DE112017001854B4

DE112017001854B4 - Endoskopsystem

Info

Publication number: DE112017001854B4
Application number: DE112017001854.4T
Authority: DE
Inventors: Shinya Shimotashiro; Shotaro Kobayashi; Yoshihiro Hayashi
Original assignee: Hoya Corp
Current assignee: Hoya Corp
Priority date: 2016-07-21
Filing date: 2017-07-21
Publication date: 2020-06-10
Anticipated expiration: 2037-07-22
Also published as: DE112017001854T5; CN107864616A; JP6517441B2; WO2018016651A1; US20190150790A1; JPWO2018016651A1

Abstract

Endoskopsystem (1), umfassend:eine Lichtquelle (430), die erstes Licht emittiert;eine Drehplatte (410), in der ein erster Lichtdurchlassbereich (SL1, SL2, SL3, SL4), der das erste Licht durchlässt, und ein zweiter Lichtdurchlassbereich (Fsl, Fs2, Fs3, Fs4), der zweites Licht, das in mindestens einem bestimmten Wellenlängenbereich liegt, aus dem ersten Licht extrahiert, in einer vorbestimmten Richtung angeordnet sind, wobei der erste Lichtdurchlassbereich (SL1, SL2, SL3, SL4) konfiguriert ist, eine Differenz in der Menge zwischen dem durch den ersten Lichtdurchlassbereich (SL1, SL2, SL3, SL4) tretenden ersten Licht und dem durch den zweiten Lichtdurchlassbereich (Fsl, Fs2, Fs3, Fs4) extrahierten zweiten Licht zu verringern;eine Drehantriebseinheit (420), die den ersten Lichtdurchlassbereich (SL1, SL2, SL3, SL4) und den zweiten Lichtdurchlassbereich (Fsl, Fs2, Fs3, Fs4) durch Drehen der Drehplatte (410) nacheinander in einen Strahlengang des aus der Lichtquelle (430) stammenden ersten Lichtes einbringt;eine Schiebeantriebseinheit (470), welche die Drehplatte (410) in eine Richtung verschiebt, die den von der Lichtquelle (430) ausgehenden Strahlengang schneidet; undeine Steuereinheit (530), welche die Schiebeantriebseinheit (470) derart steuert, dass ein Verhältnis zwischen der Lichtmenge, die durch den zweiten Lichtdurchlassbereich (Fsl, Fs2, Fs3, Fs4) getreten ist, und der Lichtmenge, die durch den ersten Lichtdurchlassbereich (SL1, SL2, SL3, SL4) getreten ist, innerhalb eines Referenzbereichs liegt.

Description

Technisches Gebiet
Die vorliegende Erfindung betrifft ein Endoskopsystem, das imstande ist, zwischen verschiedenen Beleuchtungslichtarten umzuschalten, die ein Objekt wie eine lädierte Stelle beleuchten.
Stand der Technik
Auf dem Gebiet medizinischer Geräte ist ein Endoskopsystem bekannt, das die Diagnose einer lädierten Stelle erleichtert, indem es ermöglicht, dass Beobachtungen unter Verwendung von Beleuchtungslicht in verschiedenen Wellenlängenbändern mit unterschiedlichen Eigenschaften gleichzeitig durchgeführt werden können. Beispielsweise offenbart Patentdokument 1 ein spezielles Beispiel einer Konfiguration eines Endoskopsystems, das eine Normallichtbeobachtung und eine Speziallichtbeobachtung zur gleichen Zeit durchführen kann, als ein Beispiel für ein solches Endoskopsystem.
Dabei bezeichnet eine Speziallichtbeobachtung eine Beobachtung, die es einer Bedienperson erlaubt, verschiedenartige Läsionen durch Erzeugen eines Bildes zu identifizieren, das die Verteilung von Biomolekülen in biologischem Gewebe zeigt; eine Speziallichtbeobachtungsfunktion ist unter den Produktspezifikationen des Endoskopsystems eine Spezifikation von erheblicher Bedeutung.
Eine Lichtquelleneinheit des in Patentdokument 1 offenbarten Endoskopsystems ist mit einem Drehfilter versehen, in dem ein Normallicht-Durchtrittsbereich, der den Durchtritt von Normallicht ermöglicht, und ein Speziallicht-Filterbereich, der den Durchtritt von Speziallicht ermöglicht, längs des Umfangs eines Kreises angeordnet sind. Indem der Drehfilter zur Drehung angetrieben wird und das Objekt nacheinander mit Normallicht und Speziallicht bestrahlt, um ein Bild zu erzeugen, ist es möglich, auf einem Monitorbildschirm gleichzeitig ein Normalbeobachtungsbild und ein Speziallichtbeobachtungsbild anzuzeigen. In dem in Patentdokument 1 offenbarten Endoskopsystem ist der Normallicht-Durchtrittsbereich des Drehfilters als ein Metallgeflecht-Lichtabschwächungsbereich ausgebildet und so konfiguriert, dass die Menge an Speziallicht und die Menge an Normallicht aufeinander abgestimmt sind.
Zum Stand der Technik wird ferner auf die Druckschriften JP 2013 - 220 235 A und DE 38 08 011 A1 verwiesen, worin Endoskopsysteme beschrieben sind, die jeweils eine Filterplatte mit in Umfangsrichtung angeordneten Filterelementen aufweisen, die aus breitbandigem Weißlicht schmalbandiges Speziallicht extrahieren.
Dokument aus dem Stand der Technik
Patentdokument
Patentdokument 1: JP 2011 - 200 377 A
Kurzdarstellung der Erfindung
Technisches Problem
In den vergangenen Jahren ist ein Bedürfnis beispielsweise danach entstanden, eine biologische Information wie den Sauerstoffsättigungsgrad oder dergleichen von Hämoglobin (sowie einen Evaluierungswert einer Läsion), die als Diagnose Unterstützung genutzt wird, zu berechnen, indem eine Konfiguration angewandt wird, in welcher der Drehfilter zum gleichzeitigen Erfassen eines Normalbeobachtungsbildes und eines Speziallichtbeobachtungsbildes verwendet wird, um Bildinformation, die unter Verwendung von Normallicht erfasst worden ist, zusätzlich zur Bildinformation zu nutzen, die unter Verwendung von Speziallicht erfasst worden ist. Deshalb ist vorgesehen, dass eine Konfiguration, die es ermöglicht, ein Normalbeobachtungsbild und ein Speziallichtbeobachtungsbild gleichzeitig zu erfassen, und die die Menge an Speziallicht und die Menge an Normallicht, welche die Berechnung der biologischen Information beeinflusst, nicht ändert, eine wichtige Produktspezifikation ist, die in Zukunft unter dem Gesichtspunkt einer Verbesserung der Diagnosegenauigkeit und der Berechnung des Evaluierungswertes einer Läsion zunehmend erforderlich sein wird als Spezifikation eines Endoskopsystems.
Jedoch können sich die Menge an Speziallicht und die Menge an Normallicht infolge eines Positionsfehlers ändern, der auftritt, wenn der Drehfilter in einen von der Lichtquelle ausgehenden Strahlengang eingebracht oder aus diesem zurückgezogen wird, was zu dem Problem führt, dass die Genauigkeit der Diagnose oder des Evaluierungswertes einer Läsion abnimmt.
Die vorliegende Erfindung ist mit Blick auf die oben beschriebene Situation gemacht worden und zielt darauf ab, ein Endoskopsystem bereitzustellen, das imstande ist, erstes Licht und zweites Licht in verschiedenen Wellenlängenbereichen zu emittieren, und das geeignet ist, das Verhältnis zwischen der Menge an erstem Licht und der Menge an zweitem Licht innerhalb eines Referenzbereichs zu halten.
Lösung des Problems
Ein Endoskopsystem nach einem Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung weist die folgenden Aspekte auf:

(1):
- Ein Endoskopsystem, umfassend:
  - eine Lichtquelle, die erstes Licht emittiert;
  - eine Drehplatte, in der ein erster Lichtdurchlassbereich, der das erste Licht durchlässt, und ein zweiter Lichtdurchlassbereich, der zweites Licht, das in mindestens einem bestimmten Wellenlängenbereich liegt, aus dem ersten Licht extrahiert, in einer vorbestimmten Richtung angeordnet sind, wobei der erste Lichtdurchlassbereich konfiguriert ist, eine Differenz in der Menge zwischen dem durch den ersten Lichtdurchlassbereich tretenden ersten Licht und dem durch den zweiten Lichtdurchlassbereich extrahierten zweiten Licht zu verringern;
  - eine Drehantriebseinheit, die den ersten Lichtdurchlassbereich und den zweiten Lichtdurchlassbereich durch Drehen der Drehplatte nacheinander in einen Strahlengang des aus der Lichtquelle stammenden ersten Lichtes einbringt;
  - eine Schiebeantriebseinheit, welche die Drehplatte in eine Richtung verschiebt, die den von der Lichtquelle ausgehenden Strahlengang schneidet; und
  - eine Steuereinheit, welche die Schiebeantriebseinheit derart steuert, dass ein Verhältnis zwischen der Lichtmenge, die durch den zweiten Lichtdurchlassbereich getreten ist, und der Lichtmenge, die durch den ersten Lichtdurchlassbereich getreten ist, innerhalb eines Referenzbereichs liegt.
  - Vorzugsweise erzeugt die Steuereinheit ein Steuersignal, das die Schiebeantriebseinheit derart steuert, dass das Verhältnis zwischen der Lichtmenge, die durch den zweiten Lichtdurchlassbereich getreten ist, und der Lichtmenge, die durch den ersten Lichtdurchlassbereich getreten ist, innerhalb eines Referenzbereichs liegt, und sendet das Steuersignal über eine Signalleitung an die Schiebeantriebseinheit.
(2):
- Ein Endoskopsystem, umfassend:
  - eine Lichtquelle, die konfiguriert ist, erstes Licht zu emittieren;
  - eine Drehplatte, die mit einem ersten Lichtdurchlassbereich, der das erste Licht durchlässt, und einem zweiten Lichtdurchlassbereich, der zweites Licht, das in mindestens einem bestimmten Wellenlängenbereich liegt, aus dem ersten Licht extrahiert, versehen und konfiguriert ist, den ersten Lichtdurchlassbereich und den zweiten Lichtdurchlassbereich nacheinander in einem Strahlengang des ersten Lichtes zu positionieren, um nacheinander das erste Licht und das zweite Licht zu erzeugen;
  - eine Schiebeantriebseinheit, die konfiguriert ist, die Drehplatte in eine Richtung zu verschieben, die den Strahlengang des ersten Lichtes schneidet; und
  - eine Steuereinheit, die konfiguriert ist, die Schiebeantriebseinheit derart zu steuern, dass ein Verhältnis zwischen der Lichtmenge, die durch den zweiten Lichtdurchlassbereich getreten ist, und der Lichtmenge, die durch den ersten Lichtdurchlassbereich getreten ist, innerhalb eines Referenzbereichs liegt.
  - Vorzugsweise erzeugt die Steuereinheit ein Steuersignal, das die Schiebeantriebseinheit derart steuert, dass das Verhältnis zwischen der Lichtmenge, die durch den zweiten Lichtdurchlassbereich getreten ist, und der Lichtmenge, die durch den ersten Lichtdurchlassbereich getreten ist, innerhalb des Referenzbereichs liegt, und das Steuersignal über eine Signalleitung an die Schiebeantriebseinheit sendet.
(3):
- Das Endoskopsystem nach (1) oder (2), wobei die Steuereinheit im Voraus einen Parameter zum Korrigieren des Betrages eines Versatzes vorhält, der durch die Schiebeantriebseinheit zwischen einer tatsächlichen Position, in welche die Drehplatte verschoben wird, und einer zweiten Position verursacht wird, wenn die Steuereinheit die Schiebeantriebseinheit steuert, die Drehplatte aus einer ersten Position in die zweite Position, die eine Zielposition ist, zu verschieben, und die Schiebeantriebseinheit auf Basis des Parameters steuert.
- Alternativ, das Endoskopsystem nach (1) oder (2), wobei die Steuereinheit im Voraus einen Parameter zum Korrigieren des Betrages eines Versatzes gegenüber einer Zielposition vorhält, der auftritt, wenn die Steuereinheit die Schiebeantriebseinheit steuert, die Drehplatte aus einer vorbestimmten Position in die Zielposition zu verschieben, und die Schiebeantriebseinheit auf Basis des Parameters steuert.
- Vorzugsweise erzeugt die Steuereinheit ein Steuersignal, das auf dem Parameter basiert, und sendet das Steuersignal über eine Signalleitung an die Schiebeantriebseinheit.
(4):
- Das Endoskopsystem nach einem der Aspekte (1) bis (3), wobei die Steuereinheit die Schiebeantriebseinheit derart steuert, dass eine Position in dem Strahlengang, in die der erste Lichtdurchlassbereich der Drehplatte durch die Drehantriebseinheit eingebracht wird, in Bezug auf eine Peakposition bestimmt wird, in der die Lichtintensität des aus der Lichtquelle stammenden ersten Lichtes ihr Maximum aufweist.
- Alternativ, das Endoskopsystem nach einem der Aspekte (1) bis (3), wobei die Steuereinheit die Schiebeantriebseinheit derart steuert, dass eine Position in dem Strahlengang, in die der erste Lichtdurchlassbereich der Drehplatte eingebracht wird, innerhalb eines vorbestimmten Bereichs einer Peakposition des aus der Lichtquelle stammenden Lichtes positioniert ist.
- Vorzugsweise erzeugt die Steuereinheit ein Steuersignal derart, dass eine Position in dem Strahlengang, in die der erste Lichtdurchlassbereich der Drehplatte durch die Drehantriebseinheit eingebracht wird, in Bezug auf eine Peakposition bestimmt wird, in der die Lichtintensität des aus der Lichtquelle stammenden ersten Lichtes ihr Maximum aufweist, und das Steuersignal über eine Signalleitung an die Schiebeantriebseinheit sendet.
(5):
- Das Endoskopsystem nach einem der Aspekte (1) bis (4), wobei das erste Licht eine Lichtintensitätsverteilung hat, ein Querschnitt eines Lichtstroms des ersten Lichtes beim Eintritt in den ersten Lichtdurchlassbereich und den zweiten Lichtdurchlassbereich größer ist als eine Eintrittsfläche des ersten Lichtdurchlassbereichs und eine Eintrittsfläche des zweiten Lichtdurchlassbereichs, wobei ein Teil des Lichtstroms des ersten Lichtes in den ersten Lichtdurchlassbereich und in den zweiten Lichtdurchlassbereich eintritt, und der verbleibende Teil des Lichtstroms nicht in den ersten Lichtdurchlassbereich oder den zweiten Lichtdurchlassbereich eintritt, und die Steuereinheit die Schiebeantriebseinheit derart steuert, dass ein Teil des Lichtstroms des ersten Lichtes, der in den ersten Lichtdurchlassbereich und/oder den zweiten Lichtdurchlassbereich eintritt, eine Peakposition der Lichtintensitätsverteilung aufweist.
- Vorzugsweise erzeugt die Steuereinheit ein Steuersignal derart, dass ein Teil des Lichtstroms des ersten Lichtes, der in den ersten Lichtdurchlassbereich und/oder den zweiten Lichtdurchlassbereich eintritt, eine Peakposition der Lichtintensitätsverteilung aufweist, und sendet das Steuersignal über eine Signalleitung an die Schiebeantriebseinheit.
(6):
- Das Endoskopsystem nach einem der Aspekte (1) bis (5), wobei, wenn die Drehplatte durch Steuern des Schiebeantriebsmechanismus zwischen einer ersten Position und einer zweiten Position verschoben wird, die Steuereinheit einen Antriebsbetrag der Schiebeantriebseinheit entsprechend einer Schieberichtung der Drehplatte ändert.
- Alternativ, das Endoskopsystem nach einem der Aspekte (1) bis (5), wobei, wenn die Drehplatte durch Steuern der Schiebeantriebseinheit aus einer vorbestimmten Position in eine Zielposition verschoben wird, die Steuereinheit einen Antriebsbetrag der Schiebeantriebseinheit ändert, wenn die Drehplatte aus der vorbestimmten Position in die Zielposition entsprechend einer Bewegungsrichtung der Drehplatte bewegt wird, wodurch eine Steuerung derart durchgeführt wird, dass der erste Lichtdurchlassbereich innerhalb eines Bereichs einer Peakposition des aus der Lichtquelle stammenden Lichtes angeordnet ist.
- Wenn die Drehplatte durch Steuern der Schiebeantriebseinheit zwischen der ersten Position und der zweiten Position verschoben wird, erzeugt die Steuereinheit vorzugsweise ein Steuersignal derart, dass ein Antriebsbetrag der Schiebeantriebseinheit entsprechend der Schieberichtung der Drehplatte geändert wird, und sendet das Steuersignal an die Schiebeantriebseinheit.
(7):
- Das Endoskopsystem nach einem der Aspekte (1) bis (5), wobei die Steuereinheit die Schiebeantriebseinheit derart steuert, dass eine Schieberichtung der Drehplatte konstant ist, wenn die Drehplatte durch die Schiebeantriebseinheit veranlasst wird, in den Strahlengang zu treten und dort zu stoppen.
- Alternativ, das Endoskopsystem nach einem der Aspekte (1) bis (5), wobei die Steuereinheit die Schiebeantriebseinheit derart steuert, dass eine Eintrittsrichtung des ersten Lichtdurchlassbereichs der Drehplatte konstant ist, wenn der erste Lichtdurchlassbereich durch die Schiebeantriebseinheit veranlasst wird, in den Strahlengang zu treten, wodurch der erste Lichtdurchlassbereich innerhalb eines vorbestimmten Bereichs einer Peakposition des aus der Lichtquelle stammenden Lichtes positioniert wird.
- Vorzugsweise erzeugt die Steuereinheit ein Steuersignal derart, dass eine Schieberichtung der Drehplatte konstant ist, wenn die Drehplatte durch die Schiebeantriebseinheit veranlasst wird, in den Strahlengang zu treten und dort zu stoppen, und sendet das Steuersignal über eine Signalleitung an die Schiebeantriebseinheit.
(8):
- Das Endoskopsystem nach (7), wobei, wenn die Drehplatte aus einer ersten Position zu einer zweiten Position hin verschoben wird, die Steuereinheit die Drehplatte aus der ersten Position über die zweite Position hinaus verschiebt und anschließend die Schieberichtung der Drehplatte umkehrt und die Drehplatte in die zweite Position verschiebt.
- Alternativ, das Endoskopsystem nach (7), wobei, wenn eine anfängliche Bewegungsrichtung, in welche die Drehplatte aus einer aktuellen Position zu einer Zielposition hin bewegt wird, verschieden ist von der Eintrittsrichtung, die festgelegt ist, die Steuereinheit die Drehplatte in der anfänglichen Bewegungsrichtung um eine vorbestimmte Strecke über die Zielposition hinaus bewegt und anschließend die Drehplatte in eine Richtung, die der Eintrittsrichtung entgegengesetzt ist, in die Zielposition bewegt.
- Wird die Drehplatte aus einer ersten Position zu einer zweiten Position verschoben, so erzeugt die Steuereinheit vorzugsweise ein Steuersignal derart, dass die Drehplatte aus der ersten Position über die zweite Position hinaus verschoben wird, und kehrt anschließend die Schieberichtung der Drehplatte um und verschiebt die Drehplatte in die zweite Position und sendet das Steuersignal über eine Signalleitung an die Schiebeantriebseinheit.
(9):
- Das Endoskopsystem nach einem der Aspekte (1) bis (7), wobei die Steuereinheit die Schiebeantriebseinheit auf Basis einer Information über mechanische Toleranzen der Schiebeantriebseinheit steuert.
- Vorzugsweise erzeugt die Steuereinheit ein Steuersignal zum Steuern der Schiebeantriebseinheit auf Basis einer Information über mechanische Toleranzen der Schiebeantriebseinheit und sendet das Steuersignal über eine Signalleitung an die Schiebeantriebseinheit.
(10):
- Das Endoskopsystem nach einem der Aspekte (1) bis (9), wobei die Drehplatte derart konfiguriert ist, dass der zweite Lichtdurchlassbereich und der erste Lichtdurchlassbereich unterschiedliche Breiten in einer radialen Richtung haben.
(11):
- Das Endoskopsystem nach (10), wobei ein Wellenlängenband des zweiten Lichtes schmaler als ein Wellenlängenband des ersten Lichtes ist, und die Breite des zweiten Lichtdurchlassbereichs in einer radialen Richtung größer als die Breite des ersten Lichtdurchlassbereichs in einer radialen Richtung ist.
(12):
- Endoskopsystem nach einem der Aspekte (1) bis (11), wobei die Lichtquelle eine Lampe ist, die Weißlicht, welches das erste Licht ist, emittiert.
(13):
- Endoskopsystem nach einem der Aspekte (1) bis (12), wobei die Steuereinheit, auf Basis eines Verhältnisses zwischen einem Wert von Bilddaten einer Farbkomponente, die in Bilddaten enthalten sind, die durch Abbilden von mit dem ersten Licht beleuchtetem biologischem Gewebe erhalten werden, und einem Wert von Bilddaten einer Farbkomponente, die in Bilddaten enthalten sind, die durch Abbilden eines mit dem zweiten Licht beleuchteten Objektes erhalten werden, eine Information über einen Zustand des biologischen Gewebes erzeugt.

