DE112016005019T5

DE112016005019T5 - Endoskopsystem und Analyseeinrichtung

Info

Publication number: DE112016005019T5
Application number: DE112016005019.4T
Authority: DE
Inventors: Yoshimi Obara
Original assignee: Hoya Corp
Current assignee: Hoya Corp
Priority date: 2015-11-02
Filing date: 2016-11-02
Publication date: 2018-07-19
Anticipated expiration: 2036-11-03
Also published as: JPWO2017078085A1; WO2017078085A1; CN107072487B; CN107072487A; DE112016005019B4; JP6783168B2; US20180279865A1; JP6113943B1; US10441147B2; JP2017104664A

Abstract

Ein Endoskopsystem enthält: eine Lichtquelleneinrichtung; ein Endoskop, das eine Abbildungseinheit, die einen Bildsensor enthält, der ausgebildet ist, Farbbilddaten zu erzeugen, indem er biologisches Gewebe abbildet, das mit Licht beleuchtet wird, das von der Lichtquelleneinrichtung emittiert wird, und einen Prozessor hat, der eine erste Parametererzeugungseinheit, die ausgebildet ist, einen ersten Parameter, der Sensitivität gegenüber einer ersten Kenngröße des biologischen Gewebes aufweist, jedoch keine Sensitivität gegenüber Lichtstreuung durch das biologische Gewebe aufweist, auf Grundlage der Farbbilddaten zu erzeugen, und eine erste Kenngrößenerfassungseinheit hat, die ausgebildet ist, die erste Kenngröße auf Grundlage des ersten Parameters zu erfassen.

Description

Technisches Gebiet
Die vorliegende Erfindung betrifft ein Endoskopsystem und eine Analyseeinrichtung, die biologische Information wie die Konzentration einer biologischen Substanz in biologischem Gewebe auf Grundlage eines aufgenommenen Bildes des biologischen Gewebes erfassen.
Stand der Technik
Es ist eine Endoskopeinrichtung bekannt, die eine Funktion zur Bestimmung der Konzentration einer biologischen Substanz (z.B. Hämoglobin) in biologischem Gewebe, welches das abgebildete Objekt ist, auf Grundlage einer Farbinformation in einem endoskopischen Bild aufweist. Ein Beispiel für eine Endoskopeinrichtung dieser Art ist in dem Patentdokument 1 beschrieben.
Die in dem Patentdokument 1 offenbarte Endoskopeinrichtung berechnet auf Grundlage der Farbinformation in zwei endoskopischen Bildern, die unter Verwendung von Beleuchtungslicht in zwei Arten von Wellenlängenbereichen in dem Absorptionsband von Hämoglobin (Q-Band) einen Indikator, der die gesamte Hämoglobinmenge angibt, und einen Indikator, der den Sauerstoffsättigungsgrad angibt.
Dokument aus dem Stand der Technik
Patentdokument
Patentdokument 1: WO 2014/192781
Zusammenfassung der Erfindung
Technisches Problem
Farben in biologischem Gewebe in einem aufgenommenen Bild werden von der Streuung des Beleuchtungslichts durch das biologische Gewebe (im Folgenden einfach als „Streuung“ bezeichnet) beeinflusst. In der in dem Patentdokument 1 offenbarten Endoskopeinrichtung berücksichtigt die Berechnung der Indikatoren jedoch nicht eine Änderung in der spektralen Charakteristik, die von der Streuung herrührt. Aus diesem Grund besteht das Problem, dass die Ergebnisse der Indikatorberechnung in Abhängigkeit der Stärke der Streuung variieren, was bedeutet, dass die berechneten Indikatorwerte einen von der Streuung herrührenden Fehler enthalten.
Die vorliegende Erfindung ist im Hinblick auf die oben beschriebenen Umstände entstanden, und eine Aufgabe der vorliegenden Erfindung ist es, ein Endoskopsystem und eine Analyseeinrichtung anzugeben, die einen von der Streuung herrührenden Fehler korrigieren und eine präzise spektroskopische Analyse durchführen können.
Lösung des Problems
Ein Aspekt der vorliegenden Erfindung ist ein Endoskopsystem, das folgende Aspekte aufweist.
Aspekt 1
Ein Endoskopsystem, umfassend
eine Lichtquelleneinrichtung;
ein Endoskop mit einer Abbildungseinheit, die einen Bildsensor umfasst, der ausgebildet ist, Farbbilddaten zu erzeugen, indem er biologisches Gewebe abbildet, das mit Licht beleuchtet wird, das von der Lichtquelleneinrichtung emittiert wird; und
einen Prozessor mit einer ersten Parametererzeugungseinheit, die ausgebildet ist, einen ersten Parameter, der Sensitivität gegenüber einer ersten Kenngröße des biologischen Gewebes aufweist, jedoch keine Sensitivität gegenüber Lichtstreuung durch das biologische Gewebe aufweist, auf Grundlage der Farbbilddaten zu erzeugen, und mit einer ersten Kenngrößenerfassungseinheit, die ausgebildet ist, die erste Kenngröße auf Grundlage des ersten Parameters zu erfassen.
Aspekt 2
Das Endoskopsystem nach Aspekt 1,
wobei die erste Parametererzeugungseinheit ausgebildet ist, den ersten Parameter auf Grundlage von Farbbilddaten X eines Bildes, das eine Komponente in einem Wellenlängenbereich hat, der Sensitivität gegenüber der ersten Kenngröße des biologischen Gewebes und Sensitivität gegenüber Lichtstreuung durch das biologische Gewebe aufweist, und von Farbbilddaten Y eines Bildes, das eine Komponente in einem Wellenlängenbereich hat, der keine Sensitivität gegenüber der ersten Kenngröße des biologischen Gewebes aufweist, jedoch Sensitivität gegenüber Lichtstreuung durch das biologische Gewebe aufweist, zu erzeugen.
Aspekt 3
Das Endoskopsystem nach Aspekt 2,
wobei die Lichtquelleneinrichtung ausgebildet ist, erstes Speziallicht zu emittieren, das einen von Weißlicht verschiedenen Wellenlängenbereich hat und von dem biologischen Gewebe in Abhängigkeit der ersten Kenngröße unterschiedlich absorbiert wird,
die Farbbilddaten X erste Spezialbeobachtungsbilddaten W sind, die durch Abbilden des mit dem ersten Speziallicht beleuchteten biologischen Gewebes erhalten werden,
die Farbbilddaten Y erste Normalbeobachtungsbilddaten R sind, die eine R-Komponente von Normalbeobachtungsbilddaten in einem RGB-Farbraum darstellen, die durch Abbilden des mit dem Weißlicht beleuchteten biologischen Gewebes erhalten werden, und
der erste Parameter ein Verhältnis W/R der ersten Spezialbeobachtungsbilddaten W und der ersten Normalbeobachtungsbilddaten R ist.
Aspekt 4
Das Endoskopsystem nach Aspekt 2,
wobei die Lichtquelleneinrichtung ausgebildet ist, erstes Speziallicht zu emittieren, das einen von Weißlicht verschiedenen Wellenlängenbereich hat und von dem biologischen Gewebe in Abhängigkeit der ersten Kenngröße unterschiedlich absorbiert wird,
die Farbbilddaten X erste Spezialbeobachtungsbilddaten W sind, die durch Abbilden des mit dem ersten Speziallicht beleuchteten biologischen Gewebes erhalten werden,
die Farbbilddaten Y Daten aR sind, die durch Multiplizieren von ersten Normalbeobachtungsbilddaten R mit einem im Voraus eingestellten Koeffizienten erhalten werden, wobei die ersten Normalbeobachtungsbilddaten R eine R-Komponente von Normalbeobachtungsbilddaten in einem RGB-Farbraum sind, die durch Abbilden des mit dem Weißlicht beleuchteten biologischen Gewebes erhalten wird, und
der erste Parameter ein Verhältnis W/(aR) der ersten Spezialbeobachtungsbilddaten W und der Daten aR ist.
In diesem Fall wird der Koeffizient vorzugsweise im Voraus erhalten, indem Vorexperimente unter Verwendung einer Probe durchgeführt werden, die eine bekannte erste Kenngröße aufweist. Mit anderen Worten führt vor der Inbetriebnahme des Endoskopsystems der Prozessor vorzugsweise Vorexperimente unter Verwendung der bekannten Probe durch, um den Koeffizienten a zu bestimmen und ihn zu speichern.
Aspekt 5
Das Endoskopsystem nach Aspekt 2,
wobei die Lichtquelleneinrichtung ausgebildet ist, erstes Speziallicht zu emittieren, das einen von Weißlicht verschiedenen Wellenlängenbereich hat und von dem biologischen Gewebe in Abhängigkeit der ersten Kenngröße unterschiedlich absorbiert wird,
die Farbbilddaten X erste Spezialbeobachtungsbilddaten W sind, die durch Abbilden des mit dem ersten Speziallicht beleuchteten biologischen Gewebes erhalten werden,
die Farbbilddaten Y eine Summe R+G von ersten Normalbeobachtungsbilddaten R und zweiten Normalbeobachtungsbilddaten G sind, die eine R-Komponente bzw. eine G-Komponente von Normalbeobachtungsbilddaten in einem RGB-Farbraum sind, die durch Abbilden des mit dem Weißlicht beleuchteten biologischen Gewebes erhalten werden, und
der erste Parameter ein Verhältnis W/(R+G) der ersten Spezialbeobachtungsbilddaten W und der Summe R+G ist.
Aspekt 6
Das Endoskopsystem nach Aspekt 2,
wobei die Lichtquelleneinrichtung ausgebildet ist, erstes Speziallicht zu emittieren, das einen von Weißlicht verschiedenen Wellenlängenbereich hat und von dem biologischen Gewebe in Abhängigkeit der ersten Kenngröße unterschiedlich absorbiert wird,
die Farbbilddaten X erste Spezialbeobachtungsbilddaten W sind, die durch Abbilden des mit dem ersten Speziallicht beleuchteten biologischen Gewebes erhalten werden,
die Farbbilddaten γ eine Summe βR+γG sind, die erhalten werden, indem ein Koeffizient β und ein Koeffizient γ, die im Voraus festgelegt sind, genutzt werden, an ersten Normalbeobachtungsbilddaten R und zweiten Normalbeobachtungsbilddaten G, die eine R-Komponente bzw. eine G-Komponente von Normalbeobachtungsbilddaten in einem RGB-Farbraum sind, die durch Abbilden des mit dem Weißlicht beleuchteten biologischen Gewebes erhalten werden, eine gewichtete Addition vorzunehmen, und
der erste Parameter ein Verhältnis W/(βR+γG) der ersten Spezialbeobachtungsbilddaten W und der Summe βR+γG ist.
In diesem Fall werden vorzugsweise der Koeffizient a und der Koeffizient β im Voraus erhalten, indem Vorexperimente unter Verwendung einer Probe durchgeführt werden, die eine bekannte erste Kenngröße aufweist. Mit anderen Worten führt vor der Inbetriebnahme des Endoskopsystems der Prozessor vorzugsweise Vorexperimente unter Verwendung der bekannten Probe durch, um den Koeffizienten β und den Koeffizienten γ zu bestimmen und diese zu speichern.
Aspekt 7
Das Endoskopsystem nach einem der Aspekte 3 bis 6,
wobei die Abbildungseinheit ein R-Farbfilter umfasst, das ausgebildet ist, Licht in einen R-Wellenlängenbereich in dem RGB-Farbraum zu filtern, bevor das Licht von dem Bildsensor empfangen wird, und
die ersten Normalbeobachtungsbilddaten R Daten eines über das R-Farbfilter des Bildsensors empfangenen Bildes sind.
Aspekt 8
Das Endoskopsystem nach einem der Aspekte 3 bis 7,
wobei die Lichtquelleneinrichtung umfasst:

eine Weißlichtquelle, die Weißlicht emittiert; und
ein erstes optisches Filter, das ausgebildet ist, das erste Speziallicht aus dem Weißlicht zu erhalten, und
die Lichtquelleneinrichtung zwischen der Emission des Weißlichtes und des ersten Speziallichtes schaltet.

Aspekt 9
Das Endoskopsystem nach einem der Aspekte 1 bis 8,
wobei der Prozessor eine Speichereinheit umfasst, die Daten speichert, welche eine quantitative Beziehung zwischen dem ersten Parameter und der ersten Kenngröße ausdrücken, und
die erste Kenngrößenerfassungseinheit ausgebildet ist, die erste Kenngröße unter Bezugnahme auf die Daten zu erhalten, welche die quantitative Beziehung ausdrücken.
Aspekt 10
Das Endoskopsystem nach einem der Aspekte 1 bis 9,
wobei die erste Kenngröße eine Gesamthämoglobinmenge ist.
Aspekt 11
Das Endoskopsystem nach einem der Aspekte 3 bis 9,
wobei die erste Kenngröße eine Gesamthämoglobinmenge ist,
die ersten Spezialbeobachtungsbilddaten W Daten sind, die auf den gleichen Wellenlängenbereich wie ein G-Wellenlängenbereich in dem RGB-Farbraum bezogen sind.
Aspekt 12
Das Endoskopsystem nach Aspekt 11,
wobei die Abbildungseinheit einen G-Farbfilter umfasst, das ausgebildet ist, Licht in einen G-Wellenlängenbereich in dem RGB-Farbraum zu filtern, bevor das Licht von dem Bildsensor empfangen wird, und
die ersten Spezialbeobachtungsbilddaten W Daten eines von dem Bildsensor über das G-Farbfilter aufgenommenen Bildes sind.
Aspekt 13
Das Endoskopsystem nach einem der Aspekte 1 bis 12,
wobei der Prozessor umfasst:

eine zweite Parametererzeugungseinheit, die ausgebildet ist, einen zweiten Parameter, der Sensitivität gegenüber einer zweiten Kenngröße des biologischen Gewebes aufweist, jedoch keine Sensitivität gegenüber der Lichtstreuung aufweist, auf Grundlage der Farbbilddaten zu erzeugen; und
eine zweite Kenngrößenerfassungseinheit, die ausgebildet ist, die zweite Kenngröße auf Grundlage der ersten Kenngröße und des zweiten Parameters zu erfassen.

Aspekt 14
Das Endoskopsystem nach einem der Aspekte 3 bis 8,
wobei die Kenngrößenerfassungseinheit umfasst:

eine zweite Parametererzeugungseinheit, die ausgebildet ist, einen zweiten Parameter, der Sensitivität gegenüber einer zweiten Kenngröße des biologischen Gewebes aufweist, jedoch keine Sensitivität gegenüber der Lichtstreuung aufweist, auf Grundlage der Farbbilddaten zu erzeugen; und
eine zweite Kenngrößenerfassungseinheit, die ausgebildet ist, die zweite Kenngröße auf Grundlage der ersten Kenngröße und des zweiten Parameters zu erfassen,
die Lichtquelleneinrichtung ausgebildet ist, zweites Speziallicht zu emittieren, das einen von Weißlicht verschiedenen Wellenlängenbereich hat, und von dem biologischen Gewebe in Abhängigkeit der zweiten Kenngröße unterschiedlich absorbiert wird, und
der zweite Parameter ein Verhältnis N/W von zweiten Spezialbeobachtungsbilddaten N, die durch Abbilden des mit dem zweiten Speziallicht beleuchteten biologischen Gewebes erhalten werden, und ersten Spezialbeobachtungsbilddaten W ist, die durch Abbilden des mit dem ersten Speziallicht beleuchteten biologischen Gewebes erhalten werden.

Aspekt 15
Das Endoskopsystem nach Aspekt 14,
wobei ein Wellenlängenbereich des ersten Speziallichtes so eingestellt ist, dass die Absorption des ersten Speziallichtes durch das biologische Gewebe von der ersten Kenngröße abhängt, jedoch nicht von der zweiten Kenngröße abhängt.
Aspekt 16
Das Endoskopsystem nach Aspekt 15,
wobei ein Wellenlängenbereich des zweiten Speziallichtes so eingestellt ist, dass die Absorption des zweiten Speziallichtes durch das biologische Gewebe sowohl von der ersten Kenngröße als auch von zweiten Kenngröße abhängt.
Aspekt 17
Das Endoskopsystem nach einem Aspekte 13 bis 16,
wobei die zweite Kenngröße ein Sauerstoffsättigungsgrad ist.
Aspekt 18
Das Endoskopsystem nach Aspekt 17,
wobei die zweiten Spezialbeobachtungsbilddaten N-Bilddaten sind, die auf den gleichen Wellenlängenbereich wie ein G-Wellenlängenbereich in dem RGB-Farbraum bezogen sind.
Aspekt 19
Das Endoskopsystem nach Aspekt 18,
wobei die Abbildungseinheit ein G-Farbfilter umfasst, das ausgebildet ist, Licht in einen G-Wellenlängenbereich in dem RGB-Farbraum zu filtern, bevor das Licht von dem Bildsensor empfangen wird, und
die zweiten Spezialbeobachtungsbilddaten N-Daten eines über das G-Farbfilter aufgenommenen Bildes sind.
Aspekt 20
Das Endoskopsystem nach einem der Aspekte 1 bis 19,
umfassend eine Kenngrößenerfassungseinheit, die ausgebildet ist, ein Kenngrößenverteilungsbild, das eine Verteilung der ersten Kenngröße in dem biologischen Gewebe ausdrückt, auf Grundlage der ersten Kenngröße zu erzeugen.
Aspekt 21
Das Endoskopsystem nach einem der Aspekte 13 bis 19,
umfassend eine Kenngrößenverteilungsbilderzeugungseinheit, die ausgebildet ist, ein Kenngrößenverteilungsbild, das eine Verteilung der zweiten Kenngröße in dem biologischen Gewebe ausdrückt, auf Grundlage der zweiten Kenngröße zu erzeugen.
Ein weiterer Aspekt der vorliegenden Erfindung ist eine Analyseeinrichtung, die folgende Aspekte aufweist.
Eine Analyseeinrichtung, umfassend:

eine Lichtquelleneinrichtung;
eine Abbildungseinheit, die einen Bildsensor umfasst, der ausgebildet ist, Farbbilddaten zu erzeugen, indem er biologisches Gewebe abbildet, das mit Licht beleuchtet wird, das von der Lichtquelleneinrichtung emittiert wird; und
einen Prozessor mit einer ersten Parametererzeugungseinheit, die ausgebildet ist, einen ersten Parameter, der Sensitivität gegenüber einer ersten Kenngröße des biologischen Gewebes aufweist, jedoch keine Sensitivität gegenüber Lichtstreuung durch das biologische Gewebe aufweist, auf Grundlage der Farbbilddaten zu erzeugen, und mit einer ersten Kenngrößenerfassungseinheit, die ausgebildet ist, die erste Kenngröße auf Grundlage des ersten Parameters zu erfassen.

