DE112017003367T5

DE112017003367T5 - Analysevorrichtung

Info

Publication number: DE112017003367T5
Application number: DE112017003367.5T
Authority: DE
Inventors: Yoshimi Obara; Toru Chiba
Original assignee: Hoya Corp
Current assignee: Hoya Corp
Priority date: 2016-07-04
Filing date: 2017-07-25
Publication date: 2019-03-21
Anticipated expiration: 2037-07-26
Also published as: WO2018008008A1; US20190125229A1; US10791973B2; JP2018000616A; DE112017003367B4; CN109561808B; CN109561808A; JP6570484B2

Abstract

Eine Analysevorrichtung umfasst eine Lichtquellenvorrichtung, eine Wellenlängenauswahleinheit, die abwechselnd erstes spezielles Licht und zweites spezielles Licht aus einem von der Lichtquellenvorrichtung ausgesandten Licht extrahiert, einen Bildsensor, der ein RGB-Farbfilter umfasst, und eine Signalverarbeitungseinheit. Bei dieser Konfiguration umfasst das erste spezielle Licht ein Licht in einem ersten Wellenlängengebiet, das durch das G-Filter durchlaufen hat, das zweite spezielle Licht umfasst ein Licht in einem zweiten Wellenlängengebiet, das das G-Filter durchlaufen hat und von dem ersten Wellenlängengebiet verschieden ist, zumindest eines von dem ersten speziellen Licht und dem zweiten speziellen Licht umfasst ein Licht, das das R-Filter durchlaufen hat, und zumindest eines des ersten speziellen Lichts und des zweiten speziellen Lichts umfasst ein Licht, das das B-Filter durchlaufen hat. Des Weiteren berechnet die Signalverarbeitungseinheit einen Indikator, der eine Merkmalsmenge des biologischen Gewebes auf der Grundlage eines Bildelementsignals, das dem Licht in dem ersten Wellenlängengebiet entspricht, und eines Bildelementsignals, das dem Licht in dem zweiten Wellenlängengebiet entspricht, und erzeugt ein Farbaufnahmebild auf der Grundlage eines Bildelementsignals, das dem Licht entspricht, das durch das RGB-Farbfilter durchlaufen hat.

Description

Technisches Gebiet
Die vorliegende Erfindung betrifft eine Analysevorrichtung, die biologische Informationen wie etwa eine Konzentration einer biologischen Substanz in biologischem Gewebe auf der Grundlage eines aufgenommenen Bildes des biologischen Gewebes beschafft.
Stand der Technik
Eine Endoskopvorrichtung ist bekannt, die eine Funktion zur Bestimmung einer Quantität einer biologischen Substanz (z.B. eine Gesamtmenge an Hämoglobin) in einem biologischen Gewebe als dem Abbildungsgegenstand auf der Grundlage von Farbinformationen in einem Endoskopbild umfasst. Ein Beispiel einer solchen Endoskopvorrichtung ist in der Druckschrift WO 2014/192781 offenbart (nachstehend „Patentdokument 1“ genannt).
Die in Patentdokument 1 offenbarte Endoskopvorrichtung berechnet einen Indikator, der die Gesamtmenge an Hämoglobin angibt, und einen Indikator, der den Grad einer Sauerstoffsättigung auf der Grundlage von drei erfassten Bildern angibt, die durch Beleuchtung des biologischen Gewebes mit drei Arten von verschiedenen Wellenlängengebiete aufweisendem Beleuchtungslicht und durch ein Erfassen von Bildern des mit den jeweiligen Arten des Beleuchtungslichts beleuchteten biologischen Gewebes beschafft sind. Ferner wird ein Farbaufnahmebild des biologischen Gewebes durch Beleuchten des biologischen Gewebes mit weißem Beleuchtungslicht erlangt.
Erfindungszusammenfassung
Um die Indikatoren zu berechnen, die die Gesamtmenge an Hämoglobin und den Sauerstoffsättigungsgrad anzeigen, und um das Farbaufnahmebild zu beschaffen, beleuchtet die in Patentdokument 1 offenbarte Endoskopvorrichtung nacheinander den Gegenstand mit vier Arten von Beleuchtungslicht, und nimmt jeweilige Bilder auf. Aus diesem Grund gab es das Problem, dass die Einzelbildrate der erlangten Farbaufnahmebilder sich für den Fall einer Beleuchtung des Gegenstands mit lediglich weißem Licht auf ein 1/4 verringert.
Die vorliegende Erfindung wurde hinsichtlich der vorstehend beschriebenen Umstände erzielt, und es ist eine Aufgabe der Erfindung eine Analysevorrichtung bereitzustellen, die eine spektroskopische Analyse durchführen kann, während gleichzeitig eine Verringerung der Aufnahmebild-Einzelbildrate verhindert wird.
Gemäß einer Ausgestaltung der Erfindung umfasst eine Analysevorrichtung: eine Lichtquellenvorrichtung; eine Wellenlängenauswahleinheit, die abwechselnd ein erstes spezielles Licht und ein zweites spezielles Licht aus einem von einer Lichtquellenvorrichtung ausgesandten Licht extrahiert, wobei das erste spezielle Licht und das zweite spezielle Licht gegenseitig verschiedene Spektren aufweisen; einen Bildsensor, der ein RGB-Farbfilter umfasst, Licht von einem biologischen Gewebe empfängt, das ein Gegenstand ist, und ein Bildelementsignal ausgibt, das dem empfangenen Licht entspricht; und eine Signalverarbeitungseinheit, die eine vorbestimmte Signalverarbeitung auf dem Bildelementsignal durchführt, das von dem Bildsensor ausgegeben ist. In dieser Konfiguration umfasst das erste spezielle Licht ein Licht in einem ersten Wellenlängengebiet, das ein G-Filter des RGB-Farbfilters durchlaufen hat, das zweite spezielle Licht umfasst ein Licht in einem zweiten Wellenlängengebiet, das das G-Filter durchlaufen hat, wobei das zweite Wellenlängengebiet von dem ersten Wellenlängengebiet verschieden ist, zumindest eines des ersten speziellen Lichts und des zweiten speziellen Lichts ein Licht umfasst, das ein R-Filter des RGB-Farbfilters durchlaufen hat, und zumindest eines des ersten speziellen Lichts und des zweiten speziellen Lichts ein Licht umfasst, das ein B-Filter des RGB-Farbfilters durchlaufen hat. Weiterhin berechnet die Signalverarbeitungseinheit einen ersten Indikator, der eine Merkmalsmenge des biologischen Gewebes auf der Grundlage des Bildelementsignals, das entsprechend dem Licht in dem ersten Wellenlängengebiet ausgegeben ist, und des Bildelementsignals angibt, das entsprechend dem Licht in dem zweiten Wellenlängengebiet ausgegeben ist, und die Signalverarbeitungseinheit ein Farbaufnahmebild des biologischen Gewebes auf der Grundlage des Bildelementsignals erzeugt, das entsprechend dem Licht ausgegeben ist, das das RGB-Farbfilter durchlaufen hat.
Gemäß dieser Konfiguration wird das biologische Gewebe abwechselnd mit dem ersten speziellen Licht und dem zweiten speziellen Licht beleuchtet. Ferner werden die Bildelementsignalausgabe entsprechend dem Licht in dem ersten Wellenlängengebiet und die Bildelementsignalausgabe entsprechend dem Licht in dem zweiten Wellenlängengebiet zur Berechnung einer Merkmalsmenge des biologischen Gewebes und des Weiteren zur Erzeugung eines Farbaufnahmebildes des biologischen Gewebes verwendet. In dieser Weise werden die Berechnung einer Merkmalsmenge des biologischen Gewebes und die Erzeugung eines Farbaufnahmebildes unter Verwendung von zwei Arten von Licht durchgeführt, wodurch es möglich wird, eine Verringerung der Einzelbildrate der Farbaufnahmebilder im Vergleich zu einer herkömmlichen Technik zu unterdrücken.
Außerdem ist gemäß einer Ausgestaltung der Erfindung die Merkmalsmenge beispielsweise ein Grad einer Sauerstoffsättigung von in dem biologischen Gewebe umfassten Hämoglobin. In dieser Konfiguration ist der erste Indikator ein Verhältnis N/W eines Bildsignals N, das von dem Bildsensor gemäß dem Licht in dem ersten Wellenlängengebiet ausgegeben ist, und eines Bildsignals W, das von dem Bildsensor gemäß dem Licht in dem zweiten Wellenlängengebiet ausgegeben ist.
Weiterhin umfasst gemäß einer Ausgestaltung der Erfindung das erste Wellenlängengebiet beispielsweise ein Wellenlängengebiet, das durch ein vorbestimmtes Paar von isosbestischen Punkten von Hämoglobin definiert ist, und das zweite Wellenlängengebiet umfasst ein Wellenlängengebiet, das das erste Wellenlängengebiet umfasst und durch ein Paar von isosbestischen Punkten definiert ist, das von dem vorbestimmten Paar von isosbestischen Punkten von Hämoglobin verschieden ist.
Auch ist gemäß einer Ausgestaltung der Erfindung das erste Wellenlängengebiet beispielsweise ein Wellenlängengebiet mit Wellenlängen größer oder gleich 546 nm und kleiner oder gleich 570 nm, und das zweite Wellenlängengebiet ist ein Wellenlängengebiet mit Wellenlängen größer oder gleich 528 nm und kleiner oder gleich 584 nm.
Des Weiteren umfasst gemäß einer Ausgestaltung der Erfindung beispielsweise ein Wellenlängengebiet von Licht, das das R-Filter durchlaufen hat, ein Wellenlängengebiet mit Wellenlängen größer oder gleich 600 nm, ein Wellenlängengebiet von Licht, das das G-Filter durchlaufen hat, umfasst ein Wellenlängengebiet mit Wellenlängen größer oder gleich 528 nm und kleiner oder gleich 584 nm, und ein Wellenlängengebiet von Licht, das das B-Filter durchlaufen hat, umfasst ein Wellenlängengebiet mit Wellenlängen von kleiner oder gleich 502 nm.
Ferner berechnet gemäß einer Ausgestaltung der Erfindung die Signalverarbeitungseinheit beispielsweise einen die in dem biologischen Gewebe umfasste Hämoglobinmenge angebenden zweiten Indikator unter Verwendung des nachstehenden Ausdrucks auf der Grundlage des Bildelementsignals W, eines Bildelementsignals R, das von dem Bildsensor entsprechend einem Licht ausgegeben ist, das das R-Filter durchlaufen hat, und eines Bildelementsignals B, das von dem Bildsensor entsprechend einem Lichts ausgegeben ist, das das B-Filter durchlaufen hat, $W/ (C 1 \times R + C 2 \times W + C 3 \times B)$
wobei C1, C2 und C3 jeweils eine Konstante größer oder gleich null sind.
Weiterhin erzeugt gemäß einer Ausgestaltung der Erfindung die Signalverarbeitungseinheit beispielsweise ein Farbaufnahmebild des biologischen Gewebes auf der Grundlage eines Bildelementsignals R, das von dem Bildsensor entsprechend einem Licht ausgegeben ist, das das R-Filter durchlaufen hat, eines Bildelementsignals G, das von dem Bildsensor entsprechend einem Licht ausgegeben ist, das das G-Filter durchlaufen hat, und eines Bildelementsignals B, das von dem Bildsensor entsprechend einem Licht ausgegeben ist, das durch das B-Filter durchlaufen hat. In dieser Konfiguration ist das Bildelementsignal G dasjenige eines Bildelementsignals N, das von dem Bildsensor entsprechend dem Licht in dem ersten Wellenlängengebiet ausgegeben ist, und ein Bildelementsignals W, das von dem Bildsensor entsprechend dem Licht in dem zweiten Wellenlängengebiet ausgegeben ist.
Weiterhin umfasst gemäß einer Ausgestaltung der Erfindung die Wellenlängenauswahleinheit beispielsweise ein erstes optisches Filter, das das erste spezielle Licht aus dem von der Lichtquellenvorrichtung ausgesandten Licht extrahiert, ein zweites optisches Filter, das das zweite spezielle Licht aus dem von der Lichtquellenvorrichtung ausgesandten Licht extrahiert, und eine Filterantriebseinheit, die abwechselnd das erste optische Filter und das zweite optische Filter in einen Lichtpfad des von der Lichtquellenvorrichtung ausgesandten Lichts einfügt.