Vorzugsweise sendet die Steuereinheit die Information an eine Anzeigevorrichtung, um die Information an der Anzeigevorrichtung anzuzeigen.
Vorteilhafte Wirkungen der Erfindung
Wie oben beschrieben, ist es mit dem vorstehend beschriebenen Endoskopsystem möglich, ein Endoskopsystem bereitzustellen, das im Stande ist, erstes Licht und zweites Licht zu emittieren, die in verschiedenen Wellenlängenbereichen liegen, und das geeignet ist, das Verhältnis zwischen der Menge an ersten Licht und der Menge an zweiten Licht innerhalb eine Referenzbereichs zu halten.
Figurenliste

1 zeigt ein Q-Band-Absorptionsspektrum von Hämoglobin.
2 ist ein Diagramm, das Simulationsergebnisse der spektralen Charakteristik von biologischem Gewebe zeigt.
3 enthält Graphen, welche die Korrelation zwischen verschiedenen Parametern und biologischer Information zeigen.
4 enthält Graphen, welche die Korrelation zwischen verschiedenen Parametern und biologischer Information zeigen.
5 enthält Graphen, welche die Korrelation zwischen verschiedenen Parametern und biologischer Information zeigen.
6 ist ein Blockdiagramm, das ein Beispiel eines Endoskopsystems gemäß einem Ausführungsbeispiel zeigt.
7 ist ein Diagramm, das ein Beispiel des Transmissionsspektrums von Farbfiltern zeigt, die in einem Bildsensor des Endoskopsystems gemäß dem Ausführungsbeispiel enthalten sind.
8 ist eine Außenansicht eines Beispiels eines Drehfilters des Endoskopsystems gemäß dem Ausführungsbeispiel.
9 ist ein Flussdiagramm, das ein Beispiel einer Verarbeitung zur Spektralanalyse zeigt, die von dem Endoskopsystem gemäß dem Ausführungsbeispiel durchgeführt wird.
10 ist ein Blockdiagramm, das ein Beispiel einer Konfiguration eines Schiebeantriebsmechanismus in dem Endoskopsystem gemäß dem Ausführungsbeispiel zeigt.
11 ist ein Diagramm, das die Variation der Stoppposition des Drehfilters veranschaulicht, die infolge von Fertigungstoleranzen des mechanischen Mechanismus auftreten.
12 ist ein Diagramm, welches das Verhältnis zwischen der Intensitätsverteilung von aus einer Lichtquelle stammendem Weißlicht und der Position eines Schlitzes veranschaulicht.
13 ist ein Diagramm, das einen Zustand veranschaulicht, in dem dafür gesorgt wird, dass die Position, in der eine Zahnstange des Schiebeantriebsmechanismus in dem Endoskopsystem gemäß dem Ausführungsbeispiel in einer Vorwärtsbewegung stoppt, genau mit der in einer Rückwärtsbewegung zusammenfällt.
14 ist ein Flussdiagramm, das ein Beispiel für die Steuerung der Stoppposition des Drehfilters in dem Endoskopsystem gemäß dem Ausführungsbeispiel zeigt.
15 ist ein Diagramm, welches das Funktionsprinzip einer beispielhaften Steuerung der Stoppposition des Drehfilters in dem Endoskopsystem gemäß dem Ausführungsbeispiel veranschaulicht.
16 ist ein Flussdiagramm, das ein Beispiel für die Steuerung der Stoppposition des Drehfilters in dem Endoskopsystem gemäß dem Ausführungsbeispiel zeigt.
17 veranschaulicht die Helligkeitseinstellung für ein Normalbeobachtungsbild, die durch Steuern einer Schiebeantriebsfunktion des Endoskopsystems gemäß dem Ausführungsbeispiel durchgeführt wird.

Beschreibung von Ausführungsbeispielen
Im Folgenden wird ein Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung unter Bezugnahme auf die Zeichnungen beschrieben.
Ein Endoskopsystem gemäß dem nachstehend beschriebenen Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung ist eine Einrichtung zur quantitativen Analyse von biologischer Information eines Objektes (z.B. einer Kenngröße von biologischem Gewebe wie der Gesamthämoglobinmenge oder des Sauerstoffsättigungsgrades) auf Grundlage mehrerer Bilder eines Objektes, die unter verschiedenen Beleuchtungslichtarten, welche in verschiedenen Wellenlängenbereiche liegen, aufgenommen werden, und zur Umsetzung der Analyseergebnisse in ein Bild sowie zur Anzeige des Bildes. Die spektrale Charakteristik von Blut (d.h. die spektrale Charakteristik von Hämoglobin) hat die Eigenschaft, dass sie sich mit der Gesamthämoglobinmenge und dem Sauerstoffsättigungsgrad kontinuierlich ändert, und diese Eigenschaft wird in der weiter unten beschriebenen quantitativen Analyse der Gesamthämoglobinmenge und des Sauerstoffsättigungsgrades genutzt. Beispiele für Körperteile, die unter Verwendung des Endoskopsystems gemäß dem vorliegenden Ausführungsbeispiel zu beobachten sind, beinhalten Atmungsorgane, Verdauungsorgane, etc.. Atmungsorgane beinhalten z.B. die Lunge, die Ohren, die Nase und den Hals. Verdauungsorgane beinhalten beispielsweise den Dickdarm, den Dünndarm, den Magen, die Speiseröhre, den Zwölffingerdarm und die Gebärmutter.
Wie weiter unten beschrieben, ist das Endoskopsystem gemäß dem vorliegenden Ausführungsbeispiel konfiguriert, nacheinander erstes Licht und zweites Licht zu emittieren, die in verschiedenen Wellenlängenbereichen liegen (d.h. Beleuchtungslicht in verschiedenen Wellenlängenbereichen). Insbesondere enthält das Endoskopsystem gemäß dem vorliegenden Ausführungsbeispiel eine Lichtquelleneinheit, die Weißlicht, welches das erste Licht ist, emittiert, und eine Drehplatte zum Extrahieren des zweiten Lichtes in einem bestimmten Wellenlängenbereich aus dem Weißlicht. Das vorliegende Ausführungsbeispiel beschreibt einen Drehfilter, der ein Beispiel der Drehplatte bildet. In der vorliegenden Beschreibung wird aus der Lichtquelle stammendes Weißlicht auch als Normallicht bezeichnet, und Licht, das durch einen optischen Filter des Drehfilters getreten ist, wird auch als Speziallicht bezeichnet. Die Konfiguration des Drehfilters und eine Konfiguration zum Ansteuern und Vor- und Zurückbewegen des Drehfilters zwischen einer zurückgezogenen Position und einer Gebrauchsposition werden später beschrieben. Die Gebrauchsposition ist eine Position, in der der Drehfilter den Durchtritt der Peakposition des Lichtflusses des Weißlichtes erlaubt. Die Peakposition gibt die maximale Intensität der Lichtintensitätsverteilung an.
Spektrale Charakteristik von biologischem Gewebe und Prinzip der Berechnung biologischer Information
Bevor die Konfiguration des Endoskopsystems gemäß dem Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung im Detail beschrieben wird, werden im Folgenden die spektrale Charakteristik von Hämoglobin und das Prinzip der Berechnung einer Kenngröße von biologischem Gewebe (biologische Information), z.B. dem Sauerstoffsättigungsgrad, gemäß dem Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung beschrieben.
1 zeigt das Absorptionsspektrum von Hämoglobin bei etwa 550 nm. Hämoglobin hat ein starkes Absorptionsband bei etwa 550 nm, das Q-Band genannt wird und sich von Porphyrin ableitet. Das Absorptionsspektrum von Hämoglobin variiert mit dem Sauerstoffsättigungsgrad. Der Sauerstoffsättigungsgrad ist der prozentuale Anteil von sauerstoffbeladenem Hämoglobin HbO in der Gesamthämoglobinmenge. Die mit der durchgezogenen Linie dargestellte Wellenform in 1 ist das Absorptionsspektrum von sauerstoffbeladenem Hämoglobin HbO für den Fall, dass der Sauerstoffsättigungsgrad 100% beträgt (d.h. das Absorptionsspektrum von sauerstoffbeladenem Hämoglobin), und die langgestrichelte Wellenform ist das Absorptionsspektrum für den Fall, dass der Sauerstoffsättigungsgrad 0% beträgt (d.h. das Absorptionsspektrum von reduziertem Hämoglobin Hb). Die kurzgestrichelten Linien sind Absorptionsspektren von Hämoglobin (Mischung aus sauerstoffbeladenem Hämoglobin HbO und reduziertem Hämoglobin Hb) bei dazwischen liegenden Sauerstoffsättigungsgraden (10, 20, 30, ... 90%).
Wie in 1 gezeigt, haben in dem Q-Band sauerstoffbeladenes Hämoglobin HbO und reduziertes Hämoglobin Hb unterschiedliche Peakwellenlängen. Insbesondere hat das sauerstoffbeladene Hämoglobin HbO einen Absorptionspeak P1 bei einer Wellenlänge von etwa 542 nm und einen Absorptionspeak P3 bei einer Wellenlänge von etwa 576 nm. Dagegen hat reduziertes Hämoglobin Hb einen Absorptionspeak P2 bei etwa 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; 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 Sauerstoffsättigungsgrads) konstant ist. In der folgenden Beschreibung wird der Wellenlängenbereich, der zwischen den isosbestischen Punkten E1 und E2 liegt, Wellenlängenbereich R1 bezeichnet, der Wellenlängenbereich, der zwischen den isosbestischen Punkten E2 und E3 liegt, wird Wellenlängenbereich R2 bezeichnet, und der Wellenlängenbereich, der zwischen den isosbestischen Punkten E3 und E4 liegt, wird Wellenlängenbereich R3 bezeichnet. Ferner wird der Wellenlängenbereich, der zwischen den isosbestischen Punkten E1 und E4 liegt (d.h. die Kombination der Wellenlängenbereiche R1, R2 und R3), Wellenlängenbereich R0 bezeichnet. In der folgenden Beschreibung wird zudem der Wellenlängenbereich R2 auch als N-Band (Schmalband) und der Wellenlängenbereich R0 als W-Band (Breitband) bezeichnet.
Wie in 1 gezeigt, nimmt in den Wellenlängenbereichen zwischen einander benachbarten isosbestischen Punkten die Absorption des Hämoglobins relativ zum Sauerstoffsättigungsgrad linear zu oder ab.
Insbesondere nehmen Absorptionsgrade A_R1 und A_R3 von Hämoglobin in den Wellenlängenbereichen R1 und R3 (Werte des Integrals der Wellenlängenbereiche R1 und R3) relativ zur Konzentration an sauerstoffbeladenem Hämoglobin linear zu. Ferner nimmt der Absorptionsgrad A_R2 von Hämoglobin in dem Wellenlängenbereich R2 relativ zur Konzentration an reduziertem Hämoglobin linear zu.
Dabei ist der Sauerstoffsättigungsgrad durch den unten angegebenen Ausdruck 1 definiert. $S a t = \frac{[H b O]}{[H b] + [H b O]}$
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 reduziertem Hämoglobin ausdrücken, aus dem Ausdruck 1. $[H b O] = S a t \cdot ([H b] + [H b O])$
$[H b] = (1 - S a t) \cdot ([H b] + [H b O])$
Die Absorptionsgrade A_R1 , A_R2 und A_R3 von Hämoglobin sind charakteristische Werte, die sowohl von dem Sauerstoffsättigungsgrad als auch der Gesamthämoglobinmenge abhängen.
Durch Forschung des Anmelders der vorliegenden Patentanmeldung wurde ferner herausgefunden, dass der Absorptionsgrad A_R0 von Hämoglobin in dem Wellenlängenbereich R0, der sich aus den Wellenlängenbereichen R1, R2 und R3 zusammensetzt (der Wert des Integrals des Wellenlängenbereichs R0), ein Wert ist, der nicht von dem Sauerstoffsättigungsgrad abhängt, jedoch durch die Gesamthämoglobinmenge bestimmt ist.
Folglich kann die Gesamthämoglobinmenge auf Grundlage des Absorptionsgrades A_R0 bestimmt werden. Auch kann der Sauerstoffsättigungsgrad auf Grundlage des Absorptionsgrade A_R1 , A_R2 und A_R3 bestimmt werden, und die die Gesamthämoglobinmenge kann auf Grundlage des Absorptionsgrad A_R0 bestimmt werden. Es ist darauf hinzuweisen, dass der Variationsbetrag des Absorptionsgrades in Abhängigkeit des Sauerstoffsättigungsgrades in den Wellenlängenbereichen R1, R2 und R3 (d.h. die Fläche des Bereichs, der durch die mit der durchgezogenen Linie dargestellte Wellenform und die mit der langgestrichelten Linie dargestellte Wellenform eingeschlossen ist) am größten in dem Wellenlängenbereich R2 ist, und dass der Absorptionsgrad A_R2 des Wellenlängenbereichs R2 die charakteristische Größe ist, die am empfindlichsten auf den Sauerstoffsättigungsgrad ist. In dem später beschriebenen Ausführungsbeispiel wird der Sauerstoffsättigungsgrad auch unter Verwendung von Licht in dem Wellenlängenbereich R2 (N-Band) bestimmt.
Im Weiteren wird der Einfluss von Streuung auf die spektrale Charakteristik von biologischem Gewebe beschrieben.
2 zeigt durch Simulationsrechnung erhaltene Beispiele eines Reflexionsspektrums, dass die spektrale Charakteristik von biologischem Gewebe in dem sichtbaren Wellenlängenbereich angibt, und zeigt den Einfluss von Lichtstreuung auf die spektrale Charakteristik. In dem Graphen in 2 bezeichnet die horizontale Achse die Wellenlänge und die vertikale Achse das Reflexionsvermögen. Das Reflexionsspektrum von biologischem Gewebe wie der Wand eines Verdauungstrakts ist nicht nur beeinflusst von der Absorptionswellenlängencharakteristik derjenigen Komponenten, die das biologische Gewebe ausmachen, insbesondere der Absorptionsspektrumcharakteristik von sauerstoffbeladenem Hämoglobin und reduziertem Hämoglobin, sondern auch von der Wellenlängencharakteristik der durch biologisches Gewebe verursachten Lichtstreuung. 2(a) zeigt das Reflexionsspektrum für den Fall, dass überhaupt keine Lichtstreuung auftritt, 2(c) zeigt das Reflexionsspektrum für den Fall, dass es überhaupt keine Absorption durch Hämoglobin gibt und Lichtstreuung auftritt, und 2(b) zeigt das Reflexionsspektrum für den Fall, dass der Beitrag von Lichtstreuung durch biologisches Gewebe (durch Streuung verursachte Lichtabschwächung) und der Beitrag von Hämoglobinabsorption (durch Absorption verursachte Lichtabschwächung) an dem Reflexionsspektrum näherungsweise gleich sind.
Wie in 2 gezeigt, variiert die auf das biologische Gewebe bezogene spektrale Charakteristik mit der Intensität der Lichtstreuung; wird eine biologische Information wie der Sauerstoffsättigungsgrad auf Grundlage der auf das biologische Gewebe bezogenen spektralen Charakteristik ohne Berücksichtigung der Stärke der Lichtstreuung berechnet, so kann sich die biologische Information in ihrem Wert mit der Intensität der Lichtstreuung ändern. Wird mit anderen Worten die auf das biologische Gewebe bezogene spektrale Charakteristik (z.B. das Reflexionsvermögen in dem Wellenlängenbereich R2) so wie sie ist zur Berechnung der biologischen Information genutzt, so erhält man ein Rechenergebnis, das Fehler enthält, die von der Lichtstreuung herrühren. Um ein präzises Analyseergebnis zu erhalten, ist es erforderlich, die von der Lichtstreuung herrührenden Fehler zu korrigieren.
Verfahren zum Korrigieren von Fehlern, die von der Lichtstreuung herrühren, beinhalten ein Verfahren, bei dem der Fehler korrigiert wird, nachdem die biologische Information wie der Sauerstoffsättigungsgrad Sat auf Grundlage der auf das biologische Gewebe bezogenen spektralen Charakteristik berechnet worden ist, und ein Verfahren, bei dem ein Zwischenparameter, der nicht von der Lichtstreuung abhängt, auf Grundlage der auf das biologische Gewebe bezogenen spektralen Charakteristik erzeugt wird, die Komponente, die von der Lichtstreuung abhängt, im Stadium der Erzeugung des Zwischenparameters beseitigt wird und dann die biologische Information auf Grundlage der Korrelationsbeziehung zwischen dem Zwischenparameter und der biologischen Information, d.h. einer auf das biologische Gewebe bezogenen Kenngröße, berechnet wird. In dem vorliegenden Ausführungsbeispiel wird das zuletzt genannte Verfahren zur Erfassung der biologischen Information angewandt, die keinen von der Lichtstreuung herrührenden Fehler enthält. Um dieses Verfahren zu realisieren, haben die Erfinder der vorliegenden Erfindung nach einem Parameter gesucht, der gegenüber der zu erfassenden biologischen Information, insbesondere der Gesamthämoglobinmenge und dem Sauerstoffsättigungsgrad, welche auf biologisches Gewebe bezogene Kenngrößen darstellen, eine hohe Empfindlichkeit aufweist (damit hochkorreliert ist), und für den es unwahrscheinlich ist, dass er einen von der Lichtstreuung herrührenden Fehler erzeugt, d.h. für den es unwahrscheinlich ist, dass er sich mit der Stärke der Lichtstreuung ändert. Im Weiteren wird der Umstand, dass es unwahrscheinlich ist, sich mit der Stärke der Lichtstreuung zu ändern, auch als fehlende Empfindlichkeit gegenüber Lichtstreuung bezeichnet.
Die 3 bis 5 sind Graphen, die Beispiele der Korrelation zwischen verschiedenen Parametern, die aus endoskopischen Bilddaten gewonnen werden können, und der Gesamthämoglobinmenge tHb und dem Sauerstoffsättigungsgrad Sat zeigen, und diese Graphen sind Darstellungen von Simulationsergebnissen dieser Parameter. In den Graphen bezeichnet die horizontale Achse die Gesamthämoglobinmenge tHb und die vertikale Achse Parameterwerte. Ferner zeigt Tabelle 1 eine strukturierte Anordnung von Elementen in den Graphen der 3 bis 5.