Vorteilhafte Wirkungen der Erfindung
Durch das Endoskopsystem und die Analyseeinrichtung, die oben beschrieben wurden, wird ein von Streuung herrührender Fehler verringert, und es kann eine präzisere spektroskopische Analyse durchgeführt werden.
Figurenliste

1 zeigt das Q-Band-Absorptionsspektrum von Hämoglobin.
Fig. 2Abis 2C sind Diagramme, die jeweils ein Beispiel für die Ergebnisse einer Simulation der spektralen Charakteristik von biologischem Gewebe zeigen.
3 enthält Graphen, die Beispiele der Korrelation zwischen verschiedenen Parametern und biologischer Information zeigen.
4 enthält Graphen, die Beispiele der Korrelation zwischen verschiedenen Parametern und biologischer Information zeigen.
5 enthält Graphen, die Beispiele der Korrelation zwischen verschiedenen Parametern und biologischer Information zeigen.
6 ist ein Blockdiagramm, das ein Beispiel eines Endoskopsystems eines Ausführungsbeispiels der vorliegenden Erfindung zeigt.
7 ist ein Blockdiagramm, das ein Beispiel der Konfiguration einer Steuerung des in 6 gezeigten Endoskopsystems veranschaulicht.
8 ist ein Diagramm, das ein Beispiel des Transmissionsspektrums von Farbfiltern zeigt, die in einem Bildsensor enthalten sind.
9 ist eine Außenansicht eines Beispiels eines Rotationsfilters, das in dem Ausführungsbeispiel verwendet wird.
10 ist ein Flussdiagramm, das ein Beispiel einer Verarbeitung zur Spektralanalyse gemäß dem Ausführungsbeispiel veranschaulicht.
11A und 11B zeigen Beispiele einer Anzeige von Bildinformation, die durch das Endoskopsystem gemäß dem Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung erzeugt wird, wobei 11A ein Beispiel einer zweidimensionalen Anzeige eines Bildes der Verteilung des Sauerstoffsättigungsgrades zeigt und 11B ein Beispiel einer dreidimensionalen Anzeige eines Bildes der Verteilung des Sauerstoffsättigungsgrades zeigt.

Beschreibung von Ausführungsbeispielen
Im Folgenden wird ein Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung unter Bezugnahme auf die Zeichnungen beschrieben.
Ein Endoskopsystem (im Folgenden auch als Endoskopeinrichtung bezeichnet) des vorliegenden, unten beschriebenen Ausführungsbeispiels ist ein System zur quantitativen Analyse biologischer Information eines Objektes (z.B. einer Kenngröße von biologischem Gewebe wie die Gesamthämoglobinmenge oder der Sauerstoffsättigungsgrad) auf Grundlage von Bilddaten eines Bildes eines abgebildeten Objektes, das Lichtkomponenten in verschiedenen Wellenlängenbereichen aufweist, und zum Wandeln der Analyseergebnisse in ein Bild und zum Anzeigen des Bildes. Um die Bilddaten zu gewinnen, kann ein Bild von biologischem Gewebe aufgenommen werden, indem Licht, das in einen vorbestimmten Wellenlängenbereich separiert ist, empfangen wird, um in der Lage zu sein, biologische Information zu berechnen; um jedoch präzise Bilddaten mit geringem Rauschen zu gewinnen, ist es vorzuziehen, Komponenten in verschiedenen Wellenlängenbereichen zu verstärken, indem ein Bild von biologischem Gewebe aufgenommen wird, das mit mehreren Arten von Licht in verschiedenen vorbestimmten Wellenlängenbereichen beleuchtet wird.
Die spektrale Charakteristik von Blut (d.h. die spektrale Charakteristik von Hämoglobin) hat die Eigenschaft, dass sie gemäß der Gesamthämoglobinmenge und dem Sauerstoffsättigungsgrad kontinuierlich variiert, und diese Eigenschaft wird in der quantitativen Analyse der Gesamthämoglobinmenge und des Sauerstoffsättigungsgrades wie unten beschrieben genutzt.
In der vorliegenden Beschreibung ist „R“ in der in einem Bild oder in Bilddaten enthaltenen R-Komponente, R-Pixeln, dem R-Farbfilter in dem Farbfilter und dergleichen R (rot) in dem RGB-Farbraum und bezeichnet einen Wellenlängenbereich von 570 nm oder mehr innerhalb des Bereichs von 360 bis 830 nm, welcher der Wellenlängenbereich sichtbaren Lichtes ist, und bezeichnet beispielsweise einen Wellenlängenbereich von 580 bis 700 nm. Ebenso ist „G“ der in einem Bild oder in Bilddaten enthaltenen G-Komponente, G-Pixeln, dem G-Farbfilter in dem Farbfilter und dergleichen G (grün) in dem RGB-Farbraum und bezeichnet einen Wellenlängenbereich beispielsweise von 470 bis 620 nm innerhalb des Bereichs von 360 bis 830 nm, welcher der Wellenlängenbereich sichtbaren Lichtes ist. „B“ in der in einem Bild oder in Bilddaten enthaltenen B-Komponente, B-Pixeln, dem B-Farbfilter in dem Farbfilter und dergleichen ist B (blau) in dem RGB-Farbraum und bezieht sich auf einen Wellenlängenbereich von 530 nm oder weniger innerhalb des Bereichs von 360 bis 830 nm, welcher der Wellenlängenbereich sichtbaren Lichtes ist, und bezieht sich beispielweise auf den Wellenlängenbereich von 420 bis 520 nm. Es kommt auch vor, das „R“, „G“ und „B“ selbst sich auf die Pixelwerte von R-Pixeln, G-Pixeln und B- Pixeln in einem Bild beziehen.
Weißlicht ist nicht streng auf Licht beschränkt, das sämtliche Wellenlängenkomponenten sichtbaren Lichtes enthält, und kann beispielsweise auch Licht sein, das Komponenten in den oben beschriebenen R-, G- und B-Wellenlängenbereichen beinhaltet.
Spektrale Charakteristik von biologischem Gewebe und Prinzip der Berechnung von biologischer Information
Bevor die Konfiguration der Endoskopeinrichtung gemäß vorliegendem Ausführungsbeispiel im Detail beschrieben wird, werden im Folgenden die spektrale Charakteristik von Hämoglobin und das Prinzip der Berechnung einer Kenngröße von biologischem Gewebe (biologischer Information), wie z.B. des Sauerstoffsättigungsgrades, gemäß dem vorliegenden Ausführungsbeispiel beschrieben.
1 zeigt das Absorptionsspektrum von Hämoglobin bei ungefähr 550 nm. Hämoglobin hat ein starkes Absorptionsband bei ungefähr 550 nm, das Q-Band genannt wird und das von Porphyrin stammt. Das Absorptionsspektrum von Hämoglobin variiert in Abhängigkeit des Sauerstoffsättigungsgrades. Der Sauerstoffsättigungsgrad ist der Prozentsatz an sauerstoflbeladenem Hämoglobin HbO in der Gesamtmenge an Hämoglobin. Die mit der durchgezogenen Linie dargestellte Wellenform in 1 ist das Absorptionsspektrum von sauerstoffbeladenem Hämoglobin HbO für den Fall, dass der Sauerstoffsättigungsgrad 100% ist, und die mit der langgestrichelten Linie dargestellte Wellenform ist das Absorptionsspektrum für den Fall, dass der Sauerstoffsättigungsgrad 0% ist, d.h. das Absorptionsspektrum von reduziertem Hämoglobin Hb. Die kurzgestrichelten Linien sind die Absorptionsspektren von Hämoglobin (Mischung aus sauerstoffbeladenem Hämoglobin HbO und reduziertem Hämoglobin Hb) bei mittleren Graden an Sauerstoffsättigung (10, 20, 30, ...90%).
Wie in 1 gezeigt, haben in dem Q-Band sauerstoffbeladenes Hämoglobin HbO und reduziertes Hämoglobin Hb unterschiedliche Peakwellenlängen. Dabei hat sauerstoffbeladenes Hämoglobin HbO einen Absorptionspeak P1 bei einer Wellenlänge von ungefähr 542 nm und einen Absorptionspeak P3 bei einer Wellenlänge von ungefähr 567 nm. Demgegenüber hat reduziertes Hämoglobin Hb eine Absorptionswellenlänge P2 bei ungefähr 556 nm. 1 zeigt ein Zweikomponenten-Absorptionsspektrum, in dem die Summe der Konzentrationen der jeweiligen Komponenten (sauerstoffbeladenes Hämoglobin HbO und reduziertes Hämoglobin Hb) konstant ist, und deshalb treten in dem Spektrum isosbestische Punkte E1, E2, E3 und E4 auf, in denen die Absorption ungeachtet der Konzentrationen der jeweiligen Komponenten (d.h. des Sauerstoffsättigungsgrades) konstant ist. 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 als Wellenlängenbereich R2 bezeichnet, und der zwischen den isosbestischen Punkten E3 und E4 eingeschlossene Wellenlängenbereich als Wellenlängenbereich R3 bezeichnet. Der zwischen den isosbestischen Punkten E1 und E4 eingeschlossene Wellenlängenbereich (d.h. die Kombination der Wellenlängenbereich R1, R2 und R3 wird im Folgenden als Wellenlängenbereich R0 bezeichnet. Ferner wird in der folgenden Beschreibung der Wellenlängenbereich R2 auch als N-Band (Schmalband) und der Wellenlängenbereich R0 auch als W-Band (Breitband) bezeichnet.
Auf diese Weise werden der Wellenbereich R0 und der Wellenlängenbereich R2 auf Grundlage eines Wellenlängenbereichs bestimmt, der Punkte aufweist, in denen die Absorption ungeachtet des Sauerstoffsättigungsgrades konstant ist, und der Bereiche hat, in denen die Absorption in Abhängigkeit des Sauerstoffsättigungsgrades variiert. Obgleich die Ausdehnungen des Wellenlängenbereichs R0 und des Wellenlängenbereichs R2 keinen besonderen Beschränkungen unterliegen, werden sie vorzugsweise auf Grundlage von Bereichen bestimmt, in denen die Variation in Abhängigkeit des Sauerstoffsättigungsgrades hoch ist. Beispielsweise ist das W-Band vorzugsweise der Bereich von 500 nm bis 600 nm oder noch besser der Bereich von 520 nm bis 590 nm. Ferner liegt das N-Band innerhalb des Bereichs des W-Bandes, ist schmaler als das W-Band und ist vorzugsweise der Bereich von 520 nm bis 590 nm oder noch besser beispielsweise der Bereich von 540 nm bis 580 nm.
Wie in 1 gezeigt, nimmt in den Wellenlängenbereichen zwischen benachbarten isosbestischen Punkten die Absorption des Hämoglobins relativ zum Sauerstoffsättigungsgrad linear zu oder ab.
Insbesondere nehmen integrierte Werte AR1 und AR3 der Absorption von Hämoglobin in den Wellenlängenbereichen R1 und R3 relativ zur Konzentration von sauerstoffbeladenem Hämoglobin linear zu. Auch nimmt ein integrierter Wert AR2 der Absorption von Hämoglobin in den Wellenlängenbereich R2 relativ zur Konzentration von reduziertem Hämoglobin linear zu.
Dabei ist der Sauerstoffsättigungsgrad durch den folgenden Ausdruck 1 definiert. $Sat = \frac{[HbO]}{[Hb] + [HbO]}$
worin

Sat: Sauerstoffsättigungsgrad
[Hb]: Konzentration an reduziertem Hämoglobin
[HbO]: Konzentration an sauerstoffbeladenem Hämoglobin
[Hb]+[HbO]: Gesamthämoglobinmenge (tHb)

Ferner erhält man Ausdruck 2 und Ausdruck 3, welche die Konzentrationen an sauerstoffbeladenem Hämoglobin HbO und an reduziertem Hämoglobin Hb ausdrücken, aus Ausdruck 1. $[HbO] = Sat \cdot ([Hb] + [HbO])$
$[Hb] = (1 - Sat) \cdot ([Hb] + [HbO])$
Demnach sind die integrierten Werte AR1, AR2 und AR3 der Absorption von Hämoglobin charakteristische Werte, die sowohl von dem Sauerstoffsättigungsgrad Sat als auch von der Gesamthämoglobinmenge tHb abhängen.
Durch Forschungsarbeit, die der Anmelder der vorliegenden Patentanmeldung durchgeführt hat, wurde herausgefunden, dass ein integrierter Wert AR0 der Absorption von Hämoglobin in dem Wellenlängenbereich R0, der aus den Wellenlängenbereichen R1, R2 und R3 zusammengesetzt ist, ein Wert ist, der nicht von dem Sauerstoffsättigungsgrad Sat abhängt, sondern in Abhängigkeit der Gesamthämoglobinmenge tHb variiert.
Somit kann die Gesamthämoglobinmenge tHb auf Grundlage des integrierten Absorptionswertes AR0 bestimmt werden. Auch kann der Sauerstoffsättigungsgrad Sat auf Grundlage der integrierten Absorptionswerte AR1, AR2 und AR3 und der Gesamthämoglobinmenge tHb bestimmt werden, die auf Grundlage der Absorption AR0 bestimmt wird. Wie in 1 gezeigt, ist die Stärke der Variation des integrierten Absorptionswertes in Abhängigkeit des Sauerstoffsättigungsgrades Sat in den Wellenlängenbereichen R1, R2 und R3, d.h. die Fläche des Bereichs, der in 1 von der mit der durchgezogenen Linie dargestellten Wellenform und der mit der langgestrichelten Linie dargestellten Wellenform eingeschlossen ist, unter den Wellenlängenbereichen R0 bis R3 in dem Wellenlängenbereich R2 am größten, und der integrierte Wert AR2 der Absorption in dem Wellenlängenbereich R2 ist die charakteristische Größe, die gegenüber dem Sauerstoffsättigungsgrad Sat am sensitivsten ist. In dem später beschriebenen Ausführungsbeispiel wird der Sauerstoffsättigungsgrad Sat unter Verwendung von Licht in dem Wellenlängenbereich R2 (N-Band) bestimmt.
Im Folgenden wird ein Einfluss von Streuung auf die spektrale Charakteristik von biologischem Gewebe beschrieben.
Die 2A bis 2C zeigen Beispiele eines Reflexionsspektrums, das die spektrale Charakteristik von biologischem Gewebe in dem Bereich sichtbaren Lichtes angibt, die durch eine Simulationsberechnung erhalten wird, und die den Einfluss von Lichtstreuung auf die spektrale Charakteristik zeigen. In dem Graphen der Figuren 2Abis 2C gibt die horizontale Achse die Wellenlänge und die vertikale Achse den Reflexionsgrad an. Das Reflexionsspektrum von biologischem Gewebe wie einem Verdauungstrakt ist nicht nur durch die Absorptionscharakteristik der Komponenten, welche das biologische Gewebe ausmachen, insbesondere die spektrale Absorptionscharakteristik von sauerstoffbeladenem Hämoglobin und reduziertem Hämoglobin beeinflusst, sondern auch von der Wellenlängencharakteristik von Licht, das an dem biologischen Gewebe gestreut wird. 2A zeigt da Reflexionsspektrum für den Fall, dass es überhaupt keine Lichtstrahlung gibt, 2C zeigt das Reflexionsspektrum für den Fall, in dem es überhaupt keine Absorption durch Hämoglobin gibt und Lichtstreuung auftritt, und 2B zeigt das Reflexionsspektrum für den Fall, in dem der Beitrag an Lichtstreuung durch biologisches Gewebe (durch Streuung verursachte Lichtschwächung) und der Beitrag an Hämoglobinabsorption (durch Absorption verursachte Lichtschwächung) an dem Reflexionsspektrum näherungsweise gleich sind.
Wie in den Figuren 2Abis 2C gezeigt, variiert die spektrale Charakteristik des biologischen Gewebes in Abhängigkeit der Intensität der Lichtstreuung, und wird die biologische Information wie der Sauerstoffsättigungsgrad Sat auf Grundlage der spektralen Charakteristik des biologischen Gewebes ohne Berücksichtigung der Größe der Lichtstreuung berechnet, so kann sich deshalb die biologische Information in ihrem Wert in Abhängigkeit der Intensität der Lichtstreuung ändern. Wird mit anderen Worten die spektrale Charakteristik des biologischen Gewebes (z.B. der Reflexionsgrad in dem Wellenlängenbereich R2) so wie sie ist zum Berechnen der biologischen Information genutzt, so erhält man ein Berechnungsergebnis, das einen von der Lichtstreuung herrührenden Fehler enthält. Um ein präzises Analyseergebnis zu erhalten, ist es erforderlich, den von der Lichtstreuung herrührenden Fehler zu korrigieren.
Verfahren zum Korrigieren eines von der Lichtstreuung herrührenden Fehlers beinhalten ein Verfahren, bei dem der Fehler korrigiert wird, nachdem biologische Information wie der Sauerstoffsättigungsgrad Sat auf Grundlage der spektralen Charakteristik des biologischen Gewebes berechnet worden ist, und ein Verfahren, bei dem ein Zwischenparameter, der von der Lichtstreuung abhängt, auf Grundlage der spektralen Charakteristik des biologischen Gewebes erzeugt wird, die Komponente, die von der Lichtstreuung abhängt, in der Phase der Erzeugung des Zwischenparameters beseitigt wird und dann biologische Information auf Grundlage der Korrelationsbeziehung zwischen dem Zwischenparameter und der biologischen Information, d.h. einer Kenngröße des biologischen Gewebes berechnet wird. In dem vorliegenden Ausführungsbeispiel wird das letztere Verfahren zur Gewinnung der biologischen Information genutzt, die keinen von der Lichtstreuung herrührenden Fehler enthält. Um dieses Verfahren zu realisieren, haben die Erfinder der vorliegenden Erfindung nach einem Parameter gesucht, der eine hohe Sensitivität gegenüber der zu gewinnenden biologischen Information aufweist (mit dieser hoch korreliert ist), wie die Gesamthämoglobinmenge tHb oder der Sauerstoffsättigungsgrad Sat, die Kenngrößen des biologischen Gewebes sind, und der fast keine Sensitivität gegenüber Lichtstreuung aufweist.
Die 3 bis 5 sind Graphen, die Beispiele für die Korrelation zwischen verschiedenartigen Parametern, die aus endoskopischen Bilddaten gewonnen werden können, und der Gesamthämoglobinmenge tHb und dem Sauerstoffsättigungsgrad Sat zeigen, wobei diese Graphen Darstellungen von Simulationsergebnissen der Parameter sind. In diesen Graphen bezeichnet die horizontale Achse die Gesamthämoglobinmenge tHb, und die vertikale Achse bezeichnet Parameterwerte. Ferner ist Tabelle 1 eine organisierte Anordnung von Elementen in den Graphen der 3 bis 5.

