DE112017004411T5

DE112017004411T5 - Elektronisches endoskopsystem

Info

Publication number: DE112017004411T5
Application number: DE112017004411.1T
Authority: DE
Inventors: Masaaki Fukuda
Original assignee: Hoya Corp
Current assignee: Hoya Corp
Priority date: 2016-09-02
Filing date: 2017-09-01
Publication date: 2019-05-23
Also published as: WO2018043723A1; US20190208985A1; CN109475281B; CN109475281A; JPWO2018043723A1

Abstract

Es ist ein elektronisches Endoskopsystem bereitgestellt, das umfasst: eine Bestrahlungseinrichtung für ein sequentielles Bestrahlen eines Gegenstands mit einer Vielzahl von Typen eines Bestrahlungslichts, die unterschiedliche Spektren aufweisen; eine Bildsignalerzeugungseinrichtung für ein sequentielles Aufnehmen von Bildern des Gegenstands, der sequentiell mit der Vielzahl von Typen eines Bestrahlungslichts bestrahlt wird, und zum Erzeugen von Bildsignalen des Gegenstands, der mit den jeweiligen Typen eines Bestrahlungslichts bestrahlt wird, als Bildsignale einer Vielzahl von Systemen; eine Speichereinrichtung, die einen vorbestimmten Korrekturwert aufweist, der darin im Voraus gespeichert wird; und eine Spektralbilderzeugungseinrichtung zur Erzeugung eines Spektralbilds auf der Grundlage von Bildsignalen von zumindest zwei Systemen aus den Bildsignalen mehrerer Systeme, die durch die Bildsignalerzeugungseinrichtung erzeugt werden. Wenn das Spektralbild auf der Grundlage der Bildsignale der zumindest zwei Systeme erzeugt wird, korrigiert die Spektralbilderzeugungseinrichtung ein Bildsignal zumindest eines Systems aus den Bildsignalen der zumindest zwei Systeme auf der Grundlage des Korrekturwerts, der im Voraus in der Speichereinrichtung gespeichert wird.