In Tabelle 1 ist „Empfindlichkeit“ mit einem bis drei Sternen bezeichnet, welche die Empfindlichkeit (z.B. Größe des Variationsbereichs) der Parameter relativ zu der Änderung der Gesamthämoglobinmenge tHb, der Intensität der Lichtstreuung und dem Sauerstoffsättigungsgrad Sat repräsentieren, wie sie sich aus der Interpretation der Graphen der 3 bis 5 ergibt. Eine größere Zahl an Sternen gibt eine höhere Parameterempfindlichkeit, d.h. einen größeren Variationsbereich an. Tabelle 1

Graph		Parameter	Einstellung		Empfindlichkeit
Graph		Parameter	Betrag der Streuung	Sauerstoff-Sättigungsgrad	hämoglobinmenge	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%	★★		★★★
4	(D1)	W/R	0~100	100%	★★★	★
	(D2)	W/R	0	0~100%	★★★		★
	(E1)	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“ aufgetragen sind. „G“ ist der Pixelwert von G-Pixeln (Pixeln, die mit dem grünen G-Farbfilter versehen sind), den man unter Normalbeobachtung unter Verwendung von Weißlicht als Beleuchtungslicht für das biologische Gewebe erhält. Entsprechend ist „R“ der Pixelwert von R-Pixeln (Pixeln, die mit dem roten R-Farbfilter versehen sind), den man durch die Normalbeobachtung erhält. Der Parameter „G/R“ ist das Ergebnis der Division des Pixelwertes G durch den Pixelwert R, jeweils erhalten durch die Normalbeobachtung. Normalbeobachtung bezieht sich auf das Abbilden von biologischem Gewebe unter Verwendung von Weißlicht und die Erfassung eines Bildes, das eine R-Komponente, eine G-Komponente und eine B-Komponente in dem RGB-Farbraum hat.
Es ist darauf hinzuweisen, dass in der vorliegenden Beschreibung Pixelwerte nicht auf Pixelwerte eines Bildsignals (sogenannte RAW-Daten) aus einem Bildsensor beschränkt sind, der ein RGB-Primärfarbfilter aufweist, und auch Pixelwerte von Bilddaten beinhalten, die dadurch erhalten werden, dass verschiedene Arten von Bildbearbeitung wie eine Demosaik-Verarbeitung (Interpolationsverarbeitung) und eine Linearmatrixverarbeitung an dem Bildsignal vorgenommen werden. Beispielsweise kann die später beschriebene Verarbeitung auch unter Verwendung von R-Pixelwerten, G-Pixelwerten und B-Pixelwerten durchgeführt werden, welche die R-Werte, G-Werte und B-Werte von Pixeln sind, die in Bilddaten enthalten sind, die eine R-Komponente, eine G-Komponente und B-Komponente in dem RGB-Farbraum aufweisen, welche dadurch erhalten werden, dass an einem Bildsignal aus einem Bildsensor, der einen Komplementär-Farbfilter aufweist, eine Demosaik-Verarbeitung und eine Farbraumwandlerverarbeitung vorgenommen werden.
Die Graphen (B1) und (B2) in 3 sind Graphen, in denen Simulationsergebnisse für den Parameter „B/R“ aufgetragen sind. „B“ ist der Pixelwert von B-Pixeln (Pixel, die mit dem blauen B-Farbfilter versehen sind), die durch eine unter Verwendung von Weißlicht durchgeführte Normalbeobachtung erhalten werden. Der Parameter „B/R“ ist das Ergebnis der Division des Pixelwertes B durch den Pixelwert R, jeweils erhalten durch die Normalbeobachtung.
Die Graphen (C1) und (C2) in 3 sind Graphen, in denen Simulationsergebnisse für den Parameter „B/G“ aufgetragen sind. Der Parameter „B/G“ ist das Ergebnis der Division des Pixelwertes B durch den Pixelwert G, jeweils erhalten durch die Normalbeobachtung.
Die Graphen (D1) und (D2) in 4 sind Graphen, in denen Simulationsergebnisse für den Parameter „W/R“ aufgetragen sind. „W“ ist der Pixelwert von G-Pixeln, die durch eine Spezialbeobachtung erhalten werden, die unter Verwendung von Beleuchtungslicht in dem in 1 gezeigten Wellenlängenbereich R0 (W-Band) durchgeführt wird. Wie später beschrieben wird, ist der Wellenlängenbereich R0 in einem Wellenlängenbereich enthalten, in dem G-Pixel des Bildsensors Empfindlichkeit aufweisen. Der Parameter „W/R“ ist das Ergebnis der Division des Pixelwertes W von G-Pixeln, die durch die Spezialbeobachtung erhalten werden, die unter Verwendung von Beleuchtungslicht in dem W-Band durchgeführt 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“ aufgetragen sind. „N“ ist der Pixelwert von G-Pixeln, die durch die Spezialbeobachtung erhalten werden, die unter Verwendung von Beleuchtungslicht in dem in 1 gezeigten Wellenlängenbereich R2 (N-Band) durchgeführt wird. Der Parameter „N/R“ ist das Ergebnis der Division des Pixelwertes N von G-Pixeln, die durch die Spezialbeobachtung erhalten werden, die unter Verwendung von Beleuchtungslicht in dem N-Band durchgeführt wird, durch den Pixelwert R, der durch die Normalbeobachtung erhalten wird.
Die Graphen (F1) und (F2) in 4 sind Graphen, in denen Simulationsergebnisse für den Parameter „N/W“ aufgetragen sind. Der Parameter „N/W“ ist das Ergebnis der Division des Pixelwertes N von G-Pixeln, die durch die Spezialbeobachtung erhalten werden, die unter Verwendung von Beleuchtungslicht in dem N-Band durchgeführt wird, durch den Pixelwert W von G-Pixeln, die durch die Spezialbeobachtung erhalten werden, die unter Verwendung von Beleuchtungslicht in dem W-Band durchgeführt wird.
Die Graphen (G1) und (G2) in 5 sind Graphen, in denen Simulationsergebnisse für den Parameter „W/(R+G)“ aufgetragen sind. Der Parameter „W/(R+G)“ ist das Ergebnis der Division des Pixelwertes W von G-Pixeln, die durch die Spezialbeobachtung erhalten werden, die unter Verwendung von Beleuchtungslicht in dem W-Band durchgeführt wird, durch die Summe „R+G“ des Pixelwertes R von R-Pixeln und des Pixelwertes G von G-Pixeln, die durch die Normalbeobachtung erhalten werden, die unter Verwendung von Weißlicht als Beleuchtungslicht durchgeführt wird.
Ferner sind die Graphen (A1), (B1), (C1), (D1), (E1), (F1) und (G1) auf der linken Seite der 3 bis 5 Graphen, in denen der Sauerstoffsättigungsgrad auf 100% festgelegt ist, und der Beitrag der Lichtstreuung (Parameter, der die Intensität der Lichtstreuung angibt) variiert zwischen 0 und 100 in Einheiten von 10 und ist in Überlagerung aufgetragen. Auf Basis dieser Graphen ist es möglich, den Grad an Empfindlichkeit der Parameter gegenüber der Lichtstreuung herauszufinden.
Ferner sind die Graphen (A2), (B2), (C2), (D2), (E2), (F2) und (G2) auf der rechten Seite der 3 bis 5 Graphen, in denen der Beitrag der Streuung auf 0 gesetzt ist, und der Sauerstoffsättigungsgrad variiert zwischen 0 und 100% in Einheiten von 10% und ist in Überlagerung aufgetragen. Auf Basis dieser Graphen ist es möglich, den Grad an Empfindlichkeit der Parameter gegenüber dem Sauerstoffsättigungsgrad herauszufinden.
Wie in Tabelle 1 und den Graphen (D1) und (D2) in 4 gezeigt, hat der Parameter „W/R“ eine hohe Empfindlichkeit gegenüber der Gesamthämoglobinmenge, jedoch fast keine Empfindlichkeit gegenüber der Lichtstreuung oder dem Sauerstoffsättigungsgrad. Aus diesem Grund ist der Wert der Gesamthämoglobinmenge eindeutig durch den Wert des Parameters „W/R“ bestimmt. Mit anderen Worten kann eine genaue Gesamthämoglobinmenge, die nicht von der Lichtstreuung oder dem Sauerstoffsättigungsgrad abhängt, auf Basis des aus Bilddaten erhaltenen Wertes des Parameters „W/R“ und der in den Graphen (D 1) und (D2) gezeigten quantitativen Beziehung zwischen der Gesamthämoglobinmenge und dem Parameter „W/R“ erhalten werden.
Wie ferner in Tabelle 1 und in den Graphen (F1) und (F2) in 4 gezeigt, hat der Parameter „N/W“ eine hohe Empfindlichkeit gegenüber dem Sauerstoffsättigungsgrad, jedoch nahezu keine Empfindlichkeit gegenüber der Lichtstreuung. Ist die Gesamthämoglobinmenge bekannt, so kann aus diesem Grund der Wert des Sauerstoffsättigungsgrads eindeutig auf Basis des Wertes des Parameters „N/W“ gemäß dem Graphen (F2) bestimmt werden. Wird insbesondere der in dem Graphen (F2) aufgetragene Punkt, der am genauesten mit dem Zahlenwertpaar des Wertes der Gesamthämoglobinmenge und des aus den Pixelwerten erhaltenen Wertes des Parameters „N/W“ übereinstimmt, ausgewählt, so wird insbesondere der diesem aufgetragenen Punkt entsprechende Wert des Sauerstoffsättigungsgrads als Sauerstoffsättigungsgrad des biologischen Gewebes bei diesem Pixel verwendet. Dabei wird der Wert der Gesamthämoglobinmenge auf Basis des aus den Bilddaten erhaltenen Parameters „W/R“ und der in den Graphen (D1) und (D2) angegebenen Beziehung zwischen der Gesamthämoglobinmenge und den Parametern „W/R“ erhalten.
Wie ferner in Tabelle 1 und den Graphen (G1) und (G2) in 5 gezeigt, hat ähnlich dem oben beschriebenen Parameter „W/R“ der Parameter „W/(R+G)“ eine Empfindlichkeit gegenüber der Gesamthämoglobinmenge, jedoch nahezu keine Empfindlichkeit gegenüber der Lichtstreuung oder dem Sauerstoffsättigungsgrad; deshalb wird ein genauer Wert der Gesamthämoglobinmenge, die nicht von der Lichtstreuung oder dem Sauerstoffsättigungsgrad abhängt, auf Basis der in den Graphen (G1) und (G2) gezeigten quantitativen Beziehung zwischen der Gesamthämoglobinmenge und dem Parameter „W/(R+G)“ erhalten.
Wie oben beschrieben, ist es mit Durchführung einer einfachen Berechnung unter Verwendung der in den Graphen (D1) und (D2) oder den Graphen (G1) und (G2) gezeigten Beziehungen zusammen mit der in den Graphen (F2) oder (C2) gezeigten Beziehung möglich, genaue Werte für die Gesamthämoglobinmenge und den Sauerstoffsättigungsgrad zu erhalten, die nahezu keinen von der Streuung herrührenden Fehler enthalten.
Konfiguration des Endoskopsystems
6 ist ein Blockdiagramm, das ein Endoskopsystem 1 gemäß dem Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung zeigt. Das Endoskopsystem 1 gemäß dem vorliegenden Ausführungsbeispiel enthält ein elektronisches Endoskop 100, einen Prozessor 200 und einen Monitor 300. Das elektronische Endoskop 100 und der Monitor 300 sind lösbar mit dem Prozessor 200 verbunden. Eine Lichtquelleneinheit 400 und eine Bildverarbeitungseinheit 500 sind in dem Prozessor 200 eingebaut. Obgleich in dem vorliegenden Ausführungsbeispiel die Lichtquelleneinheit 400 in dem Prozessor 200 eingebaut ist, muss die Lichtquelleneinheit 400 nicht in dem Prozessor 200 eingebaut sein. Beispielsweise kann die Lichtquelleneinheit 400 als eine von dem Prozessor separate Lichtquelleneinrichtung ausgebildet sein.
Das elektronische Endoskop 100 hat ein Einführrohr 110 zum Einführen in den Körper des Probanden. Das elektronische Endoskop 100 hat in seinem Inneren einen Lichtleiter 131, der sich näherungsweise über dessen gesamte Länge erstreckt. Ein Endabschnitt (distaler 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 hochintensivem Weißlicht WB, z.B. eine Xenonlampe, enthält. Das von der Lichtquelleneinheit 400 erzeugte Beleuchtungslicht IL tritt in das Basisende 131b des Lichtleiters 131 ein. Licht, das in das Basisende 131b des Lichtleiters 131 eintritt, tritt 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 aus dem distalen Endabschnitt 131a des Lichtleiters 131 emittiertes 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 ferner mit einem optischen Objektivsystem 121 und einem Bildsensor 141 versehen. Ein an der Oberfläche des biologischen Gewebes T reflektierter oder gestreuter Teil des Beleuchtungslichtes IL (zurückkehrendes Licht) gelangt in das optische Objektivsystem 121, wird kondensiert und erzeugt auf der Lichtempfangsfläche des Bildsensors 141 ein Bild. Der Bildsensor 141 des vorliegenden Ausführungsbeispiels ist ein CCD-Bildsensor (ladungsgekoppelte Vorrichtung) zur Farbbildaufnahme und enthält an seiner Lichtempfangsfläche einen Farbfilter 141a. Als Bildsensor 141 kann auch eine andere Art von Bildsensor wie ein CMOS-Bildsensor (komplementärer Metall-Oxid-Halbleiter) verwendet werden.
Der Farbfilter 141a erhält eine Anordnung von R-Farbfiltern, die rotes Licht durchlassen, G-Farbfiltern, die grünes Licht durchlassen, und B-Farbfiltern, die blaues Licht durchlassen, und ist ein sogenannter chipintegrierter Filter, der direkt an dem Lichtempfangselement des Bildsensors 141 ausgebildet ist. Die R-, G-, und B-Filter haben die in 7 gezeigten spektralen Charakteristiken. Dies bedeutet, dass die R-Farbfilter des vorliegenden Ausführungsbeispiels Filter sind, die Licht mit einer Wellenlänge größer als etwa 570 nm durchlassen, die G-Farbfilter Filter sind, die Licht mit einer Wellenlänge von etwa 470 nm bis 620 nm durchlassen, und B-Farbfilter Filter sind, die Licht mit einer Wellenlänge kürzer als etwa 530 nm durchlassen.
Der Bildsensor 141 wird so gesteuert, dass er synchron mit einer später beschriebenen Signalverarbeitungseinheit 550 betrieben wird, und gibt periodisch (z.B. in Intervallen von 1/30 Sekunde) ein Bildsignal aus, das einem Bild des Objektes entspricht, welches auf der Lichtempfangsfläche erzeugt wird. Das von dem Bildsensor 141 erzeugte Bildsignal wird über ein Kabel 142 zu der 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 nimmt an einem Bildsignal, das über das Kabel 142 von dem Bildsensor 141 des elektronischen Endoskops 100 empfangen wird, eine A/D-Wandlung vor und gibt digitale Bilddaten aus. Die von der A/D-Wandlerschaltung 510 ausgegebenen digitalen Bilddaten werden an einen temporären Speicher 520 gesendet und darin gespeichert. Diese digitalen Bilddaten enthalten digitale R-Bilddaten, die von den Lichtempfangselementen erhalten werden, auf denen die R-Farbfilter angebracht sind, digitale G-Bilddaten, die von den Lichtempfangselementen erhalten werden, auf denen die G-Farbfilter angebracht sind, und digitale B-Bilddaten, die von den Lichtempfangselementen erhalten werden, auf denen die B-Farbfilter angebracht sind. In der vorliegenden Beschreibung können digitale R-Bilddaten, digitale G-Bilddaten und digitale B-Bilddaten auch als Einfarben-Bilddaten (R-Einfarben-Bilddaten, G-Einfarben-Bilddaten und B-Einfarben-Bilddaten) bezeichnet werden.
Die Steuerung 530 verarbeitet ein oder mehrere Elemente von digitalen Bilddaten, 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 für das biologische Gewebe T ein Reflexionsspektrum für jedes Pixel (x, y) auf Basis von Bildschirmdaten, die auf Grundlage eines Elementes von digitalen Bilddaten erzeugt worden sind, auf Basis von Bildschirmdaten, in denen mehrere Elemente von digitalen Bilddaten nebeneinander angeordnet sind, oder auf Basis von mehreren Elementen von digitalen Bilddaten, verwendet dann das Reflexionsspektrum zur Erzeugung von Bildschirmdaten, die ein Bild beinhalten, das gesunde Stellen und lädierte Stellen in unterschiedlichen Farben zeigt, oder zur Erzeugung von Bildschirmdaten, die einen Graphen des Reflexionsspektrums des biologischen Gewebes T anzeigen, der einem bestimmten Pixel (x, y) entspricht, und speichert dann die Bildschirmdaten in dem Videospeicher 540. Die Signalverarbeitungsschaltung 550 erzeugt ein Videosignal in einem vorbestimmten Format (z.B. ein Format, dass NTSC-Standards oder DVI-Standards genügt) auf Basis von Bildschirmdaten, die in dem Videospeicher 540 gespeichert sind, und gibt das Videosignal aus. Das von der Signalverarbeitungsschaltung 550 ausgegebene Videosignal wird von dem Monitor 300 empfangen. Im Ergebnis wird so ein mikroskopisches Bild oder dergleichen, das von dem elektronischen Endoskop 100 aufgenommen wird, dann auf dem Monitor 300 angezeigt.
Es ist darauf hinzuweisen, dass die Steuerung 530 Steuersignale zum Steuern der Komponenten der Lichtquelleneinheit 400 erzeugt, und die Steuersignale über Signalleitungen an die Komponenten überträgt.
Auf diese Weise hat der Prozessor 200 sowohl die Funktion eines Videoprozessors, der von dem Bildsensor 141 des elektronischen Endoskops 100 ausgegebene Bildsignale verarbeitet, als auch die Funktion einer Lichtquellenvorrichtung, die Beleuchtungslicht IL, das der Beleuchtung des das abzubildende Objekt darstellenden biologischen Gewebes T dient, dem Lichtquellenleiter 131 des elektronischen Endoskops 100 zuführt.
Neben der oben beschriebenen Lichtquelle 430 enthält die Lichtquelleneinheit 400 zudem eine Kondensorlinse 440, einen Drehfilter (Drehplatte) 410, eine Filtersteuereinheit 420 und eine Kondensorlinse 450. Näherungsweise paralleles Weißlicht WL, das aus der Lichtquelle 430 austritt, wird von der Kondensorlinse 440 kondensiert, tritt durch den Drehfilter 410, wird dann von der Kondensorlinse 450 erneut kondensiert und gelangt dann in das Basisende 131b des Lichtleiters 131.
Die Lichtquelleneinheit 400 enthält zudem einen Schiebeantriebsmechanismus (Schiebeantriebseinheit) 470. Durch diesen Schiebeantriebsmechanismus 470 ist der Drehfilter 410 zwischen einer Gebrauchsstellung in dem Strahlengang des Weißlichtes WL und einer zurückgezogenen Stellung bewegbar, die sich außerhalb des Strahlengangs befindet. Die Einzelheiten des Schiebeantriebsmechanismus 470 werden später beschrieben.