In Tabelle 1 ist die „Sensitivität“ unter Verwendung eines bis dreier Sterne angegeben, welche die Sensitivität (d.h. die Größe des Variationsbereiches) der Parameter relativ zu der Änderung der Gesamthämoglobinmenge tHb, der Intensität der Lichtstreuung und des Sauerstoffsättigungsgrads Sat auf Basis der Interpretation der Graphen der 3 bis 5 repräsentieren. Eine höhere Anzahl an Sternen gibt eine höhere Parametersensitivität an, d.h. einen größeren Variationsbereich. Tabelle 1

Graph		Parameter	Einstellung		Sensitivität Gesamthämoglobinmenge
Graph		Parameter	Beitrag der Streuung	Sauerstoffsättigungsgrad		Streuung	Sauerstoffsättigungsgrad
3	(A1)	G/R	0∼100	100%	★★★	★★
	(A2)	G/R	0	0∼100%	★★★		★
	(B1)	B/R	0∼100	100% .	★★	★★★
	(B2)	B/R	0	0~100%	★★		★★
	(C1)	B/G	0∼100	100%	★★	★★
	(C2)	B/G	0	0∼100%	★★		★★★
	(D1)	W/R	0∼100	100%	★★★	★
	(D2)	W/R	0	0∼100%	★★★		★
	4	N/R	0∼100	100%	★★	★
	(E2)	N/R	0	0∼100%	★★		★
	(F1)	N/W	0∼100	100%	★	★
	(F2)	N/W	0	0∼100%	★		★★
5	(G1)	W/(R+G)	0∼100	100%	★★	★	.
5	(G2)	W/(R+G)	0	0∼100%	★★		★