Eine Konfiguration einer Ausgestaltung der Erfindung stellt eine Analysevorrichtung bereit, die eine spektroskopische Analyse durchführen kann, während weiterhin eine Verringerung der Aufnahmebild-Einzelbildrate unterdrückt wird.
Figurenliste

1 zeigt das Transmissionsspektrum von Hämoglobin.
2 zeigt Simulationsergebnisse für spektrale Charakteristika (Reflektionsspektrum) in dem sichtbaren Lichtbereich eines biologischen Gewebes.
3 umfasst Darstellungen, die Korrelationen zwischen Parametern und biologischen Informationen zeigen.
4 umfasst Darstellungen, die Korrelationen zwischen Parametern und biologischen Informationen zeigen.
5 umfasst Darstellungen, die Korrelationen zwischen Parametern und biologischen Informationen zeigen.
6 ist eine Blockdarstellung einer Endoskopvorrichtung gemäß einem Ausführungsbeispiel der Erfindung.
7 zeigt Transmissionscharakteristika eines Farbfilters eines Bildsensors gemäß dem Ausführungsbeispiel der Erfindung.
8 ist eine Außenansicht eines Rotationsfilters gemäß dem Ausführungsbeispiel der Erfindung.
9 zeigt Transmissionsspektren von optischen Filtern gemäß dem Ausführungsbeispiel der Erfindung.
10 ist ein Ablaufdiagramm, das ein spektrales Analyseverfahren gemäß dem Ausführungsbeispiel der Erfindung zeigt.
11 zeigt ein Beispiel einer Anzeige von Analysebilddaten gemäß dem Ausführungsbeispiel der Erfindung.
12 zeigt Transmissionsspektren von optischen Filtern gemäß einer Abwandlung des Ausführungsbeispiels der Erfindung.

Beschreibung der Ausführungsbeispiele
Nachstehend ist ein Ausführungsbeispiel der Erfindung unter Bezugnahme auf die Zeichnung beschrieben. Eine Endoskopvorrichtung gemäß einem Ausführungsbeispiel der nachstehend beschriebenen Erfindung ist eine Vorrichtung zur quantitativen Analyse biologischer Informationen eines Gegenstands (beispielsweise einer Merkmalsmenge eines biologischen Gewebes wie etwa der Gesamtmenge an Hämoglobin oder des Sauerstoffsättigungsgrads) auf der Grundlage von Bildern, die unter Verwendung einer Beleuchtung mit verschiedene Wellenlängengebiete aufweisendem Licht aufgenommenen sind, und zur Umwandlung der Analyseergebnisse in ein Bild und zur Anzeige des Bildes. Die spektralen Charakteristika von Blut (d.h., die spektralen Charakteristika von Hämoglobin) weisen eine Eigenschaft einer kontinuierlichen Variation entsprechend der Gesamtmenge an Hämoglobin und des Sauerstoffsättigungsgrads auf, und diese Eigenschaft wird in der quantitativen Analyse der Gesamtmenge an Hämoglobin und des Sauerstoffsättigungsgrads wie nachstehend beschrieben verwendet.
Spektrale Charakteristika biologischen Gewebes und Berechnungsprinzip von biologischen Informationen
Vor einer ausführlichen Beschreibung der Konfiguration der erfindungsgemäßen Endoskopvorrichtung sind nachstehend die spektralen Charakteristika von Hämoglobin und das erfindungsgemäße Berechnungsprinzip einer Merkmalsmenge eines biologischen Gewebes (biologische Informationen) wie etwa der Grad der Sauerstoffsättigung beschrieben. Hämoglobin umfasst oxygeniertes Hämoglobin (mit Sauerstoff angereichertes Hämoglobin, HbO₂) und reduziertes Hämoglobin (Hb), und der Prozentsatz des oxygenierten Hämoglobins wird der Sauerstoffsättigungsgrad genannt. Die spektralen Charakteristika von Hämoglobin variieren gemäß einer Sauerstoffsättigungsgrad.
1 zeigt das Transmissionsspektrum von Hämoglobin. In 1 zeigt die horizontale Achse die Wellenlänge von Licht an, und die vertikale Achse zeigt das Lichttransmissionsvermögen T (%) an. Das Transmissionsspektrum von Hämoglobin variiert gemäß dem Sauerstoffsättigungsgrad. Die durchgezogene Linienwellenform in 1 ist das Transmissionsspektrum für den Fall, dass der Sauerstoffsättigungsgrad 100% ist (d.h., oxygeniertes Hämoglobin HbO₂), und die langgestrichelte Linienwellenform ist das Transmissionsspektrum für den Fall, dass die Sauerstoffsättigung 0% ist (d.h., reduziertes Hämoglobin Hb). Ferner sind die kurzgestrichelten Linien die Transmissionsspektren von Hämoglobin (Mischungen von oxygeniertem Hämoglobin HbO₂ und reduziertem Hämoglobin Hb) bei mittleren Graden einer Sauerstoffsättigung (10, 20, 30, ... 90%).
Insbesondere wird die Absorption (Lichtabsorption) A von Hämoglobin auf der Grundlage des Lichttransmissionsvermögens T unter Verwendung des nachstehenden Ausdrucks 1 berechnet. $A = - logT$
Gemäß 1 umfasst das Transmissionsspektrum von Hämoglobin isosbestische Punkte E1 (424 nm), E2 (452 nm), E3 (502 nm), E4 (528 nm), E5 (546 nm), E6 (570 nm) und E7 (584 nm), bei denen das Lichttransmissionsvermögen (d.h., eine Absorption A) unabhängig von dem Sauerstoffsättigungsgrad konstant ist. In dieser Spezifikation ist das Wellenlängengebiet zwischen den isosbestischen Punkten E1 und E2 als ein Wellenlängengebiet W1 definiert, das Wellenlängengebiet zwischen den isosbestischen Punkten E2 und E3 ist als ein Wellenlängengebiet W2 definiert, das Wellenlängengebiet zwischen den isosbestischen Punkten E3 und E4 ist als ein Wellenlängengebiet W3 definiert, das Wellenlängengebiet zwischen den isosbestischen Punkten E4 und E5 ist als ein Wellenlängengebiet W4 definiert, das Wellenlängengebiet zwischen den isosbestischen Punkten E5 und E6 ist als ein Wellenlängengebiet W5 definiert, und das Wellenlängengebiet zwischen den isosbestischen Punkten E6 und E7 ist als ein Wellenlängengebiet W6 definiert. Des Weiteren ist das Wellenlängengebiet von der Wellenlänge 620 nm bis zu der Wellenlänge 660 nm als ein Wellenlängengebiet WR definiert. Darüber hinaus ist in der nachstehenden Beschreibung in diesem Dokument das Wellenlängengebiet W5 auch als das N-Band (schmales Band) bezeichnet. Darüber hinaus ist das Wellenlängengebiet zwischen den isosbestischen Punkten E4 und E7 auch als das W-Band (weites Band) bezeichnet.
Gemäß 1 vergrößert sich oder verringert sich in den Gebieten zwischen benachbarten isosbestischen Punkten das Lichttransmissionsvermögen T von Hämoglobin linear relativ zu dem Sauerstoffsättigungsgrad. Beispielsweise vergrößern sich Lichttransmissionsvermögen T_W4 und T_W6 von Hämoglobin in den Wellenlängengebieten W4 und W6 linear relativ zu der Konzentration von reduziertem Hämoglobin. Ferner vergrößert sich das Lichttransmissionsvermögen T_W5 von Hämoglobin in dem Wellenlängengebiet W5 linear relativ zu der Konzentration von oxygeniertem Hämoglobin.
Hierbei ist der Sauerstoffsättigungsgrad durch den nachstehenden Ausdruck 2 definiert. $Sat = [{HbO}_{2}] / ([Hb] + [{HbO}_{2}])$
wobei

Sat: Sauerstoffsättigungsgrad
[Hb]: Konzentration von reduziertem Hämoglobin
[HbO₂]: Konzentration von oxygeniertem Hämoglobin
[Hb]+[HbO₂]: Gesamtmenge an Hämoglobin (tHb)

Des Weiteren werden aus dem Ausdruck 2 der Ausdruck 3 und der Ausdruck 4 erlangt, die die Konzentrationen von oxygeniertem Hämoglobin HbO₂ und von reduziertem Hämoglobin Hb ausdrücken. $[{HbO}_{2}] = Sat \times [Hb] + [{HbO}_{2}]$
$[Hb] = (1 - Sat) \times ([Hb] + [{HbO}_{2}])$
Dementsprechend sind die Lichttransmissionsvermögen T_W4 , T_w5 und T_W6 von Hämoglobin charakteristische Mengen, die von sowohl dem Sauerstoffsättigungsgrad als auch der Gesamtmenge an Hämoglobin abhängen.
Weiterhin wurde durch eine von den Patentanmeldern durchgeführte Untersuchung herausgefunden, dass ein integrierter Wert T_W7 des Lichttransmissionsvermögens von Hämoglobin in dem Wellenlängengebiet W7, das aus den Wellenlängengebieten W4, W5 und W6 ausgebildet ist, ein durch die Gesamtmenge an Hämoglobin bestimmter Wert ist, und nicht von dem Sauerstoffsättigungsgrad abhängt.
Dementsprechend kann die Gesamtmenge an Hämoglobin auf der Grundlage des Lichttransmissionsvermögens T_W7 bestimmt werden. Ferner kann der Sauerstoffsättigungsgrad auf der Grundlage der Lichttransmissionsvermögen T_W4 , T_W5 oder T_W6 zusammen mit der Gesamtmenge an Hämoglobin bestimmt werden, die auf der Grundlage des Lichttransmissionsvermögens T_W7 bestimmt ist. Genauer gesagt ist es möglich, einen Indikatorwert zu erlangen, der die Gesamtmenge an Hämoglobin und den Sauerstoffsättigungsgrad ausdrückt. Gemäß 1 ist von den Wellenlängengebieten W4, W5 und W6 die Variationsmenge des Lichttransmissionsvermögens gemäß dem Sauerstoffsättigungsgrad (d.h., die Fläche des Gebiets, das durch die durchgezogene Linienwellenform und die langestrichelte Linienwellenform umgeben ist) in dem Wellenlängengebiet W5 die größte, und das Lichttransmissionsvermögen T_W5 in dem Wellenlängengebiet W5 ist eine charakteristische Menge, die auf den Sauerstoffsättigungsgrad hochgradig empfindlich ist. Bei einem anderen Ausführungsbeispiel, das weiter nachstehend beschrieben ist, wird der Sauerstoffsättigungsgrad unter Verwendung von Licht in dem Wellenlängengebiet W5 (N-Band) bestimmt.
Nachstehend ist der Einfluss einer Streuung auf die spektralen Charakteristika von biologischem Gewebe beschrieben. 2 zeigt spektrale Charakteristika (Reflektionsspektren) in dem sichtbaren Lichtgebiet von biologischem Gewebe, das durch eine Simulationsberechnung erlangt ist, und zeigt den Einfluss einer Lichtstreuung auf die spektralen Charakteristika. In den Graphen in 2 zeigt die horizontale Achse die Wellenlänge (nm) von Licht an, und die vertikale Achse zeigt die Durchgangsrate (%) von Licht an. Die Durchgangsrate von Licht auf der vertikalen Achse entspricht dem Reflektionsvermögen von Licht durch das biologische Gewebe. Es ist bekannt, dass das Reflektionsspektrum von biologischem Gewebe wie etwa einer Verdauungstraktwand nicht nur durch die Absorptionswellenlängencharakteristika der Bestandteile, die das biologische Gewebe ausbilden (insbesondere die Charakteristika eines Absorptionsspektrums von oxygeniertem Hämoglobin und reduziertem Hämoglobin), sondern auch durch die Wellenlängencharakteristika einer Lichtstreuung durch das biologische Gewebe beeinflusst wird. 2(a) zeigt das Reflektionsspektrum für den Fall, dass überhaupt keine Streuung auftritt. 2(c) zeigt das Reflektionsspektrum für den Fall, dass überhaupt keine Absorption durch Hämoglobin auftritt. 2(b) zeigt das Reflektionsspektrum für den Fall, dass der Einfluss einer Streuung durch das biologische Gewebe (eine Abschwächung von Licht durch Streuung) und der Einfluss einer Absorption durch Hämoglobin (eine Schwächung von Licht durch Absorption) ungefähr dieselben sind. Insbesondere zeigt in den 2(a) und 2(b) die durchgezogene Linie das Reflektionsspektrum für den Fall an, dass lediglich oxygeniertes Hämoglobin in dem biologischen Gewebe umfasst ist, und die gestrichelte Linie zeigt das Reflektionsspektrum für den Fall an, dass lediglich reduziertes Hämoglobin in dem biologischen Gewebe umfasst ist.