Weißlicht WL, das aus der Lichtquelle 430 austritt, gelangt in den Drehfilter 410. 8 ist eine Vorderansicht des Drehfilters 410 von der Seite der Kondensorlinse 450 aus gesehen. Aus Darstellungsgründen ist in 8 der Schiebeantriebsmechanismus 470 weggelassen, der den Drehfilter 410 antreibt und in einer Richtung, die senkrecht zum Strahlengang des aus der Lichtquelle 430 stammenden Lichtes liegt, vor- und zurückbewegt. Wie in 8 zeigt, weist der Drehfilter 410 vier fächerförmige optische Filter (Speziallichtfilter) Fs1, Fs2, Fs3 und Fs4 sowie vier Schlitze SL1, SL2, SL3 und SL4 auf. Der Speziallichtfilter Fs1, der Schlitz SL1, der Speziallichtfilter Fs2 und der Schlitz SL2 sind an dem Drehfilter 410 an dessen Außenumfangsseite in Winkelabständen (Winkelabständen von 90° in diesem Beispiel) angeordnet, die der Periode von Bildzyklen (Bildperiode) entsprechen. Der Speziallichtfilter Fs3, der Schlitz SL3, der Speziallichtfilter Fs4 und der Schlitz SL4 sind an dem Drehfilter 410 an dessen Innenumfangsseite in Winkelabständen (Winkelabständen von 90° in diesem Beispiel) angeordnet, die der Periode von Bildzyklen (Vollbildperiode) entsprechen. Alle Speziallichtfilter Fs1, Fs2, Fs3 und Fs4 sind dielektrische Mehrschicht-Filter, können jedoch auch optische Filter anderen Typs sein (z.B. Etalonfilter, die einen dielektrischen Mehrschicht-Film als Reflexionsfilm verwenden). Jeder der Speziallichtfilter Fs1, Fs2, Fs3 und Fs4 arbeitet in der Weise, dass er Speziallicht (Licht in einem bestimmten Wellenlängenbereich) extrahiert. In der folgenden Beschreibung kann „Vollbild“ durch „Halbbild“ ersetzt werden. In dem vorliegenden Ausführungsbeispiel sind die Vollbildperiode und die Halbbildperiode beispielsweise 1/30 Sekunde bzw. 1/60 Sekunde.
In der oben beschriebenen Konfiguration wird der Drehfilter 410 durch den Schiebeantriebsmechanismus 470 so verschoben, dass der Speziallichtfilter Fs1, der Schlitz SL1, der Speziallichtfilter Fs2 und der Schlitz SL2, die an dem Drehfilter 410 an dessen Außenumfangsseite angeordnet sind, in dem Strahlengang des aus der Lichtquelle 430 stammenden Lichtes positioniert sind, so dass das Objekt sukzessive mit Speziallicht, das durch den Speziallichtfilter Fs1 tritt, mit Normallicht, das durch den Schlitz SL1 tritt, mit Speziallicht, das durch den Speziallichtfilter Fs2 tritt, und mit Normallicht, das durch den Schlitz SL2 tritt, in Einheiten von Vollbildern (oder in Einheiten von Halbbildern) bestrahlt wird. Wie in 8 gezeigt, unterscheiden sich die Schlitze (SL1 und SL2) von den Speziallichtfiltern (Fs1 und Fs2) in ihrer Breite in radialer Richtung. Sie sind insbesondere so konfiguriert, dass die Breite der Schlitze (SL1 und SL2) in radialer Richtung kleiner als die Breite der Speziallichtfilter in radialer Richtung ist. Insbesondere ist die Breite w der Schlitze SL1 und SL2 in radialer Richtung beispielsweise so eingestellt, dass das Verhältnis zwischen der durch den Schlitz SL1 (SL2) transmittierten Lichtmenge und der durch den Speziallichtfilter Fs1 und/oder den Speziallichtfilter Fs2 transmittierten Lichtmenge in einen Referenzbereich fällt. Dieser Referenzbereich ist vorzugsweise so eingestellt, dass er konstant ist. Somit kann eine Steuerung durchgeführt werden, um beispielsweise das Verhältnis zwischen der Helligkeit eines durch den Schlitz SL1 (oder SL2) erhaltenen Normalbeobachtungsbildes und der Helligkeit eines durch den Speziallichtfilter Fs1 und/oder den Speziallichtfilter Fs2 erhaltenen Speziallichtbeobachtungsbildes auf einen konstanten Referenzbereich oder auf einen konstanten Wert zu begrenzen. Im Ergebnis ist es so möglich, die Genauigkeit einer Berechnung der biologischen Information, wie des Sauerstoffsättigungsgrades beizubehalten, und es kann beispielsweise das Auftreten eines Phänomens verhindert werden, bei dem, wenn ein Normalbeobachtungsbild und ein Spezialbeobachtungsbild zur gleichen Zeit angezeigt werden, eines dieser Bilder dunkel ist. So ist es möglich, die Genauigkeit einer von einer Bedienperson durchgeführten Diagnose einer lädierten Stelle zu verbessern. Es ist darauf hinzuweisen, dass in einem Ausführungsbeispiel der Referenzbereich vorzugsweise auf einen Bereich festgelegt wird, der es ermöglicht, die Genauigkeit der Berechnung der biologischen Information, wie beispielsweise des Sauerstoffsättigungsgrades von Hämoglobin beizubehalten. In einem Ausführungsbeispiel ist der Referenzbereich vorzugsweise für jede Art von biologischer Information auf Basis der Ergebnisse eines Tests festgelegt, der im Vorfeld unter Verwendung von Proben, die die bekannte biologische Information aufweisen, durchgeführt worden ist. In diesem Fall ist das Endoskopsystem 1 vorzugsweise so konfiguriert, dass es in einer Tabelle von Werten, die jeweils für die Typen von biologischer Information definiert sind, als Referenzbereich des Verhältnisses zwischen der durch einen Schlitz tretenden Lichtmenge und der durch einen Speziallichtfilter tretenden Lichtmenge vorhält.
Das Endoskopsystem 1 ist so konfiguriert, dass die Bedienperson den Satz aus Speziallichtfiltern und Schlitzen an dem Drehfilter 410 auf dessen Außenumfangsseite (Fs1, SL1, Fs2 und SL2) oder den Satz aus Speziallichtfiltern und Schlitzen auf der Innenumfangsseite (Fs3, SL3, Fs4 und SL4) so wählen kann, dass sie in dem Strahlengang des aus der Lichtquelle 430 stammenden Lichtes angeordnet sind, indem sie ein Bedienfeld (nicht gezeigt) des Prozessors 200 entsprechend dem Zweck der Beobachtung betätigt. Ist die Speziallichtbeobachtung durchzuführen, so treibt die Steuerung 530 den Schiebeantriebsmechanismus 470 an und steuert diesen gemäß einer von der Bedienperson eingegebenen Operation an und positioniert den Satz aus Speziallichtfiltern und Schlitzen an dem Drehfilter 410 an dessen Außenumfangsseite (Fs1, SL1, Fs2 und SL2) oder den Satz aus Speziallichtfiltern und Schlitzen auf der Innenumfangsseite (Fs3, SL3, SL3, Fs4 und SL4) in dem Strahlengang.
Im Folgenden wird ein Fall beschrieben, in dem die Speziallichtfilter Fs1 und Fs2 auf der Außenumfangsseite als optische Filter zur Beobachtung beispielsweise des Sauerstoffsättigungsgrades konfiguriert sind. Zum Zwecke der Veranschaulichung werden die Speziallichtfilter Fs1 und Fs2 zudem als „erster Sauerstoffsättigungsgrad-Beobachtungsfilter Fs1“ bzw. als „zweiter Sauerstoffsättigungsgrad-Beobachtungsfilter Fs2“ bezeichnet. In diesem Fall sind die Speziallichtfilter Fs3 und Fs4 auf der Innenumfangsseite gemäß einem Ausführungsbeispiel vorzugsweise als Filter für eine Infrarotlichtbeobachtung ausgebildet.
Der erste Sauerstoffsättigungsgrad-Beobachtungsfilter Fs1 ist ein optischer Bandpassfilter, der selektiv Licht in dem 550 nm-Band durchlässt. Wie in 1 gezeigt, hat der erste Sauerstoffsättigungsgrad-Beobachtungsfilter Fs1 eine spektrale Charakteristik, der Licht in dem Wellenlängenbereich von den isosbestischen Punkten E1 bis E4 (d.h. Wellenlängenbereich R0) mit geringem Verlust durchlässt und Licht in anderen Wellenlängenbereichen blockiert. Der zweite Sauerstoffsättigungsgrad-Beobachtungsfilter Fs2 hat eine spektrale Charakteristik, der Licht in dem Wellenlängenbereich von den isosbetischen Punkten E2 bis E3 (d.h. Wellenlängenbereich R2) mit geringem Verlust durchlässt und Licht in anderen Wellenlängenbereichen blockiert.
Es ist darauf hinzuweisen, dass in dem Umfangsrandabschnitt des Drehfilters 410 ein Durchgangsloch 413 ausgebildet ist. Das Durchgangsloch 413 ist in der Drehrichtung des Drehfilters 410 in einer vorbestimmten Position (z.B. einer Position, in der das Durchgangsloch 413 einem Speziallichtfilter folgt) ausgebildet. Ein Lichtunterbrecher 422 zum Erfassen des Durchgangslochs 413 ist in der Umgebung des Drehfilters 410 so angeordnet, dass er einen Teil des Umfangsrandabschnitts des Drehfilters 410 umgibt. Der Lichtunterbrecher 422 ist an die Filtersteuereinheit 420 angeschlossen.
Das Endoskopsystem 1 gemäß dem vorliegenden Ausführungsbeispiel hat zwei Betriebsmodi, nämlich einen Normalbeobachtungsmodus und einen Spektralanalysemodus (Spezialbeobachtung). Der Normalbeobachtungsmodus ist eine Betriebsart zum Aufnehmen von Farbbildern unter Verwendung von Normallicht. Der Spektralanalysemodus ist eine Betriebsart zum Durchführen einer Spektralanalyse auf Basis von digitalen Bilddaten, die unter Verwendung von Beleuchtungslicht IL (Speziallicht) erhalten werden, das durch die Speziallichtfilter Fs1 bzw. Fs2 tritt, und zum Anzeigen eines Biomolekülverteilungsbildes von biologischem Gewebe (z.B. einem Sauerstoffsättigungsgrad-Verteilungsbild). Der Betriebsmodus des Endoskopsystems 1 wird über eine Betätigung umgeschaltet, welche die Bedienperson beispielsweise an einem Bedienfeld (nicht gezeigt) des Prozessors 200 oder einer Bedientaste (nicht gezeigt) des elektronischen Endoskops 100 vornimmt.
In dem Normalbeobachtungsmodus steuert die Steuerung 530 den Schiebeantriebsmechanismus 470 so, dass dieser den Drehfilter 410 aus der Gebrauchsstellung in die zurückgezogene Stellung verschiebt. In dem spektroskopischen Analysemodus ist der Drehfilter 410 in der Gebrauchsstellung angeordnet. Von dem Bildsensor 141 erhaltene digitale Daten werden dann einer vorbestimmten Bildverarbeitung unterzogen, z.B. einer Demosaik-Verarbeitung, und dann in ein Videosignal gewandelt und auf dem Bildschirm des Monitors 300 angezeigt.
In dem Spektralanalysemodus steuert die Steuerung 530 die Filtersteuereinheit 420, die einen Servomotor (nicht gezeigt) aufweist, so, dass der Drehfilter 410 angetrieben wird, mit einer konstanten Drehfrequenz zu rotieren, und nimmt sukzessive Bilder des biologischen Gewebes T unter Verwendung von Beleuchtungslicht IL auf, das durch den Speziallichtfilter Fs1, den Schlitz SL1, den Speziallichtfilter Fs2 und den Schlitz SL2 tritt. Dann erzeugt die Steuerung 530 auf Basis von digitalen Bilddaten, die unter Verwendung des Beleuchtungslichts IL erhalten werden, das durch die Speziallichtfilter Fs1 und Fs2 tritt, ein Bild, das die Verteilung von Biomolekülen in dem biologischen Gewebe zeigt, erzeugt eine Bildschirmanzeige, in der das Bild und das Normalbeobachtungsbild, die unter Verwendung der Schlitze SL1 und SL2 erhalten werden, nebeneinander angeordnet sind, und wandelt ferner die Bildschirmanzeige in ein Videosignal und zeigt das Videosignal auf dem Monitor 300 an.
In dem spektroskopischen Analysemodus erfasst die Filtersteuereinheit 420 die Phase der Rotation des Drehfilters 410 auf Basis der Erfassungszeitpunkte des Durchgangslochs 413 mittels des Lichtunterbrechers 422, vergleicht die erfasste Phase mit der Phase eines von der Steuerung 530 gelieferten Zeitsignals und stellt die Phase der Rotation des Drehfilters 410 ein. Das aus der Steuerung 530 stammende Zeitsignal ist mit dem Antriebssignal für den Bildsensor 141 synchronisiert. Folglich wird der Drehfilter 410 so angetrieben, dass er mit einer im Wesentlichen konstanten Rotationsfrequenz synchron mit der Ansteuerung des Bildsensors 141 rotiert. Insbesondere wird die Drehung des Drehfilters 410 so gesteuert, dass von dem Speziallichtfilter Fs1, dem Schlitz SL1, dem Speziallichtfilter Fs2 und dem Schlitz SL2 derjenige, in den das Weißlicht WL gelangt, jedes Mal umgeschaltet wird, wenn ein Bild (drei R-, G- und B-Vollbilder) von dem Bildsensor 141 aufgenommen wird. Die Filtersteuereinheit 420, die einen Servomotor enthält, fungiert als Rotationsantriebseinheit, die sukzessive die Schlitze (SL1 und SL2) und die Speziallichtfilter (Fs1 und Fs2) des Drehfilters 410 in den Strahlengang des aus der Lichtquelle 430 stammenden Weißlichtes einbringt.
Im Weiteren wird die in dem Spektralanalysemodus ausgeführte Verarbeitung zur Spektralanalyse beschrieben. 9 ist ein Flussdiagramm, das eine Prozedur der Spektralanalyseverarbeitung zeigt.
Ist der Spektralanalysemodus durch eine Benutzerbetätigung ausgewählt worden, so treibt die Filtersteuereinheit 420 den Drehfilter 410 so an, dass sich dieser, wie oben beschrieben, mit einer konstanten Rotationsfrequenz dreht. Dann wird das Beleuchtungslicht IL, das durch den Speziallichtfilter Fs1, den Schlitz SL1, den Speziallichtfilter Fs2 und den Schlitz SL2 tritt, sukzessive von der Lichtquelleneinheit 400 zugeführt, und es werden sukzessive Bilder unter Verwendung der jeweiligen Arten von Beleuchtungslicht IL aufgenommen (S1). Dabei werden digitale G-Bilddaten W (x,y), die unter Verwendung von Beleuchtungslicht IL, das durch den Speziallichtfilter Fs1 tritt, erhalten werden, digitale G-Bilddaten N (x,y), die unter Verwendung von Beleuchtungslicht IL, das durch den Speziallichtfilter Fs2 tritt, 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 die Schlitze SL1 und SL2 (Weißlicht) tritt, erhalten werden, in dem internen Speicher 532 der Steuerung 530 gespeichert.
Im Weiteren führt die Bildverarbeitungseinheit 500 eine Pixelauswahl-Verarbeitung S2 zum Auswählen von Pixeln durch, die einer nachfolgenden Analyseverarbeitung (Verarbeitung S3-S8) unter Verwendung der digitalen R-Bilddaten R(x,y), der digitalen G-Bilddaten G(x,y) und der digitalen B-Bilddaten B(x,y), die in der Verarbeitung S1 erfasst worden sind, zu unterziehen sind.
An Stellen, an denen kein Blut vorhanden ist, oder an Stellen, an denen die Farbe des biologischen Gewebes hauptsächlich durch eine andere Substanz als Hämoglobin beeinflusst ist, wird selbst dann, wenn der Sauerstoffsättigungsgrad Sat oder der Blutfluss auf Basis der Farbinformation der Pixel berechnet wird, kein aussagekräftiger Wert erhalten, sondern lediglich Rauschen. Wird ein solches Rauschen einem Arzt präsentiert, so wird es nicht nur die Diagnose des Arztes behindern, sondern auch den nachteiligen Effekt haben, die Bildverarbeitungseinheit 500 unnötig zu belasten und die Verarbeitungsgeschwindigkeit zu verringern. Angesichts dessen ist die Analyseverarbeitung des vorliegenden Ausführungsbeispiels so konfiguriert, dass für die Analyseverarbeitung geeignete Pixel (d.h. Pixel, welche die spektroskopischen Eigenschaften von Hämoglobin aufzeichnen) ausgewählt werden und die Analyseverarbeitung nur an diesen ausgewählten Pixeln vorgenommen wird.
In der Pixelauswahlverarbeitung S2 werden lediglich Pixel, die sämtliche Bedingungen der unten angegebenen 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 oben angegebenen drei Bedingungsausdrücke sind auf Basis des Größenverhältnisses G-Komponentenwert < B-Komponentenwert < R-Komponentenwert in dem Transmissionsspektrum von Blut festgelegt. Es ist darauf hinzuweisen, dass die Pixelauswahlverarbeitung S2 unter Verwendung nur einer oder zwei der oben angegebenen Bedingungsausdrücke, z.B. unter Verwendung nur der Ausdrücke 5 und 6, durchgeführt werden kann, wenn man sich auf die Farbe Rot konzentriert, die spezifisch für Blut ist.
Anschließend führt die Bildverarbeitungseinheit 500 eine erste Analyseverarbeitung S3 durch. Der nichtflüchtige Speicher 532 der Steuerung 530 hält die Zahlenwerttabelle T1 (oder Funktion) vor, welche die in den Graphen (D1) und (D2) in 4 gezeigte quantitative Beziehung zwischen der Gesamthämoglobinmenge tHb und dem Parameter W/R ausdrückt. In der ersten Analyseverarbeitung S3 wird diese Zahlenwerttabelle T1 verwendet, um den Wert der Gesamthämoglobinmenge tHb auf Basis der digitalen G-Bilddaten W(x,y) und der digitalen R-Bilddaten R(x,y), die in der Verarbeitung S1 erhalten worden sind, zu erhalten.
Zunächst wird dabei der Parameter W/R(x,y) für jeden Pixel (x,y) anhand des Ausdrucks 7 berechnet. $W / R (x, y) = W (x, y) / R (x, y)$
Anschließend wird auf die Zahlenwerttabelle T1 Bezug genommen, um den Wert der Gesamthämoglobinmenge tHb(x,y) zu erhalten, der dem anhand des Ausdrucks 7 erhaltenen Wert des Parameters W/R(x,y) entspricht.
Die quantitative Beziehung in der in dem nichtflüchtigen Speicher 532 enthaltenen Zahlenwerttabelle T1 (und der später beschriebenen Zahlenwerttabelle T2) wird im Voraus durch theoretische Berechnung oder Experiment erhalten. Obgleich eine vollständige Eins-zu-Eins-Korrespondenz für den Wert der Gesamthämoglobinmenge tHb und den Wert des Parameters W/R in den Graphen (D1) und (D2) nicht existiert, wird in der Zahlenwerttabelle T1 für die Gesamthämoglobinmenge tHb eine repräsentative quantitative Eins-zu-Eins-Beziehung (z.B. Durchschnittswert oder Mittelwert) vorgehalten. Aus diesem Grund kann die Gesamthämoglobinmenge tHb auf Basis des Wertes des Parameters W/R unter Verwendung der Zahlenwerttabelle T1 eindeutig bestimmt werden.