Die Graphen (A1) und (A2) in 3 sind Graphen, in denen Simulationsergebnisse für den Parameter „G/R“ graphisch dargestellt sind. „G“ ist der Pixelwert von G-Pixeln (mit dem grünen G-Farbfilter versehene Pixel), der durch die Normalbeobachtung erhalten wird, in der Weißlicht als Beleuchtungslicht für das biologische Gewebe verwendet wird. Ferner ist „R“ der Pixelwert von R-Pixeln (mit dem roten R-Farbfilter versehene Pixel), der durch die Normalbeobachtung erhalten wird. Der Parameter „G/R“ ist das Ergebnis der Division des durch die Normalbeobachtung erhaltenen Pixelwertes G durch den Pixelwert R. Normalbeobachtung bezieht sich auf das Abbilden von biologischem Gewebe unter Verwendung des später beschriebenen Weißlichtes WL und das Erfassen eines Bildes, das eine R-Komponente, eine G-Komponente und eine B-Komponente in dem RGB-Farbraum hat.
In der vorliegenden Beschreibung sind Pixelwerte nicht auf Pixelwerte eines Bilderzeugungssignals (sogenannte RAW-Daten) aus einem Bildsensor beschränkt, die einen RGB-Primärfarbfilter aufweisen, und beinhalten ebenso Pixelwerte von Bilddaten, die erhalten werden, indem an einem Bilderzeugungssignal unterschiedliche Arten von Bildverarbeitung, z.B. eine Demosaic-Verarbeitung (Interpolationsverarbeitung) und eine lineare Matrixverarbeitung durchgeführt werden. Die später beschriebene Verarbeitung kann beispielsweise unter Verwendung von R-Pixelwerten, G-Pixelwerten und B-Pixelwerten durchgeführt werden, welche die Werte von Pixeln sind, die in Bilddaten enthalten sind, welche eine R-Komponente, eine G-Komponente und eine B-Komponente in dem RGB-Farbraum aufweisen, die dadurch erhalten werden, dass eine Demosaic-Verarbeitung und eine Farbraumumwandlungs-Verarbeitung an einem Bilderzeugungssignal durchgeführt wird, das aus einem Bildsensor stammt, der ein Komplementärfarbfilter aufweist.
Die Graphen (B1) und (B2) in 3 sind Graphen, in denen Simulationsergebnisse für den Parameter „B/R“ dargestellt sind. Dabei ist „B“ der Pixelwert von B-Pixeln (mit dem blauen B-Farbfilter versehene Pixel), die erhalten werden, indem die Normalbeobachtung unter Verwendung von Weißlicht WL durchgeführt wird. Der Parameter „B/R“ ist das Ergebnis der Division des durch die Normalbeobachtung erhaltenen Pixelwertes B durch den Pixelwert R.
Die Graphen (C1) und (C2) in 3 sind Graphen, in denen Simulationsergebnisse für den Parameter „B/G“ dargestellt sind. Der Parameter „B/G“ ist das Ergebnis der Division des durch die Normalbeobachtung erhaltenen Pixelwertes B durch den Pixelwert G.
Die Graphen (D1) und (D2) in 4 sind Graphen, in denen Simulationsergebnisse für den Parameter „W/R“ dargestellt sind. „W“ ist der Pixelwert von G-Pixeln, die erhalten werden, indem eine Spezialbeobachtung unter Verwendung von Beleuchtungslicht in dem in 1 gezeigten Wellenlängenbereich R0 (W-Band) durchgeführt wird. Wie später beschrieben, ist der Wellenlängenbereich R0 in einem Wellenlängenbereich enthalten, in dem G-Pixel des Bildsensors Sensitivität aufweisen. Der Parameter „W/R“ ist das Ergebnis der Division des Pixelwertes W von G-Pixeln, der bei Durchführen der Spezialbeobachtung unter Verwendung des Beleuchtungslichtes in dem W-Band erhalten wird, durch den Pixelwert R, der durch die Normalbeobachtung erhalten wird.
Die Graphen (E1) und (E2) in 4 sind Graphen, in denen Simulationsergebnisse für den Parameter „N/R“ dargestellt sind. „N“ ist der Pixelwert von G-Pixeln, der bei Durchführen der Spezialbeobachtung unter Verwendung von Beleuchtungslicht in dem in 1 gezeigten Wellenlängenbereich R2 (N-Band) erhalten wird. Der Parameter „N/R“ ist das Ergebnis des Pixelwertes N von G-Pixeln, der bei Durchführen der Spezialbeobachtung unter Verwendung des Beleuchtungslichtes in dem N-Band erhalten wird, durch den Pixelwert R, der durch die Normalbeobachtung erhalten wird.
Die Graphen (F1) und (F2) in 4 sind Graphen, in den Simulationsergebnisse für den Parameter „N/W“ dargestellt sind. Der Parameter „N/W“ ist das Ergebnis der Division des Pixelwertes N von G-Pixeln, der bei Durchführen der Spezialbeobachtung unter Verwendung des Beleuchtungslichtes in dem N-Band erhalten wird, durch den Pixelwert W von G-Pixeln, der bei Durchführen der Spezialbeobachtung unter Verwendung des Beleuchtungslichtes in dem W-Band erhalten wird.
Die Graphen (G1) und (G2) in 5 sind Graphen, in denen Simulationsergebnisse für den Parameter „W/(R+G)“ dargestellt sind. Der Parameter „W/(R+G)“ ist das Ergebnis der Division des Pixelwertes W von G-Pixeln, der bei Durchführen der Spezialbeobachtung unter Verwendung von Beleuchtungslicht in dem W-Band erhalten wird, durch die Summe „R+G“ des Pixelwertes R von R-Pixeln und des Pixelwertes G von G-Pixeln, die bei Durchführen der Normalbeobachtung unter Verwendung von Weißlicht WL als Beleuchtungslicht erhalten werden.
Die Graphen (A1), (B1), (C1), (D1), (E1), (F1) und (G1) auf der linken Seite der 3 bis 5 sind Graphen, in denen der Sauerstoffsättigungsgrad Sat mit 100% festgelegt ist, wobei der Beitrag der Lichtstreuung (Parameter, der die Intensität der Lichtstreuung angibt) zwischen 0 und 100 in Einheiten von 10 variiert und in überlagerter Darstellung aufgetragen ist. Auf Grundlage dieser Graphen ist es möglich, den Grad an Sensitivität der Parameter gegenüber der Lichtstreuung herauszufinden.
Die Graphen (A2), (B2), (C2), (D2), (E2), (F2) und (G2) auf der rechten Seite der 3 bis 5 sind Graphen, in denen der Beitrag der Streuung auf 0 gesetzt ist, wobei der Sauerstoffsättigungsgrad Sat zwischen 0 und 100% in Einheiten von 10% variiert und in überlagerter Darstellung aufgetragen ist. Auf Grundlage dieser Graphen ist es möglich, den Grad an Sensitivität der Parameter gegenüber dem Sauerstoffsättigungsgrad Sat herauszufinden.
Wie in Tabelle 1 und den Graphen (D1) und (D2) in 4 gezeigt, hat der Parameter „W/R“ hohe Sensitivität gegenüber der Gesamthämoglobinmenge tHb, jedoch nahezu keine Sensitivität gegenüber der Lichtstreuung oder dem Sauerstoffsättigungsgrad Sat. Aus diesem Grund ist der Wert der Gesamthämoglobinmenge tHb eindeutig durch den Wert des Parameters „W/R“‘ bestimmt. Mit anderen Worten kann eine genaue Gesamthämoglobinmenge tHb, die nicht von der Lichtstreuung oder dem Sauerstoffsättigungsgrad Sat abhängt, auf Grundlage des aus Bilddaten erhaltenen Wertes des Parameters „W/R“ und der in den Graphen (D1) und (D2) gezeigten quantitativen Beziehung zwischen der Gesamthämoglobinmenge tHb und dem Parameter „W/R“ erhalten werden.
Wie in Tabelle 1 und den Graphen (F1) und (F2) in 4 gezeigt, hat der Parameter „N/W“ hohe Sensitivität gegenüber dem Sauerstoffsättigungsgrad Sat, jedoch nahezu keine Sensitivität gegenüber der Lichtstreuung. Ist die Gesamthämoglobinmenge tHb bekannt, so kann aus diesem Grund der Wert des Sauerstoffsättigungsgrades Sat eindeutig auf Grundlage des Wertes des Parameter „N/W“ gemäß dem Graphen (F2) bestimmt werden. Wird insbesondere der in dem Graphen (F2) aufgetragene Punkt, der dem Zahlenwertpaar aus dem Wert der Gesamthämoglobinmenge tHb und dem aus den Pixelwerten erhaltenen Wert des Parameters „N/W“‘ am ehesten entspricht, gewählt, so wird der dem aufgetragenen Punkt entsprechende Wert des Sauerstoffsättigungsgrads Sat als der an diesem Pixel erscheinende Sauerstoffsättigungsgrad Sat des biologischen Gewebes genutzt. Der Wert der Gesamthämoglobinmenge tHb wird auf Grundlage des aus den Bilddaten erhaltenen Wertes des Parameters „W/R“ und der in den Graphen (D1) und (D2) angegebenen Beziehung zwischen der Gesamthämoglobinmenge tHb und dem Parameter „W/R“ erhalten.
Wie in Tabelle 1 und den Graphen (G1) und (G2) in 5 gezeigt, hat ähnlich wie der oben beschriebene Parameter „W/R“ der Parameter „W/(R+G)“ (d.h. das Verhältnis W/(R+G)) Sensitivität gegenüber der Gesamthämoglobinmenge tHb, jedoch nahezu keine Sensitivität gegenüber der Lichtstreuung oder dem Sauerstoffsättigungsgrad Sat, so dass ein genauer Wert der Gesamthämoglobinmenge tHb, der nicht von der Lichtstreuung oder dem Sauerstoffsättigungsgrad Sat abhängt, auf Grundlage der in den Graphen (G1) und (G2) gezeigten quantitativen Beziehung zwischen der Gesamthämoglobinmenge tHb und dem Parameter W/(R+G) erhalten wird.
Wie oben beschrieben, ist es durch eine einfache Berechnung unter Verwendung der in den Graphen (D1) und (D2) oder in den Graphen (G1) und (G2) gezeigten Beziehungen zusammen mit der in dem Graphen (F2) oder (C2) gezeigten Beziehung möglich, genaue Werte für die Gesamthämoglobinmenge tHb und den Sauerstoffsättigungsgrad Sat zu erhalten, die nahezu keinen von der Streuung herrührenden Fehler enthalten. Im Folgenden wird der Parameter W/R als Verhältnis W/R, der Parameter W/(R+G) als Verhältnis W/(R+G), der Parameter N/W als Verhältnis N/W etc. bezeichnet.
Es ist darauf hinzuweisen, dass der Zähler „W“ in „W/R“ und „W/(R+G)“ in dem Graphen (D1) nach 1 und dem Graphen (G1) nach 5 ein Pixelwert in einem Bild ist, das unter Verwendung von Beleuchtungslicht in dem Wellenlängenbereich R0 (W-Band) aufgenommen wird, und so den integrierten Wert AR0 der Absorption von Hämoglobin widerspiegelt, der nicht von dem Sauerstoffsättigungsgrad Sat abhängt, jedoch, wie oben beschrieben, in Abhängigkeit der Gesamthämoglobinmenge tHb variiert, so dass „W“ ein Wert ist, der nicht von dem Sauerstoffsättigungsgrad Sat abhängt, jedoch in Abhängigkeit der Gesamthämoglobinmenge tHb variiert. Der Wert „W“ wird, wie in 2B gezeigt, durch Lichtstreuung beeinflusst. Wie in dem Graphen (D1) oder dem Graphen (G1) gezeigt, wird jedoch „W/R“ oder „W/(R+G)“ nicht durch Lichtstreuung beeinflusst, so dass der Nenner „R“ oder „(R+G)“ in „W/R“ oder „W/(R+G)“ eine Information beinhaltet, die das Ausmaß an Lichtstreuung angibt.
Folglich stellt der Zähler in „W“ in „W/R“ oder „W/(R+G)“ Bilddaten eines Bildes dar, das eine Komponente in einem Wellenlängenbereich hat, der eine Sensitivität gegenüber der Gesamthämoglobinmenge tHb von biologischem Gewebe und eine Sensitivität gegenüber der durch biologisches Gewebe verursachten Lichtstreuung hat, und der Nenner „R“ oder „(R+G)“ stellt Bilddaten eines Bildes dar, das eine Komponente in einem Wellenlängenbereich hat, der keine Sensitivität gegenüber der Gesamthämoglobinmenge tHb von biologischem Gewebe aufweist, jedoch sensitiv gegenüber der durch biologisches Gewebe verursachten Lichtstreuung ist. Dabei beziehen sich Bilddaten eines Bildes, das eine Komponente in einem vorbestimmten Wellenlängenbereich hat, auf Bilddaten eines Bildes, das durch Licht erzeugt wird, welches eine Komponente in dem vorbestimmten Wellenlängenbereich hat. Aus diesem Grund ist es auf Grundlage der „W“-Bilddaten und der „R“- oder „(R+G)“-Bilddaten möglich, einen Parameter zu erzeugen, der eine Sensitivität gegenüber der Gesamthämoglobinmenge tHb hat, jedoch keine Sensitivität gegenüber der durch biologisches Gewebe verursachten Lichtstreuung aufweist.
Auf Basis dieses Befundes werden die Gesamthämoglobinmenge tHb und der Sauerstoffsättigungsgrad Sat auf Grundlage verschiedenartiger Bilddatenelemente berechnet, wie unten erläutert ist. Die Gesamthämoglobinmenge tHb kann unter Verwendung einer Zahlenwerttabelle T1 (oder Funktion) berechnet werden, welche die quantitative Beziehung zwischen dem Gesamthämoglobin tHb und dem Parameter W/R ausdrückt, und die Gesamthämoglobinmenge tHb kann auf Grundlage des Verhältnisses W/R des biologischen Gewebes unter Bezugnahme auf diese Zahlenwerttabelle T1 berechnet werden. Die Gesamthämoglobinmenge tHb kann auch unter Verwendung einer Zahlenwerttabelle T1 (oder Funktion) berechnet werden, welche die quantitative Beziehung zwischen dem Gesamthämoglobin tHb und dem Parameter W/(R+G) ausdrückt, und die Gesamthämoglobinmenge tHb kann auf Grundlage des Verhältnisses W/(R+G) des biologischen Gewebes unter Bezugnahme auf diese Zahlenwerttabelle T1 berechnet werden. Der Sauerstoffsättigungsgrad kann unter Verwendung einer Zahlenwerttabelle T2 (oder Funktion) berechnet werden, welche die quantitative Beziehung zwischen der Gesamthämoglobinmenge tHb, dem Parameter N/W und dem Sauerstoffsättigungsgrad Sat ausdrückt, und der Sauerstoffsättigungsgrad Sat kann auf Grundlage des Verhältnisses N/W des biologischen Gewebes unter Bezugnahme auf diese Zahlenwerttabelle berechnet werden. Wie oben beschrieben, ist der Parameter N/W ein Parameter, der eine Sensitivität gegenüber des Sauerstoffsättigungsgrades Sat von biologischem Gewebe (zweite Kenngröße) aufweist, jedoch keine Sensitivität gegenüber der Gesamthämoglobinmenge tHb (erste Kenngröße) oder gegenüber der Lichtstreuung hat.
Konfiguration der Endoskopeinrichtung
6 ist ein Blockdiagramm, das ein Beispiel der Konfiguration einer Endoskopeinrichtung 1 gemäß dem vorliegenden Ausführungsbeispiel zeigt. 7 ist ein Blockdiagramm, das ein Beispiel der Konfiguration einer Steuerung der Endoskopeinrichtung 1 zeigt. Die Endoskopeinrichtung 1 des vorliegenden Ausführungsbeispiels enthält ein elektronisches Endoskop 100, einen Prozessor 200 und einen Monitor 300. Das elektronische Endoskop 100 und der Monitor 300 sind lösbar an den Prozessor 200 angeschlossen. Zudem sind eine Lichtquelleneinheit 400 und eine Bildverarbeitungseinheit 500 in den Prozessor 200 eingebaut.
Das elektronische Endoskop 100 hat ein Einführrohr 110, das in den Körper der Person einführbar ist. Das elektronische Endoskop 100 enthält einen Lichtleiter 131, der sich näherungsweise über dessen gesamte Länge erstreckt. Ein Endabschnitt (distale Endabschnitt 131a) des Lichtleiters 131 ist in dem distalen Endabschnitt des Einführrohrs 110 (distaler Einführrohr-Endabschnitt 111) angeordnet, und der andere Endabschnitt (Basisendabschnitt 131b) des Lichtleiters ist mit dem Prozessor 200 verbunden. Der Prozessor 200 enthält eine Lichtquelleneinheit 400, die eine Lichtquellenlampe 430 oder dergleichen zum Erzeugen von Weißlicht WL hoher Intensität, z.B. eine Xenon-Lampe, aufweist, wobei das von der Lichtquelleneinheit 400 erzeugte Beleuchtungslicht IL in das Basisende 131b des Lichtleiters 131 eintritt. Licht, das in das Basisende 131b des Lichtleiters 131 eintritt, geht durch den Lichtleiter 131 und wird zu dessen distalem Endabschnitt 131a geleitet und dann aus dem distalen Endabschnitt 131a emittiert. Eine Lichtzerstreuungslinse 132, die dem distalen Endabschnitt 131a des Lichtleiters 131 gegenüberliegt, ist an dem distalen Einführrohr-Endabschnitt 111 des elektronischen Endoskops 100 vorgesehen, und das aus dem distalen Endabschnitt 131a des Lichtleiters 131 emittierte Beleuchtungslicht IL tritt durch die Lichtzerstreuungslinse 132 und beleuchtet biologisches Gewebe T in der Nähe des distalen Einführrohr-Endabschnittes 111.
Der distale Einführrohr-Endabschnitt 111 ist mit einer Objektivoptik 121 und einem Bildsensor 141 versehen. Ein Teil des Beleuchtungslichtes IL, der an der Oberfläche des biologischen Gewebes T reflektiert oder gestreut wird (zurückkehrendes Licht), gelangt in die Objektivoptik 121, wird kondensiert und erzeugt auf der Lichtempfangsfläche des Bildsensors 141 ein Bild. Der Bildsensor 141 des vorliegenden Ausführungsgeispiels ist ein CCD-Bildsensor (ladungsgekoppelte Vorrichtung), welcher der Farbbildaufnahme dient, und hat an seiner Lichtempfangsfläche ein Farbfilter 141a. Als Bildsensor 141 kann auch eine andere Art von Bildsensor wie ein CMOS-Bildsensor (komplementärer Metall-Oxid-Halbleiter) verwendet werden. Die Objektivoptik 121, das Farbfilter 141a und der Bildsensor 141 bilden eine Abbildungseinheit 122.
Das Farbfilter 141a enthält eine Anordnung von R-Farbfiltern, die rotes Licht durchlassen, G-Farbfiltern, die grünes Licht durchlassen, und B-Farbfilter, die blaues Licht durchlassen, und ist ein sogenanntes chipintegriertes Filter, das direkt auf dem Lichtempfangselement des Bildsensors 141 ausgebildet. Mit anderen Worten ist das Farbfilter 141a ausgebildet, Licht in die R-, G- und B-Wellenlängenbereiche in dem RGB-Farbraum zu filtern, bevor das Licht von dem Bildsensor 141 empfangen wird. Die R-, G- und B-Filter haben die in 8 gezeigten spektralen Charakteristiken. 8 ist ein Diagramm, das ein Beispiel des Transmissionsspektrums des in dem Bildsensor 141 enthaltenen Farbfilters zeigt. Die R-Farbfilter des vorliegenden Ausführungsbeispiels sind Filter, die Licht mit einer Wellenlänge durchlassen, die größer als etwa 570 nm ist, die G-Farbfilter sind Filter, die Licht mit einer Wellenlänge durchlassen, die etwa zwischen 470 nm und 620 nm liegt, und die B-Farbfilter sind Filter, die Licht mit einer Wellenlänge durchlassen, die kürzer als etwa 530 nm ist.
Der Bildsensor 141 wird so gesteuert, dass er in Synchronisation mit einer Bildverarbeitungseinheit 500 arbeitet, die später beschrieben wird, und periodisch (z.B. in Intervallen von 1/30 Sekunde) ein Bildsignal ausgibt, das einem Bild biologischen Gewebes entspricht, welches auf der Lichtempfangsfläche erzeugt wird. Das von dem Bildsensor 141 ausgegebene Bildsignal wird über ein Kabel 142 an die Bildverarbeitungseinheit 500 des Prozessors 200 gesendet.
Die Bildverarbeitungseinheit 500 enthält eine A/D-Wandlerschaltung 510, einen temporären Speicher 520, eine Steuerung 530, einen Videospeicher 540 und eine Signalverarbeitungsschaltung 550. Die A/D-Wandlerschaltung 510 führt eine A/D-Wandlung an einem Bildsignal durch, die von dem Bildsensor 141 des elektronischen Endoskops 100 über das Kabel 142 empfangen wird, und gibt digitale Bilddaten aus. Die von der A/D-Wandlerschaltung 510 ausgegebenen digitalen Bilddaten werden zu dem temporären Speicher 520 gesendet und darin gespeichert. Diese digitalen Bilddaten enthalten digitale R-Bilddaten, welche von Lichtempfangselementen empfangen werden, an denen die R-Farbfilter angebracht sind, digitale G-Bilddaten, die von den Lichtempfangselementen empfangen werden, an denen die G-Farbfilter angebracht sind, und digitale B-Bilddaten, die von den Lichtempfangselementen empfangen werden, an denen die B-Farbfilter angebracht sind.
Die Steuerung 530 verarbeitet ein oder mehrere digitale Bilddatenelemente, die in dem temporären Speicher 520 gespeichert sind, um Bildschirmdaten zur Anzeige auf dem Monitor 300 zu erzeugen, und sendet die Bildschirmdaten an den Videospeicher 540. Beispielsweise erzeugt die Steuerung 530 ein Reflexionsspektrum für das biologische Gewebe T für jedes Pixel (x, y) auf Grundlage von Bildschirmdaten, die basierend auf Bilddaten, welche die Verteilung der Gesamthämoglobinmenge tHb des biologischen Gewebes zeigen, und Bilddaten, welche die Verteilung des Sauerstoffsättigungsgrades Sat zeigen, auf Grundlage von Bildschirm daten, die basierend auf einem einzigen digitalen Bilddatenelement erzeugt werden, auf Grundlage von Bildschirm daten, in denen verschiedenartige digitale Bilddatenelemente nebeneinander angeordnet sind, oder basierend auf verschiedenartigen digitalen Bilddatenelementen, verwendet dann das Reflexionsspektrum, um Bildschirmdaten zu erzeugen, welche ein Bild beinhalten, das gesunde Stellen und Läsionsstellen in unterschiedlichen Farben zeigt, oder erzeugt Bildschirmdaten, die einen Graphen des Reflexionsspektrum des biologischen Gewebes T zeigen, der einem bestimmten Pixel (x, y) entspricht, und speichert dann die Bildschirmdaten in dem Videospeicher 540.
Wie in 7 gezeigt, enthält die Steuerung 530 einen internen Speicher 532, eine erste Parametererzeugungseinheit 533, eine erste Kenngrößenerfassungseinheit 534, eine zweite Parametererzeugungseinheit 535, eine zweite Kenngrößenerfassungseinheit 536, eine Kenngrößenverteilungsbilderzeugungseinheit 537 und eine Hauptkörper-Steuerungseinheit 538.
Der interne Speicher 532 speichert digitale Bilddaten, die unter Verwendung verschiedenartigen Beleuchtungslichts, das später beschrieben wird, erhalten werden, und hält zudem eine Zahlenwerttabelle T1 (oder Funktion), welche die quantitative Beziehung zwischen der Gesamthämoglobinmenge tHb und dem oben beschriebenen Parameter W/R ausdrückt, und eine Zahlenwerttabelle T2 (oder Funktion), welche die quantitative Beziehung zwischen der Gesamthämoglobinmenge tHb, dem oben beschriebenen Parameter N/W und dem Sauerstoffsättigungsgrad Sat ausdrückt. Die gespeicherte Information wird nach Bedarf abgerufen.
Die erste Parametererzeugungseinheit 533 erzeugt einen W/R,-Parameterwert (erster Parameter) für jedes Pixel auf Grundlage von Bilddaten, die in dem internen Speicher 532 gespeichert sind. Der W/R,-Parameterwert ist das Verhältnis von Pixelwerten an der gleichen Pixelposition in ersten Spezialbeobachtungsbilddaten W, die von dem ersten Bildsensor 141, der biologisches Gewebe unter Verwendung von Licht in dem Wellenlängenbereich R0 (W-Band) abbildet, erhalten werden, und ersten Normalbeobachtungsbilddaten R, welche die R-Komponente von Normalbeobachtungsbilddaten in dem RGB-Farbraum darstellen, die durch Abbilden des mit Weißlicht WL beleuchteten biologischen Gewebes erhalten werden. Der Wellenlängenbereich R0 ist verschieden von dem Wellenlängenbereich des Weißlichtes WL und ist ein Wellenlängenbereich, in dem sich die Lichtabsorption durch biologisches Gewebe in Abhängigkeit der Gesamthämoglobinmenge tHb (erste Kenngröße) ändert. Die ersten Normalbeobachtungsbilddaten R sind Bilddaten, die über das R-Farbfilter des Bildsensors 141 aufgenommen werden. Wie in den Graphen (D1) und (D2) in 4 gezeigt, ist der Parameter W/R ein Parameter, der eine Sensitivität gegenüber der Gesamthämoglobinmenge tHb von biologischem Gewebe aufweist, jedoch keine Sensitivität gegenüber der Lichtstreuung durch biologisches Gewebe aufweist.
Die erste Kenngrößenerfassungseinheit 534 erfasst die Gesamthämoglobinmenge tHb auf Grundlage des W/R-Parameterwertes. Die erste Kenngrößenerfassungseinheit 534 erhält die Gesamthämoglobinmenge tHb für jedes Pixel auf Grundlage des W/R-Parameterwertes durch Abrufen und Bezugnahme auf die in dem internen Speicher 532 gehaltene Zahlenwerttabelle T1 (oder Funktion), welche die quantitative Beziehung zwischen der Gesamthämoglobinmenge tHb und dem Parameter W/R ausdrückt. Insbesondere erfasst die Kenngrößenerfassungseinheit 534 die Gesamthämoglobinmenge tHb (erste Kenngröße) auf Grundlage des Parameters W/R. Der Parameter W/R ist das Verhältnis zwischen den ersten Spezialbeobachtungsbilddaten W, die durch Abbilden von biologischem Gewebe erhalten werden, das mit erstem Speziallicht beleuchtet wird, das einen von Weißlicht verschiedenen Wellenlängenbereich hat, und in denen sich die Lichtabsorption durch biologisches Gewebe gemäß der Gesamthämoglobinmenge tHb (erste Kenngröße) ändert, und den ersten Normalbeobachtungsbilddaten R, welche die R-Komponente von Normalbeobachtungsbilddaten in dem RGB-Farbraum darstellen, die durch Abbilden des mit Weißlicht beleuchteten biologischen Gewebes erhalten werden.
Es ist darauf hinzuweisen, dass die ersten Spezialbeobachtungsbilddaten W und der Wellenlängenbereich des Bildes einschließlich der R-Komponente in Abhängigkeit des Typs von Bildsensor 141 und der Filtercharakteristik des Farbfilters 141a variieren, und die ersten Spezialbeobachtungsbilddaten W und der Wellenlängenbereich des Bildes einschließlich der R-Komponente auch in Abhängigkeit des Fehlers zwischen Geräten in dem Endoskopsystem 10 variiert. Aus diesem Grund ist es vorteilhaft, einen geeigneten Koeffizienten a zu bestimmen, die ersten Normalbeobachtungsbilddaten R mit dem Koeffizienten a zu multiplizieren, um Daten aR zu erhalten, den Parameter W/(aR) unter Verwendung der Daten aR anstelle der ersten Normalbeobachtungsbilddaten R zu berechnen und den Parameter W/(aR) anstelle des Parameter W/R zu benutzen. Dieser Koeffizient a kann im Vorausd erhalten werden, indem Vorexperimente unter Verwendungen von Proben durchgeführt werden, die eine bekannte Gesamthämoglobinmenge tHb und einen bekannten Sauerstoffsättigungsgrad Sat aufweisen. Mit anderen Worten ist es vor der Inbetriebnahme des Endoskops 10 von Vorteil, dass der Prozessor 200 Vorexperimente unter Verwendung der vorgenannten bekannten Proben durchführt, um einen geeigneten Koeffizienten a zu bestimmen und diesen zu speichern.
Die zweite Parametererzeugungseinheit 535 erzeugt einen N/W-Parameterwert (zweiter Parameter) für jedes Pixel auf Grundlage von Farbbilddaten, die in dem internen Speicher 532 gespeichert sind. Der N/W-Parameterwert ist das Verhältnis von Pixelwerten in der gleichen Pixelposition in zweiten Spezialbeobachtungsbilddaten N, die durch den Bildsensor 141, der das mit Licht in dem Wellenlängenbereich R2 (N-Band) beleuchtete biologische Gewebe abbildet, erhalten werden, und ersten Spezialbeobachtungsbilddaten W, die durch den Bildsensor 141, der das mit Licht in dem Wellenlängenbereich R0 (W-Band) beleuchtete biologische Gewebe abbildet, erhalten werden. Der Wellenlängenbereich R2 (N-Band) ist verschieden von dem Wellenlängenbereich des Weißlichtes WL und ist ein Wellenlängenbereich, in dem sich die Lichtabsorption durch biologisches Gewebe in Abhängigkeit des Sauerstoffsättigungsgrades Sat (zweite Kenngröße) ändert. Wie in den Graphen (F1) und (F2) in 4 gezeigt, ist der Parameter N/W ein Parameter, der eine Sensitivität gegenüber dem Sauerstoffsättigungsgrad Sat (zweite Kenngröße) von biologischem Gewebe aufweist, jedoch keine Sensitivität gegenüber Lichtstreuung durch das biologische Gewebe aufweist.