Gemäß 2 variieren die spektralen Charakteristika des biologischen Gewebes abhängig von dem Ausmaß einer Streuung, und daher können sich auf der Grundlage der spektralen Charakteristika des biologischen Gewebes berechnete biologische Informationen wie etwa der Sauerstoffsättigungsgrad abhängig von dem Ausmaß einer Streuung ebenso in ihrem Wert ändern. Mit anderen Worten, falls die spektralen Charakteristika des biologischen Gewebes (z.B. einen Reflektionsvermögen in dem Wellenlängengebiet W5) unverändert zur Berechnung der biologischen Informationen verwendet werden, wird ein Berechnungsergebnis erlangt, das einen von einer Streuung herrührenden Fehler enthält. Um ein präzises Analyseergebnis zu erlangen, ist es notwendig, den von einer Streuung herrührenden Fehler zu korrigieren.
Verfahren zur Korrektur eines von einer Streuung herrührenden Fehlers umfassen ein Verfahren zum Korrigieren eines Fehlers nach einer Berechnung biologischer Informationen wie etwa dem Sauerstoffsättigungsgrad auf der Grundlage von spektralen Charakteristika von biologischem Gewebe, sowie ein Verfahren zur Erzeugung eines Zwischenparameters, der nicht von einer Streuung abhängt, auf der Grundlage von spektralen Charakteristika biologischen Gewebes (Entfernen des von einer Streuung abhängenden Bestandteils zum Zeitpunkt der Erzeugung des Zwischenparameters), und einem nachfolgenden Berechnen biologischer Informationen auf der Grundlage einer Korrelationsbeziehung zwischen dem Zwischenparameter und den biologischen Informationen. Bei der Erfindung wird das letztere Verfahren verwendet, um biologischen Informationen zu beschaffen, die keinen von einer Streuung herrührenden Fehler enthalten. Um dieses Verfahren umzusetzen, haben die Erfinder der Erfindung eine ausführliche Untersuchung durchgeführt und einen Parameter herausgefunden, der eine hohe Empfindlichkeit auf (hochgradig korreliert ist mit) zu beschaffenden biologischen Informationen (insbesondere der Gesamtmenge an Hämoglobin und dem Sauerstoffsättigungsgrad, die Merkmalsmengen biologischen Gewebes sind), und des Weiteren fast keine Empfindlichkeit auf eine Streuung aufweist.
Die 3, 4 und 5 sind Graphen, die Darstellungen von Simulationsergebnissen von verschiedenen Parametern zeigen, die aus Endoskopbilddaten beschafft werden können. Die horizontale Achse in den Graphen zeigt die Gesamtmenge an Hämoglobin an, und die vertikale Achse zeigt Parameterwerte an.
Die Graphen (3A) und (3B) in 3 sind Graphen, die Simulationsergebnisse für den Parameter „W/(R+W)“ aufzeichnen. Der Parameter „W/(R+W)“ ist das Ergebnis des Bildelementwerts W von G-Bildelementen (mit einem grünen G-Farbfilter bereitgestellte Farbbildelemente), der durch eine unter Verwendung eines Beleuchtungslichts in dem W-Band durchgeführte Beobachtung erlangt ist, geteilt durch die Summe „R+W“ des Bildelementwerts R von R-Bildelementen (mit einem roten R-Farbfilter bereitgestellte Farbbildelemente), der durch eine unter Verwendung eines Beleuchtungslichts in dem WR-Band durchgeführte Beobachtung erlangt ist, und dem Bildelementwert W von G-Bildelementen, der durch eine unter Verwendung eines Beleuchtungslichts in dem W-Band durchgeführte Beobachtung erlangt ist. Wie nachstehend weiter beschrieben ist, ist das Wellenlängengebiet W7 insbesondere in einem Wellenlängengebiet umfasst, in dem G-Bildelemente des Bildsensors eine Empfindlichkeit aufweisen. Ferner ist das Wellenlängengebiet WR in einem Wellenlängengebiet umfasst, in dem die R-Bildelemente des Bildsensors eine Empfindlichkeit aufweisen.
Die Graphen (4A) und (4B) in 4 sind Graphen, die Simulationsergebnisse für den Parameter „N/W“ auftragen. Der Parameter „N/W“ ist das Ergebnis des Bildelementwerts N von G-Bildelementen, der durch eine unter Verwendung von Beleuchtungslicht in dem N-Band durchgeführte Beobachtung erlangt ist, geteilt durch den Bildelementwert W von G-Bildelementen, der durch eine unter Verwendung von Beleuchtungslicht in dem W-Band durchgeführte Beobachtung erlangt ist.
Die Graphen (3A) und (4A) in den 3 und 4 sind Graphen, bei denen der Sauerstoffsättigungsgrad bei 100% festgelegt ist, und der Beitrag einer Streuung (ein Parameter, der die Intensität einer Streuung anzeigt) zwischen 0 und 100 in Einheiten von 10 variiert und in einer überlappenden Weise aufgetragen ist. Auf der Grundlage dieser Graphen (3A) und (4A) ist es möglich, den Grad der Empfindlichkeit des Parameters auf eine Streuung herauszufinden. Die Graphen (3B) und (4B) in den 3 und 4 sind Graphen, bei denen der Beitrag einer Streuung auf 0 eingestellt ist, und der Sauerstoffsättigungsgrad ist zwischen 0 und 100% in Einheiten von 10% variiert und in einer überlappenden Weise aufgetragen ist. Auf der Grundlage dieser Graphen (3B) und (4B) ist es möglich, den Grad der Empfindlichkeit der Parameter auf den Sauerstoffsättigungsgrad herauszufinden.
Gemäß den Graphen (3A) und (3B) weist der Parameter „W/(R+W)“ eine Empfindlichkeit auf die Gesamtmenge an Hämoglobin auf, jedoch fast keine Empfindlichkeit auf eine Streuung oder den Sauerstoffsättigungsgrad. Aus diesem Grund wird auf der Grundlage der quantitativen Beziehungen zwischen der Gesamtmenge an Hämoglobin und dem Parameter „W/(R+W)“ gemäß den Graphen (3A) und (3B) ein Wert für die Gesamtmenge an Hämoglobin erlangt, der genau ist und keine Abhängigkeit von einer Streuung oder dem Sauerstoffsättigungsgrad aufweist.
Des Weiteren weist gemäß den Graphen (4A) und (4B) der Parameter „N/W“ eine hohe Empfindlichkeit auf den Sauerstoffsättigungsgrad, jedoch fast keine Empfindlichkeit auf eine Streuung auf. Falls die Gesamtmenge an Hämoglobin bekannt ist, kann aus diesem Grund der Wert des Sauerstoffsättigungsgrads eindeutig auf der Grundlage des Werts des Parameters „N/W“ gemäß dem Graphen (4B) bestimmt werden. Falls der in dem Graph (4B) aufgetragene Punkt ausgewählt ist, der dem numerischen Wertepaar des Werts der Gesamtmenge an Hämoglobin und dem aus den Bildelementwerten erlangten Wert des Parameters „N/W“ am nächsten kommt, ist der Sauerstoffsättigungsgrad des bei diesem Bildelement erscheinenden Gegenstands erlangt.
Gemäß der vorstehenden Beschreibung ist es möglich, durch Durchführung einer einfachen Berechnung unter Verwendung der Beziehungen gemäß den Graphen (3A) und (3B) und der Beziehung gemäß dem Graphen (4B), genaue Werte für die Gesamtmenge an Hämoglobin und den Sauerstoffsättigungsgrad zu erlangen, die fast keinen von einer Streuung herrührenden Fehler aufweisen.
Insbesondere ist der Parameter zum Erlangen der Gesamtmenge an Hämoglobin nicht auf „W/(R+W)“ beschränkt. Beispielsweise kann der Parameter zum Erlangen der Gesamtmenge an Hämoglobin „W/R“ sein. Die Graphen (5A) und (5B) gemäß 5 sind Graphen, die Simulationsergebnisse für den Parameter „W/R“ auftragen. Der Parameter „W/R“ ist das Ergebnis des Bildelementwerts W von G-Bildelementen, der durch eine unter Verwendung eines Beleuchtungslichts in dem W-Band durchgeführte Beobachtung erlangt ist, geteilt durch den Bildelementwert R von R-Bildelementen, der durch eine unter Verwendung von Beleuchtungslicht in dem WR-Band durchgeführte Beobachtung erlangt ist.
Der Graph (5A) in 5 ist ein Graph, bei dem der Grad der Sauerstoffsättigung auf 100% festgelegt ist, und der Beitrag einer Streuung (Parameter, der die Intensität einer Streuung anzeigt) zwischen 0 und 100 in Einheiten von 10 variiert und in einer überlappenden Art und Weise aufgetragen ist. Auf der Grundlage dieses Graphen (5A) ist es möglich, den Grad der Empfindlichkeit des Parameters „W/R“ auf eine Streuung herauszufinden. Der Graph (5B) in 5 ist ein Graph, bei dem der Anteil einer Streuung auf 0 eingestellt ist, und der Sauerstoffsättigungsgrad zwischen 0 und 100% in Einheiten von 10% variiert und in einer überlappenden Weise aufgetragen ist. Auf der Grundlage dieses Graphen (5B) ist es möglich, den Grad der Empfindlichkeit des Parameters „W/R“ auf den Sauerstoffsättigungsgrad herauszufinden.
Gemäß den Graphen (5A) und (5B) weist der Parameter „W/R“ eine Empfindlichkeit auf die Gesamtmenge an Hämoglobin auf, jedoch weist er fast keine Empfindlichkeit auf eine Streuung oder auf den Sauerstoffsättigungsgrad auf. Aus diesem Grund ist ersichtlich, dass der Wert der Gesamtmenge an Hämoglobin durch den Wert des Parameters „W/R“ eindeutig bestimmt ist.
Ferner kann der Parameter zum Erlangen der Gesamtmenge an Hämoglobin beispielsweise das Ergebnis einer Multiplikation des Bildelements W mit einer Konstanten C wie in dem Beispiel „W/(R+CxW)“ sein. Darüber hinaus kann der Nenner des Parameters zum Erlangen der Gesamtmenge an Hämoglobin „B“ umfassen. „B“ ist der Bildelementwert der B-Bildelemente (Farbbildelemente, die mit dem blauen B-Farbfilter bereitgestellt sind), der durch eine unter Verwendung eines Beleuchtungslichts in dem W2-Band durchgeführte Beobachtung erlangt ist. Aus diesem Grund kann der Parameter zum Erlangen der Gesamtmenge an Hämoglobin beispielsweise als „W/(ClxR+C2xW+C3xB)“ ausgedrückt werden. Hierbei sind C1, C2 und C3 Konstanten. Diese Konstanten C, C1, C2 und C3 sind gemäß den Charakteristika der RGB-Farbfilter, die auf den Farbbildelementen bereitgestellt sind, geeignet eingestellt. Ein Einstellen der Konstanten C, C1, C2 und C3 ermöglicht es, einen Parameter zu erlangen, der eine Empfindlichkeit auf die Gesamtmenge an Hämoglobin aufweist, jedoch fast keine Empfindlichkeit auf eine Streuung und den Sauerstoffsättigungsgrad aufweist.
Des Weiteren kann der Zähler des Parameters zum Erlangen der Gesamtmenge an Hämoglobin „N“ anstelle von „W“ sein. In diesem Fall kann der Parameter zum Erlangen der Gesamtmenge an Hämoglobin beispielsweise als „N/(C1×R+C2×W+C3×B)“ ausgedrückt sein. Die Konstanten C1, C2 und C3 sind gemäß den Charakteristika der RGB-Farbfilter geeignet eingestellt, die auf den Farbbildelementen bereitgestellt sind.