Anschließend führt die Bildverarbeitungseinheit 500 eine zweite Analyseverarbeitung S4 durch. Der nichtflüchtige Speicher 532 der Steuerung 530 hält die Zahlenwerttabelle T2 (oder Funktion) vor, welche die in den Graphen (F2) in 4 gezeigte quantitative Beziehung zwischen der Gesamthämoglobinmenge tHb, dem Parameter N/W und dem Sauerstoffsättigungsgrad Sat ausdrückt. In der Zahlenwerttabelle T2 sind drei Zahlenwerte (als „Zahlenwertsatz“ bezeichnet) in Zuordnung zueinander eingetragen, nämlich die Gesamthämoglobinmenge tHb, der Parameter N/W und der Sauerstoffsättigungsgrad Sat. In der zweiten Analyseverarbeitung S4 wird diese Zahlenwerttabelle T2 verwendet, um den Wert des Sauerstoffsättigungsgrades Sat(x,y) für jedes Pixel auf Basis der digitalen G-Bilddaten W(x,y) und N(x,y), die in der Verarbeitung S1 erhalten worden sind, und des Wertes der Gesamthämoglobinmenge tHb(x,y), die in der ersten Analyseverarbeitung S3 erthalten worden sind, zu erhalten.
Zunächst wird der Parameter N/W(x,y) für jedes Pixel (x,y) anhand 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 extrahieren, der dem in der ersten Analyseverarbeitung S3 erhaltenen Wert der Gesamthämoglobinmenge tHb(x,y) und dem anhand des Ausdrucks 8 berechneten Wert des Parameters N/W(x,y) am nächsten ist, und anschließend wird der Wert des Sauerstoffsättigungsgrades Sat in dem extrahierten Zahlenwertsatz ausgelesen und als Wert des Sauerstoffsättigungsgrades Sat(x,y) in diesem Pixel (x,y) erfasst.
Der nichtflüchtige Speicher 532 der Steuerung 530 speichert eine Zahlenwerttabelle (oder Funktion), welche die Beziehung zwischen dem Sauerstoffsättigungsgrad Sat(x,y) und den Anzeigefarben (Pixelwerten) ausdrückt. Dann nimmt in einer Verarbeitung S5 (6) die Steuerung 530 Bezug auf diese Zahlenwerttabelle (oder Funktion), erfasst Werte, welche die Anzeigefarben, die dem in der Verarbeitung S4 erhaltenen Sauerstoffsättigungsgrad Sat(x,y) entsprechen, angeben, und erzeugt Sauerstoffsättigungsverteilungs-Bilddaten unter Verwendung dieser Werte als Pixelwerte.
Die Steuerung 530 erzeugt dann Normalbeobachtungsbilddaten auf Basis der digitalen R-Bilddaten R(x,y), der digitalen G-Bilddaten G(x,y) und der digitalen B-Digitalbilddaten B(x,y), die unter Verwendung des Beleuchtungslichtes IL (Weißlicht), das durch den Schlitz SL1 (oder SL2) tritt, erhalten wurden.
Die Steuerung 530 verwendet dann die erzeugten Sauerstoffsättigungsverteilungs-Bilddaten und Normalbeobachtungsbilddaten zur Generierung von Bildschirmdaten, in denen das Normalbeobachtungsbild und das Sauerstoffsättigungsverteilungsbild auf einem Bildschirm nebeneinander angezeigt werden, und speichert die Bildschirmdaten in dem Videospeicher 540. Mit einer Benutzerbetätigung kann die Steuerung 530 verschiedene Arten von Bildschirmdarstellungen erzeugen, z.B. eine Bildschirmdarstellung, die nur das Sauerstoffsättigungsverteilungsbild anzeigt, eine Bildschirmdarstellung, die nur das Normalbeobachtungsbild anzeigt, oder eine Bildschirmdarstellung, die eine ergänzende Information wie eine Patienten-ID-Information und Beobachtungsbedingungen in einer Weise anzeigt, in der diese Information dem Sauerstoffsättigungsverteilungsbild und/oder dem Normalbeobachtungsbild überlagert ist.
Malignes Tumorgewebe hat infolge der Angiogenese eine höhere Gesamthämoglobinmenge als normales Gewebe und weist zudem einen bemerkenswerten Sauerstoffstoffwechsel auf; deshalb ist es bekannt, dass der Sauerstoffsättigungsgrad kleiner als der von normalem Gewebe ist. Angesichts dessen kann die Steuerung 530 diejenigen Pixel extrahieren, für die die durch die erste Analyseverarbeitung S3 erfasste Gesamthämoglobinmenge größer als ein vorbestimmter Referenzwert (erster Referenzwert) ist und für die der durch die zweite Analyseverarbeitung S4 erfasste Sauerstoffsättigungsgrad kleiner als ein vorbestimmter Referenzwert (zweiter Referenzwert) ist, eine Verarbeitung zur Darstellungsbetonung an entsprechenden Pixeln von Normalbeobachtungsbilddaten vornehmen, um beispielsweise läsionsbetonte Bilddaten zu erzeugen, und das läsionsbetonte Bild auf dem Monitor 300 zusammen mit dem Normalbeobachtungsbild und/oder dem Sauerstoffsättigungsgradverteilungsbild darzustellen (oder allein).
Beispiele der Verarbeitung zur Darstellungsbetonung beinhalten eine Verarbeitung, die darauf ausgelegt ist, die Pixelwerte entsprechender Pixel zu erhöhen, eine Verarbeitung, die darauf ausgelegt ist, den Farbton zu ändern (z.B. eine Verarbeitung, die darauf ausgelegt ist, die Rötung durch Erhöhen der R-Komponente zu steigern, oder eine Verarbeitung, die darauf ausgelegt ist, die Rötung um einen vorbestimmten Winkel zu rotieren), und eine Verarbeitung, die darauf ausgelegt ist, entsprechende Pixel aufblitzen zu lassen (oder periodisch den Farbton zu ändern).
Es ist ebenso eine Konfiguration möglich, bei der anstelle der Erzeugung von läsionsbetonten Bilddaten die Steuerung 530 einen Indikator Z(x,y) berechnet, der den Verdachtsgrad für das Vorliegen eines malignen Tumors auf Basis der Abweichung des Sauerstoffsättigungsgrades Sat(x,y) von einem Mittelwert und der Abweichung der Gesamthämoglobinmenge tHb(x,y) von einem Mittelwert anzeigt, und Bilddaten erzeugt, in denen die Pixelwerte den Indikator Z angeben (Malignitätsverdachtsbilddaten).
Auf diese Weise erzeugt die Steuerung 530 in einem Ausführungsbeispiel vorzugsweise eine Information, die den Zustand des biologischen Gewebes angibt, auf Basis des Verhältnisses W/R des Wertes von digitalen R-Bilddaten, die eine Farbkomponente darstellen, die in Bilddaten enthalten ist, die durch Abbilden des mit Weißlicht beleuchteten biologischen Gewebes erhalten werden, und des Wertes von digitalen G-Bilddaten, die in Bilddaten enthalten sind, die durch Abbilden des mit Speziallicht beleuchteten biologischen Gewebes erhalten werden.
Drehfilter-Schiebemechanismus
Im Weiteren wird die Konfiguration des Schiebeantriebsmechanismus (Schiebeantriebseinheit) 470 beschrieben. 10 ist ein Diagramm, das schematisch ein Beispiel für die Konfiguration des Schiebeantriebsmechanismus 470 gemäß einem Ausführungsbeispiel zeigt. Es ist darauf hinzuweisen, dass 10 die Konfiguration des Schiebeantriebsmechanismus 470 von der Kondensorlinse 450 her gesehen zeigt. Wie in 10 gezeigt, enthält der Schiebeantriebsmechanismus 470 beispielsweise einen Schrittmotor 471, ein Ritzel 472, das mit der Antriebswelle des Schrittmotors 471 über einen Getriebemechanismus (nicht gezeigt) verbunden ist, eine Zahnstange 473, einen Arm 475 und einen Lichtunterbrecher 474, der die Ursprungsstellung des Drehfilters 410 erfasst. Der Arm 475 fixiert den Drehfilter 410 an der Zahnstange 473. Mit der oben beschriebenen Konfiguration des Schiebeantriebsmechanismus 470 ist es möglich, eine Steuerung derart durchzuführen, das der Drehfilter 410 aus dem Strahlengang des Beleuchtungslichtes zurückgezogen wird, dass die Speziallichtfilter und Schlitze auf der Außenumfangsseite in dem Strahlengang des Beleuchtungslichtes positioniert werden, dass die Speziallichtfilter und Schlitze auf der Innenumfangsseite in dem Strahlengang des Beleuchtungslichtes positioniert werden, etc., um Speziallichtbeobachtungsbilder zu erzeugen, die für den Beobachtungszweck geeignet sind. Die Steuerung 530 bewegt den Drehfilter 410 in eine dem Beobachtungszweck entsprechende Position und stoppt ihn dort gemäß einer Operation, welche die Bedienperson über ein Bedienfeld eingibt.
Problem infolge einer Helligkeitsvariation entsprechend der Variation der Stoppposition des Drehfilters
Wie oben beschrieben, kann in einer Konfiguration, in der der mechanische Mechanismus den Drehfilter 410 bewegt und stoppt, die Position, in der der Drehfilter 410 stoppt, infolge von Fertigungstoleranzen des mechanischen Mechanismus variieren. Fertigungstoleranzen beinhalten verschiedenartige mechanische Faktoren wie ein Motorspiel, einen Zahnradpaarungsfehler und dergleichen. 11 ist ein Diagramm, das eine Variation der Stoppposition des Drehfilters 410 veranschaulicht, die infolge solcher Fertigungstoleranzen auftritt. Wie in 11 gezeigt, tritt auch dann, wenn der Schrittmotor 471 mit der durch dieselbe Schrittzahl spezifizierten Position gesteuert wird, ein Fehler T₀ , der in 11 gezeigt ist, bezüglich der Stoppposition der Zahnstange 473 in Abhängigkeit der Drehrichtung des Ritzels 472 auf. Man kann sich vorstellen, dass Faktoren, die eine von der Drehrichtung des Ritzels abhängige Variation der Stoppposition des Drehfilters 410 verursachen, zusätzlich zu den oben beschriebenen Faktoren in einer Kombination verschiedenartiger Faktoren auftreten, z.B. eines mechanischen Fehlers des Drehfilters 410, eines mechanischen Fehlers in der Position des Lichtunterbrechers 474, etc.
Im Folgenden wird ein Problem beschrieben, das auftritt, wenn die Stoppposition des Drehfilters 410 in dieser Weise variiert. Wie in 12 gezeigt, kann man sich vorstellen, dass die Intensitätsverteilung von Weißlicht, das von der Lichtquelle 430 emittiert wird und in den Drehfilter 410 gelangt, einen Peak in einem zentralen Bereich aufweist und dass die Intensität ausgehend von einem Peakbereich nach außen hin allmählich abnimmt. Kommt eine Konfiguration wie in dem vorliegenden Ausführungsbeispiel zur Anwendung, bei der Weißlicht durch schlitzförmige Öffnungen tritt, so differiert die Menge an Beleuchtungslicht IL (Normallicht) zwischen einer Situation, in der ein Schlitz (beispielsweise SL1) in der Mitte des Weißlichtes angeordnet ist (12(a)), und einer Situation, in der ein Schlitz (beispielsweise SL1) aus der Mitte des Weißlichtes versetzt ist (12(b)). Die schraffierten Bereiche in 12 entsprechen einem Schlitz (beispielsweise SL1). Im Allgemeinen erfolgen die Berechnung der biologischen Information (Evaluierungswerte) wie des oben beschriebenen Sauerstoffsättigungsgrades und beispielsweise die gleichzeitige Anzeige eines Normalbildes und eines Spezialbildes unter der Voraussetzung, dass ein Schlitz (beispielsweise SL1) in dem Peakbereich des Weißlichtes positioniert ist. Variiert die Position eines Schlitzes (beispielsweise SL1), wie in 12(b) gezeigt, und ist die Menge an Normallicht kleiner als ein erwarteter Wert, so tritt deshalb möglicherweise ein Problem auf, indem z.B. eine solche Variation die Genauigkeit bei der Berechnung der biologischen Information (Evaluierungswerte) beeinträchtigt oder die Helligkeit eines Normallichtbeobachtungsbildes herabsetzt, das zur gleichen Zeit wie ein Speziallichtbeobachtungsbild angezeigt wird.
Gemäß einem Ausführungsbeispiel ist deshalb der Querschnitt des Lichtstroms von Weißlicht beim Eintritt in die Schlitze (SL1, SL2 etc.) und die Speziallichtfilter (Fsl, Fs2 etc.) größer als die Eintrittsflächen der Schlitze (SL1, SL2 etc.) und der Speziallichtfilter (Fs1, Fs2 etc.), wobei ein Teil des Lichtstroms des Weißlichtes in die Schlitze (SL1, SL2 etc.) und die Speziallichtfilter (Fs1, Fs2 etc.) eintritt, während der verbleibende Teil nicht in die Schlitze (SL1, SL2 etc.) oder die Speziallichtfilter (Fs1, Fs2 etc.) eintritt. In diesem Fall steuert die Steuerung 530 den Schiebeantriebsmechanismus 470 vorzugsweise so, dass ein gewisser Teil des Weißlichtes, der in einen Schlitz (beispielsweise SL1 oder SL2) und/oder einen Speziallichtfilter (beispielsweise Fs1 oder Fs2) eintritt, die Peakposition der Lichtintensitätsverteilung enthält.
Im Folgenden wird ein Beispiel einer Konfiguration beschrieben, in der Parameter, die zur Korrektur der Größe des Versatzes gegenüber einer Zielposition verwendet werden, wenn der Schiebeantriebsmechanismus 470 den Drehfilter 410 aus einer vorbestimmten Position in die Zielposition verschiebt, im Voraus gespeichert werden, und in der der Schiebeantriebsmechanismus 470 auf Basis dieser Parameter so gesteuert wird, dass ein Schlitz (beispielsweise SL1) innerhalb der Peakposition angeordnet ist, in der die Intensität des Weißlichtes ihr Maximum aufweist, mit anderen Worten der Schiebeantriebsmechanismus 470 so gesteuert wird, dass ein Schlitz unter Bezugnahme auf die Peakposition, in der die Intensität des Weißlichtes ihr Maximum aufweist, positioniert wird, wodurch das oben beschriebene Problem gelöst wird.
Drehfilter-Stopppositionssteuerung 1
Die in 11 dargestellte Variation der Stoppposition der Zahnstange 473, die von der Drehrichtung des Ritzels 472 abhängt, tritt deshalb auf, da zwischen der Stoppposition der Zahnstange 473 in der Vorwärtsoperation (in der sich das Drehfilter 410 in eine aus der zurückgezogenen Position herausführenden Richtung bewegt, um in den Strahlengang zu gelangen) und in der Rückwärtsoperation (in der sich das Drehfilter 410 in eine von dem Strahlengang wegführende Richtung in die zurückgezogene Position bewegt) ein Unterschied vorhanden ist. Deshalb ist es möglich, das Problem zu lösen, indem die Stoppposition der Zahnstange 473 so gesteuert wird, dass die Schrittzahl des Schrittmotors 471 zwischen der Operation in der Vorwärtsrichtung und der Operation in der Rückwärtsrichtung differiert. Ist in einem Ausführungsbeispiel, wie in 13(a) gezeigt, die Position, in der die Zahnstange 473 bei Durchführung der Vorwärtsoperation zu stoppen ist, mit der Schrittzahl „100“ des Schrittmotors 471 spezifiziert, so wird vorzugsweise die Position, bei der die Zahnstange 473 bei Durchführung der Rückwärtsoperation zu stoppen ist, so eingestellt, so dass sie durch die Schrittzahl „95“ des Schrittmotors 471 spezifiziert ist (13(b)),wodurch die Positionen der Zähne des Zahnrads beim Stoppen der Zahnstange 473 präzise mit denen im Falle der Vorwärtsoperation koinzidieren.
Um die oben beschriebene Steuerung zu realisieren, hält die Steuerung 530 in einem Ausführungsbeispiel vorzugsweise eine Tabelle vor, in der Antriebsbeträge festgelegt sind, die so eingestellt worden sind, dass der Drehfilter 410, der in einer vorbestimmten Referenzposition, die außerhalb des Strahlengangs der Lichtquelle 430 liegt, angeordnet ist, so bewegt wird, dass vorbestimmte Schlitze (SL1 und SL2) und Speziallichtfilter (Fs1 und Fs2) in eine Zielposition in dem Strahlengang gebracht werden, oder vorbestimmte Schlitze (SL3 und SL4) und Speziallichtfilter (Fs3 und Fs4) in einer Zielposition in dem Strahlengang gebracht werden, und der Schrittmotor 471 entsprechend diesen Antriebsbeträgen angetrieben und gestoppt wird. In diesem Fall werden die Antriebsbeträge so variiert, dass sie den Schieberichtungen des Drehfilter 410 entsprechen, d.h. dass sie der Vorwärtsoperation und der Rückwärtsoperation des Schrittmotors 471 entsprechen.
Beispielsweise spezifizieren die Antriebsbeträge die Schrittzahl des Schrittmotors 471. Wie in der nachfolgend angegebenen Tabelle 2 gezeigt, wird vorzugsweise eine Tabelle von Schrittzahl-Einstellwerten des Schrittmotors 471 in dem internen Speicher 532 vorgehalten, und die Steuerung wird so durchgeführt, dass die Zahnstange 473 in einer Position gestoppt wird, die durch eine Schrittzahl spezifiziert ist, die in dieser Einstellwerttabelle gezeigt ist. In dem in Tabelle 2 gezeigten Beispiel ist für den Fall, dass die Zahnstange 473 in der Vorwärtsoperation zu stoppen ist, die Schrittzahl, welche die zurückgezogene Position spezifiziert, auf 5 eingestellt, und wenn die Speziallichtfilter und die Schlitze auf der Außenumfangsseite (in Tabelle 2 einfach als „Filter 1“ bezeichnet) verwendet werden, ist die Schrittzahl auf 100 eingestellt, und wenn die Speziallichtfilter und die Schlitze auf der Innenumfangsseite (in Tabelle 2 einfach als „Filter 2“ bezeichnet) verwendet werden, ist die Schrittzahl auf 200 eingestellt. Dagegen ist in dem Fall, in dem die Zahnstange 473 in der Rückwärtsoperation zu stoppen ist, die Schrittzahl, welche die zurückgezogene Position spezifiziert, auf 0 gesetzt, und wenn die Speziallichtfilter und die Schlitze auf der Außenumfangsseite (in Tabelle 2 einfach als „Filter 1“ bezeichnet) verwendet werden, ist die Schrittzahl auf 95 gesetzt, und wenn die Speziallichtfilter und die Schlitze auf der Innenumfangsseite (in Tabelle 2 einfach als „Filter 2“ bezeichnet) verwendet werden, ist die Schrittzahl auf 195 gesetzt. Beispielsweise ist die Schrittzahl eine Impulszahl, die zum Ansteuern des Schrittmotors 471 verwendet wird. Tabelle 2