Description

Technisches Gebiet
Die vorliegende Erfindung betrifft ein elektronisches Endoskopsystem.
Hintergrund der Erfindung
Endoskopsysteme, die in der Lage sind, spezielle Bilder aufzunehmen, sind bekannt. Beispielsweise offenbart die Patentdruckschrift 1 eine spezifische Konfiguration eines Endoskopsystems dieses Typs.
Das Endoskopsystem, das in der Patentdruckschrift 1 offenbart ist, umfasst eine Lichtquellenvorrichtung. Die Lichtquellenvorrichtung, die in der Patentdruckschrift 1 offenbart ist, weist einen daran angebrachten Drehfilter auf. In diesem Drehfilter sind drei optische Bandpassfilter (zwei optische Bandpassfilter für ein selektives Übertragen eines 550-nm-Band-Lichts und ein optischer Bandpassfilter für ein selektives Übertragen eines 650-nm-Band-Lichts) und ein normaler Beobachtungsfilter für ein Übertragen von weißem Licht Seite an Seite in der Umfangsrichtung angeordnet. Eine Steuerungseinrichtung steuert den Drehfilter an, um sich mit einem fixierten Drehungszyklus zu drehen, fügt sequentiell die Filter in den optischen Pfad eines weißen Lichts ein und nimmt sequentiell Bilder eines biologischen Gewebes auf, indem ein Bestrahlungslicht, das durch die Filter hindurchgeht, verwendet wird. Die Steuerungseinrichtung erzeugt ein Bild (beispielsweise ein Bild, das die Verteilung einer Hämoglobinsauerstoffsättigung angibt), das die Verteilung von Biomolekülen in dem biologischen Gewebe auf der Grundlage von Daten von Bildern angibt, die unter Verwendung der jeweiligen optischen Bandpassfilter aufgenommen werden, und ordnet die erzeugten Verteilungsbilder Seite an Seite mit einem normalen Beobachtungsbild, das unter Verwendung des normalen Beobachtungsfilters aufgenommen wird, an, um innerhalb eines Anzeigebildschirms angezeigt zu werden.
Zitierungsliste
Patentdruckschrift
Patentdruckschrift 1: WO 2014/192781 A
Kurzzusammenfassung der Erfindung
Technisches Problem
In der Patentdruckschrift 1 wird, wenn das elektronische Endoskopsystem einen individuellen Unterschied aufweist (beispielsweise ein individueller Unterschied hinsichtlich der spektralen Eigenschaften der optischen Bandpassfilter, der Empfindlichkeit der Festkörperabbildungsvorrichtung oder dergleichen), ein Fehler in den Ergebnissen einer Berechnung der Sauerstoffsättigung usw., die auf der Grundlage von Bilddaten, die aufgenommen worden sind, ausgeführt wird, beinhaltet sein. Es kann ein Problem hervorgehoben werden, dass es, wenn es einen großen individuellen Unterschied eines derartigen Typs gibt, schwierig ist, Spektralbilder zu erzeugen, die eine hohe Genauigkeit aufweisen.
Die vorliegende Erfindung ist in Anbetracht der vorstehend beschriebenen Umstände gemacht worden, wobei es ein zugehöriges Ziel ist, ein elektronisches Endoskopsystem bereitzustellen, das geeignet ist, eine von einem individuellen Unterschied des Systems abgeleitete Verschlechterung in der Genauigkeit einer Berechnung von Informationen, wie beispielsweise einer Sauerstoffsättigung, die für die Erzeugung eines Spektralbilds erforderlich sind, zu unterdrücken.
Lösung des Problems
Ein elektronisches Endoskopsystem, das ein Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung betrifft, umfasst: eine Bestrahlungseinrichtung für ein sequentielles Bestrahlen eines Gegenstands mit mehreren Typen eines Bestrahlungslichts, die unterschiedliche Spektren aufweisen; eine Bildsignalerzeugungseinrichtung für ein sequentielles Aufnehmen von Bildern des Gegenstands, der sequentiell mit den mehreren Typen eines Bestrahlungslichts bestrahlt wird, und zum Erzeugen von Bildsignalen des Gegenstands, der mit den jeweiligen Typen eines Bestrahlungslichts bestrahlt wird, als Bildsignale von mehreren Systemen; eine Speichereinrichtung, die einen vorbestimmten Korrekturwert aufweist, der darin im Voraus gespeichert wird; und eine Spektralbilderzeugungseinrichtung zur Erzeugung eines Spektralbilds auf der Grundlage von Bildsignalen von zumindest zwei Systemen unter den Bildsignalen von mehreren Systemen, die durch die Bilderzeugungseinrichtung erzeugt werden. Wenn das Spektralbild eines Merkmalsbetrags beziehungsweise einer Merkmalsgröße des Gegenstands erzeugt wird, der auf der Grundlage der Bildsignale der zumindest zwei Systeme bestimmbar ist, korrigiert die Spektralbilderzeugungseinrichtung ein Bildsignal zumindest eines Systems unter den Bildsignalen der zumindest zwei Systeme auf der Grundlage des Korrekturwerts, der im Voraus in der Speichereinrichtung gespeichert wird.