Konfiguration der Endoskopvorrichtung
6 zeigt eine Blockdarstellung einer Endoskopvorrichtung 1 gemäß einem Ausführungsbeispiel der Erfindung. Die Endoskopvorrichtung 1 des vorliegenden Ausführungsbeispiels umfasst ein elektronisches Endoskop 100, eine Verarbeitungseinrichtung 200 und einen Monitor 300. Das elektronische Endoskop 100 und der Monitor 300 sind abnehmbar mit der Verarbeitungseinheit 200 verbunden. Ferner sind eine Lichtquelleneinheit 400 und eine Bildverarbeitungseinheit 500 in die Verarbeitungseinrichtung 200 eingebaut.
Das elektronische Endoskop 100 weist einen Einführschlauch 110 zum Einführen in den Körper des Probanden auf. Das elektronische Endoskop 100 ist intern mit einem Lichtleiter 131 bereitgestellt, der sich fast über dessen gesamte Länge erstreckt. Ein Endabschnitt (distaler Endabschnitt 131a) des Lichtleiters 131 ist in dem distalen Endabschnitt des Einführschlauchs 110 (distaler Endabschnitt 111 des Einführschlauchs) angeordnet, und der andere Endabschnitt (Basisendabschnitt 131b) des Lichtleiters 131 ist mit der Verarbeitungseinrichtung 200 verbunden. Die Verarbeitungseinrichtung 200 umfasst eine Lichtquelleneinheit 400, die eine Lichtquelle 430 oder dergleichen zum Erzeugen eines weißen Lichts WL mit hoher Intensität wie etwa einer Xenonlampe umfasst, und das Beleuchtungslicht IL, das durch die Lichtquelleneinheit 400 erzeugt ist, tritt in den Basisendabschnitt 131b des Lichtleiters 131 ein. Licht, das in den Basisendabschnitt 131b des Lichtleiters 131 eintritt, durchläuft den Lichtleiter 131 und wird zu dessen distalem Endabschnitt 131a geleitet, und wird nachfolgend von dem distalen Endabschnitt 131a emittiert. Eine Lichtverteillinse 132, die gegenüber dem distalen Endabschnitt 131a des Lichtleiters 131 angeordnet ist, ist an dem distalen Endabschnitt 111 des Einführschlauchs des elektronischen Endoskops 100 bereitgestellt. Ein Beleuchtungslicht IL, das von dem distalen Endabschnitt 131a des Lichtleiters 131 emittiert wird, durchläuft die Lichtverteillinse 132 und beleuchtet ein biologisches Gewebe T in der Nähe des distalen Endabschnitts 111 des Einführschlauchs.
Ferner ist der distale Endabschnitt 111 des Einführschlauchs mit einem Objektivoptiksystem 121 und einem Bildsensor 141 bereitgestellt. Ein Teil des Beleuchtungslichts IL, der durch die Oberfläche des biologischen Gewebes T reflektiert oder gestreut wird (zurückkehrendes Licht), dringt in das Objektivoptiksystem 121 ein, wird gesammelt und bildet ein Bild auf der Lichtempfangsoberfläche des Bildsensors 141 aus. Der Bildsensor 141 des vorliegenden Ausführungsbeispiels ist ein CCD-Bildsensor (sog. „Charge Coupled Device“-Bildsensor, Bildsensor einer ladungsgekoppelten Vorrichtungsart) für eine Farbbilderfassung, und umfasst ein Farbfilter 141a auf seiner Lichtempfangsoberfläche. Eine andere Art von Bildsensor wie etwa ein CMOS-Bildsensor (komplementärer Metalloxid-Halbleiter-Bildsensor) kann als der Bildsensor 141 verwendet werden.
Das Farbfilter 141a umfasst eine Anordnung von R-Farbfiltern, die ein rotes Licht passieren lassen, G-Farbfiltern, die ein grünes Licht passieren lassen, und B-Farbfiltern, die ein blaues Licht passieren lassen, und ist ein sogenannter „On-Chip-Filter“ (auf die Sensorfläche aufgebrachtes Filter), das direkt auf dem Lichtempfangsbauelement des Bildsensors 141 ausgebildet ist. 7 zeigt die Transmissionscharakteristika der R-, G- und B-Farbfilter. In 7 zeigt die horizontale Achse die Wellenlänge (nm), und die vertikale Achse zeigt das Transmissionsvermögen (%) an. Die R-Farbfilter des vorliegenden Ausführungsbeispiels sind Filter, die ein Licht mit einer Wellenlänge von länger als ungefähr 570 nm passieren lassen (eine Transmission ermöglichen), die G-Farbfilter sind Filter, die ein Licht mit einer Wellenlänge von ungefähr 470 nm bis 620 nm passieren lassen (eine Transmission ermöglichen), und die B-Farbfilter sind Filter, die ein Licht mit einer Wellenlänger kürzer als ungefähr 530 nm passieren lassen (eine Transmission ermöglichen).
Der Bildsensor 141 wird gesteuert, um mit einer nachstehend beschriebenen Signalverarbeitungsschaltung 550 synchron zu arbeiten und ein Bildsignal mit einer vorbestimmten Einzelbildrate (beispielsweise zu Zeitintervallen von 1/30 Sekunden) ausgibt, das einem auf der Lichtempfangsoberfläche ausgebildeten Gegenstandsbild entspricht. Das Bildsignal, das von dem Bildsensor 141 ausgegeben wird, wird zu der Bildverarbeitungseinrichtung 500 der Verarbeitungsrichtung 200 mittels einer Leitung 142 gesendet.
Die Bildverarbeitungseinheit 500 umfasst eine A/D-Umwandlungsschaltung 510, einen temporären Aufbewahrungsspeicher 520, eine Steuerung 530, einen Videospeicher 540 und eine Signalverarbeitungsschaltung 550. Die A/D-Umwandlungsschaltung 510 führt eine A/D-Umwandlung auf einem Bildsignal durch, das von dem Bildsensor 141 des elektronischen Endoskops 100 mittels der Leitung 142 empfangen ist, und gibt digitale Bilddaten aus. Die digitalen Bilddaten, die von der A/D-Umwandlungsschaltung 510 ausgegeben werden, werden an den temporären Aufbewahrungsspeicher 520 gesandt und darin gespeichert. Diese Digitalbilddaten umfassen R-Digitalbilddaten, die durch die Lichtempfangsbauelemente erlangt sind, auf denen die R-Farbfilter angebracht sind, G-Digitalbilddaten, die durch die Lichtempfangsbauelemente erlangt sind, auf denen die G-Farbfilter angebracht sind, und B-Digitalbilddaten, die durch die Lichtempfangsbauelemente erlangt sind, auf denen die B-Farbfilter angebracht sind.
Die Steuerung 530 verarbeitet eines oder mehrere Teile der Digitalbilddaten, die in dem temporären Aufbewahrungsspeicher 520 gespeichert sind, zur Erzeugung von Bildschirmdaten zur Anzeige auf dem Monitor 300, und sendet die Bildschirmdaten an den Videospeicher 540. Die Signalverarbeitungsschaltung 550 erzeugt ein Videosignal in einem vorbestimmten Format (z.B. ein Format, das mit NTSC-Standards oder DVI-Standards kompatibel ist), auf der Grundlage von Bildschirmdaten, die in dem Videospeicher 540 gespeichert sind, und gibt das Videosignal aus. Das Videosignal, das von der Signalverarbeitungsschaltung 550 ausgegeben wird, wird durch den Monitor 300 empfangen. Infolgedessen wird nachfolgend ein endoskopisches Bild des biologischen Gewebes T oder dergleichen, das durch das elektronische Endoskop 100 aufgenommen ist, auf dem Monitor 300 angezeigt.
In dieser Weise umfasst der Prozessor 200 sowohl eine Funktionalität als eine Videoverarbeitungseinrichtung, die Abbildungssignale verarbeitet, die von dem Bildsensor 141 des elektronischen Endoskops 100 ausgegeben sind, und eine Funktionalität als eine Lichtquellenvorrichtung, die ein Beleuchtungslicht IL an den Lichtleiter 131 des elektronischen Endoskops 100 zuführt, das zur Beleuchtung des biologischen Gewebes T verwendet wird, das der Abbildungsgegenstand ist.
Neben der vorstehend beschriebenen Lichtquelle 430 umfasst die Lichtquelleneinheit 400 ferner eine Sammellinse 440, ein Rotationsfilter 410, eine Filtersteuereinheit 420 und eine Sammellinse 450. Ungefähr paralleles weißes Licht WL, das die Lichtquelle 430 verlässt, wird durch die Sammellinse 440 gesammelt, durchläuft das Rotationsfilter 410, und wird nachfolgend durch die Sammellinse 450 gesammelt, und dringt nachfolgend in den Basisendabschnitt 131b des Lichtleiters 131 ein. Insbesondere kann das Rotationsfilter 410 zwischen einer Anwendungsposition in dem optischen Pfad des weißen Lichts WL und einer zurückgezogenen Position abseits des optischen Pfads durch eine (nicht gezeigte) Bewegungseinrichtung wie etwa eine lineare Führung bewegt werden.
Insbesondere ist die Konfiguration der Lichtquelleneinheit 400 nicht auf die Konfiguration gemäß 6 begrenzt. Beispielsweise kann eine Lampe, die ein konvergentes Licht erzeugt, als die Lichtquelle 430 verwendet werden. In diesem Fall kann beispielsweise eine Konfiguration angewandt werden, bei der weißes Licht WL gesammelt wird, bevor es die Sammellinse 440 erreicht, und nachfolgend wird bewirkt, dass es in die Sammellinse 440 als ein zerstreutes Licht eindringt.
Des Weiteren kann eine Konfiguration angewandt werden, bei der die Sammellinse 440 nicht verwendet wird, und es kann bewirkt werden, dass durch die Lichtquelle 430 erzeugte ungefähr paralleles Licht direkt in das Rotationsfilter 410 eindringt.
Ferner kann in dem Fall einer Verwendung einer Leuchte, die konvergentes Licht erzeugt, eine Konfiguration angewandt werden, bei der eine Kollimatorlinse anstelle einer Sammellinse 440 verwendet wird, um zu bewirken, dass weißes Licht WL in einem ungefähr parallelen Zustand in das Rotationsfilter 410 eindringt. Beispielsweise kann bei Verwendung eines optischen Filters einer Interferenzart wie etwa einem dielektrischen Multilagenfilter als dem Rotationsfilter 410 der Einfallswinkel des weißen Lichts WL auf das optische Filter gleichmäßig dadurch gestaltet werden, dass ungefähr paralleles weißes Licht WL in das Rotationsfilter 410 eindringt, wodurch bevorzugtere Filtercharakteristika zu erlangt werden können.
Weiterhin kann als die Lichtquelle 430 eine Leuchte angewendet werden, die in divergentes Licht erzeugt. Auch in diesem Fall kann eine Konfiguration angewendet werden, bei der eine Kollimatorlinse anstelle der Sammellinse 440 verwendet wird, um zu bewirken, dass paralleles weißes Licht WL in das Rotationsfilter 410 eindringt.
Das Rotationsfilter 410 ist eine scheibenartige optische Einheit, die viele optische Filter umfasst, und ist derart eingerichtet, dass das Durchgangswellenlängengebiet gemäß dem Rotationswinkel umgeschaltet wird. Der Rotationswinkel des Rotationsfilters 410 wird durch die Filtersteuereinheit 420 gesteuert, die mit der Steuerung 530 verbunden ist. Die Steuerung 530 steuert den Rotationswinkel des Rotationsfilters 410 mittels der Filtersteuereinheit 420, und schaltet somit das Spektrum des Beleuchtungslichts IL um, das das Rotationsfilter 410 durchläuft und an den Lichtleiter 131 zugeführt wird.
8 zeigt eine Außenansicht (Vorderansicht) des Rotationsfilters 410. Das Rotationsfilter 410 umfasst einen ungefähr scheibenartigen Rahmen 411 und zwei fächerförmige optische Filter 415 und 416. Zwei fächerförmige Fenster 414a und 414b sind mit gleichen Spalten dazwischen um die Mittelachse des Rahmens 411 herum ausgebildet, und die optischen Filter 415 und 416 sind jeweils in die Fenster 414a und 414b eingepasst. Die Winkelbereiche der optischen Filter 415 und 416 um die Mittelachse des Rahmens 411 herum sind ungefähr 180°. Insbesondere sind die optischen Filter des vorliegenden Ausführungsbeispiels sowohl dielektrische Multilagenfilter, jedoch kann auch eine andere Art von optischem Filtern (beispielsweise ein optisches Absorptionsfilter oder ein Etalon-Filter, das eine dielektrische Multilagenschicht als eine Reflektionsschicht verwendet) verwendet werden.