Die zweite Kenngrößenerfassungseinheit 536 erfasst den Sauerstoffsättigungsgrad Sat auf Grundlage des N/W-Parameterwertes. Die zweite Kenngrößenerfassungseinheit 536 erhält den Sauerstoffsättigungsgrad Sat für jedes Pixel auf Grundlage des N/W-Parameterwertes durch Abrufen und Referenzieren der Gesamthämoglobinmenge tHb, die von der ersten Kenngrößenerfassungseinheit 534 erfasst wird, und der Zahlenwerttabelle T2 (oder Funktion), die in dem internen Speicher 532 gehalten wird und die quantitative Beziehung zwischen dem Parameter N/W und dem Sauerstoffsättigungsgrad Sat ausdrückt.
Die Kenngrößenverteilungsbilderzeugungseinheit 537 erzeugt ein Kenngrößenverteilungsbild, das die Verteilung der Gesamthämoglobinmenge tHb (erste Kenngröße) in biologischem Gewebe auf Grundlage der von der ersten Kenngrößenerfassungseinheit 534 erhaltenen Gesamthämoglobinmenge tHb anzeigt. Alternativ erzeugt sie ein Kenngrößenverteilungsbild, das die Verteilung des Sauerstoffsättigungsgrades Sat (zweite Kenngröße) in biologischem Gewebe auf Grundlage des Grads an Sauerstoffsättigung Sat anzeigt, die durch die zweite Kenngrößenerfassungseinheit 536 erhalten wird. Ferner erzeugt die Kenngrößenverteilungsbilderzeugungseinheit 537 ein Kenngrößenverteilungsbild, das die Verteilung der Verarbeitungsergebnisse anzeigt, die sich aus der Durchführung einer vorbestimmten Verarbeitung an der Gesamthämoglobinmenge tHb oder dem Sauerstoffsättigungsgrad Sat ergeben.
Die Bildschirmdaten des in dieser Weise erzeugten Kenngrößenverteilungsbildes werden an die Signalverarbeitungsschaltung 550 gesendet.
Die Hauptkörper-Steuereinheit 538 verwaltet und steuert Operationen von Einheiten, die den Prozessor 200 und das elektronische Endoskop 100 bilden.
Die Signalverarbeitungsschaltung 550 erzeugt ein Videosignal in einem vorbestimmten Format (z.B. einem Format gemäß NTSC-Standards oder DVI-Standards) auf Grundlage von Bildschirmdaten, die an die Signalverarbeitungsschaltung 550 gesendet und in dem Videospeicher 540 gespeichert wurden, und gibt das Videosignal aus. Das von der Signalverarbeitungsschaltung 550 ausgegebene Videosignal wird von dem Monitor 300 empfangen. Im Ergebnis wird so ein von dem elektronischen Endoskop 100 aufgenommenes endoskopisches Bild oder dergleichen dann auf dem Monitor 300 angezeigt.
Neben der oben beschriebenen Lichtquelle 430 enthält die Lichtquelleneinheit 400 auch eine Kondensorlinse 440, ein Rotationsfilter 510, eine Filtersteuereinheit 420 und eine Kondensorlinse 450. Näherungsweise paralleles Weißlicht WL, das aus der Lichtquelle 430 austritt, wird durch die Kondensorlinse 440 kondensiert, tritt durch das Rotationsfilter 410, wird dann durch die Kondensorlinse 450 nochmals kondensiert und gelangt dann in das Basisende 131b des Lichtleiters 131. Das Rotationsfilter 410 kann durch ein Stellmittel (nicht gezeigt) wie eine Linearführung zwischen einer Betriebsstellung in dem Strahlengang des Weißlichtes WL und einer zurückgezogenen Stellung außerhalb des Strahlengangs bewegt werden.
Die Konfiguration der Lichtquelleneinheit 400 ist nicht auf die in 6 gezeigte Konfiguration beschränkt. Beispielsweise kann als Lichtquelle 430 eine Lampe verwendet werden, die konvergentes Licht erzeugt. In diesem Fall kann beispielsweise eine Konfiguration zur Anwendung kommen, in der Weißlicht WL kondensiert wird, bevor es die Kondensorlinse 440 erreicht, und dann dazu veranlasst wird, als zerstreutes Licht in die Kondensorlinse 440 einzutreten.
Es kann auch eine Konfiguration verwendet werden, in der die Kondensorlinse 440 nicht eingesetzt wird, und näherungsweise paralleles Licht, das von der Lichtquelle 430 erzeugt wird, veranlasst wird, direkt in das Rotationsfilter 410 einzutreten.
Wird eine Lampe verwendet, die konvergentes Licht erzeugt, so kann auch eine Konfiguration zur Anwendung kommen, in der anstelle der Kondensorlinse 440 eine Kollimatorlinse verwendet wird, um dafür zu sorgen, dass Weißlicht, das sich in einem näherungsweise parallelen Zustand befindet, in das Rotationsfilter 410 gelangt. Wird beispielsweise ein optisches Filter vom Interferenztyp wie ein dielektrisches Mehrschichtfilter als Rotationsfilter 410 verwendet, so kann dadurch, dass näherungsweise paralleles Weißlicht in das Rotationsfilter 410 eintritt, der Eintrittswinkel des Weißlichtes WL auf dem optischen Filter gleichmäßig gehalten werden, wodurch es möglich ist, eine bessere Filtercharakteristik zu erhalten.
Es kann auch eine Lampe, die divergentes Licht erzeugt, als Lichtquelle 430 verwendet werden. Auch in diesem Fall kann eine Konfiguration zur Anwendung kommen, in der eine Kollimatorlinse anstelle der Kondensorlinse 440 verwendet wird, um dafür zu sorgen, dass näherungsweise paralleles Weißlicht WL in das Rotationsfilter 410 eintritt.
Das Rotationsfilter 410 ist eine scheibenartige optische Einheit, die zahlreiche optische Filter enthält, und ist so ausgebildet, dass der Durchlasswellenlängenbereich entsprechend dem Drehwinkel geschaltet wird. Der Drehwinkel des Rotationsfilters 410 wird von der Filtersteuereinheit 420 gesteuert, die an die Steuerung 530 angeschlossen ist. Die Steuerung 530 steuert den Drehwinkel des Rotationsfilters 410 über die Filtersteuerschaltung 420 und schaltet so das Spektrum von Beleuchtungslicht IL, das durch das Rotationsfilter 410 tritt und dem Lichtleiter 131 zugeführt wird.
9 ist eine Außenansicht (Vorderansicht) des Rotationsfilters 410. Das Rotationsfilter 410 enthält einen näherungsweise scheibenförmigen Rahmen 411 und vier fächerförmige optische Filter 415, 416, 417 und 418. Drei fächerförmige Fenster 414a, 414b und 414c sind mit gleichen Lücken zwischen sich um die Mittelachse des Rahmens 411 herum angeordnet, und die optischen Filter 415, 416, 417 und 418 sind in die Fenster 414a, 414b, 4144c bzw. 414d eingepasst. In dem vorliegenden Ausführungsbeispiel sind die optischen Filter alle dielektrische Mehrschichtfilter, es kann jedoch auch ein optisches Filter anderen Typs (z.B. ein optisches Absorptionsfilter oder ein Etalonfilter, das einen dielektrischen Mehrschichtfilm als Reflexionsfilm verwendet) eingesetzt werden. Das optische Filter des optischen Filters 417 hat die gleiche Filtercharakteristik wie das optische Filter des optischen Filters 418, so dass im Weiteren das optische Filter 415 nicht beschrieben wird. Das in 9 gezeigte Rotationsfilter 410 ist aus vier optischen Filtern gebildet, es kann jedoch auch aus drei optischen Filtern 415, 416 und 418 gebildet sein.
Ferner ist ein Nabenloch 412 auf der Mittelachse des Rahmens 411 ausgebildet. Eine Ausgangswelle eines Servomotors (nicht gezeigt) der Filtersteuereinheit 420 ist in das Nabenloch 412 eingesetzt und dort befestigt, und das Rotationsfilter 410 dreht sich zusammen mit der Ausgangswelle des Servomotors.
In 9 ist zwar der Zustand gezeigt, in dem Weißlicht WL in das optische Filter 415 eintritt, jedoch wird mit Drehen des Rotationsfilters 410 in der durch den Pfeil angegebenen Richtung das optische Filter, in das das Weißlicht WL eintritt, sukzessive zwischen den optischen Filtern 415, 416 und 418 in dieser Reihenfolge umgeschaltet, so dass das Spektrum des Beleuchtungslichtes IL, welches durch das Rotationsfilter 410 tritt, sukzessive geschaltet wird.
Die optischen Filter 415 und 416 sind optische Bandpassfilter, die selektiv Licht in dem 550 nm-Band durchlassen. Wie in 1 gezeigt, ist das optische Filter 415 so ausgebildet, dass es Licht in dem Wellenlängenbereich von dem isosbestischen Punkt E1 bis zu dem isosbestischen Punkt E4 (d.h. dem Wellenlängenbereich R0 (W-Band)) mit geringem Verlust durchlässt und Licht in anderen Wellenlängenbereichen blockiert. Ferner ist das optische Filter 416 so ausgebildet, dass es Licht in dem Wellenlängenbereich von dem isosbestischen Punkt E2 bis zu dem isosbestischen Punkt E3 mit geringem Verlust durchlässt und Licht in anderen Wellenlängenbereichen blockiert.
Wie in 1 gezeigt, enthält der Wellenlängenbereich R1 die Peakwellenlänge des Absorptionspeaks P1, der von sauerstoflbeladenem Hämoglobin stammt, enthält der Wellenlängenbereich R2 die Peakwellenlänge des Absorptionspeak P2, der von reduziertem Hämoglobin stammt, und enthält der Wellenlängenbereich R3 die Peakwellenlänge des Absorptionspeaks P3, der von sauerstoflbeladenem Hämoglobin stammt. Ferner enthält der der Wellenlängenbereich R0 die Peakwellenlängen der drei Absorptionspeaks P1, P2 und P3.
Zudem sind das W-Band und das N-Band, welche die Durchlasswellenlängenbereiche der optischen Filter 415 und 416 sind ( 1), in dem Durchlasswellenlängenbereich des G-Farbfilters des Farbfilters 141a (8) enthalten. Somit werden Bilddaten eines Objektbildes, das durch Licht erzeugt wird, das durch die optischen Filter 415 und 416 tritt, von den Lichtempfangselementen aufgenommen, auf denen die G-Farbfilter in dem Bildsensor 141 angebracht sind, als digitale G-Bilddaten erhalten und sind Daten für den gleichen Wellenlängenbereich wie der G-Wellenlängenbereich in dem RGB-Farbraum. Somit sind die oben beschriebenen ersten Spezialbeobachtungsbilddaten W und die zweiten Spezialbeobachtungsbilddaten N-Daten für den gleichen Wellenlängenbereich wie der G- Wellenlängenbereich in dem RGB-Farbraum.
Vorliegend ist Licht, welches durch das optische Filter 415 tritt, erstes Speziallicht, welches das biologische Gewebe beleuchtet, um erste Spezialbeobachtungsbilddaten zu erhalten, und Licht, welches durch das optische Filter 416 tritt, ist zweites Speziallicht, welches das biologische Gewebe beleuchtet, um zweite Spezialbeobachtungsbilddaten zu erhalten. Die ersten Spezialbeobachtungsbilddaten werden genutzt, um „W“ in dem oben beschriebenen Parameter „W/R“ zu erfassen, und der Parameter „W/R“ wird genutzt, um die Gesamthämoglobinmenge tHb zu erhalten. Die zweiten Spezialbeobachtungsbilddaten werden genutzt, um „N“ in dem oben beschriebenen Parameter „N/W“ zu erfassen, und der Parameter „N/W“ wird genutzt, um den Sauerstoffsättigungsgrad Sat zu erhalten.
Was die Absorption des ersten Speziallichtes durch das biologische Gewebe betrifft, wird der Wellenlängenbereich des ersten Speziallichtes, d.h. der R0-Wellenlängenbereich, so eingestellt, dass er von der Gesamthämoglobinmenge tHb (erste Kenngröße) abhängt, jedoch nicht von dem Sauerstoffsättigungsgrad Sat (zweite Kenngröße) abhängt. Was die Absorption des zweiten Speziallichtes durch das biologische Gewebe betrifft, ist der Wellenlängenbereich des zweiten Speziallichtes, d.h. der Wellenlängenbereich R2, so eingestellt, dass er sowohl von der Gesamthämoglobinmenge tHb (erste Kenngröße) als auch dem Sauerstoffsättigungsgrad Sat (zweite Kenngröße) abhängt.
Ferner ist das optische Filter 418 ein Ultraviolett-Sperrfilter, und Beleuchtungslicht, welches durch das optische Filter 418 tritt (d.h. Weißlicht), wird zur Aufnahme eines Normalbeobachtungsbildes genutzt. Somit ist Weißlicht, welches durch das optische Filter 418 tritt, das von der Lichtquelle 430 emittierte Weißlicht WL und weist in dem sichtbaren Wellenlängenbereich geringe Variation auf und wird deshalb als Weißlicht WL bezeichnet. Dieses Weißlicht WL wird genutzt, um „R“ in dem oben beschriebenen Parameter „W/R“ zu erfassen, und der Parameter „W/R“ wird genutzt um die Gesamthämoglobinmenge tHb zu erfassen.
Es ist darauf hinzuweisen, dass eine Konfiguration möglich ist, in der das optische Filter 418 nicht verwendet wird und das Fenster 414c des Rahmens 411 offen ist. Ferner wird in der vorliegenden Beschreibung Beleuchtungslicht IL, welches durch die optischen Filter 415 und 416 tritt, auch als Speziallicht (erstes Spezialbeobachtungslicht, zweites Spezialbeobachtungslicht) bezeichnet, und Weißlicht (oder Breitbandlicht), welches durch das optische Filter 418 tritt, wird auch als Normallicht (Normalbeobachtungslicht) bezeichnet.
Ferner ist ein Lichtabschwächungsfilter (ND-Filter) 419 über dem optischen Filter 415 in dem Fenster 414a angebracht. Das Lichtabschwächungsfilter 419 weist über den gesamten Bereich sichtbaren Lichtes keine Wellenlängenabhängigkeit auf und reduziert lediglich die Lichtmenge ohne Änderung in dem Spektrum des Beleuchtungslichtes IL. Durch die Verwendung des Lichtabschwächungsfilters 419 wird die Menge an Beleuchtungslicht IL, welches durch das optische Filter 415 und das Lichtabschwächungsfilter 419 tritt, näherungsweise gleich der Menge an Beleuchtungslicht IL eingestellt, das durch das optische Filter 416 tritt. Somit ist es ungeachtet dessen, ob Beleuchtungslicht IL, das durch das optische Filter 415 oder das optische Filter 416 getreten ist, verwendet wird, möglich, ein Bild mit der gleichen Belichtungszeit und einer geeigneten Belichtung aufzunehmen.
In dem vorliegenden Ausführungsbeispiel wird ein feines Metallgeflecht als Lichtabschwächungsfilter 419 verwendet. Neben einem Metallgeflecht kann auch ein Lichtabschwächungsfilter anderen Typs verwendet werden, z.B. vom Typ eines Schlitzes oder eines halbdurchlässigen Spiegels. Ferner ist auch eine Konfiguration möglich, in der kein Lichtabschwächungsfilter verwendet wird und die Transmissionsgrade der optischen Filter 415 und 416 selbst eingestellt werden. Auch kann ein Lichtabschwächungsfilter an den Fenstern 414b und 414c angebracht werden. Ferner kann die durchtretende Lichtmenge durch Ändern der Mittelpunktswinkel (d.h. der Öffnungsbereiche) der Fenster 414a bis 414c eingestellt werden. Zudem ist eine Konfiguration möglich, in der kein Lichtabschwächungsfilter verwendet wird und die Belichtungszeit für jedes verwendete optische Filter eingestellt wird. Ein Durchgangsloch 413 ist in dem Umfangsrandbereich des Rahmens 411 ausgebildet. Das Durchgangsloch 413 ist an der gleichen Stelle (Phase) wie der Grenzbereich zwischen dem Fenster 414a und dem Fenster 414c in Drehrichtung des Rahmens 411 ausgebildet. Ein Lichtunterbrecher 422 zum Erfassen des Durchgangslochs 413 ist so in der Peripherie des Rahmens 411 angeordnet, dass er einen Teil des Umfangsrandbereichs des Rahmens 411 umgibt. Der Lichtunterbrecher 422 ist an die Filtersteuerschaltung 420 angeschlossen.
Auf diese Weise schaltet die optische Einrichtung 400 unter Verwendung des optischen Rotationsfilters zwischen der Emission von Weißlicht und Speziallicht um.
Es ist darauf hinzuweisen, dass die Lichtquelleneinrichtung 400 des vorliegenden Ausführungsbeispiels so ausgebildet ist, dass Licht mit unterschiedlichen Wellenlängenbereichen emittiert wird, indem dafür gesorgt wird, dass Licht von einer einzigen Lichtquelle 430 emittiert wird, um durch ein optisches Filter zu treten; anstelle der Lichtquellenlampe 430 kann eine Halbleiterlichtquelle wie Laserlicht ausgebende LEDs oder Laservorrichtungen statt der Lichtquelle 400 verwendet werden, die unterschiedliche Arten von Licht mit unterschiedlichen Wellenlängenbereichen emittiert.
Die Endoskopeinrichtung 1 der vorliegenden Erfindung hat zwei Betriebsmodi, nämlich einen Normalbeobachtungsmodus und einen Spektralanalysemodus. Der Normalbeobachtungsmodus ist ein Betriebsmodus zur Aufnahme von Farbbildern unter Verwendung von Weißlicht WL. Der Spektralanalysemodus ist ein Modus zur Durchführung einer Spektralanalyse auf Grundlage von digitalen Bilddaten, die unter Verwendung des ersten Speziallichtes und des zweiten Speziallichtes, die durch die optischen Filter 415 bzw. 416 tretendes Beleuchtungslicht IL darstellen, erhalten werden, und zum Anzeigen eines Biomolekülverteilungsbildes von biologischem Gewebe (z.B. einem Sauerstoffsättigungsgrad-Verteilungsbildes). Der Betriebsmodus der Endoskopeinrichtung 1 wird durch eine Benutzerbetätigung geschaltet, die beispielsweise an einem Bedienfeld (nicht gezeigt) des Prozessors 200 oder einer Bedientaste (nicht gezeigt) des elektronischen Endoskops 100 vorgenommen wird.
In dem Normalbeobachtungsmodus steuert die Steuerung 530 das Stellmittel, um das Rotationsfilter 410 aus der Betriebsstellung in die zurückgezogene Stellung zu bewegen. Es ist darauf hinzuweisen, dass in dem spektroskopischen Analysemodus das Rotationsfilter 410 in der Betriebsstellung angeordnet ist. Weist das Rotationsfilter 410 kein Stellmittel auf, so steuert die Steuerung 530 ferner die Filtersteuereinheit 420 so, dass das Rotationsfilter 410 in einer Stellung angehalten wird, in der das Weißlicht WL in das optische Filter 418 gelangt. Dann werden die durch den Bildsensor 141 erhaltenen digitalen Bilddaten einer vorbestimmten Bildverarbeitung wie Demosaicing unterzogen und dann in ein Videosignal gewandelt und auf dem Bildschirm des Monitors 300 angezeigt.
In dem Spektralanalysemodus steuert die Steuerung 530 die Steuereinheit 420, um das Rotationsfilter 410 so anzutreiben, dass dieses mit einer konstanten Drehfrequenz rotiert und unter Verwendung von Beleuchtungslicht IL, das durch die optischen Filter 415, 416 und 418 tritt, sukzessive Bilder des biologischen Gewebes T aufnimmt. Ein Kenngrößenverteilungsbild wird unter Verwendung von Bilddaten eines Spezialbeobachtungsbildes, die unter Verwendung von Beleuchtungslicht, das durch die optischen Filter 415 und 416 tritt, erfasst werden, und Bilddaten eines Normalbeobachtungsbildes, die unter Verwendung von Beleuchtungslicht IL, das durch das optische Filter 418 tritt, erfasst werden, erzeugt, und die Steuerung 530 erzeugt Bildschirmdaten, die das Kenngrößenverteilungsbild und das Normalbeobachtungsbild nebeneinander anordnen. Diese Bildschirmdaten werden dann in einem Videosignal gewandelt und auf dem Monitor 300 angezeigt.
In dem spektroskopischen Analysemodus erfasst die Filtersteuereinheit 420 die Rotationsphase des Rotationsfilters 410 auf Basis des Zeitpunktes der Erfassung des Durchgangslochs 413 durch den Lichtunterbrecher 422, vergleicht die erfasst Phase mit der Phase eines von der Steuerung 530 gelieferten Zeitsteuersignals und stellt die Rotationsphase des Rotationsfilters 410 ein. Das aus der Steuerung 530 gelieferte Zeitsteuersignal wird mit dem Ansteuersignal für den Bildsensor 141 synchronisiert. Somit wird das Rotationsfilter 410 so angetrieben, dass es mit einer im Wesentlichen konstanten Rotationsfrequenz synchron mit der Ansteuerung des Bildsensors 141 rotiert. Insbesondere wird die Rotation des Rotationsfilters 410 so gesteuert, dass eines der optischen Filter 415, 416 und 418 (Fenster 414a-c), in welches das Weißlicht WL eintritt, jedes Mal geschaltet wird, wenn ein einziges Bild (drei R-, G- und B-Einzelbilder) von dem Bildsensor 141 aufgenommen wird.
Auf diese Weise hat der Prozessor 200 sowohl die Funktionalität eines Videoprozessors, der von dem Bildsensor 141 des elektronischen Endoskops 100 ausgegebene Bildsignale verarbeitet, als auch die Funktionalität einer Lichtquelleneinrichtung, die Beleuchtungslicht IL, das der Beleuchtung von biologischem Gewebe T, welches das abzubildende Objekt ist, dient, dem Lichtleiter 131 des elektronischen Endoskops 100 zuführt.
Im Weiteren wird die Spektralanalyseverarbeitung beschrieben, die in dem Spektralanalysemodus ausgeführt wird. 10 ist ein Flussdiagramm, das eine Prozedur zur Spektralanalyseverarbeitung zeigt.
Ist der Spektralanalysemodus durch eine Benutzerbetätigung ausgewählt worden, so treibt die Filtersteuereinheit 420 das Rotationsfilter 410 so an, dass dieses wie oben beschrieben mit einer konstanten Rotationsfrequenz rotiert. Beleuchtungslicht wird sukzessive von der Lichtquelleneinheit 400 und anschließend durch die optische Filter 415, 416 und 418 geliefert, und unter Verwendung der jeweiligen Arten von Beleuchtungslicht IL werden sukzessive Bilder aufgenommen (S1). Insbesondere werden digitale G-Bilddaten W(x,y), die unter Verwendung von Beleuchtungslicht IL, welches durch das optische Filter 415 tritt (erstes Speziallicht in dem Wellenlängenbereich R0 (W-Band)), erhalten werden, digitale G-Bilddaten N(x,y), die unter Verwendung von Beleuchtungslicht IL, welches durch das optische Filter 416 tritt (zweites Speziallicht in dem Wellenlängenbereich R2 (N-Band)), erhalten werden, und digitale R-Bilddaten R(x,y), digitale G-Bilddaten G(x,y) und digitale B-Bilddaten B(x,y), die unter Verwendung von Beleuchtungslicht IL, das durch das optische Filter (Ultraviolett-Sperrfilter) 418 tritt (Normallicht, Weißlicht WL), erhalten werden, in dem internen Speicher 532 der Steuerung 530 gespeichert.
Im Folgenden führt die Bildverarbeitungseinheit 500 eine Pixelauswahlverarbeitung S2 zum Auswählen von Pixeln, die einer nachfolgenden Analyseverarbeitung (Verarbeitung S3-S8) zu unterziehen sind, unter Verwendung der digitalen R-Bilddaten R(x,y), der digitalen G-Bilddaten G(x,y) und der digitalen B-Bilddaten B(x,y) durch, die in der Verarbeitung S1 erfasst worden sind. Die Pixelauswahlverarbeitung S2 wird von der Steuerung 530 durchgeführt.
An Stellen, an denen kein Blut enthalten ist, oder Stellen, an denen die Farbe des biologischen Gewebes hauptsächlich von einer anderen Substanz als Hämoglobin beeinflusst wird, wird selbst dann, wenn der Sauerstoffsättigungsgrad Sat oder der Blutfluss auf Grundlage der Farbinformation des Pixels berechnet wird, kein aussagekräftiger Wert erhalten, sondern lediglich Rauschen. Wird solches Rauschen einem Arzt präsentiert, so stellt es nicht nur ein Hindernis für die Diagnose des Arztes dar, sondern hat zudem die nachteilige Wirkung, dass es die Bildverarbeitungseinheit 500 unnötig belastet und die Verarbeitungsgeschwindigkeit verringert. In Anbetracht dessen ist die Analyseverarbeitung des vorliegenden Ausführungsbeispiels so ausgestaltet, dass Pixel ausgewählt werden, die für die Analyseverarbeitung geeignet sind (d.h. Pixel, welche die spektroskopischen Eigenschaften von Hämoglobin aufzeichnen), und die Analyseverarbeitung wird nur an diesen ausgewählten Pixeln vorgenommen.
In der Pixelauswahlverarbeitung S2 werden nur Pixel, die alle Bedingungen der folgenden Ausdrücke 4, 5 und 6 erfüllen, als Zielpixel für die Analyseverarbeitung ausgewählt. $B (x,y) / G (x,y) > a_{1}$
$R (x,y) / G (x,y) > a_{2}$
$R (x,y) / B (x,y) > a_{3}$
Darin sind a1, a2 und a3 positive Konstanten.
Die obigen drei Bedingungen sind auf Grundlage des Größenverhältnisses von G-Komponentenwert < B-Komponentenwert < R-Komponentenwert in dem Transmissionsspektrum von Blut festgelegt. Dabei kann die Pixelauswahlverarbeitung S2 unter Verwendung von nur einem oder zwei der oben angegebenen drei Bedingungen durchgeführt werden (z.B. unter Verwendung nur der Ausdrücke 5 und 6 bei Fokussierung auf die Farbe Rot, die spezifisch für Blut ist).
Im Folgenden führt die Steuerung 530 der Bildverarbeitungseinheit 500 eine erste Analyseverarbeitung S3 durch. Der interne Speicher 532 der Steuerung 530 hält die Zahlenwerttabelle T1 (oder Funktion), welche die quantitative Beziehung zwischen der Gesamthämoglobinmenge tHb und dem Parameter W/R ausdrückt, die in den Graphen (D1) und (D2) in 4 gezeigt sind. In der ersten Analyseverarbeitung S3 wird diese Zahlenwerttabelle T1 verwendet, um den Wert der Gesamthämoglobinmenge tHb auf Grundlage der digitalen G-Bilddaten W(x,y) und der digitalen R-Bilddaten R(x,y) zu erfassen, die in der Verarbeitung S1 erfasst worden sind.
Zunächst wird der Parameter W/R(x,y) für jedes Pixel (x,y) unter Verwendung des Ausdrucks 7 berechnet. $W / R (x,y) = W (x,y) / R (x,y)$
Im Folgenden wird auf die Zahlenwerttabelle T1 Bezug genommen, um den Wert der Gesamthämoglobinmenge tHb(x,y), der dem anhand des Ausdrucks 7 berechneten Wert des Parameters W/R(x,y) entspricht, auszulesen und zu erfassen.
Die quantitative Beziehung in der Zahlenwerttabelle T1 (und der später beschriebenen Zahlenwerttabelle T2), die in dem internen Speicher 532 gehalten wird, wird im Voraus durch theoretische Berechnung oder Experimente erhalten. Es ist darauf hinzuweisen, dass zwar eine vollständige Eins-zu-Eins-Korrespondenz für den Wert der Gesamthämoglobinmenge tHb und den Wert des Parameters W/R in (D1) und (D2) nach 4 nicht existiert, jedoch eine repräsentative, quantitative Eins-zu-Eins-Beziehung (z.B. Durchschnittswert oder Mittelwert) in der Zahlenwerttabelle T1 für die Gesamthämoglobinmenge tHb und dem Parameter W/R gehalten ist. Aus diesem Grund kann die Gesamthämoglobinmenge tHb auf Grundlage des Wertes des Parameters W/R unter Verwendung der Zahlenwerttabelle T1 eindeutig bestimmt werden.