Übergangsposition Vorwärtsoperation Rückwärtsoperation

Zurückziehen 5 0

Filter 1 100 95

Filter 2 200 195
Ungeachtet dessen, welcher Speziallichtfilter oder Schlitz verwendet wird, ist es möglich, die Position des Schlitzes des Drehfilters 410 in Übereinstimmung mit der Peakposition des Beleuchtungslichts zu bringen oder den Schlitz in einen vorbestimmten Bereich um die Peakposition zu bringen, indem die Stoppposition der Zahnstange 473 anhand der Einstellwerte gesteuert wird, die in obiger Tabelle 2 angegeben sind. Tabelle 2 zeigt Beispiele von Einstellwerten für einen Fall, in dem der Drehfilter 410 zwei Paare von Speziallichtfiltern sowie zwei Paare von Schlitzen aufweist, die jeweils in einer radialen Richtung angeordnet sind. Hat jedoch der Drehfilter 410 mehr Speziallichtfilter oder Schlitze, die in einer radialen Richtung angeordnet sind, kann die Zahl der vorzuhaltenden Einstellwerte entsprechend der Zahl an Paaren von Speziallichtfiltern oder Schlitzen erhöht werden.
Unter Berücksichtigung der im Laufe der Zeit auftretenden Änderungen in den Toleranzen des mechanischen Mechanismus kann die oben beschriebene Einstellwerttabelle auch aktualisiert werden. Insbesondere hat die Steuerung 530 die Funktion, die Nutzungszeit des Prozessors 200 auf Basis des internen Taktes zu summieren, und deshalb kann die Steuerung 530 mit Hilfe dieser Summierfunktion die Einstellwerte beispielsweise um einen Schritt pro Jahr aktualisieren. Die nachstehende Tabelle 3 zeigt ein Beispiel einer Einstellwerttabelle, die ein Jahr später heranzuziehen ist, unter der Annahme, dass eine Konfiguration verwendet wird, in der die Einstellwerte um einen Schritt pro Jahr aktualisiert werden. Tabelle 3