Weiterhin ist ein Nabenloch 412 auf der Mittelachse des Rahmens 411 ausgebildet. Eine (nicht gezeigte) Ausgabewelle eines Servomotors der Filtersteuereinheit 420 wird in das Nabenloch 412 eingeführt und daran angebracht, und das Rotationsfilter 410 dreht sich zusammen mit der Ausgabewelle des Servomotors.
Obwohl in 8 der Zustand gezeigt ist, in dem weißes Licht WL in das optische Filter 415 eindringt, schaltet das optische Filter, in das das weiße Licht WL eindringt, zwischen den optischen Filtern 415 und 416 um, falls das Rotationsfilter 410 in der durch den Pfeil angezeigten Richtung rotiert, und somit wird das Spektrum des Beleuchtungslichts, das das Rotationsfilter 410 durchläuft, aufeinanderfolgend umgeschaltet. Hierbei wird das Beleuchtungslicht IL, das das optische Filter 415 durchläuft, auch ein erstes spezielles Licht genannt, und das Beleuchtungslicht IL, das das optische Filter 416 durchläuft, wird ebenfalls ein zweites spezielles Licht genannt.
Die 9(a) und 9(b) zeigen jeweils die Transmissionsspektren der optischen Filter 415 und 416. In den 9(a) und 9(b) zeigt die horizontale Achse die Wellenlänge (nm) an, und die vertikale Achse zeigt das Transmissionsvermögen (%) an.
Das optische Filter 415 weist ein derartiges Transmissionsvermögen auf, dass es Licht in dem Wellenlängengebiet W2, dem Wellenlängengebiet W7 (W-Band) und dem Wellenlängengebiet WR gemäß 1 mit geringem Verlust passieren lässt (eine Transmission ermöglicht). Insbesondere weist das optische Filter 415 eine Transmissionscharakteristik derart auf, dass es ein Hindurchtreten von Licht in einem Wellenlängengebiet mit Wellenlängen von kleiner als 502 nm, einem Wellenlängengebiet von Wellenlängen größer oder gleich 528 nm und kleiner als 584 nm und einem Wellenlängengebiet mit Wellenlängen größer oder gleich 620 nm ermöglicht. Weiterhin blockiert das optische Filter 415 Licht in einem Wellenlängengebiet mit Wellenlängen größer oder gleich 502 nm und kleiner als 528 nm, und ein Wellenlängengebiet mit Wellenlängen größer oder gleich 584 nm und kleiner als 620 nm. Insbesondere ist es in dem Wellenlängengebiet mit Wellenlängen von kleiner als 502 nm ausreichend, dass das optische Filter 415 die Transmission von Licht in dem Wellenlängengebiet W2 ermöglicht, und es gibt keine besonderen Begrenzungen für die untere Grenze des Wellenlängengebiets von Licht, das das optische Filter 415 durchläuft. Ferner ist es in dem Wellenlängengebiet mit Wellenlängen größer oder gleich 620 nm ausreichend, dass das optische Filter die Transmission von Licht in dem Wellenlängengebiet WR ermöglicht, und es gibt keine besonderen Begrenzungen für die obere Grenze des Wellenlängengebiets von Licht, das das optische Filter 415 durchläuft.
Das optische Filter 416 weist eine Transmissionscharakteristik derart auf, dass es Licht in dem Wellenlängengebiet W5 (N-Band) gemäß 1 mit geringem Verluste passieren lässt (eine Transmission ermöglicht). Insbesondere weist das optische Filter 416 eine Transmissionscharakteristik derart auf, dass es das Hindurchtreten von Licht in einem Wellenlängengebiet mit Wellenlängen größer oder gleich 546 nm und kleiner als 570 nm ermöglicht. des Weiteren blockiert das optische Filter 415 Licht in Wellenlängengebieten außerhalb des Wellenlängengebiets W5.
Darüber hinaus sind das Wellenlängengebiet W2, das Wellenlängengebiet W7 (W-Band) und das Wellenlängengebiet WR, die die Durchgangswellenlängengebiete des optischen Filters 415 sind, in dem Durchgangswellenlängengebiet des B-Farbfilters, des G-Farbfilters und des R-Farbfilters des Farbfilters 141a (7) umfasst. Dementsprechend werden B-Digitalbilddaten, G-Digitalbilddaten und R-Digitalbilddaten aus Bestandteilen in dem Wellenlängengebiet W2, dem Wellenlängengebiet W7 und dem Wellenlängengebiet WR in dem durch das erste spezielle Licht ausgebildeten Gegenstandsbild erlangt, das das optische Filter 415 durchlaufen hat.
Ferner ist das Wellenlängengebiet W5 (N-Band), das das Durchgangswellenlängengebiet des optischen Filters 416 ist, in dem Durchtrittwellenlängengebiet des G-Farbfilters des Farbfilters 141a umfasst (7). Dementsprechend werden G-Digitalbilddaten aus dem Gegenstandsbild erlangt, das durch das zweite spezielle Licht ausgebildet ist, das das optische Filter 416 durchlaufen hat.
Des Weiteren ist ein Lichtabschwächungsfilter (ND-Filter) 419 über dem optischen Filter 415 in dem Fenster 414a angebracht. Das Lichtabschwächungsfilter 419 weist über den gesamten sichtbaren Lichtbereich keine Wellenlängenabhängigkeit auf, und verringert lediglich die Lichtmenge ohne das Spektrum des Beleuchtungslichts IL zu ändern. Durch Verwendung des Lichtabschwächungsfilters 419 wird die Menge des Beleuchtungslichts IL, das das optische Filter 415 und das Lichtabschwächungsfilter 419 durchlaufen hat, auf ungefähr dieselbe Menge wie die Menge des Beleuchtungslichts IL eingestellt, das das optische Filter 416 durchlaufen hat. Unabhängig davon, ob das Beleuchtungslicht IL verwendet wird, das durch das optische Filter 415 oder das optische Filter 416 hindurchgetreten ist, ist es dementsprechend möglich, ein Bild mit derselben Belichtungszeit und geeigneter Belichtung aufzunehmen.
Bei dem vorliegenden Ausführungsbeispiel wird ein feines Metallgitter als das Lichtabschwächungsfilter 419 verwendet. Neben einem Metallgitter kann eine andere Art von Lichtabschwächungsfilter wie etwa einer Schlitz-Art oder einer Halbspiegel-Art verwendet werden. Ferner ist eine Konfiguration möglich, bei der kein Lichtabschwächungsfilter verwendet wird, und die Transmissionsvermögen der optischen Filter 415 und 416 sind selbst eingestellt. Darüber hinaus ist eine Konfiguration möglich, bei der ein Lichtabschwächungsfilter nicht verwendet wird, und die Belichtungszeit wird für jedes verwendete optische Filter eingestellt.
Ein Durchgangsloch 413 ist in dem Umgebungsrandbereich des Rahmens 411 ausgebildet. Ein Durchgangsloch 413 ist an derselben Position (Phase) wie der Grenzabschnitt zwischen dem Fenster 414a und dem Fenster 414b in der Rotationsrichtung des Rahmens 411 ausgebildet. Ein Fotounterbrecher 422 zum Erfassen des Durchgangslochs 413 ist in der Umgebung des Rahmens 411 angeordnet, sodass er einen Abschnitt des Umgebungsrandabschnitts des Rahmens 411 umgibt. Der Fotounterbrecher 422 ist mit der Filtersteuereinheit 420 verbunden.
Die Endoskopvorrichtung 1 des vorliegenden Ausführungsbeispiels weist zwei Betriebsarten auf, und zwar eine normale Beobachtungsbetriebsart und eine spektrale Analysebetriebsart. In der normalen Beobachtungsbetriebsart wird das Rotationsfilter 410 auf eine zurückgezogene Position bewegt. Aus diesem Grund beleuchtet das weiße Licht WL, das von der Lichtquelle 430 ausgesandt wird, das biologische Gewebe ohne eine Begrenzung des Wellenlängenbands durch die optischen Filter 415 und 416. Nachfolgend führt die Bildverarbeitungseinheit 500 eine vorbestimmte Bildverarbeitung wie etwa eine Demosaikverarbeitung auf durch den Bildsensor 141 erlangten Digitalbilddaten durch, wandelt die verarbeiteten Digitalbilddaten in ein Videosignal um, und zeigt das Videosignal auf dem Bildschirm des Monitors 300 an. Dementsprechend kann ein Farbaufnahmebild des biologischen Gewebes unter Verwendung weißen Beleuchtungslichts aufgenommen werden. Insbesondere kann in der normalen Beobachtungsbetriebsart ein (nicht gezeigtes) Filter zur Entfernung eines Bestandteils außerhalb des sichtbaren Lichtbereichs wie etwa eines Bestandteils in dem infraroten Bereich oder dem ultravioletten Bereich verwendet werden, bevor das weiße Licht WL auf das biologische Gewebe emittiert (ausgesandt) wird.
In der spektralen Analysebetriebsart wird das Rotationsfilter 410 in eine Anwendungsposition bewegt. Die Steuerung 530 steuert die Filtersteuereinheit 420 derart, dass das Rotationsfilter 410 mit einer konstanten Rotationsfrequenz drehend angetrieben wird, und nimmt nacheinander Bilder des biologischen Gewebes T auf, die mit dem ersten speziellen Licht und dem zweiten speziellen Licht beleuchtet sind, das jeweils die optischen Filter 415 und 416 durchlaufen hat. Auf der Grundlage von Digitalbilddaten, die unter Verwendung des ersten speziellen Lichts und des zweiten speziellen Lichts aufgenommen sind, erzeugt die Bildverarbeitungseinheit 500 Farbbilddaten des biologischen Gewebes und Analysebilddaten, die die Verteilung einer biologischen Substanz in dem biologischen Gewebe zeigen. Nachfolgend erzeugt die Bildverarbeitungseinheit 500 Bildschirmdaten, die das Farbbild und das Analysebild nebeneinander auf der Grundlage der Farbbilddaten und der Analysebilddaten umfassen, wandelt die erzeugten Bilddaten in ein Videosignal um, und zeigt das Videosignal auf dem Monitor 300 an.
In der spektroskopischen Analysebetriebsart erfasst die Filtersteuereinheit 420 die Rotationsphase des Rotationsfilters 410 auf der Grundlage eines Zeitablaufs der Erfassung des Durchgangslochs 413 durch den Fotounterbrecher 422, vergleicht die erfasste Phase mit der Phase eines Zeitablaufsignals, das durch die Steuerung 530 zugeführt wird, und stellt die Phase der Rotation des Rotationsfilters 410 ein. Das Zeitablaufsignal von der Steuerung 530 wird mit dem Antriebssignal des Bildsensors 141 synchronisiert. Dementsprechend wird das Rotationsfilter 410 angetrieben, um mit einer im Wesentlichen konstanten Rotationsfrequenz synchron mit dem Antrieb des Bildsensors 141 zu rotieren. Insbesondere wird die Rotation des Rotationsfilters 410 derart kontrolliert, dass das optische Filter, in das weißes Licht WL eindringt, zwischen dem optischen Filter 415 und dem optischen Filter 416 jedes Mal umgeschaltet wird, wenn ein Bild durch den Bildsensor 141 aufgenommen ist (d.h., jedes Einzelbild).
Nachstehend ist eine spektrale Analyseverarbeitung beschrieben, die in der spektralen Analysebetriebsart ausgeführt wird. 10 zeigt ein Ablaufdiagramm, das ein Vorgehen der spektralen Analyseverarbeitung zeigt.
In einem Verarbeitungsschritt S1 werden Bilder des biologischen Gewebes unter Verwendung des Beleuchtungslichts IL (erstes spezielles Licht und zweites spezielles Licht) aufgenommen, das die optischen Filter 415 und 416 durchlaufen hat. Insbesondere werden unter Verwendung des ersten speziellen Lichts, das das optische Filter 415 durchlaufen hat, R-Digitalbilddaten R(x,y), G-Digitalbilddaten W(x,y), und B-Digitalbilddaten B(x,y) in dem internen Speicher 532 der Steuerung 530 gespeichert. Des Weiteren werden unter Verwendung des zweiten speziellen Lichts, das das optische Filter 416 durchlaufen hat, G-Digitalbilddaten N(x,y) in dem internen Speicher 532 gespeichert.