Anschließend führt die Steuerung 530 der Bildverarbeitungseinheit 500 eine zweite Analyseverarbeitung S4 durch. Der interne Speicher 532 der Steuerung 530 hält die Zahlenwerttabelle T2 (oder Funktion), welche die quantitative Beziehung zwischen der Gesamthämoglobinmenge tHb, dem Parameter N/W und dem Sauerstoffsättigungsgrad Sat ausdrückt, die in dem Graphen (F2) in 4 gezeigt ist. Diese Zahlenwerte (als „Zahlenwertsatz“ bezeichnet), nämlich die Gesamthämoglobinmenge tHb, der Parameter N/W und der Sauerstoffsättigungsgrad Sat, sind in Zuordnung zueinander in der Zahlenwerttabelle T2 gehalten. In der zweiten Analyseverarbeitung S4 wird diese Zahlenwerttabelle T2 verwendet, um den Wert des Sauerstoffsättigungsgrads Sat(x,y) für jedes Pixel auf Grundlage der digitalen G-Bilddaten W(x,y) und N(x,y), die in der Verarbeitung S1 erfasst worden sind, und den Wert der Gesamthämoglobinmenge tHb, die in der ersten Analyseverarbeitung S3 erfasst worden ist, zu erfassen.
Insbesondere wird der Parameter N/W(x,y) für jedes Pixel (x,y) unter Verwendung des Ausdrucks 8 berechnet. $N / W (x,y) = N (x,y) / W (x,y)$
Anschließend wird für jedes Pixel (x,y) auf die Zahlenwerttabelle T2 Bezug genommen, um den Zahlenwertsatz zu gewinnen, der dem in der ersten Analyseverarbeitung S2 erfassten Wert der Gesamthämoglobinmenge tHb(x,y) und dem anhand des Ausdrucks 8 berechneten Wert des Parameters N/W(x,y) am nächsten kommt, und dann wird der Wert des Sauerstoffsättigungsgrads Sat in dem gewonnenen Zahlenwertsatz ausgelesen und als der Wert des Sauerstoffsättigungsgrads Sat(x,y) in diesem Pixel (x,y) erfasst.
Der interne Speicher 532 der Steuerung 530 speichert eine Zahlenwerttabelle (oder Funktion), welche die Beziehung zwischen dem Sauerstoffsättigungsgrad Sat(x,y) und Anzeigefarben (Pixelwerte) ausdrückt. Dann nimmt die Steuerung 530 in der Verarbeitung S5 (6) Bezug auf diese Zahlenwerttabelle (oder Funktion) und erzeugt Bilddaten mit biologischer Information unter Verwendung von Pixelwerten, welche die in der Verarbeitung S4 erhaltenen Anzeigefarben entsprechend dem Sauerstoffsättigungsgrad Sat(x,y) anzeigen.
Die Steuerung 530 erzeugt dann Normalbeobachtungsbilddaten auf Grundlage der digitalen R-Bilddaten R(x,y), der digitalen G-Bilddaten G(x,y) und der digitalen B-Bilddaten B(x,y), die unter Verwendung von Beleuchtungslicht IL (Weißlicht), die durch das optische Filter (Ultraviolett-Sperrfilter) 418 treten, erhalten wurden.
Die 11A und 11B zeigen Beispiele für die Anzeige von Bilddaten, die durch die Steuerung 530 erzeugt werden. 11A zeigt ein Beispiel für die Anzeige von Sauerstoffsättigungsgradverteilungsbilddaten (zweidimensionale Anzeige), die auf Grundlage des Sauerstoffsättigungsgrads Sat(x,y), welche durch die oben beschriebene Verarbeitung S5 erfasst worden sind, erzeugt werden. Ferner zeigt 11B ein Beispiel für die Anzeige von Sauerstoffsättigungsgradverteilungsbilddaten (dreidimensionale Anzeige), die im Format eines dreidimensionalen Graphen erzeugt werden, indem der Sauerstoffsättigungsgrad durch die vertikale Achse gegeben ist. Die 11A und 11B zeigen die Beobachtung einer rechten Hand im Zustand, in dem ein elastisches Band die Umgebung des proximalen Interphalangealgelenks des Mittelfingers einschnürt. Auf der distalen Seite der eingeschnürten Stelle des rechten Mittelfingers ist der Blutfluss durch die Einschnürung gehemmt, so dass man erkennt, dass der Sauerstoffsättigungsgrad Sat gering ist.
Die Steuerung 530 verwendet dann die erzeugten Sauerstoffsättigungsgradverteilungsbilddaten und Normalbeobachtungsbilddaten, in denen das Normalbeobachtungsbild und das Sauerstoffsättigungsgradverteilungsbild auf einem Bildschirm nebeneinander angezeigt werden, und speichert die Bildschirmdaten in dem Videospeicher 540. Entsprechend einer Benutzerbetätigung kann die Kenngrößenverteilungsbilderzeugungseinheit 537 der Steuerung 530 verschiedene Arten von Bildschirmdarstellungen erzeugen, z.B. eine Bildschirmdarstellung, die nur das Sauerstoffsättigungsgradverteilungsbild anzeigt, eine Bildschirmdarstellung, die nur das Normalbeobachtungsbild anzeigt, eine Bildschirmdarstellung, die ergänzende Information wie Patienten-ID-Information und Beobachtungsbedingungen in Überlagerung mit dem Sauerstoffsättigungsgradverteilungsbild und/oder dem Normalbeobachtungsbild anzeigt, oder eine Bildschirmdarstellung, die ein neues Kenngrößenverteilungsbild anzeigt, das mit einer Kombination aus der Gesamthämoglobinmenge tHb und dem Sauerstoffsättigungsgrad Sat erzeugt wird.
Malignes Tumorgewebe hat infolge der Angiogenese eine höhere Gesamthämoglobinmenge tHb als normales Gewebe und zeigt auch einen bemerkenswerten Sauerstoffmetabolismus, so dass der Sauerstoffsättigungsgrad bekanntlich geringer ist als der normalen Gewebes. In Anbetracht dessen ist die Kenngrößenverteilungsbilderzeugungseinheit 537 der Steuerung 530 imstande, eine Verarbeitung durchzuführen, um die Pixel zu extrahieren, für die die Gesamthämoglobinmenge tHb, die durch die erste Analyseverarbeitung S3 erfasst worden ist, größer ist als ein vorbestimmter Referenzwert (erster Referenzwert), und für die der Sauerstoffsättigungsgrad Sat, der durch die zweite Analyseverarbeitung S4 erfasst worden ist, kleiner ist als ein vorbestimmter Referenzwert (zweiter Referenzwert), eine Verarbeitung zur erweiterten Anzeige an entsprechenden Pixel der Normalbeobachtungsbilddaten durchzuführen, um z.B. erweiterte Läsionsbilddaten zu erzeugen und das erweiterte Läsionsbild auf dem Monitor zusammen mit dem Normalbeobachtungsbild und/oder dem Sauerstoffsättigungsgradverteilungsbild (oder für sich allein) anzuzeigen.
Beispiele für die Verarbeitung zur erweiterten Anzeige beinhalten eine Verarbeitung zur Erhöhung der Pixelwerte entsprechender Pixel, eine Verarbeitung zur Änderung des Farbtons (z.B. eine Verarbeitung zur Steigerung der Röte durch Vergrößern der R-Komponente oder eine Verarbeitung zum Rotieren des Farbtons um einen vorbestimmten Winkel), und eine Verarbeitung zum Blinken entsprechender Pixel (oder periodischen Ändern des Farbtons).
Ferner ist eine Konfiguration möglich, in der statt der Erzeugung von erweiterten Läsionsbilddaten die Steuerung 530 einen Indikator Z(x,y) berechnet, der das Ausmaß des Verdachts auf einem malignen Tumor auf Grundlage der Abweichung des Sauerstoffsättigungsgrads Sat(x,y) von einem mittleren Wert und der Abweichung der Gesamthämoglobinmenge tHb(x,y) von einem mittleren Wert angibt und Bilddaten erzeugt, in denen die Pixelwerte der Indikator Z (Malignitätsverdachtsbilddaten) sind.
Die Endoskopeinrichtung 1 des vorliegenden Ausführungsbeispiels ist ausgebildet, den Parameter „W/R“ (erster Parameter), der Sensitivität gegenüber der Gesamthämoglobinmenge tHb (erste Kenngröße) von biologischem Gewebe, jedoch keine Sensitivität gegenüber Lichtstreuung durch biologisches Gewebe aufweist, auf Grundlage von Farbbilddaten zu erzeugen, die durch den Bildsensor 141 erhalten werden, wodurch ein durch Lichtstreuung verursachter Fehler in der Gesamthämoglobinmenge tHb (erste Kenngröße) verringert wird und eine präzisere spektroskopische Analyse durchgeführt werden kann.
Ferner wird in der Endoskopeinrichtung 1 das Verhältnis W/R (erster Parameter) auf Grundlage von Bilddaten „W“, die eine Komponente in einem Wellenlängenbereich haben, der Sensitivität gegenüber der Gesamthämoglobinmenge tHb (erste Kenngröße) von biologischem Gewebe und Sensitivität gegenüber Lichtstreuung durch biologisches Gewebe aufweist, und Bilddaten „R“ erzeugt, die eine Komponente in einem Wellenlängenbereich haben, der keine Sensitivität gegenüber der Gesamthämoglobinmenge tHb (erste Kenngröße) von biologischem Gewebe aufweist, jedoch Sensitivität gegenüber der Lichtstreuung durch das biologische Gewebe aufweist, wodurch es möglich wird, das Verhältnis W/R (erster Parameter) leicht und mit einfacher Verarbeitung zu erzeugen. Insbesondere im Hinblick darauf, dass der Operateur eine Prozedur ausführt, während er das elektronische Endoskop 100 bedient, um eine interessierende Stelle in einem Kenngrößenverteilungsbild von biologischem Gewebe zu finden und so eine Läsion biologischen Gewebes zu bestimmen und zu beobachten, ist es von Vorteil, dass die Kenngrößenverteilungsbilder in Echtzeit angezeigt werden. In Anbetracht dessen ist es vorteilhaft, dass das Verhältnis W/R (erster Parameter) einfach und schnell auf Grundlage der beiden oben beschriebenen Elemente von Bilddaten erzeugt wird.
Die vorgenannten beiden Elemente von Bilddaten sind die ersten Spezialbeobachtungsbilddaten W, die erhalten wurden, indem biologisches Gewebe abgebildet wird, welches durch das erste Speziallicht in dem Wellenlängenbereich R0 (W-Band), das verschieden von dem Wellenlängenbereich des Weißlichtes WL ist, beleuchtet wird, und in dem sich die Lichtabsorption durch biologisches Gewebe in Abhängigkeit der Gesamthämoglobinmenge tHb (erste Kenngröße) ändert, und die ersten Normalbeobachtungsbilddaten R, welche die R-Komponente von Normalbeobachtungsbilddaten in dem RGB-Farbraum sind, die durch Abbilden des mit Weißlicht WL beleuchteten biologischen Gewebes erhalten werden, und insbesondere die ersten Spezialbeobachtungsbilddaten W werden mittels Beleuchtung mit dem ersten Speziallicht erhalten, weshalb das erhaltene Verhältnis W/R sensitiv gegenüber eine Änderung in der Absorption in dem Wellenlängenbereich R0 (W-Band) ist. Aus diesem Grund ist es möglich, eine präzise Gesamthämoglobinmenge tHb (erste Kenngröße) auf Grundlage des Verhältnisses W/R zu berechnen.
Die ersten Normalbeobachtungsbilddaten R, die in der Berechnung des Verhältnisses W/R (erster Parameter) verwendet werden, sind Daten eines Bildes, das über das R-Farbfilter des Bildsensors 141 aufgenommen wird, wodurch es möglich ist, das Verhältnis W/R schnell und ohne die Notwendigkeit, Licht in verschiedene Wellenlängen zu separieren und die Komponente für einen vorbestimmten Wellenlängenbereich wiederzugewinnen, zu erfassen, was es ermöglicht, das Kenngrößenverteilungsbild in Echtzeit in dem elektronischen Endoskop 100 anzuzeigen.
Die Lichtquelleneinrichtung 400 ist ferner ausgebildet, ein optisches Filter zu verwenden, um das erste Speziallicht, das in dem Spektralanalysemodus zum Anzeigen eins Kenngrößenverteilungsbildes von biologischem Gewebe verwendet wird, aus Weißlicht zu erhalten, das von einer Weißlichtquelle erzeugt wird, die in dem Normalbeobachtungsmodus zum Anzeigen von Bildern biologischen Gewebes verwendet wird, wodurch es möglich wird, die Gerätekonfiguration zu vereinfachen, eine Verringerung in der Abmessung des Prozessors 200 zu realisieren und Raum in dem medizinischen Umfeld einzusparen, in dem eine Prozedur durchgeführt und dabei das elektronische Endoskop 100 betrieben wird.
Die Steuerung 530 speichert Daten, welche die quantitative Beziehung zwischen dem Verhältnis W/R (erster Parameter) und der Gesamthämoglobinmenge tHb (erste Kenngröße) ausdrücken, und die erste Kenngrößenerfassungseinheit 534 erhält die Gesamthämoglobinmenge tHb von biologischem Gewebe unter Verwendung der die quantitative Beziehung ausdrückenden Daten, so dass es das vorliegende Ausführungsbeispiel ermöglicht, die Gesamthämoglobinmenge tHb und den Sauerstoffsättigungsgrad Sat effizienter zu berechnen, als wenn die Gesamthämoglobinmenge tHb und der Sauerstoffsättigungsgrad Sat jedes Mal, wenn Farbbilddaten erfasst werden, ohne Verwendung von Daten berechnet werden, welche die quantitative Beziehung ausdrücken. Aus diesem Grund kann der Rechenschaltkreis des Prozessors 200 verkleinert werden, so dass es möglich ist, einen Prozessor 200 bereitzustellen, der kostengünstig ist, weniger Wärme erzeugt und weniger Leistung verbraucht, selbst wenn hochqualitative Bilder erzeugt werden.
Die ersten Spezialbeobachtungsbilddaten W, die zum Ermitteln des Verhältnisses W/R (erster Parameter) genutzt werden, sind Daten des gleichen Wellenlängenbereichs wie der G-Wellenlängenbereich in dem RGB-Farbraum, und sie sind ferner Daten eines Bildes, das von dem Bildsensor 141 über das G-Farbfilter aufgenommen wird, wodurch es möglich ist, das Verhältnis W/R schnell und ohne die Notwendigkeit, Licht in verschiedene Wellenlängen zu separieren und die Komponente für einen vorbestimmten Wellenlängenbereich wiederzugewinnen, zu erfassen, so dass das Kenngrößenverteilungsbild in Echtzeit in dem elektronischen Endoskop 100 angezeigt werden kann.
Ferner ist die zweite Parametererzeugungseinheit 535 des Prozessors 200 ausgebildet, das Verhältnis N/W (zweiter Parameter), das Sensitivität gegenüber dem Sauerstoffsättigungsgrad Sat (zweite Kenngröße) von biologischem Gewebe hat, jedoch keine Sensitivität gegenüber Lichtstreuung aufweist, auf Grundlage von Farbbilddaten zu erzeugen, und die zweite Kenngrößenerfassungseinheit 537 ist ausgebildet, den Sauerstoffsättigungsgrad Sat (zweite Kenngröße) auf Grundlage der Gesamthämoglobinmenge tHb (erste Kenngröße) und des Verhältnisses N/W (zweiter Parameter) zu erfassen, wodurch ein von der Lichtstreuung herrührender Fehler in dem Sauerstoffsättigungsgrad Sat (zweite Kenngröße) verringert wird und es ermöglicht wird, eine präzisere spektroskopische Analyse durchzuführen.
Die Lichtquelleneinrichtung 400 ist ausgebildet, zweites Speziallicht zu emittieren, das einen von Weißlicht verschiedenen Wellenlängenbereich hat und von biologischem Gewebe entsprechend dem Sauerstoffsättigungsgrad Sat (zweite Kenngröße) unterschiedlich absorbiert wird, und das Verhältnis N/W wird unter Verwendung einer Beleuchtung mit dem zweiten Speziallicht erhalten, wodurch das erhaltene Verhältnis N/W sensitiv gegenüber einer Änderung in der Absorption in dem Wellenlängenbereich R2 (N-Band) ist. Aus diesem Grund ist es möglich, einen präzisen Sauerstoffsättigungsgrad Sat (zweite Kenngröße) auf Grundlage des Verhältnisses N/W zu berechnen.
In dem vorliegenden Ausführungsbeispiel ist der Wellenlängenbereich des ersten Speziallichtes, das zur Ermittlung des Verhältnisses N/W verwendet wird, so eingestellt, dass die Lichtabsorption des ersten Speziallichtes durch biologisches Gewebe abhängig ist von der Gesamthämoglobinmenge tHb (erste Kenngröße), jedoch nicht abhängig ist von dem Sauerstoffsättigungsgrad Sat (zweite Kenngröße), oder insbesondere ist er auf den Wellenlängenbereich R0 (W-Band) eingestellt, wie in 1 gezeigt, wodurch es möglich ist, einen präzisen Sauerstoffsättigungsgrad Sat (zweite Kenngröße) auf Grundlage des Verhältnisses N/W zu berechnen.
In dem vorliegenden Ausführungsbeispiel ist der Wellenlängenbereich des zweiten Speziallichtes, der zur Berechnung des Verhältnisses N/W verwendet wird, so eingestellt, dass die Lichtabsorption des zweiten Speziallichtes durch biologisches Gewebe sowohl von der Gesamthämoglobinmenge tHb (erste Kenngröße) als auch dem Sauerstoffsättigungsgrad Sat (zweite Kenngröße) abhängt, so dass es möglich ist, einen präzisen Sauerstoffsättigungsgrad (zweite Kenngröße) auf Grundlage des Verhältnisses N/W und der auf Grundlage des Verhältnisses W/R erhaltenen Gesamthämoglobinmenge tHb zu berechnen.
Die zweiten Spezialbeobachtungsbilddaten N, die zur Ermittlung des Verhältnisses N/W (zweiter Parameter) verwendet werden, sind Daten des gleichen Wellenlängenbereichs wie der G-Wellenlängenbereich in dem RGB-Farbraum, und sie sind ferner Daten eines Bildes, das von dem Bildsensor 141 über das G-Farbfilter aufgenommen wird, wodurch es möglich ist, das Verhältnis N/W schnell und ohne die Notwendigkeit, Licht in verschiedene Wellenlängen zu separieren und die Komponente für einen vorbestimmten Wellenlängenbereich wiederzugewinnen, zu erfassen, so dass das Kenngrößenverteilungsbild in Echtzeit in dem elektronischen Endoskop 100 angezeigt werden kann.
Die Kenngrößenverteilungsbilderzeugungseinheit 537 der Steuerung 530 erzeugt ein Kenngrößenverteilungsbild, das eine Verteilung der Gesamthämoglobinmenge tHb (erste Kenngröße) von biologischem Gewebe oder den Sauerstoffsättigungsgrad Sat (zweite Kenngröße zeigt, auf Grundlage der Gesamthämoglobinmenge tHb (erste Kenngröße) oder des Sauerstoffsättigungsgrads Sat (zweite Kenngröße) oder ein Kenngrößenverteilungsbild, das die Ergebnisse einer Verarbeitung zeigt, die auf Grundlage der Gesamthämoglobinmenge tHb (erste Kenngröße) und des Sauerstoffsättigungsgrads Sat (zweite Kenngröße) durchgeführt wird, wodurch die Endoskopeinrichtung 1 unterstützende Bilder bereitstellen kann, die für den Benutzer, der eine Prozedur ausführt und dabei das elektronische Endoskop 100 bedient, nützlich sind, eine Läsion von biologischem Gewebe zu identifizieren.
Vorstehend wurde zwar ein Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung beschrieben, jedoch ist die vorliegende Erfindung nicht auf die obige Konfiguration beschränkt, und es können verschiedenartige Modifikationen innerhalb des technischen Konzeptes der vorliegenden Erfindung vorgenommen werden.
Das vorliegende Ausführungsbeispiel wendet eine Konfiguration an, in der in der ersten Analyseverarbeitung S1 der Parameter W/R auf Grundlage von Spezialbeobachtungs- und Normalbeobachtungsbilddaten berechnet wird und die Gesamthämoglobinmenge tHb auf Grundlage der Beziehung zwischen dem Parameter W/R und der Gesamthämoglobinmenge tHb, die in den Graphen (D1) und (D2) in 4 ausgedrückt sind, bestimmt wird, jedoch ist die vorliegende Erfindung nicht auf diese Konfiguration beschränkt. Beispielsweise ist es möglich, eine Konfiguration anzuwenden, in der in der ersten Analyseverarbeitung S1 der Parameter W/(R+G) auf Grundlage von Spezialbeobachtungs- und Normalbeobachtungsbilddaten berechnet wird, und die Gesamthämoglobinmenge tHb auf Grundlage der Beziehung zwischen der Gesamthämoglobinmenge tHb und dem Parameter W/(R+G), die in den Graphen (G1) und (G2) in 5 ausgedrückt ist, bestimmt wird. In diesem Fall hat Streuung einen sehr geringen Einfluss auf den Parameter W/(R+G), so dass es möglich ist, eine Messung mit sogar noch weniger Rauschen, das der Streuung zuzuschreiben ist, durchzuführen.
Der Wellenlängenbereich des die R-Komponente und die G-Komponente enthaltenden Bildes variiert in Abhängigkeit des Typs von Bildsensor 141 und der Filtercharakteristik des Farbfilters 141a, und der Wellenlängenbereich des die R-Komponente und die G-Komponente enthaltenden Bildes variiert auch in Abhängigkeit des Fehlers zwischen den Geräten in dem Endoskopsystem 10. Aus diesem Grund ist es vorteilhaft, im Vorfeld geeignete Koeffizienten β und γ zu bestimmen, die Koeffizienten β und γ zu nutzen, um die Summe βR+γG zu erhalten, indem eine gewichtete Addition der erste Normalbeobachtungsbilddaten R und der zweiten Normalbeobachtungsbilddaten G, welche die R-Komponente und die G-Komponente von Normalbeobachtungsbilddaten sind, durchzuführen, den Parameter W/( βR+γG) zu erhalten, indem eine Berechnung unter Verwendung der Summe βR+γG anstelle der Summe (R+G) durchgeführt wird, und dann den Parameter W/(βR+γG) anstelle des Parameter W/(R+G) zu verwenden. Diese Koeffizienten β und γ können im Voraus erhalten werden, indem Vorexperimente unter Verwendung von Proben durchgeführt werden, die eine bekannte Gesamthämoglobinmenge tHb und einen bekannten Sauerstoffsättigungsgrad haben. Mit anderen Worten ist es vor der Inbetriebnahme des Endoskopsystems 10 von Vorteil, dass der Prozessor 200 Vorexperimente unter Verwendung der vorgenannten bekannten Proben durchführt, um geeignete Koeffizienten β und γ zu bestimmen und diese zu speichern.
In dem vorliegenden Ausführungsbeispiel wird ferner in der zweite Analyseverarbeitung S2 der Parameter N/W auf Grundlage von Spezialbeobachtungsbilddaten berechnet, und der Sauerstoffsättigungsgrad Sat wird auf Grundlage der Beziehung zwischen dem Parameter N/W, der Gesamthämoglobinmenge tHb und dem Sauerstoffsättigungsgrad Sat bestimmt, die durch den Graphen (F2) in 4 ausgedrückt ist, jedoch ist die vorliegende Erfindung nicht auf diese Konfiguration beschränkt. Beispielsweise kann eine Konfiguration angewandt werden, in der in der zweiten Analyseverarbeitung S2 der Parameter B/G auf Grundlage von Normalbeobachtungsbilddaten berechnet wird und der Sauerstoffsättigungsgehalt Sat auf Grundlage der Beziehung zwischen dem Parameter B/G, der Gesamthämoglobinmenge tHb und dem Sauerstoffsättigungsgrad Sat bestimmt wird, die durch den Graphen (C2) in 4 ausgedrückt ist. In diesem Fall besteht keine Notwendigkeit, eine Spezialbeobachtung unter Verwendung des optischen Filters 416 durchzuführen, um den Parameter N zu erfassen, wodurch es möglich wird, das optische Filter 426 wegzulassen und biologische Information wie den Sauerstoffsättigungsgrad Sat mit einem geringeren Verarbeitungaufwand und in kürzerer Zeit zu erfassen.
In dem vorliegenden Ausführungsbeispiel wird die vorliegende Erfindung auf die Analyse der Konzentrationsverteilung von Hämoglobin in biologischem Gewebe angewandt, jedoch kann die vorliegende Erfindung auch auf die Analyse der Konzentrationsverteilung einer anderen biologischen Substanz (z.B. eines Sekrets wie eines Hormons) angewandt werden, welche die Farbe von biologischem Gewebe ändert.
Der Bildsensor 141 des vorliegenden Ausführungsbeispiels ist als ein Bildsensor zur Farbbildaufnahme beschrieben, der R-, G- und B-Primärfarbfilter an der Vorderseite aufweist, jedoch besteht keine Beschränkung auf diese Konfiguration, und es kann beispielsweise ein Bildsensor zur Farbbildaufnahme verwendet werden, der Y-, Cy-, Mg- und G-Komplementärfarbfilter aufweist.
Der Bildsensor 141 des vorliegenden Ausführungsbeispiels ist ferner als ein Bildsensor zur Farbbildaufnahme beschrieben, der ein chipintegriertes Farbfilter 141a aufweist, jedoch besteht keine Beschränkung auf diese Konfiguration, und es ist eine Konfiguration möglich, in der beispielsweise ein Bildsensor zur Schwarz-Weiß-Bildaufhahme verwendet wird und ein sogenanntes Zeitfolge-Farbfilter enthält. Das Farbfilter 141a ist nicht auf eine chipintegrierte Konfiguration beschränkt und kann in dem Strahlengang zwischen der Lichtquelle 430 und dem Bildsensor 141 angeordnet werden. Obgleich in dem vorliegenden Ausführungsbeispiel das Rotationsfilter 410 verwendet wird, ist die vorliegende Erfindung nicht auf diese Konfiguration beschränkt, und es kann eine andere Art von Filter variabler Wellenlänge verwendet werden, welches das Schalten des Durchlasswellenlängenbereichs ermöglicht.
In dem vorliegenden Ausführungsbeispiel kommt eine Konfiguration zur Anwendung, in der das Rotationsfilter 410 lichtquellenseitig vorgesehen ist und eine Filterung an dem Weißlicht WL vornimmt, jedoch ist die vorliegende Erfindung nicht auf diese Konfiguration beschränkt, und es ist eine Konfiguration möglich, in der das Rotationsfilter 410 bildsensorseitig (z.B. zwischen der Objektivoptik 121 und dem Bildsensor 131) vorgesehen ist und eine Filterung an dem Licht vornimmt, das von dem Objekt zurückkommt.
In dem vorliegenden Ausführungsbeispiel kommt eine Konfiguration zur Anwendung, in der in dem spektroskopischen Analysemodus Bilder in vorbestimmten Zeitabständen aufgenommen werden, während das Rotationsfilter 410 mit einer konstanten Rotationsfrequenz rotiert, jedoch ist die vorliegende Erfindung nicht auf diese Konfiguration beschränkt, und es ist eine Konfiguration möglich, in der beispielsweise die Drehstellung des Rotationsfilters 410 schrittweise in vorbestimmten Zeitabständen geändert wird und Bilder aufgenommen werden, während das Rotationsfilter 410 im angehaltenen Zustand ist.
In dem vorliegenden Ausführungsbeispiel wird eine Weißlichtquelle wie eine Xenonlampe als Lichtquelle verwendet, die Breitbandlicht zur Beleuchtung erzeugt, es ist jedoch möglich, eine Lichtquelle zu verwenden, die nicht-weißes Breitbandlicht zu erzeugt, das eine ausreichende Lichtmenge über den gesamten Durchlasswellenlängenbereich der verwendeten optischen Filter aufweist.
In dem vorliegenden Ausführungsbeispiel werden zwar durchlässige optische Filter verwendet, es ist jedoch auch möglich, reflektierende optische Filter zu verwenden, die einen Durchlasswellenlängenbereich reflektieren.
Das vorliegende Ausführungsbeispiel ist zwar ein Endoskopsystem (Endoskopeinrichtung), jedoch ist die vorliegende Erfindung auch auf eine Analyseeinrichtung anwendbar, die eine digitale Kamera nutzt (z.B. eine digitale einäugige Spiegelreflexkamera oder eine digitale Videokamera). Wird beispielsweise die Abbildungseinheit auf eine digitale Fotokamera angewandt, so ist es möglich, Körperoberflächengewebe zu beobachten oder Hirngewebe während der Kraniotomie zu beobachten (z.B. einen Hirnblutfluss-Schnelltest durchzuführen).
In diesem Fall enthält die Analyseeinrichtung: eine Lichtquelleneinrichtung; eine Abbildungseinheit, die einen Bildsensor enthält, der ausgebildet ist, Farbbilddaten zu erzeugen, indem er biologisches Gewebe abbildet, das mit von der Lichtquelleneinrichtung emittiertem Licht beleuchtet wird; und einen Prozessor mit einer ersten Parametererzeugungseinheit, die ausgebildet ist, einen ersten Parameter, der Sensitivität gegenüber einer ersten Kenngröße des biologischen Gewebes aufweist, jedoch keine Sensitivität gegenüber Lichtstreuung durch das biologische Gewebe aufweist, auf Grundlage der Farbbilddaten, die durch die von dem Bildsensor durchgeführte Abbildung erhalten werden, zu erzeugen, und mit einer ersten Kenngrößenerfassungseinheit, die ausgebildet ist, die erste Kenngröße auf Grundlage des ersten Parameters zu erfassen.
Bezugszeichenliste