Übergangsposition Vorwärtsoperation Rückwärtsoperation

Zurückziehen 6 -1

Filter 1 101 94

Filter 2 202 194
Die Änderungsrate im Laufe der Zeit kann unter Bezugnahme auf Werte bestimmt werden, die durch einen Dauertest erhalten worden sind. Durch Anwendung einer Konfiguration, in der Einstellwerte unter Berücksichtigung der zeitlichen Änderung in dieser Weise aktualisiert werden, ist es möglich, ein Spiel zu absorbieren, das wegen des Getriebeverschleißes bei jeder Verwendung zunimmt, und die Genauigkeit hinsichtlich der Übergangsposition der Zahnstange 473 über die gesamte Lebensdauer des Produktes aufrechtzuerhalten.
14 ist ein Flussdiagramm, das eine Steuerung darstellt, die durchgeführt wird, wenn der Drehfilter 410 anhand der oben beschriebenen Einstellwerttabelle aus der aktuellen Position in die Zielposition zu verschieben ist. Es ist darauf hinzuweisen, dass die in 14 gezeigte Steuerung beispielsweise unter der Kontrolle der Steuerung 530 in Erwiderung auf eine Betätigung durchgeführt wird, welche die Bedienperson, die ein Bedienfeld (nicht gezeigt) des Prozessors betätigt, vornimmt, um die Position des Drehfilters 410 zu verschieben (eine Operation, die durchgeführt wird, um eine gewünschte Speziallichtbeobachtung durchzuführen). Mit Beginn dieser Verarbeitung wird zunächst die Differenz zwischen der aktuellen Position des Drehfilters 410 und der Zielposition berechnet und bestimmt, ob die Schieberichtung des Drehfilters 410 die Vorwärtsrichtung oder die Rückwärtsrichtung ist (Schritt S101). Ist in Schritt S101 das Ergebnis der Berechnung negativ, was bedeutet, dass die Schieberichtung des Drehfilters 410 die Vorwärtsrichtung ist (S101: NEGATIV), so wird aus dem Feld „Vorwärtsoperation“ der Einstellwerttabelle (Tabelle 2) eine Schrittzahl ausgelesen (Schritt S102). Dann beginnt der Schrittmotor 471 anhand der in Schritt S102 ausgelesen Schrittzahl anzutreiben, und diese Antriebsoperation unter Verwendung der Schrittzahl wird solange fortgesetzt, bis der Drehfilter 410 die Zielposition erreicht (S105: NEIN).
Eine Information über die aktuelle Position kann durch die Steuerung 530 anhand des Antriebsbetrags erhalten werden, der dem oben beschriebenen Schrittmotor 471 zugeführt wird. Eine Information über die Zielposition kann durch die Steuerung 530 auf Basis der Art des Speziallichtes erhalten werden, die für die Verwendung in dem Spektralanalysemodus eingestellt worden ist. Gemäß einem Ausführungsbeispiel wird die Differenz zwischen der aktuellen Position und der Zielposition vorzugsweise auf Basis der Differenz zwischen der durch eine Messung erhaltenen tatsächlichen Menge an Weißlicht, die von dem Drehfilter 410 emittiert wird, und einer vorbestimmten Referenzlichtmenge berechnet. Es ist auch möglich, die Differenz zwischen der aktuellen Position und der Zielposition auf Basis der Differenz zwischen der Helligkeit des von dem elektronischen Endoskopsystem aufgenommenen aktuellen Bildes und der Helligkeit eines idealen Referenzbildes zu berechnen, um zu bestimmen, an welcher Stelle auf dem Drehfilter 410 ein Schlitz oder ein Spezialfilter in dem Spektralanalysemodus zu verwenden ist.
Ist dagegen das Ergebnis der in Schritt 101 vorgenommenen Berechnung positiv, was bedeutet, dass die Schieberichtung des Drehfilters 410 die Rückwärtsrichtung ist (S101: POSITIV), so wird eine Schrittzahl aus dem Feld „Rückwärtsoperation“ der Einstellwerttabelle (Tabelle 2) ausgelesen (Schritt S103). Dann beginnt der Schrittmotor 471 anhand der in Schritt S102 ausgelesenen Schrittzahl anzutreiben, und diese Antriebsoperation wird solange fortgesetzt, bis der Drehfilter 410 die Zielposition erreicht (S105: NEIN). Sobald der Drehfilter 410 die Zielposition erreicht (S105: JA), endet diese Steuerung.
Auf diese Weise hält die Steuerung 530 im Voraus vorzugsweise Parameter wie die Schrittzahlen zur Korrektur des Versatzbetrages vor, der, wenn die Steuerung 530 den Schiebeantriebsmechanismus 470 zum Verschieben des Drehfilters 410 aus einer ersten Position in eine zweite Position, welche die Zielposition ist, ansteuert, zwischen einer tatsächlichen Position, in die der Drehfilter 410 geschoben wird, und der zweiten Position infolge von Fertigungsfehlern oder Toleranzen des Schiebeantriebsmechanismus 470 auftritt, und steuert den Schiebeantriebsmechanismus 470 auf Basis der Parameter.
Vorzugsweise ändert die Steuerung 530 den Antriebsbetrag des Schiebeantriebsmechanismus 470 entsprechend der Schieberichtung des Drehfilters 410, wenn der Drehfilter 410 mittels des Schiebeantriebsmechanismus 470 zwischen der ersten Position und der zweiten Position verschoben wird.
Durch die oben beschriebene Positionssteuerung ist es möglich, eine präzise Steuerung der Position des Drehfilters 410 unter Verwendung der Einstellwerttabelle zu erreichen.
Drehfilter-Stopppositionssteuerung 2
Im Weiteren wird ein anderes Ausführungsbeispiel der Stopppositionssteuerung für den Drehfilter 410 beschrieben. In der Stopppositionssteuerung 2 wird im Unterschied zu der oben beschriebenen Stoppsteuerung 1 die Einstellwerttabelle nicht verwendet, und der Drehfilter 410 wird so gesteuert, dass er sich der Zielposition annähert, indem er sich unverändert entweder in der Vorwärtsrichtung oder der Rückwärtsrichtung bewegt und in der Zielposition stoppt. 15 zeigt ein Funktionsprinzip dieser Steuerung. Hier wird davon ausgegangen, dass die Schrittzahl des Schrittmotors korrekt der Zielposition entspricht, wenn der Drehfilter 410 beispielsweise die Rückwärtsoperation ausführt.
Wie in 15(a) gezeigt, wird in einem Ausführungsbeispiel, wenn die Schieberichtung aus der aktuellen Position in die Zielposition die Vorwärtsrichtung ist, der Drehfilter 410 vorübergehend in eine Position jenseits der Zielposition bewegt und dann durch die Rückwärtsoperation zurück in die Zielposition bewegt. Dabei wird der Drehfilter 410 beispielsweise um einen Übertrittsbetrag α über die Zielposition hinausbewegt. Ist dagegen die Schieberichtung aus der aktuellen Position in die Zielposition die Rückwärtsrichtung, so wird, wie in 15(b) gezeigt, der Drehfilter 410 direkt in die Zielposition bewegt. Durch eine solche Steuerung wird es dem Drehfilter 410 ermöglicht, sich durch die Rückwärtsposition unverändert der Zielposition zu nähern und dort zu stoppen.
16 ist ein Flussdiagramm zur Realisierung der oben beschriebenen Steuerung. Wenn in diesem Beispiel der Drehfilter 410 mit mehreren Paaren von in radialer Richtung angeordneten Speziallichtfiltern versehen ist, sind den Speziallichtfiltern von der äußeren Seite ausgehend in aufsteigender Folge nacheinander Nummern zugeordnet (d.h. Filternummern wie Filter 1, Filter 2, Filter 3, ... sind nacheinander in steigender Folge ausgehend von der äußeren Seite zugeordnet). Die in 16 gezeigte Steuerung wird unter der Kontrolle eines von der Steuerung 530 erzeugten Steuersignals in Erwiderung darauf durchgeführt, dass die Bedienperson eine Betätigung an einem Bedienfeld (nicht gezeigt) des Prozessors 200 vornimmt, um die Position des Drehfilters 410 zu verschieben (eine Operation, die durchgeführt wird, um eine gewünschte Speziallichtbeobachtung auszuführen).
Mit Beginn dieser Verarbeitung wird zunächst eine Verarbeitung durchgeführt, um die Zielfilternummer von der Filternummer des Filters in der aktuellen Position zu subtrahieren (Schritt S11). Ist das Ergebnis der in Schritt S11 durchgeführten Reduktionsverarbeitung negativ, so ist der Drehfilter 410 in die Vorwärtsrichtung zu verschieben, und deshalb fährt die Verarbeitung mit Schritt S12 fort, und der Drehfilter 410 beginnt angetrieben zu werden, um sich zu der Zielfilternummer zu bewegen. Dieser Antrieb wird solange fortgesetzt, bis der Drehfilter 410 in die durch die Zielfilternummer spezifizierte Position verschoben ist (Schritt S13: NEIN). Erreicht der Drehfilter 410 die Zielposition (Schritt S13: JA), so wird eine Verarbeitung durchgeführt, um den Übertrittsbetrag α auf die Zielposition zu addieren (Schritt S14), und der Antrieb wird weiter fortgesetzt (Schritt S15). Dieser Antrieb wird so lange fortgesetzt, bis der Drehfilter 410 die in Schritt S15 eingestellte Zielposition erreicht (Schritt S: NEIN).
Sobald der Drehfilter 410 die in Schritt S15 eingestellte Zielposition erreicht (Schritt S16: JA), wird anschließend eine Verarbeitung durchgeführt, um den Übertrittsbetrag α von der Zielposition zu subtrahieren (Schritt S17). Anschließend wird eine Verarbeitung durchgeführt, um den Drehfilter 410 in die Zielposition anzutreiben und zu bewegen (Schritt S18). Dieser Antrieb wird so lange fortgesetzt, bis der Drehfilter 410 die in Schritt S17 eingestellte Zielposition erreicht (Schritt S19: NEIN). Sobald der Drehfilter 410 die in Schritt S17 eingestellte Zielposition erreicht (Schritt S19: JA), endet diese Steuerverarbeitung.
Ist dagegen das Ergebnis der in Schritt S11 vorgenommenen Berechnung positiv, so ist die Schieberichtung des Drehfilters 410 die Rückwärtsrichtung (Schritt S11: POSITIV), und die Verarbeitung wird mit Schritt S20 fortgesetzt. In Schritt S20 beginnt der Drehfilter 410, so angetrieben zu werden, dass er sich in die Zielposition bewegt, und dieser Antrieb wird fortgesetzt, bis der Drehfilter 410 die Zielposition erreicht (Schritt S21: NEIN). Sobald der Drehfilter 410 die Zielposition erreicht (Schritt S21: JA) endet diese Verarbeitung.
Durch die oben beschriebene Verarbeitung zur Positionssteuerung wird es dem Drehfilter 410 ermöglicht, sich durch die Rückwärtsoperation unverändert der Zielposition anzunähern und dort zu stoppen, und zwar präzise in der Zielposition zu stoppen. Die in 16 gezeigte Positionssteuerverarbeitung basiert auf der Annahme, dass die Schrittzahl des Schrittmotors präzise der Zielposition entspricht, wenn der Drehfilter 410 die Rückwärtsoperation ausführt. Besteht die Annahme, dass die Schrittzahl des Schrittmotors präzise der Zielposition entspricht, wenn der Drehfilter 410 die Vorwärtsoperation ausführt, so wird eine Verarbeitung ähnlich der oben beschriebenen Verarbeitung, die den Übertrittsbetrag verwendet, in der Verarbeitungsfolge für den Fall durchgeführt, dass das Ergebnis der in Schritt S11 durchgeführten Berechnung in dem in 16 gezeigten Flussdiagramm positiv ist.
Dies bedeutet, dass die Steuerung 530 vorzugsweise den Schiebeantriebsmechanismus 470 derart steuert, dass die Schieberichtung für den Fall, dass ein Schlitz (beispielsweise SL1 oder SL2) des Drehfilters 410 durch den Schiebeantriebsmechanismus 470 in den Strahlengang des Weißlichtes eingebracht und dort gestoppt wird, d.h. die Schieberichtung, unmittelbar bevor der Drehfilter 410 stoppt, stets konstant ist. Wird der Drehfilter 410 aus der ersten Position in die zweite Position verschoben, so schiebt die Steuerung 530 den Drehfilter 410 dabei vorzugsweise aus der ersten Position über die zweite Position hinaus und kehrt anschließend die Schieberichtung um und verschiebt den Drehfilter 410 in die zweite Position.
Obgleich der Übertrittsbetrag α vorzugsweise im Hinblick auf ein schnelles Verschieben des Drehfilters 410 so klein wie möglich ist, kann er unter Berücksichtigung verschiedener Toleranzen, wie den nachstehend angegebenen, auf einen notwendigen und hinreichenden Betrag eingestellt werden.

- Eine Toleranz für die Arbeitsgenauigkeit eines Drehrevolvers, der den Drehfilter bildet (z.B. 0,1 mm).
- Toleranzen für die Arbeitsgenauigkeit sämtlicher am Aufbau beteiligter Zahnräder, und der Betrag des Spiels zwischen ineinandergreifende Zahnräder (z.B. 1,0 mm).
- Der Betrag des angenommenen Spiels für Alterung/Haltbarkeit etc. (z.B. 1,0 mm).
- Jeder Sicherheitsfaktor.