In einem Verarbeitungsschritt S2 werden Farbaufnahmebilddaten für das biologische Gewebe erzeugt. Die Farbaufnahmebilddaten werden unter Verwendung der R-Digitalbilddaten R(x,y), der G-Digitalbilddaten W(x,y) und der B-Digitalbilddaten B(x,y) erzeugt. Die Teile der Bilddaten R(x,y), W(x,y) und B(x,y) drücken jeweils die roten, grünen und blauen Bestandteile des Gegenstandbildes aus. Aus diesem Grund können Vollfarbaufnahmebilddaten für das biologische Gewebe unter Verwendung dieser Teile von Bilddaten R(x,y), W(x,y) und B(x,y) erzeugt werden. Insbesondere können die Farbaufnahmebilddaten unter Verwendung von G-Digitalbilddaten N(x,y) anstelle der G-Digitalbilddaten W(x,y) erzeugt werden, die die grüne Komponente des Gegenstandsbildes ausdrücken.
In einem Verarbeitungsschritt S3 wird eine Bildelementauswahlverarbeitung unter Verwendung der R-Digitalbilddaten R(x,y), der G-Digitalbilddaten G(x,y) und der B-Digitalbilddaten B(x,y), die in Verarbeitungsschritt S1 beschafft sind, zur Auswahl von Bildelementen durchgeführt, die einer nachfolgenden Analyseverarbeitung (Verarbeitungsschritte S4 bis S6) unterzogen werden.
Bei dem biologischen Gewebe, das der Gegenstand ist, wird an Orten in den Bilddaten, bei denen kein Blut umfasst ist, oder an Orten, an denen die biologische Gewebefarbe hauptsächlich durch eine andere Substanz als Hämoglobin beeinflusst ist, kein aussagekräftiger Wert erlangt, auch falls der Sauerstoffsättigungsgrad oder ein Blutfluss auf der Grundlage von aus den Bilddaten erlangten Farbinformationen berechnet ist, sondern ist eher einfach Rauschen. Falls ein solch erlangtes Rauschen einem Arzt präsentiert wird, wird dies nicht nur ein Hindernis für eine geeignete Diagnose darstellen, sondern weist des Weiteren einen schädlichen Effekt auf, der eine unnötige Bürde auf die Bildverarbeitungseinheit 500 legt und die Verarbeitungsgeschwindigkeit reduziert. Hinsichtlich dessen ist die Analyseverarbeitung des vorliegenden Ausführungsbeispiels derart eingerichtet, das Bildelemente, die für eine Analyseverarbeitung geeignet sind (d.h., Bildelemente, die spektroskopische Merkmale von Blut aufzeichnen) ausgewählt werden, und eine Analyseverarbeitung nur auf der Grundlage der ausgewählten Bildelemente durchgeführt wird.
In einer Bildelementauswahlverarbeitung S3 werden lediglich Bildelemente, die alle der Bedingungen der nachstehenden Ausdrücke 5, 6 und 7 erfüllen, als Zielbildelemente für eine Analyseverarbeitung ausgewählt. $B (x,y) /G (x,y) > a 1$
$R (x,y) /G (x,y) > a2$
$R (x,y) /B (x,y) > a3$
Hierbei sind a1, a2 und a3 positive Konstanten.
Die vorstehenden drei Bedingungsausdrücke werden aufgrund der Größenbeziehung [G-Bestandteilswert < B-Bestandteilswert < R-Bestandteilswert] in dem Transmissionsspektrum von Blut eingestellt. Insbesondere kann die Bildelementauswahlverarbeitung S3 unter Verwendung nur eines oder zwei der vorstehenden drei Bedingungsausdrücke durchgeführt werden (beispielsweise lediglich unter Verwendung von Ausdruck 6 und/oder Ausdruck 7, bei einer Fokussierung auf die für Blut spezifischen Farbe Rot).
In einem Verarbeitungsschritt S4 wird eine Verarbeitung zum Beschaffen der gesamten Hämoglobinmenge des biologischen Gewebes durchgeführt. Der interne Speicher 532 der Steuerung 530 enthält eine numerische Wertetabelle T1 (oder eine Funktion), die die quantitative Beziehung zwischen der Gesamtmenge an Hämoglobin tHb und dem Parameter W/(R+W) gemäß den Graphen (3A) und (3B) in 3 ausdrückt. In einem Verarbeitungsschritt S4 wird diese numerische Wertetabelle T1 zur Beschaffung des Werts der Gesamtmenge an Hämoglobin tHb auf der Grundlage der G-Digitalbilddaten W(x,y) und der R-Digitalbilddaten R(x,y) verwendet, die in dem Verarbeitungsschritt S1 beschafft sind.
Insbesondere wird zunächst der Parameter W/(R+W)(x,y) für jedes Bildelement (x,y) unter Verwendung des Ausdrucks 8 berechnet. $W/ (R + W) (x,y) = W (x,y) / (R (x,y) + W (x,y))$
Nachfolgend wird die numerische Wertetabelle T1 referenziert, um den Wert der Gesamtmenge an Hämoglobin tHb(x,y) auszulesen und zu beschaffen, der dem in Ausdruck 8 berechneten Wert des Parameters W/(R+G)(x,y) entspricht.
Die quantitative Beziehung in der numerischen Wertetabelle T1 (und der nachstehend beschriebenen numerischen Wertetabelle T2), die in dem internen Speicher 532 enthalten ist, wird vorab durch eine theoretische Berechnung oder Experimentieren erlangt. Obwohl eine vollständige Eins-zu-Eins-Beziehung für den Wert der Gesamtmenge an Hämoglobin tHb nicht vorliegt, und der Wert des Parameters W/(R+W) in den Graphen (3A) und (3B) nicht vorliegt, ist insbesondere eine repräsentative Eins-zu-Eins-Größenbeziehung (z.B. ein Mittelwert oder ein Durchschnittswert) in der numerischen Wertetabelle T1 für die Gesamtmenge an Hämoglobin tHb und dem Parameter W/(R+W) enthalten. Aus diesem Grund kann die Gesamtmenge an Hämoglobin tHb eindeutig auf der Grundlage des Werts des Parameters W/(R+W) unter Verwendung der numerischen Wertetabelle T1 bestimmt werden.
Insbesondere ist wie in dem Abschnitt „Spektrale Charakteristika des biologischen Gewebes und Berechnungsprinzip biologischer Informationen“ vorstehend beschrieben bei dem vorliegenden Ausführungsbeispiel der Parameter zur Bestimmung der Gesamtmenge an Hämoglobin tHb nicht auf W/(R+W) begrenzt. Beispielsweise kann W/(C1×R+C2×W+C3×B) als der Parameter zur Bestimmung der Gesamtmenge an Hämoglobin tHb verwendet werden.
In einem Verarbeitungsschritt S5 wird eine Verarbeitung zur Beschaffung des Sauerstoffsättigungsgrads des biologischen Gewebes durchgeführt. Der interne Speicher 532 der Steuerung 530 enthält eine numerische Wertetabelle T2 (oder eine Funktion), die die Größenbeziehung zwischen der Gesamtmenge an Hämoglobin tHb, dem Parameter N/W und dem Sauerstoffsättigungsgrad Sat gemäß dem Graphen (4B) in 4 ausdrückt. Drei numerische Werte (genannt ein „Numerischer Wertesatz“) und zwar die Gesamtmenge an Hämoglobin tHb, der Parameter N/W und der Sauerstoffsättigungsgrad Sat sind in Zusammenhang miteinander in der numerischen Wertetabelle T2 eingetragen. In einem Verarbeitungsschritt S5 wird diese numerische Wertetabelle T2 zur Beschaffung des Werts des Sauerstoffsättigungsgrads Sat (x,y) für jedes Bildelement auf der Grundlage der in Verarbeitungsschritt S1 beschafften G-Digitalbilddaten W(x,y) und N(x,y) und des in Verarbeitungsschritt S4 beschafften Wertes der Gesamtmenge an Hämoglobin tHb(x,y) beschafft.
Insbesondere wird zunächst der Parameter N/W(x,y) für jedes Bildelement (x,y) unter Verwendung von Ausdruck 9 berechnet. $N/W (x,y) = N (x,y) /W (x,y)$
Als Nächstes wird für jedes Bildelement (x,y) die numerische Wertetabelle T2 zum Extrahieren des numerischen Wertesatzes, der am nächsten zu dem Wert der in Verarbeitungsschritt S4 beschafften Gesamtmenge an Hämoglobin tHb(x,y) ist, und dem unter Verwendung von Ausdruck 8 berechneten Wert des Parameters N/W(x,y) referenziert, und nachfolgend wird der Wert des Sauerstoffsättigungsgrads Sat in dem extrahierten numerischen Wertesatz ausgelesen und als der Wert des Sauerstoffsättigungsgrads Sat(x,y) bei diesem Bildelement (x,y) beschafft.
In einem Verarbeitungsschritt S6 wird eine Verarbeitung zur Erzeugung von Analysebilddaten durchgeführt. Der interne Speicher 532 der Steuerung 530 speichert eine numerische Wertetabelle (oder eine Funktion), die die Beziehung zwischen dem Grad des Sauerstoffsättigung Sat(x,y) und Anzeigefarben (Bildelementwerten) ausdrückt. Die Steuerung 530 referenziert nachfolgend diese numerische Wertetabelle (oder Funktion), und erzeugt Bilddaten biologischer Informationen unter Verwendung von Bildelementwerten, die die Anzeigefarben angeben, die den in Verarbeitungsschritt S5 beschafften Sauerstoffsättigungsgrad Sat(x,y) angeben. Analysebilddaten, die eine Verteilung eines Sauerstoffsättigungsgrads ausdrücken, sind somit erzeugt.
11 zeigt ein Bespiel einer Anzeige von Analysebilddaten, die durch die Steuerung 530 erzeugt sind. 11(a) ist ein Beispiel der Anzeige von Analysebilddaten (zweidimensionale Anzeige), die die durch den vorstehend beschriebenen Verarbeitungsschritt S6 erzeugte Verteilung eines Sauerstoffsättigungsgrads zeigt. Ferner ist 11(b) ein Beispiel der in einem dreidimensionalen Graphikformat erzeugten Anzeige von Analysedaten (dreidimensionale Anzeige), bei dem der Sauerstoffsättigungsgrad die vertikale Achse ist. Insbesondere zeigt 11 die Beobachtung einer rechten Hand in einem Zustand, bei dem ein elastisches Band die Umgebung des proximalen Interphalangealgelenks des Mittelfingers verengt. Auf der distalen Seite des verengten Gebiets des rechten Mittelfingers ist der Blutfluss durch die Verengung gehemmt, und daher ist es ersichtlich, dass der Sauerstoffsättigungsgrad gering ist.
Die Steuerung 530 verwendet nachfolgend die Farbaufnahmebilddaten, die in Verarbeitungsschritt S2 erzeugt sind, und die Analysebilddaten, die in Verarbeitungsschritt S6 erzeugt sind, um Bildschirmdaten zu erzeugen, bei denen das Farbaufnahmebild und das Analysebild nebeneinander auf einem Bildschirm angezeigt sind, und speichert die Bildschirmdaten in dem Videospeicher 540. Insbesondere kann die Steuerung 530 in Übereinstimmung mit einer Benutzerbetätigung verschiedene Arten von Anzeigebildschirmen wie etwa einen lediglich das Analysebild anzeigenden Anzeigeschirm, einen lediglich das Farbaufnahmebild anzeigenden Anzeigeschirm oder einen Anzeigeschirm erzeugen, der zusätzliche Informationen wie etwa Patienten-ID-Informationen und Beobachtungsbedingungen in einer Überlagerungsart auf dem Analysebild und/oder auf dem Farbaufnahmebild anzeigt.
Bösartiges Tumorgewebe weist eine höhere Gesamtmenge an Hämoglobin als normales Gewebe aufgrund einer Gefäßneubildung auf, und zeigt des Weiteren einen bemerkenswerten Sauerstoffstoffwechsel, und daher ist es bekannt, dass der Sauerstoffsättigungsgrad geringer als der von normalem Gewebe ist. Hinsichtlich dessen kann die Steuerung 530 eine Verarbeitung zur Extraktion der Bildelemente durchführen, für die die in Verarbeitungsschritt S4 beschaffte Gesamtmenge an Hämoglobin größer als ein vorbestimmter Bezugswert ist (erster Bezugswert) und für die der in Verarbeitungsschritt S5 beschaffte Sauerstoffsättigungsgrad kleiner als ein vorbestimmter Bezugswert ist (zweiter Bezugswert), eine Verstärkungsanzeigeverarbeitung auf entsprechenden Bildelementen von normalen Beobachtungsbilddaten beispielsweise zur Erzeugung von hervorgehobenen Bilddaten eines Verletzungsortes durchzuführen, und das hervorgehobene Bild des Verletzungsortes auf dem Monitor 300 zusammen mit dem normalen Beobachtungsbild und/oder dem Verteilungsbild des Sauerstoffsättigungsgrads (oder alleine) anzuzeigen.