1: Endoskopeinrichtung
100: elektronisches Endoskop
110: Einführrohr
111: distaler Einführrohr-Endabschnitt
121: Objektivoptik
122: Abbildungseinheit
131: Lichtleiter
131a: distaler Endabschnitt
131b: Basisendabschnitt
132: Linse
141: Bildsensor
141a: Farbfilter
142: Kabel
200: Prozessor
300: Monitor
400: Lichtquelleneinheit
410: Rotationsfilter
420: Filtersteuereinheit
430: Lichtquelle
440: Kondensorlinse
450: Kondensorlinse
500: Bildverarbeitungseinheit
510: A/D-Wandlerschaltung
520: Temporärer Speicher
530: Steuerung
532: Interner Speicher
533: erste Parametererzeugungseinheit
534: erste Kenngrößenerfassungseinheit
535: zweite Parametererzeugungseinheit
536: zweite Kenngrößenerfassungseinheit
537: Kenngrößenverteilungsbilderzeugungseinheit
538: Hauptkörper-Steuereinheit
540: Videospeicher
550: Signalverarbeitungsschaltung

ZITATE ENTHALTEN IN DER BESCHREIBUNG
Diese Liste der vom Anmelder aufgeführten Dokumente wurde automatisiert erzeugt und ist ausschließlich zur besseren Information des Lesers aufgenommen. Die Liste ist nicht Bestandteil der deutschen Patent- bzw. Gebrauchsmusteranmeldung. Das DPMA übernimmt keinerlei Haftung für etwaige Fehler oder Auslassungen.
Zitierte Patentliteratur