Im Weiteren werden Wirkungen beschrieben, die durch das oben beschriebene Ausführungsbeispiel erzielt werden. Wie oben beschrieben, ist es möglich, eine Steuerung derart durchzuführen, dass die Position eines Schlitzes (beispielsweise SL1) des Drehfilters 410 innerhalb eines vorbestimmten Bereichs der Peakposition des Weißlichtes liegt. In einem Ausführungsbeispiel beträgt der Bereich des Schiebebetrags (d.h. der Schiebebetrag der Stoppposition des Drehfilters) in Bezug auf einen Lichtstromdurchmesser (Durchmesser des Lichtstroms, der in den Drehfilter eintritt) vorzugsweise 0% bis 4%, besser 0% bis 2% und noch besser 0% bis 1%. Um den Schiebebetrag auf Null zu verringern, ist es erforderlich, die Genauigkeiten unterschiedlicher Art zu verbessern, was die Kosten erhöhen kann. Deshalb kann die untere Grenze des Schiebebetrags 0,1% oder mehr oder 0,3% oder mehr betragen. In einem Ausführungsbeispiel ist es möglich, den Schiebebetrag in Bezug auf den Lichtstromdurchmesser unter bestimmten Bedingungen auf 0,7% zu verringern (es ist vorgesehen, dass der Schiebebetrag in diesem Fall nahezu keine Getriebetoleranzen oder dergleichen beinhaltet und der verbleibende Schiebebetrag durch einen anderen Faktor verursacht wird). In einer herkömmlichen Konfiguration, die ein Vergleichsbeispiel darstellt, beträgt der Schiebebetrag in Bezug auf den Lichtstromdurchmesser etwa 5% (in diesem Fall sind Faktoren wie Getriebetoleranzen oder dergleichen vorherrschend). Es ist darauf hinzuweisen, dass die oben beschriebenen Wirkungen für den Fall gelten, dass der Lichtstromdurchmesser 10 mm beträgt, und die Wirkungen jedes Ausführungsbeispiels sind nicht auf die oben beispielhaft angegebenen Zahlenwerte beschränkt.
Verhältnis-Einstellfunktion
Die oben beschriebene Konfiguration ermöglicht es, die Positionen der Schlitze (SL1 und SL2) des Drehfilters 410 unter Verwendung des Schiebeantriebsmechanismus 470 genau zu steuern. In einem Zustand, in dem ein Normalbeobachtungsbild und ein Speziallichtbeobachtungsbild zur gleichen Zeit angezeigt werden, ist es möglich, das Helligkeitsverhältnis des Normalbeobachtungsbildes mittels der oben beschriebenen Konfiguration einzustellen. 17 ist ein Diagramm, das ein auf diesem Umstand basierendes Prinzip veranschaulicht. Zunächst ist vorgesehen, dass der Schiebeantriebsmechanismus 470 derart gesteuert wird, dass ein Schlitz präzise in dem von der Lichtquelle 430 ausgehenden Strahlengang positioniert ist. Ist dies der Fall, wie in 17(c) gezeigt, so ist der Schlitz (SL1 oder SL2) in der Peakposition der Intensitätsverteilung des Weißlichtes angeordnet (der schraffierte Bereich in 17(c) entspricht der Position des Schlitzes), und es kann eine Menge an Normallicht entsprechend der Peakposition erhalten werden. 17(a) zeigt einen Teil der Intensitätsverteilung des Weißlichtes, dem ein Speziallichtfilter (Fs1 und Fs2) in diesem Fall überlagert ist. In 17(a) entspricht der schraffierte Bereich dem Speziallichtfilter (Fs1 und Fs2). Wie oben beschrieben, haben die Speziallichtfilter Fs1 und Fs2 eine ausreichend große Breite in der radialen Richtung verglichen mit den Schlitzen (SL1 und SL2). Daher kann man verstehen, dass die Speziallichtfilter (Fs1 und Fs2) in einem in 17(a) gezeigten Zustand einen signifikant großen Bereich der Intensitätsverteilung des Weißlichtes nutzen.
Wie in 17(d) gezeigt, ist hier vorgesehen, dass ein Schlitz (SL1 oder SL2) des Drehfilters 410 durch Antreiben und Steuern des Schiebeantriebsmechanismus 470 eine vorbestimmte Dauer schrittweise aus der Peakposition des Weißlichtes bewegt wird. Wie in 18(d) gezeigt, ist es in diesem Fall möglich, mittels des Schlitzes (SL1 oder SL2) eine Lichtmenge zu erhalten, die schrittweise abnimmt. Das Beispiel in 17(d) zeigt einen Zustand, in dem man drei Lichtmengen erhalten kann, die schrittweise abnehmen (Pegel -1, Pegel -2 und Pegel -3). Dagegen hat in diesem Fall das Speziallichtfilter (Fs1 oder Fs2) eine ausreichende Breite in der radialen Richtung, und selbst wenn der Drehfilter 410 zu dem in 17(d) gezeigten „Pegel -3“ bewegt wird, ist die Abnahme der Menge an Weißlicht gering, und eine ausreichende Menge an Weißlicht kann durch den Drehfilter 410 treten. So nimmt die Emissionsintensität des aus dem Speziallichtfilter (Fs1 oder Fs2) stammenden Beleuchtungslichtes nicht so weit ab, dass die Helligkeit eines Bildes wesentlich beeinflusst wird.
Indem die Position des Drehfilters 410 entsprechend dem oben beschriebenen Antriebsbeispiel schrittweise jeweils um eine geringe Strecke bewegt wird, wenn ein Normalbeobachtungsbild und ein Spezialbeobachtungsbild zur gleichen Zeit angezeigt werden, ist es deshalb möglich, das Helligkeitsverhältnis der Normalbeobachtung präzise einzustellen.
Wie oben beschrieben, wird mit dem Endoskopsystem 1 der Parameter W/R zum Berechnen der Gesamthämoglobinmenge tHb gemäß dem in 9 gezeigten Spektralanalysemodus unter Verwendung von Speziallicht und Weißlicht als Beleuchtungslicht zur Beleuchtung des Objektes erhalten. Der Wert des Parameters W/R ist ein wichtiger Wert zur Berechnung der Gesamthämoglobinmenge tHb und zur weiteren Berechnung des Sauerstoffsättigungsgrades Sat aus der so berechneten Gesamthämoglobinmenge tHb. Der Wert des Parameters W/R ist das Verhältnis zwischen der Lichtintensität der Weißlichtkomponente, die durch einen Schlitz (beispielsweise SL1 oder SL2) tritt, und der Lichtintensität der Speziallichtkomponente, die durch ein Speziallichtfilter (Fs, Fs2 oder dergleichen) tritt. Daher ist es unter dem Gesichtspunkt der Berechnung einer präzisen Gesamthämoglobinmenge tHb und der Berechnung eines präzisen Sauerstoffsättigungsgrades Sat unerwünscht, dass sich der Wert des Parameters W/R ändert, wenn das Endoskopsystem mehrere Male eingesetzt wird. Unter diesem Gesichtspunkt kann eine signifikante Wirkung erzielt werden, indem der Schiebeantriebsmechanismus 470 so gesteuert wird, dass das Verhältnis zwischen der Menge an Speziallicht und der Menge an Weißlicht innerhalb des Referenzbereichs liegt.
Das Wellenlängenband von Speziallicht ist schmaler als das Wellenlängenband von Weißlicht, und die in der radialen Richtung des Drehfilters 410 bemessene Breite der Spezialfilter (Fs1, Fs2, etc.), die Speziallicht extrahieren, ist größer als die Breite der Schlitze (SL1, SL2, etc.) in der radialen Richtung. Somit liegt die Gesamtmenge an Speziallicht in dessen gesamtem Wellenlängenband nahe an der Gesamtmenge an Weißlicht in dessen gesamtem Wellenlängenband. Deshalb ist es möglich, dass SN-Verhältnis des Parameters W/R zu verbessern. Im Ergebnis kann so eine präzise Gesamthämoglobinmenge tHb erhalten werden, die zu einem präzisen Sauerstoffsättigungsgrad Sat führt.
Obgleich vorstehend eine Ausführungsform der vorliegenden Erfindung und spezielle Beispiele für diese Ausführungsform beschrieben worden sind, ist die vorliegende Erfindung nicht auf die oben angegebenen Konfigurationen beschränkt, und im Rahmen der technischen Idee der vorliegenden Erfindung können verschiedene Abwandlungen vorgenommen werden.
Beispielsweise ist die unter Bezugnahme auf 8 beschriebene Konfiguration des Drehfilters ein Beispiel, und die Arten von Speziallichtfiltern sowie die Zahl an Filtern, die in der radialen Richtung angeordnet sind, können verschiedentlich abgewandelt werden.
In dem oben beschriebenen Ausführungsbeispiel sind die Weißlicht-Durchtrittsbereiche des Drehfilters als Schlitze ausgebildet. Sind die Weißlicht-Durchtrittsbereiche so konfiguriert, dass sie das aus der Lichtquelle stammende Weißlicht abschwächen, und tritt das oben beschriebene Problem wegen des Zusammenhangs zwischen der Peakposition der Lichtintensität des Lichtstroms des aus der Lichtquelle stammenden Weißlichtes und der Fertigungstoleranzen des Schiebeantriebsmechanismus auf, so funktioniert die Konfiguration des oben beschriebenen Ausführungsbeispiels effektiv. Beispielsweise können die Weißlicht-Durchtrittsbereiche mit Filtern wie Lichtabschwächfiltern versehen werden.
In dem oben beschriebenen Ausführungsbeispiel wird die vorliegende Erfindung auf die Analyse der Konzentrationsverteilung von Hämoglobin in biologischem Gewebe angewandt; die vorliegende Erfindung kann jedoch auch auf die Analyse der Konzentrationsverteilung einer anderen biologischen Substanz (z.B. einem Sekret wie einem Hormon) angewandt werden, welche die Farbe von biologischem Gewebe verändert.
Der Bildsensor 141 des vorliegenden Ausführungsbeispiels ist als ein für die Farbbildaufnahme bestimmter Bildsensor beschrieben, der an der Vorderseite R-, G- und B-Primärfarbfilter aufweist; es besteht jedoch keine Beschränkung auf diese Konfiguration, und es kann beispielsweise ein für die Farbbildaufnahme bestimmter Bildsensor verwendet werden, der Y-, Cy-, Mg- und G-Komplementärfarbfilter aufweist.
Bezugszeichenliste

1: Endoskopsystem
100: Elektronisches Endoskop
110: Einführrohr
111: Distaler Einführrohr-Endabschnitt
121: Optisches Objektivsystem
131: Lichtleiter
131a: Distaler Endabschnitt
131b: Basisendabschnitt
132: Lichtzerstreuungslinse
141: Bildsensor
141a: Farbfilter
142: Kabel
200: Prozessor
300: Monitor
400: Lichtquelleneinheit
410: Drehfilter
420: Filtersteuereinheit
430: Lichtquelle
440: Kondensorlinse
450: Kondensorinse
470: Schiebeantriebsmechanismus
471: Schrittmotor
472: Ritzel
473: Zahnstange
474: Lichtunterbrecher
500: Bildverarbeitungseinheit
510: A/D-Wandlerschaltung
520: Temporärer Speicher
530: Steuerung
540: Videospeicher
550: Signalverarbeitungsschaltung

Claims

Endoskopsystem (1), umfassend: eine Lichtquelle (430), die erstes Licht emittiert; eine Drehplatte (410), in der ein erster Lichtdurchlassbereich (SL1, SL2, SL3, SL4), der das erste Licht durchlässt, und ein zweiter Lichtdurchlassbereich (Fsl, Fs2, Fs3, Fs4), der zweites Licht, das in mindestens einem bestimmten Wellenlängenbereich liegt, aus dem ersten Licht extrahiert, in einer vorbestimmten Richtung angeordnet sind, wobei der erste Lichtdurchlassbereich (SL1, SL2, SL3, SL4) konfiguriert ist, eine Differenz in der Menge zwischen dem durch den ersten Lichtdurchlassbereich (SL1, SL2, SL3, SL4) tretenden ersten Licht und dem durch den zweiten Lichtdurchlassbereich (Fsl, Fs2, Fs3, Fs4) extrahierten zweiten Licht zu verringern; eine Drehantriebseinheit (420), die den ersten Lichtdurchlassbereich (SL1, SL2, SL3, SL4) und den zweiten Lichtdurchlassbereich (Fsl, Fs2, Fs3, Fs4) durch Drehen der Drehplatte (410) nacheinander in einen Strahlengang des aus der Lichtquelle (430) stammenden ersten Lichtes einbringt; eine Schiebeantriebseinheit (470), welche die Drehplatte (410) in eine Richtung verschiebt, die den von der Lichtquelle (430) ausgehenden Strahlengang schneidet; und eine Steuereinheit (530), welche die Schiebeantriebseinheit (470) derart steuert, dass ein Verhältnis zwischen der Lichtmenge, die durch den zweiten Lichtdurchlassbereich (Fsl, Fs2, Fs3, Fs4) getreten ist, und der Lichtmenge, die durch den ersten Lichtdurchlassbereich (SL1, SL2, SL3, SL4) getreten ist, innerhalb eines Referenzbereichs liegt.
Endoskopsystem (1), umfassend: eine Lichtquelle (430), die konfiguriert ist, erstes Licht zu emittieren; eine Drehplatte (410), die mit einem ersten Lichtdurchlassbereich (SL1, SL2, SL3, SL4), der das erste Licht durchlässt, und einem zweiten Lichtdurchlassbereich (Fsl, Fs2, Fs3, Fs4), der zweites Licht, das in mindestens einem bestimmten Wellenlängenbereich liegt, aus dem ersten Licht extrahiert, versehen und konfiguriert ist, den ersten Lichtdurchlassbereich (SL1, SL2, SL3, SL4) und den zweiten Lichtdurchlassbereich (Fsl, Fs2, Fs3, Fs4) nacheinander in einem Strahlengang des ersten Lichtes zu positionieren, um nacheinander das erste Licht und das zweite Licht zu erzeugen; eine Schiebeantriebseinheit (470), die konfiguriert ist, die Drehplatte (410) in eine Richtung zu verschieben, die den Strahlengang des ersten Lichtes schneidet; und eine Steuereinheit (530), die konfiguriert ist, die Schiebeantriebseinheit (470) derart zu steuern, dass ein Verhältnis zwischen der Lichtmenge, die durch den zweiten Lichtdurchlassbereich (Fsl, Fs2, Fs3, Fs4) getreten ist, und der Lichtmenge, die durch den ersten Lichtdurchlassbereich (SL1, SL2, SL3, SL4) getreten ist, innerhalb eines Referenzbereichs liegt.
Endoskopsystem (1) nach Anspruch 1 oder 2, wobei die Steuereinheit (530) im Voraus einen Parameter zum Korrigieren des Betrages eines Versatzes vorhält, der durch die Schiebeantriebseinheit (470) zwischen einer tatsächlichen Position, in welche die Drehplatte (410) verschoben wird, und einer zweiten Position verursacht wird, wenn die Steuereinheit (530) die Schiebeantriebseinheit (470) steuert, die Drehplatte (410) aus einer ersten Position in die zweite Position, die eine Zielposition ist, zu verschieben, und die Schiebeantriebseinheit (470) auf Basis des Parameters steuert.
Endoskopsystem (1) nach einem der Ansprüche 1 bis 3, wobei die Steuereinheit (530) die Schiebeantriebseinheit (470) derart steuert, dass eine Position in dem Strahlengang, in die der erste Lichtdurchlassbereich (SL1, SL2, SL3, SL4) der Drehplatte (410) durch die Drehantriebseinheit (420) eingebracht wird, in Bezug auf eine Peakposition bestimmt wird, in der die Lichtintensität des aus der Lichtquelle (430) stammenden ersten Lichtes ihr Maximum aufweist.
Endoskopsystem (1) nach einem der Ansprüche 1 bis 4, wobei das erste Licht eine Lichtintensitätsverteilung hat, ein Querschnitt eines Lichtstroms des ersten Lichtes beim Eintritt in den ersten Lichtdurchlassbereich (SL1, SL2, SL3, SL4) und den zweiten Lichtdurchlassbereich (Fsl, Fs2, Fs3, Fs4) größer ist als eine Eintrittsfläche des ersten Lichtdurchlassbereichs(SL1, SL2, SL3, SL4) und eine Eintrittsfläche des zweiten Lichtdurchlassbereichs (Fsl, Fs2, Fs3, Fs4), wobei ein Teil des Lichtstroms des ersten Lichtes in den ersten Lichtdurchlassbereich (SL1, SL2, SL3, SL4) und in den zweiten Lichtdurchlassbereich (Fsl, Fs2, Fs3, Fs4) eintritt, und der verbleibende Teil des Lichtstroms nicht in den ersten Lichtdurchlassbereich (SL1, SL2, SL3, SL4) oder den zweiten Lichtdurchlassbereich (Fsl, Fs2, Fs3, Fs4) eintritt, und die Steuereinheit (530) die Schiebeantriebseinheit (470) derart steuert, dass ein Teil des Lichtstroms des ersten Lichtes, der in den ersten Lichtdurchlassbereich (SL1, SL2, SL3, SL4) und/oder den zweiten Lichtdurchlassbereich (Fsl, Fs2, Fs3, Fs4) eintritt, eine Peakposition der Lichtintensitätsverteilung aufweist.
Endoskopsystem (1) nach einem der Ansprüche 1 bis 5, wobei, wenn die Drehplatte (410) durch Steuern der Schiebeantriebseinheit (470) zwischen einer ersten Position und einer zweiten Position verschoben wird, die Steuereinheit (530) einen Antriebsbetrag der Schiebeantriebseinheit (470) entsprechend einer Schieberichtung der Drehplatte (410) ändert.
Endoskopsystem (1) nach einem der Ansprüche 1 bis 5, wobei die Steuereinheit (530) die Schiebeantriebseinheit (470) derart steuert, dass eine Schieberichtung der Drehplatte (410) konstant ist, wenn die Drehplatte (410) durch die Schiebeantriebseinheit (470) veranlasst wird, in den Strahlengang zu treten und dort zu stoppen.
Endoskopsystem (1) nach Anspruch 7, wobei, wenn die Drehplatte (410) aus einer ersten Position zu einer zweiten Position hin verschoben wird, die Steuereinheit (530) die Drehplatte (410) aus der ersten Position über die zweite Position hinaus verschiebt und anschließend die Schieberichtung der Drehplatte (410) umkehrt und die Drehplatte (410) in die zweite Position verschiebt.
Endoskopsystem (1) nach einem der Ansprüche 1 bis 8, wobei die Steuereinheit (530) die Schiebeantriebseinheit (470) auf Basis einer Information über mechanische Toleranzen der Schiebeantriebseinheit (470) steuert.
Endoskopsystem (1) nach einem der Ansprüche 1 bis 9, wobei die Drehplatte (410) derart konfiguriert ist, dass der zweite Lichtdurchlassbereich (Fsl, Fs2, Fs3, Fs4)und der erste Lichtdurchlassbereich (SL1, SL2, SL3, SL4) unterschiedliche Breiten in einer radialen Richtung haben.
Endoskopsystem (1) nach Anspruch 10, wobei ein Wellenlängenband des zweiten Lichtes schmaler als ein Wellenlängenband des ersten Lichtes ist, und die Breite des zweiten Lichtdurchlassbereichs (Fsl, Fs2, Fs3, Fs4) in einer radialen Richtung größer als die Breite des ersten Lichtdurchlassbereichs (SL1, SL2, SL3, SL4) in einer radialen Richtung ist.
Endoskopsystem (1) nach einem der Ansprüche 1 bis 11, wobei die Lichtquelle (430) eine Lampe ist, die Weißlicht, welches das erste Licht ist, emittiert.
Endoskopsystem (1) nach einem der Ansprüche 1 bis 12, wobei die Steuereinheit (530) auf Basis eines Verhältnisses zwischen einem Wert von Bilddaten einer Farbkomponente, die in Bilddaten enthalten sind, die durch Abbilden von mit dem ersten Licht beleuchtetem biologischem Gewebe erhalten werden, und einem Wert von Bilddaten einer Farbkomponente, die in Bilddaten enthalten sind, die durch Abbilden des mit dem zweiten Licht beleuchteten Objektes erhalten werden, eine Information über einen Zustand des biologischen Gewebes erzeugt.