Beispiele der Hervorhebungsbildverarbeitung umfassen eine Verarbeitung zur Vergrößerung der Bildelementwerte der entsprechenden Bildelemente, eine Verarbeitung zum Ändern des Farbtones (beispielsweise eine Verarbeitung zur Erhöhung der Rotfärbung durch eine Erhöhung der R-Komponente, oder eine Verarbeitung zum Rotieren des Farbtons um einen vorbestimmten Winkel), und eine Verarbeitung zum Aufblitzen entsprechender Bildelemente (oder einem periodischen Ändern des Farbtons).
Weiterhin ist eine Konfiguration möglich, bei der anstelle eines Erzeugens von hervorgehobenen Bilddaten eines Verletzungsortes die Steuerung 530 einen Indikator Z(x,y) berechnet, der den Verdachtsgrad für einen bösartigen Tumor auf der Grundlage der Abweichung des Sauerstoffsättigungsgrads Sat(x,y) von einem Durchschnittswert und der Abweichung der Gesamtmenge an Hämoglobin tHb(x,y) von einem Durchschnittswert anzeigt, und Bilddaten erzeugt, bei denen die Bildelementwerte der Indikator Z sind (Bösartigkeitsverdachtsbilddaten).
Des Weiteren kann in Verarbeitungsschritt S6 die Steuerung 530 Analysebilddaten erzeugen, die eine Verteilung einer Gesamtmenge an Hämoglobin zeigen. Abwechselnd kann die Steuerung 530 sowohl Analysebilddaten erzeugen, die eine Verteilung einer Gesamtmenge an Hämoglobin zeigen, als auch Analysebilddaten erzeugen, die eine Verteilung eines Sauerstoffsättigungsgrads zeigen.
In dieser Weise ist es gemäß dem vorliegenden Ausführungsbeispiel durch eine Einstellung der Betriebsart der Endoskopvorrichtung 1 auf die spektrale Analysebetriebsart möglich, die Gesamtmenge an Hämoglobin und den Sauerstoffsättigungsgrad eines biologischen Gewebes zu erlangen, während ein durch eine Streuung verursachter Fehler unterdrückt wird.
Ferner ist es gemäß dem vorliegenden Ausführungsbeispiel in der spektralen Analysebetriebsart möglich, ein Farbaufnahmebild des biologischen Gewebes zur derselben Zeit zu erlangen, zu der biologische Informationen wie etwa die Gesamtmenge an Hämoglobin und der Sauerstoffsättigungsgrad erlangt sind.
Außerdem verringert sich bei der in Patentdokument 1 offenbarten Endoskopvorrichtung in dem Fall einer Berechnung eines die Gesamtmenge an Hämoglobin anzeigenden Indikators und eines den Sauerstoffsättigungsgrad anzeigenden Indikators die Einzelbildrate des Farbaufnahmebildes auf 1/4. Im Gegensatz dazu wird bei dem vorliegenden Ausführungsbeispiel bei Einstellung der Betriebsart der Endoskopvorrichtung 1 auf die spektrale Analysebetriebsart, das optische Filter 415 und das optische Filter 416 abwechselnd in den Lichtpfad des weißen Lichts WL eingefügt. Dementsprechend werden Bilder des biologischen Gewebes abwechselnd unter Verwendung des ersten speziellen Lichts und des zweiten speziellen Lichts aufgenommen. Aus diesem Grund ist die Einzelbildrate der in der spektralen Analysebetriebsart erlangten Farbaufnahmebilder des biologischen Gewebes die Hälfte der Einzelbildrate der Farbaufnahmebilder in der normalen Beobachtungsbetriebsart. Dementsprechend ist es gemäß dem vorliegenden Ausführungsbeispiel möglich, biologische Informationen zu erlangen, während eine Verringerung der Einzelbildrate im Vergleich zu dem Patentdokument 1 unterdrückt wird.
Obwohl ein erfindungsgemäßes Ausführungsbeispiel und eine bestimmte Arbeitsweise des Ausführungsbeispiels vorstehend beschrieben sind, ist die vorliegende Erfindung nicht auf die vorstehenden Konfigurationen begrenzt, und verschiedene Abwandlungen können innerhalb des Umfangs der technischen Idee der Erfindung angewandt werden.
Des Weiteren sind die Transmissionsspektren der optischen Filter 415 und 416 in dem vorliegenden Ausführungsbeispiel nicht auf die Spektren gemäß 9 begrenzt.
Die 12(a) und 12(b) zeigen jeweils die Transmissionsspektren eines optischen Filters 415A und eines optischen Filters 416A in einer Variante des vorliegenden Ausführungsbeispiels. Das optische Filter 415A und das optische Filter 416A werden jeweils anstelle des optischen Filters 415 und des optischen Filters 416 verwendet. In den 12(a) und 12(b) zeigt die horizontale Achse die Wellenlänge (nm) an, und die vertikale Achse zeigt das Transmissionsvermögen (%) an.
Das optische Filter 415A weist eine derartige Transmissionscharakteristik auf, dass es Licht in dem Wellenlängengebiet W1, dem Wellenlängengebiet W2 und dem Wellenlängengebiet W7 (W-Band), sowie Licht mit größeren Wellenlängen als jenen des Wellenlängengebiets WR gemäß 1 mit geringem Verlust passieren lässt (eine Transmission ermöglicht). Insbesondere weist das optische Filter 415A eine derartige Transmissionscharakteristik auf, dass es ein Hindurchtreten von Licht in einem Wellenlängengebiet mit kleineren Wellenlängen als 502 nm, einem Wellenlängengebiet mit Wellenlängen größer oder gleich 528 nm und kleiner als 584 nm, sowie einem Wellenlängengebiet mit Wellenlängen größer oder gleich 660 nm erlaubt. Ferner blockiert das optische Filter 415A Licht in einem Wellenlängengebiet mit Wellenlängen größer oder gleich 502 nm und kleiner als 528 nm und einem Wellenlängengebiet mit Wellenlängen größer oder gleich 584 nm und kleiner als 660 nm.
Das optische Filter 416A weist eine Transmissionscharakteristik derart auf, dass es Licht in dem Wellenlängengebiet W2, dem Wellenlängengebiet W5 (N-Band) und dem Wellenlängengebiet WR gemäß 1 mit geringem Verlust passieren lässt (eine Transmission ermöglicht). Insbesondere weist das optische Filter 416A eine Transmissionscharakteristik derart auf, dass es das Hindurchtreten von Licht in einem Wellenlängengebiet mit Wellenlängen größer oder gleich 452 nm und kleiner als 502 nm, einem Wellenlängengebiet mit Wellenlängen größer oder gleich 546 nm und kleiner als 570 nm, sowie einem Wellenlängengebiet mit Wellenlängen größer oder gleich 620 nm und kleiner als 660 nm ermöglicht. Weiterhin blockiert das optische Filter 416A Licht in einem Wellenlängengebiet mit Wellenlängen kleiner oder gleich 452 nm, einem Wellenlängengebiet mit Wellenlängen größer oder gleich 502 nm und kleiner als 546 nm, einem Wellenlängengebiet mit Wellenlängen größer oder gleich 570 nm und kleiner als 620 nm, sowie einem Wellenlängengebiet mit Wellenlängen größer oder gleich 660 nm.
Gemäß 1 variieren das Lichttransmissionsvermögen T_W1 von Hämoglobin in dem Wellenlängengebiet W1 und das Lichttransmissionsvermögen T_W2 von Hämoglobin in dem Wellenlängengebiet W2 linear relativ zu dem Sauerstoffsättigungsgrad. Außerdem ist das Ausmaß einer Variation des Lichttransmissionsvermögens T_W1 und des Lichttransmissionsvermögens T_W2 , die eine Änderung des Sauerstoffsättigungsgrads begleitet, relativ hoch. Dementsprechend kann unter Verwendung der Bildelementwerte der B-Bildelemente, die durch eine Beleuchtung des biologischen Gewebes mit durch Verwendung des optischen Filters 415A erlangtem Beleuchtungslicht in dem Wellenlängengebiet W1 und dem Wellenlängengebiet W2 erlangt sind, und der Bildelementwerte der B-Bildelemente, die durch eine Beleuchtung des biologischen Gewebes mit durch die Verwendung des optischen Filters 416A erlangtem Beleuchtungslicht in dem Wellenlängengebiet W2 erlangt sind, ein Parameter beschafft werden, der von dem Sauerstoffsättigungsgrad abhängt. Dieser Parameter wird beispielsweise zur Korrektur des Sauerstoffsättigungsgrads verwendet, der in dem Verarbeitungsschritt S5 beschafft ist. Dementsprechend verbessert sich die Präzision einer Erfassung des Sauerstoffsättigungsgrads.
Des Weiteren ist das Ausmaß einer Abweichung der spektralen Charakteristika des biologischen Gewebes relativ zu dem Ausmaß einer Streuung in dem Wellenlängengebiet W1 und dem Wellenlängengebiet W2 relativ groß. Weiterhin ist die Abweichungsmenge der spektralen Charakteristika des biologischen Gewebes relativ zu dem Ausmaß einer Streuung zwischen dem Wellenlängengebiet W1 und dem Wellenlängengebiet W2 verschieden. Aus diesem Grund ermöglicht es eine Verwendung des optischen Filters 415A und des optischen Filters 416A, einen Parameter zu beschaffen, der von dem Sauerstoffsättigungsgrad und ferner von dem Ausmaß einer Streuung abhängt.
Ferner ist gemäß 1 die Absorption von Licht durch Hämoglobin in dem Wellenlängengebiet mit Wellenlängen größer oder gleich 660 nm gering, und das Lichttransmissionsvermögen ist hoch. Auch ist in dem Wellenlängengebiet mit Wellenlängen größer oder gleich 660 nm die Menge der Abweichung des Lichttransmissionsvermögens von Hämoglobin relativ zu einer Änderung des Sauerstoffsättigungsgrads relativ gering. Aus diesem Grund ist es durch eine Verwendung der Bildelementwerte der R-Bildelemente, die durch eine Beleuchtung des biologischen Gewebes mit durch Verwendung des optischen Filters 415A erlangtem Licht in dem Wellenlängengebiet mit Wellenlängen größer oder gleich 660 nm erlangt sind, möglich, andere biologische Informationen als die Gesamtmenge an Hämoglobin und des Sauerstoffsättigungsgrads des biologischen Gewebes als Hintergrundinformationen zu beschaffen. Ein Subtrahieren dieser Hintergrundinformationen von den Bildelementwerten ermöglicht es, die Präzision einer Erfassung der Gesamtmenge an Hämoglobin und des Sauerstoffsättigungsgrads zu verbessern.
Insbesondere sind die Transmissionsspektren des optischen Filters 415A und des optischen Filters 416A nicht auf die Charakteristika gemäß 12 begrenzt. Anstelle von Transmissionscharakteristika, die Licht in dem Wellenlängengebiet W2 ein Hindurchtreten ermöglichen, kann das optische Filter 416A beispielsweise Transmissionscharakteristika aufweisen, die ein Hindurchtreten von Licht in irgendeinem Wellenlängengebiet innerhalb des Durchgangswellenlängengebiets des B-Farbfilters ermöglichen. Anstatt Transmissionscharakteristika aufzuweisen, die Licht mit Wellenlängen größer oder gleich 660 nm passieren lassen, kann das optische Filter 415A Transmissionscharakteristika aufweisen, die ein Hindurchtreten von Licht in irgendeinem Wellenlängengebiet innerhalb des Durchgangswellenlängengebiet des R-Farbfilters ermöglichen.
