielsweise die Drehstellung des Trommelfilters 410 in einem vorgegebenen Zeitintervall schrittweise verändert wird und Bilder aufgenommen werden, während sich das Trommelfilter 410 in einem angehaltenen Zustand befindet.
Ebenso wird bei der vorstehenden Ausführungsform eine weiße Lichtquelle wie eine Xenonlampe als Lichtquelle verwendet, die breitbandiges Licht zur Beleuchtung erzeugt, doch es ist möglich, eine Lichtquelle zu verwenden, die nicht weißes Breitbandlicht mit einer ausreichenden Lichtmenge über den gesamten durchgelassenen Wellenlängenbereich des verwendeten optischen Filters erzeugt.
Ebenso es ist möglich, beispielsweise Lichtquellen in den Primärfarben vorzusehen, die jeweils Licht in den R-, G- und B-Wellenlängenbereichen erzeugen, und eine Kombination aus dem von den Lichtquellen in den Primärfarben erzeugten Licht als weißes Licht WL zu verwenden. In diesem Fall kann eine schmalbandige Lichtquelle wie ein Laser als andere Lichtquelle als die G-Primärfarb-Lichtquelle verwendet werden. Ebenso kann eine Lichtquelle, die breitbandiges Licht mit einer ausreichenden Lichtmenge über die Gesamtheit zumindest des ersten Wellenlängenbereichs für die Beleuchtung (des in 1 gezeigten Wellenlängenbereichs R0) erzeugt, als G-Primärfarb-Lichtquelle verwendet werden.
Ebenso umfasst bei der vorstehenden Ausführungsform der durchgelassene Wellenlängenbereich R0 des optischen Filters 415 drei Spitzenwellenlängen, nämlich die Absorptionsspitzen P1, P2 und P3, doch es ist auch eine Konfiguration möglich, bei der der erste Wellenlängenbereich für die Beleuchtung nur zwei nebeneinander liegende Absorptionsspitzen (genauer die Absorptionsspitzen P1 und P2 oder die Absorptionsspitzen P2 und P3) umfasst.
Obwohl bei der vorstehenden Ausführungsform durchlässige optische Filter verwendet werden, können auch reflektierende optische Filter verwendet werden, die einen durchgelassenen Wellenlängenbereich reflektieren.
Obwohl die vorstehende Ausführungsform ein Beispiel der Anwendung der vorliegenden Erfindung auf eine elektronische Endoskopvorrichtung ist, die ein Modus einer digitalen Kamera ist, ist die vorliegende Erfindung auch auf ein System anwendbar, das einen anderen Typ von digitaler Kamera verwendet (beispielsweise eine digitale Spiegelreflexkamera oder eine digitale Videokamera). Wird die vorliegende Erfindung beispielsweise auf eine digitale Fotokamera angewendet, ist es möglich, Gewebe auf der Oberfläche des Körpers oder Gehirngewebe während einer Kraniotomie zu betrachten (beispielsweise einen schnellen Gehirndurchblutungstest durchzuführen).

Claims

Analysevorrichtung (1) mit: einer Lichtquellenvorrichtung (400); einem Bildsensor (141), der durch Aufnehmen eines Bilds von durch von der Lichtquellenvorrichtung (400) erzeugtes Licht beleuchtetem biologischem Gewebe (T) Farbbilddaten erzeugt; einer Einheit (550) zur Berechnung eines Indikators, die auf der Grundlage der Farbbilddaten einen Indikator X berechnet, der eine Eigenschaftsgröße Q des biologischen Gewebes (T) aufzeigt; und einer Einheit zur Ermittlung einer Eigenschaftsgröße, die auf der Grundlage des Indikators X die Eigenschaftsgröße Q ermittelt, wobei die Einheit zur Ermittlung einer Eigenschaftsgröße eine Beitragsberechnungseinheit umfasst, die auf der Grundlage von mindestens zwei Farben von in den Farbbilddaten enthaltenen Einzelfarbbilddaten einen Beitrag C berechnet, wobei der Beitrag C einen Grad des Beitrags von Streuung an einer spektralen Kennlinie des biologischen Gewebes (T) quantifiziert, und die Einheit zur Ermittlung einer Eigenschaftsgröße auf der Grundlage des Indikators X und des Beitrags C die Eigenschaftsgröße Q ermittelt, wobei der Betrag C berücksichtigt wird, wenn der Betrag C zwischen einem ersten und einem zweiten Schwellenwert liegt und die Summe der in den Farbbilddaten enthaltenen Einzelfarbbilddaten oder G-Einzelfarbdaten größer als ein dritter Schwellenwert sind, wobei die Lichtquellenvorrichtung (400) zwischen der Erzeugung eines speziellen Lichts zum Berechnen des Indikators X und eines näherungsweise normalen weißen Lichts umschaltet, die Beitragsberechnungseinheit den Beitrag C auf der Grundlage der durch Aufnehmen eines Bilds des mit dem normalen Licht beleuchteten biologischen Gewebes (T) erhaltenen Farbbilddaten berechnet, das spezielle Licht umfasst ein erstes spezielles Licht, das ein durchgehendes Spektrum aufweist, das in einem ersten Wellenlängenbereich R0 verteilt ist, in dem Licht von einer ersten und einer zweiten biologischen Substanz absorbiert wird, die in dem biologischen Gewebe (T) enthalten ist, ein zweites spezielles Licht, das ein durchgehendes Spektrum aufweist, das in einem zweiten Wellenlängenbereich R2 im ersten Wellenlängenbereich R0 verteilt ist, der erste Wellenlängenbereich R0 und der zweite Wellenlängenbereich R2 jeweils durch isosbestische Punkte E1, E2, E3, E4 eingeschlossen sind, und die Einheit zur Berechnung eines Indikators den Indikator X auf der Grundlage durch Aufnehmen eines Bilds des mit dem ersten speziellen Licht beleuchteten biologischen Gewebes (T) erhaltener erster spezieller Betrachtungsbilddaten G₁ und durch Aufnehmen eines Bilds des mit dem zweiten speziellen Licht beleuchteten biologischen Gewebes (T) erhaltener zweiter spezieller Betrachtungsbilddaten G₂ berechnet.