WO 2014/192781 [0004]

Claims

Endoskopsystem, umfassend: eine Lichtquelleneinrichtung; ein Endoskop mit einer Abbildungseinheit, die einen Bildsensor umfasst, der ausgebildet ist, Farbbilddaten zu erzeugen, indem er biologisches Gewebe abbildet, das mit Licht beleuchtet wird, das von der Lichtquelleneinrichtung emittiert wird; und einen Prozessor mit einer ersten Parametererzeugungseinheit, die ausgebildet ist, einen ersten Parameter, der Sensitivität gegenüber einer ersten Kenngröße des biologischen Gewebes aufweist, jedoch keine Sensitivität gegenüber Lichtstreuung durch das biologische Gewebe aufweist, auf Grundlage der Farbbilddaten zu erzeugen, und mit einer ersten Kenngrößenerfassungseinheit, die ausgebildet ist, die erste Kenngröße auf Grundlage des ersten Parameters zu erfassen.
Endoskopsystem nach Anspruch 1, wobei die erste Parametererzeugungseinheit ausgebildet ist, den ersten Parameter auf Grundlage von Farbbilddaten X eines Bildes, das eine Komponente in einem Wellenlängenbereich hat, der Sensitivität gegenüber der ersten Kenngröße des biologischen Gewebes und Sensitivität gegenüber Lichtstreuung durch das biologische Gewebe aufweist, und von Farbbilddaten Y eines Bildes, das eine Komponente in einem Wellenlängenbereich hat, der keine Sensitivität gegenüber der ersten Kenngröße des biologischen Gewebes aufweist, jedoch Sensitivität gegenüber Lichtstreuung durch das biologische Gewebe aufweist, zu erzeugen.
Endoskopsystem nach Anspruch 2, wobei die Lichtquelleneinrichtung ausgebildet ist, erstes Speziallicht zu emittieren, das einen von Weißlicht verschiedenen Wellenlängenbereich hat und von dem biologischen Gewebe in Abhängigkeit der ersten Kenngröße unterschiedlich absorbiert wird, die Farbbilddaten X erste Spezialbeobachtungsbilddaten W sind, die durch Abbilden des mit dem ersten Speziallicht beleuchteten biologischen Gewebes erhalten werden, die Farbbilddaten Y erste Normalbeobachtungsbilddaten R sind, die eine R-Komponente von Normalbeobachtungsbilddaten in einem RGB-Farbraum darstellen, die durch Abbilden des mit dem Weißlicht beleuchteten biologischen Gewebes erhalten werden, und der erste Parameter ein Verhältnis W/R der ersten Spezialbeobachtungsbilddaten W und der ersten Normalbeobachtungsbilddaten R ist.
Endoskopsystem nach Anspruch 2, wobei die Lichtquelleneinrichtung ausgebildet ist, erstes Speziallicht zu emittieren, das einen von Weißlicht verschiedenen Wellenlängenbereich hat und von dem biologischen Gewebe in Abhängigkeit der ersten Kenngröße unterschiedlich absorbiert wird, die Farbbilddaten X erste Spezialbeobachtungsbilddaten W sind, die durch Abbilden des mit dem ersten Speziallicht beleuchteten biologischen Gewebes erhalten werden, die Farbbilddaten Y Daten aR sind, die durch Multiplizieren von ersten Normalbeobachtungsbilddaten R mit einem im Voraus eingestellten Koeffizienten erhalten werden, wobei die ersten Normalbeobachtungsbilddaten R eine R-Komponente von Normalbeobachtungsbilddaten in einem RGB-Farbraum sind, die durch Abbilden des mit dem Weißlicht beleuchteten biologischen Gewebes erhalten wird, und der erste Parameter ein Verhältnis W/(aR) der ersten Spezialbeobachtungsbilddaten W und der Daten aR ist.
Endoskopsystem nach Anspruch 2, wobei die Lichtquelleneinrichtung ausgebildet ist, erstes Speziallicht zu emittieren, das einen von Weißlicht verschiedenen Wellenlängenbereich hat und von dem biologischen Gewebe in Abhängigkeit der ersten Kenngröße unterschiedlich absorbiert wird, die Farbbilddaten X erste Spezialbeobachtungsbilddaten W sind, die durch Abbilden des mit dem ersten Speziallicht beleuchteten biologischen Gewebes erhalten werden, die Farbbilddaten Y eine Summe R+G von ersten Normalbeobachtungsbilddaten R und zweiten Normalbeobachtungsbilddaten G sind, die eine R-Komponente bzw. eine G-Komponente von Normalbeobachtungsbilddaten in einem RGB-Farbraum sind, die durch Abbilden des mit dem Weißlicht beleuchteten biologischen Gewebes erhalten werden, und der erste Parameter ein Verhältnis W/(R+G) der ersten Spezialbeobachtungsbilddaten W und der Summe R+G ist.
Endoskopsystem nach Anspruch 2, wobei die Lichtquelleneinrichtung ausgebildet ist, erstes Speziallicht zu emittieren, das einen von Weißlicht verschiedenen Wellenlängenbereich hat und von dem biologischen Gewebe in Abhängigkeit der ersten Kenngröße unterschiedlich absorbiert wird, die Farbbilddaten X erste Spezialbeobachtungsbilddaten W sind, die durch Abbilden des mit dem ersten Speziallicht beleuchteten biologischen Gewebes erhalten werden, die Farbbilddaten Y eine Summe βR+γG sind, die erhalten werden, indem ein Koeffizient β und ein Koeffizient γ, die im Voraus festgelegt sind, genutzt werden, an ersten Normalbeobachtungsbilddaten R und zweiten Normalbeobachtungsbilddaten G, die eine R-Komponente bzw. eine G-Komponente von Normalbeobachtungsbilddaten in einem RGB-Farbraum sind, die durch Abbilden des mit dem Weißlicht beleuchteten biologischen Gewebes erhalten werden, eine gewichtete Addition vorzunehmen, und der erste Parameter ein Verhältnis W/(βR+γG) der ersten Spezialbeobachtungsbilddaten W und der Summe βR+γG ist.
Endoskopsystem nach einem der Ansprüche 3 bis 6, wobei die Abbildungseinheit ein R-Farbfilter umfasst, das ausgebildet ist, Licht in einen R-Wellenlängenbereich in dem RGB-Farbraum zu filtern, bevor das Licht von dem Bildsensor empfangen wird, und die ersten Normalbeobachtungsbilddaten R Daten eines über das R-Farbfilter des Bildsensors empfangenen Bildes sind.
Endoskopsystem nach einem der Ansprüche 3 bis 7, wobei die Lichtquelleneinrichtung umfasst: eine Weißlichtquelle, die Weißlicht emittiert; und ein erstes optisches Filter, das ausgebildet ist, das erste Speziallicht aus dem Weißlicht zu erhalten, und die Lichtquelleneinrichtung zwischen der Emission des Weißlichtes und des ersten Speziallichtes schaltet.
Endoskopsystem nach einem der Ansprüche 1 bis 8, wobei der Prozessor eine Speichereinheit umfasst, die Daten speichert, welche eine quantitative Beziehung zwischen dem ersten Parameter und der ersten Kenngröße ausdrücken, und die erste Kenngrößenerfassungseinheit ausgebildet ist, die erste Kenngröße unter Bezugnahme auf die Daten zu erhalten, welche die quantitative Beziehung ausdrücken.
Endoskopsystem nach einem der Ansprüche 1 bis 9, wobei die erste Kenngröße eine Gesamthämoglobinmenge ist.
Endoskopsystem nach einem der Ansprüche 3 bis 9, wobei die erste Kenngröße eine Gesamthämoglobinmenge ist, und die ersten Spezialbeobachtungsbilddaten W Daten sind, die auf den gleichen Wellenlängenbereich wie ein G-Wellenlängenbereich in dem RGB-Farbraum bezogen sind.
Endoskopsystem nach Anspruch 11, wobei die Abbildungseinheit einen G-Farbfilter umfasst, das ausgebildet ist, Licht in einen G-Wellenlängenbereich in dem RGB-Farbraum zu filtern, bevor das Licht von dem Bildsensor empfangen wird, und die ersten Spezialbeobachtungsbilddaten W Daten eines von dem Bildsensor über das G-Farbfilter aufgenommenen Bildes sind.
Endoskopsystem nach einem der Ansprüche 1 bis 12, wobei der Prozessor umfasst: eine zweite Parametererzeugungseinheit, die ausgebildet ist, einen zweiten Parameter, der Sensitivität gegenüber einer zweiten Kenngröße des biologischen Gewebes aufweist, jedoch keine Sensitivität gegenüber der Lichtstreuung aufweist, auf Grundlage der Farbbilddaten zu erzeugen; und eine zweite Kenngrößenerfassungseinheit, die ausgebildet ist, die zweite Kenngröße auf Grundlage der ersten Kenngröße und des zweiten Parameters zu erfassen.
Endoskopsystem nach einem der Ansprüche 3 bis 8, wobei die Kenngrößenerfassungseinheit umfasst: eine zweite Parametererzeugungseinheit, die ausgebildet ist, einen zweiten Parameter, der Sensitivität gegenüber einer zweiten Kenngröße des biologischen Gewebes aufweist, jedoch keine Sensitivität gegenüber der Lichtstreuung aufweist, auf Grundlage der Farbbilddaten zu erzeugen; und eine zweite Kenngrößenerfassungseinheit, die ausgebildet ist, die zweite Kenngröße auf Grundlage der ersten Kenngröße und des zweiten Parameters zu erfassen, die Lichtquelleneinrichtung ausgebildet ist, zweites Speziallicht zu emittieren, das einen von Weißlicht verschiedenen Wellenlängenbereich hat, und von dem biologischen Gewebe in Abhängigkeit der zweiten Kenngröße unterschiedlich absorbiert wird, und der zweite Parameter ein Verhältnis N/W von zweiten Spezialbeobachtungsbilddaten N, die durch Abbilden des mit dem zweiten Speziallicht beleuchteten biologischen Gewebes erhalten werden, und ersten Spezialbeobachtungsbilddaten W ist, die durch Abbilden des mit dem ersten Speziallicht beleuchteten biologischen Gewebes erhalten werden.
Endoskopsystem nach Anspruch 14, wobei ein Wellenlängenbereich des ersten Speziallichtes so eingestellt ist, dass die Absorption des ersten Speziallichtes durch das biologische Gewebe von der ersten Kenngröße abhängt, jedoch nicht von der zweiten Kenngröße abhängt.
Endoskopsystem nach Anspruch 15, wobei ein Wellenlängenbereich des zweiten Speziallichtes so eingestellt ist, dass die Absorption des zweiten Speziallichtes durch das biologische Gewebe sowohl von der ersten Kenngröße als auch von zweiten Kenngröße abhängt.
Endoskopsystem nach einem der Ansprüche 13 bis 16, wobei die zweite Kenngröße ein Sauerstoffsättigungsgrad ist.
Endoskopsystem nach Anspruch 17, wobei die zweiten Spezialbeobachtungsbilddaten N-Bilddaten sind, die auf den gleichen Wellenlängenbereich wie ein G-Wellenlängenbereich in dem RGB-Farbraum bezogen sind.
Endoskopsystem nach Anspruch 18, wobei die Abbildungseinheit ein G-Farbfilter umfasst, das ausgebildet ist, Licht in einen G-Wellenlängenbereich in dem RGB-Farbraum zu filtern, bevor das Licht von dem Bildsensor empfangen wird, und die zweiten Spezialbeobachtungsbilddaten N-Daten eines über das G-Farbfilter aufgenommenen Bildes sind.
Endoskopsystem nach einem der Ansprüche 1 bis 19, umfassend eine Kenngrößenerfassungseinheit, die ausgebildet ist, ein Kenngrößenverteilungsbild, das eine Verteilung der ersten Kenngröße in dem biologischen Gewebe ausdrückt, auf Grundlage der ersten Kenngröße zu erzeugen.
Endoskopsystem nach einem der Ansprüche 13 bis 19, umfassend eine Kenngrößenverteilungsbilderzeugungseinheit, die ausgebildet ist, ein Kenngrößenverteilungsbild, das eine Verteilung der zweiten Kenngröße in dem biologischen Gewebe ausdrückt, auf Grundlage der zweiten Kenngröße zu erzeugen.
Analyseeinrichtung, umfassend: eine Lichtquelleneinrichtung; eine Abbildungseinheit, die einen Bildsensor umfasst, der ausgebildet ist, Farbbilddaten zu erzeugen, indem er biologisches Gewebe abbildet, das mit Licht beleuchtet wird, das von der Lichtquelleneinrichtung emittiert wird; und einen Prozessor mit einer ersten Parametererzeugungseinheit, die ausgebildet ist, einen ersten Parameter, der Sensitivität gegenüber einer ersten Kenngröße des biologischen Gewebes aufweist, jedoch keine Sensitivität gegenüber Lichtstreuung durch das biologische Gewebe aufweist, auf Grundlage der Farbbilddaten zu erzeugen, und mit einer ersten Kenngrößenerfassungseinheit, die ausgebildet ist, die erste Kenngröße auf Grundlage des ersten Parameters zu erfassen.