Bei dem vorstehenden Ausführungsbeispiel werden in Verarbeitungsschritt S2 gemäß 10 Farbaufnahmebilddaten auf der Grundlage der R-Digitalbilddaten R(x,y), der G-Digitalbilddaten W(x,y) und der B-Digitalbilddaten B(x,y) erzeugt, die durch eine Verwendung eines ersten speziellen Lichtes erlangt sind, das das optische Filter 415 durchlaufen hat, jedoch ist die vorliegende Erfindung nicht hierauf begrenzt. Beispielsweise kann ein Farbaufnahmebild auf der Grundlage von Bilddaten erzeugt werden, die unter Verwendung des zweiten speziellen Lichtes erlangt sind, das das optische Filter 416A durchlaufen hat. Ferner kann ein Farbaufnahmebild auf der Grundlage von sowohl Bilddaten, die unter Verwendung des ersten speziellen Lichts erlangt sind, als auch Bilddaten erzeugt werden, die unter Verwendung des zweiten speziellen Lichts erlangt sind. Darüber hinaus ist eine Konfiguration möglich, bei der ein Farbaufnahmebild auf der Grundlage von Bilddaten erzeugt wird, die unter Verwendung des ersten speziellen Lichts erlangt sind, und ein Farbaufnahmebild ebenfalls auf der Grundlage von Bilddaten erzeugt wird, die unter Verwendung des zweiten speziellen Lichts erlangt sind.
In dem Fall einer Verwendung des optischen Filters 415A und des optischen Filters 416A als optischen Filtern, können beispielsweise das erste spezielle Licht und das zweite spezielle Licht verschiedene Spektren aufweisen. Aus diesem Grund können ein Farbaufnahmebild, das unter Verwendung des ersten speziellen Lichts erzeugt ist, und ein Farbaufnahmebild, das unter Verwendung des zweiten speziellen Lichts erzeugt ist, verschiedene Farbtöne aufweisen. Jedoch kann dieser Farbtonunterschied durch eine Bildverarbeitung unterdrückt werden. Dementsprechend ist es durch eine Erzeugung eines Farbaufnahmebildes auf der Grundlage von Bilddaten, die unter Verwendung des ersten speziellen Lichts erlangt sind, durch eine Erzeugung eines Farbaufnahmebildes auf der Grundlage von Bilddaten, die unter Verwendung des zweiten speziellen Lichts erlangt sind, und durch Einstellen der Farbtöne der zwei Farbaufnahmebilder, möglich, ein Farbaufnahmebild des biologischen Gewebes anzuzeigen, ohne die Einzelbildrate zu verringern.
Ferner ist der Bildsensor 141 des Ausführungsbeispiels als ein Bildsensor für eine Farbbildaufnahme beschrieben, der auf der Vorderseite R-, G- und B-Primärfarben-Farbfilter aufweist, jedoch ist keine Begrenzung für diese Konfiguration gegeben, und beispielsweise kann ein Bildsensor für eine Farbbildaufnahme verwendet werden, der Y-, Cy-, Mg- und G-Komplementärfarben-Farbfilter umfasst.
Des Weiteren ist der Bildsensor 141 des vorliegenden Ausführungsbeispiels als ein Bildsensor für eine Farbbildaufnahme beschrieben, die einen sogenannten „On-Chip“-Farbfilter 141a (ein auf den Sensor direkt aufgebrachtes Farbfilter), jedoch gibt es keine Begrenzung für diese Konfiguration, und eine Konfiguration ist möglich, bei der beispielsweise ein Bildsensor für eine Schwarz/Weiß-Bildaufnahme verwendet wird, und ein sogenanntes Einzelbildsequenzielles Farbfilter (sog. „Frame Sequential Color Filter“) umfasst. Außerdem ist das Farbfilter 141a nicht darauf begrenzt, eine „On-Chip“-Konfiguration aufzuweisen, und kann in dem optischen Pfad zwischen der Lichtquelle 430 und dem Bildsensor 141 angeordnet sein.
Weiterhin wird bei dem vorstehenden Ausführungsbeispiel eine Konfiguration angewendet, bei der das Rotationsfilter 410 auf der Lichtquellenseite bereitgestellt ist und eine Filterung des Beleuchtungslichts IL durchführt, jedoch ist die vorliegende Erfindung nicht auf diese Konfiguration begrenzt, und eine Konfiguration ist möglich, bei der das Rotationsfilter 410 auf einer Bildsensorseite bereitgestellt ist (beispielsweise zwischen dem Objektivoptiksystem 121 und dem Bildsensor 141) und eine Filterung eines von dem Gegenstand zurückkehrenden Lichtes durchführt.
Ferner wird bei dem vorstehenden Ausführungsbeispiel als die Lichtquelle eine Weißlichtquelle wie etwa eine Xenonlampe verwendet, die ein breitbandiges Licht für eine Beleuchtung erzeugt, jedoch ist es möglich, eine Lichtquelle zu verwenden, die nichtweißes breitbandiges Licht mit einer ausreichenden Lichtmenge über das gesamte Durchgangswellenlängengebiet des verwendeten optischen Filters erzeugt.
Obwohl bei dem vorstehenden Ausführungsbeispiel transmittierende (durchlässige) optische Filter verwendet werden, können reflektive optische Filter verwendet werden, die in einem Durchgangswellenlängengebiet reflektieren.
Obwohl bei dem vorstehenden Ausführungsbeispiel das Beispiel einer Anwendung der Erfindung auf ein elektronisches Endoskop beschrieben ist, das eine Ausgestaltung einer Digitalkamera ist, kann die vorliegende Erfindung ebenfalls auf Systeme angewendet werden, die verschiedene andere Arten von Digitalkameras verwenden (z.B. digitale SLR-Kameras oder digitale Videokameras). Falls beispielsweise die vorliegende Erfindung auf eine digitale Fotokamera angewendet wird, ist es möglich, Körperoberflächengewebe zu beobachten, oder Hirngewebe während einer Kraniotomie zu beobachten (beispielsweise einen schnellen Hirnblutdurchflusstest durchzuführen).
ZITATE ENTHALTEN IN DER BESCHREIBUNG
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Zitierte Patentliteratur

WO 2014/192781 [0002]

Claims

Analysevorrichtung, mit: einer Lichtquellenvorrichtung; einer Wellenlängenauswahleinheit, die abwechselnd ein erstes spezielles Licht und ein zweites spezielles Licht aus einem von einer Lichtquellenvorrichtung ausgesandten Licht auswählt, wobei das erste spezielle Licht und das zweite spezielle Licht gegenseitig verschiedene Spektren aufweisen; einem Bildsensor, der ein RGB-Farbfilter umfasst, Licht von einem biologischen Gewebe empfängt, das ein Gegenstand ist, und ein Bildelementsignal ausgibt, das dem empfangenen Licht entspricht; und einer Signalverarbeitungseinheit, die eine vorbestimmte Signalverarbeitung auf dem Bildelementsignal durchführt, das von dem Bildsensor ausgegeben ist, wobei das erste spezielle Licht ein Licht in einem ersten Wellenlängengebiet umfasst, das ein G-Filter des RGB-Farbfilters durchlaufen hat, das zweite spezielle Licht ein Licht in einem zweiten Wellenlängengebiet umfasst, das das G-Filter durchlaufen hat, wobei das zweite Wellenlängengebiet von dem ersten Wellenlängengebiet verschieden ist, zumindest eines des ersten speziellen Lichts und des zweiten speziellen Lichts ein Licht umfasst, das ein R-Filter des RGB-Farbfilters durchlaufen hat, zumindest eines des ersten speziellen Lichts und des zweiten speziellen Lichts ein Licht umfasst, das ein B-Filter des RGB-Farbfilters durchlaufen hat, die Signalverarbeitungseinheit einen ersten Indikator berechnet, der eine Merkmalsmenge des biologischen Gewebes auf der Grundlage des Bildelementsignals, das entsprechend dem Licht in dem ersten Wellenlängengebiet ausgegeben ist, und des Bildelementsignals angibt, das entsprechend dem Licht in dem zweiten Wellenlängengebiet ausgegeben ist, und die Signalverarbeitungseinheit ein Farbaufnahmebild des biologischen Gewebes auf der Grundlage des Bildelementsignals erzeugt, das entsprechend dem Licht ausgegeben ist, das das RGB-Farbfilter durchlaufen hat.
Analysevorrichtung nach Anspruch 1, wobei die Merkmalsmenge ein Sauerstoffsättigungsgrad von Hämoglobin ist, das in dem biologischen Gewebe umfasst ist, und der erste Indikator ein Verhältnis N/W eines Bildelementsignals N, das von dem Bildsensor entsprechend dem Licht in dem ersten Wellenlängengebiet ausgegeben ist, und eines Bildelementsignals W ist, das von dem Bildsensor entsprechend dem Licht in dem zweiten Wellenlängengebiet ausgegeben ist.
Analysevorrichtung nach Anspruch 2, wobei das erste Wellenlängengebiet ein Wellenlängengebiet umfasst, das durch ein vorbestimmtes Paar von isosbestischen Punkten von Hämoglobin definiert ist, und das zweite Wellenlängengebiet ein Wellenlängengebiet umfasst, das das erste Wellenlängengebiet umfasst und durch ein Paar von isosbestischen Punkten definiert ist, das von dem vorbestimmten Paar von isosbestischen Punkten von Hämoglobin verschieden ist.
Analysevorrichtung nach Anspruch 3, wobei das erste Wellenlängengebiet ein Wellenlängengebiet mit Wellenlängen größer oder gleich 546 nm und kleiner oder gleich 570 nm ist, und das zweite Wellenlängengebiet ein Wellenlängengebiet mit Wellenlängen größer oder gleich 528 nm und kleiner oder gleich 584 nm ist.
Analysevorrichtung nach Anspruch 4, wobei ein Wellenlängengebiet von Licht, das das R-Filter durchlaufen hat, ein Wellenlängengebiet mit Wellenlängen größer oder gleich 600 nm umfasst, ein Wellenlängengebiet von Licht, das das G-Filter durchlaufen hat, ein Wellenlängengebiet mit Wellenlängen größer oder gleich 528 nm und kleiner oder gleich 584 nm umfasst, und ein Wellenlängengebiet von Licht, das das B-Filter durchlaufen hat, ein Wellenlängengebiet mit Wellenlängen von kleiner oder gleich 502 nm umfasst.
Analysevorrichtung nach einem der Ansprüche 2 bis 5, wobei die Signalverarbeitungseinheit einen zweiten Indikator, der die in dem biologischen Gewebe umfasste Hämoglobinmenge anzeigt, unter Verwendung des nachstehenden Ausdrucks auf der Grundlage des Bildelementsignals W, eines Bildelementsignals R, das von dem Bildsensor entsprechend einem Licht ausgegeben ist, das das R-Filter durchlaufen hat, und eines Bildelementsignals B berechnet, das von dem Bildsensor entsprechend einem Licht ausgegeben ist, das das B-Filter durchlaufen hat, $W/ (C 1 \times R + C 2 \times W + C 3 \times B)$
wobei C1, C2 und C3 jeweils eine Konstante größer oder gleich null sind.
Analysevorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 6, wobei die Signalverarbeitungseinheit ein Farbaufnahmebild des biologischen Gewebes auf der Grundlage eines Bildelementsignals R, das von dem Bildsensor entsprechend einem Licht ausgegeben ist, das das R-Filter durchlaufen hat, eines Bildelementsignals G, das von dem Bildsensor entsprechend einem Licht ausgegeben ist, das das G-Filter durchlaufen hat, und eines Bildelementsignals B erzeugt, das von dem Bildsensor entsprechend einem Licht ausgegeben ist, das durch das B-Filter durchlaufen hat, und das Bildelementsignal G dasjenige eines Bildelementsignals N, das von dem Bildsensor entsprechend dem Licht in dem ersten Wellenlängengebiet ausgegeben ist, und eines Bildelementsignals W ist, das von dem Bildsensor entsprechend dem Licht in dem zweiten Wellenlängengebiet ausgegeben ist.
Analysevorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 7, wobei die Wellenlängenauswahleinheit umfasst: ein erstes optisches Filter, das das erste spezielle Licht aus dem Licht extrahiert, das von der Lichtquellenvorrichtung ausgesandt ist, ein zweites optisches Filter, das das zweite spezielle Licht aus dem Licht extrahiert, das von der Lichtquellenvorrichtung ausgesandt ist, und eine Filteransteuereinheit, die abwechselnd das erste optische Filter und das zweite optische Filter in einen Lichtpfad des von der Lichtquellenvorrichtung ausgesandten Lichts einfügt.