Analysevorrichtung (1) nach Anspruch 1, wobei die Farbbilddaten RGB-Farbbilddaten sind, und die Beitragsberechnungseinheit den Beitrag C als Verhältnis von R-Einzelfarbbilddaten zu G- oder B-Einzelfarbbilddaten in den Farbbilddaten berechnet.
Analysevorrichtung (1) nach Anspruch 1 oder 2, wobei die Beitragsberechnungseinheit eine Speichereinrichtung zum Halten von Informationen umfasst, die eine Beziehung zwischen der Eigenschaftsgröße Q, dem Indikator X und dem Beitrag C aufzeigen, und die Einheit zur Ermittlung einer Eigenschaftsgröße die Eigenschaftsgröße Q auf der Grundlage der Informationen, des Indikators X, und des Beitrags C ermittelt.
Analysevorrichtung (1) nach Anspruch 3, wobei die Informationen eine Zahlenwerttabelle oder eine Funktion sind, die die Beziehung zwischen der Eigenschaftsgröße Q, dem Indikator X und dem Beitrag C ausdrückt.
Analysevorrichtung (1) nach Anspruch 4, wobei die Informationen mehrere Sätze des Indikators X, des Beitrags C und der Eigenschaftsgröße Q ausdrücken und die Einheit zur Ermittlung einer Eigenschaftsgröße einen Satz, der am nächsten bei dem Indikator X und dem Beitrag C liegt, die auf der Grundlage der Farbbilddaten berechnet wurden, unter den mehreren Sätzen auswählt und die Eigenschaftsgröße Q des ausgewählten Satzes ermittelt.
Analysevorrichtung (1) nach Anspruch 4 oder 5, wobei die Informationen mehrere Sätze des Indikators X, des Beitrag C und der Eigenschaftsgröße Q ausdrücken, die Einheit zur Ermittlung einer Eigenschaftsgröße zwei Sätze, die neben dem Indikator X und dem Beitrag C liegen, die auf der Grundlage der Farbbilddaten ermittelt wurden, unter den mehreren Sätzen auswählt und die Einheit zur Ermittlung einer Eigenschaftsgröße die Eigenschaftsgröße Q unter Verwendung des nachstehenden Ausdrucks 1 berechnet $Q = \frac{X - X b}{X a - X b} \cdot Q a + \frac{X a - X}{X a - X b} \cdot Q b$
wobei X ein auf der Grundlage der Farbbilddaten berechneter Indikator ist, Qa die Eigenschaftsgröße eines der beiden ausgewählten Sätze ist, Xa der Indikator eines der beiden ausgewählten Sätze ist, Qb die Eigenschaftsgröße eines anderen der beiden ausgewählten Sätze ist und Xb der Indikator eines anderen der beiden ausgewählten Sätze ist.
Analysevorrichtung (1) nach einem der Ansprüche 1 bis 6, wobei die Farbbilddaten RGB-Farbbilddaten sind und die ersten speziellen Betrachtungsbilddaten G₁ und die zweiten speziellen Betrachtungsbilddaten G₂ jeweils G-Einzelfarbbilddaten sind.
Analysevorrichtung (1) nach einem der Ansprüche 1 bis 7, wobei die Eigenschaftsgröße Q ein molares Konzentrationsverhältnis der ersten und der zweiten biologischen Substanz ist, die in dem biologischen Gewebe enthalten sind.
Analysevorrichtung (1) nach Anspruch 8, wobei die erste biologische Substanz sauerstoffangereichertes Hämoglobin ist, die zweite biologische Substanz reduziertes Hämoglobin ist und das molare Konzentrationsverhältnis ein Grad der Sättigung mit Sauerstoff ist.
Analysevorrichtung (1) nach Anspruch 8 oder 9, die eine Einheit zur Erzeugung eines Bilds der Verteilung des Konzentrationsverhältnisses umfasst, die auf der Grundlage der Eigenschaftsgröße Q ein Bild der Verteilung des Konzentrationsverhältnisses erzeugt, das eine Verteilung des molaren Konzentrationsverhältnisses der ersten und der zweiten biologischen Substanz in dem biologischen Gewebe zeigt.
Analysevorrichtung (1) nach einem der Ansprüche 1 bis 10, wobei die Eigenschaftsgröße Q eine Konzentration einer in dem biologischen Gewebe (T) enthaltenen biologischen Substanz ist.
Analysevorrichtung (1) nach Anspruch 11, die eine Einheit zur Erzeugung eines Bilds der Konzentrationsverteilung umfasst, die auf der Grundlage der Eigenschaftsgröße Q ein Bild der Konzentrationsverteilung erzeugt, das eine Verteilung der Konzentration der in dem biologischen Gewebe enthaltenen biologischen Substanz zeigt.
Analysevorrichtung (1) nach Anspruch 12, wobei die Eigenschaftsgröße Q eine Gesamtmenge an Hämoglobin in dem biologischen Gewebe (T) ist.
Analysevorrichtung (1) nach einem der Ansprüche 1 bis 13, die ein Endoskop (100) umfasst, in dem der Bildsensor 141 in einem entfernten Endabschnitt (111) vorgesehen ist.