Des Weiteren ist gemäß einem Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung der Korrekturwert ein Wert, der im Voraus auf der Grundlage eines Verhältnisses zwischen Leuchtdichtewerten eines spezifischen Paars von Bildsignalen unter den Bildsignalen der zumindest zwei Systeme berechnet wird. In diesem Fall korrigiert, wenn das Spektralbild auf der Grundlage der Bildsignale der zumindest zwei Systeme erzeugt wird, die Spektralbilderzeugungseinrichtung vorzugsweise ein Bildsignal unter dem spezifischen Paar von Bildsignalen auf der Grundlage des Korrekturwerts.
Des Weiteren ist gemäß einem Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung der Korrekturwert vorzugsweise ein Korrekturwert, der derart eingestellt wird, dass ein Verhältnis zwischen Leuchtdichtewerten des spezifischen Paars von Bildsignalen gleich zu einem vorbestimmten Sollverhältnis ist, wobei die Leuchtdichtewerte des spezifischen Paars von Bildsignalen geliefert werden, wenn Bilder von einem Referenzgegenstand, der mit mehreren Typen eines Bestrahlungslichts bestrahlt wird, aufgenommen werden.
Des Weiteren umfasst gemäß einem Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung die Bestrahlungseinrichtung vorzugsweise: eine Lichtquelle für ein Ausstrahlen von Licht; ein Drehelement, in dem eine Vielzahl von Lichttransmissionsregionen, die unterschiedliche Transmissionsbänder aufweisen, Seite an Seite in einer Umfangsrichtung angeordnet sind; einer Einrichtung zur Veranlassung des Drehelements, sich zu drehen, und zum sequentiellen Einfügen der Vielzahl von Lichttransmissionsregionen in einen optischen Pfad des Lichts, um die mehreren Typen eines Bestrahlungslichts, die unterschiedliche Spektren aufweisen, aus dem Licht sequentiell herauszunehmen, das von der Lichtquelle ausgestrahlt wird; und eine Einrichtung für ein sequentielles Ausstrahlen der mehreren Typen eines Bestrahlungslichts, die sequentiell herausgenommen werden, in Richtung des Gegenstands.
Des Weiteren ist es gemäß einem Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung zu bevorzugen, dass die Vielzahl von Lichttransmissionsregionen optische Filter sind, die in dem Drehelement angeordnet sind, wobei die optischen Filter umfassen: einen ersten Filter, der ein erstes Transmissionsband aufweist, wobei das erste Transmissionsband innerhalb eines Wellenlängenbands von 520 bis 590 beinhaltet ist; einen zweiten Filter, der ein zweites Transmissionsband aufweist, wobei das zweite Transmissionsband innerhalb des Wellenlängenbands von 520 bis 590 beinhaltet ist und schmaler als das erste Transmissionsband ist; und einen Filter, der weißes Licht überträgt.
Des Weiteren umfasst gemäß einem Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung der Korrekturwert, der im Voraus in der Speichereinrichtung gespeichert wird, einen ersten Korrekturwert. Der erste Korrekturwert ist vorzugsweise ein Wert für ein Korrigieren eines Verhältnisses zwischen einem Leuchtdichtewert eines Bildsignals, das aus einem Teil einer Vielzahl von Komponenten gebildet wird, die ein Bildsignal des Referenzgegenstands bilden, der mit dem weißen Licht bestrahlt wird, und einem Leuchtdichtewert eines Bildsignals des Referenzgegenstands, der mit Licht bestrahlt wird, das durch den ersten Filter gefiltert wird, in ein vorbestimmtes erstes Verhältnis. In diesem Fall korrigiert die Spektralbilderzeugungseinrichtung vorzugsweise ein Bildsignal A, das aus einem Teil einer Vielzahl von Komponenten gebildet wird, die ein Bildsignal des Gegenstands bilden, der mit dem weißen Licht bestrahlt wird, auf der Grundlage des ersten Korrekturwerts, sie dividiert ein Bildsignal B des Gegenstands, der mit einem Licht bestrahlt wird, das durch den ersten Filter gefiltert wird, durch das Bildsignal A, das mit dem ersten Korrekturwert korrigiert wird, um Hämoglobinkonzentrationsinformationen des Gegenstands zu beschaffen, und sie erzeugt ein Spektralbild, das eine Hämoglobinkonzentration angibt, auf der Grundlage der beschafften Hämoglobinkonzentrationsinformationen.
Des Weiteren umfasst gemäß einem Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung der Korrekturwert, der im Voraus in der Speichereinrichtung gespeichert wird, einen zweiten Korrekturwert. Beispielsweise ist der zweite Korrekturwert vorzugsweise ein Wert für ein Korrigieren eines Verhältnisses zwischen dem Leuchtdichtewert des Bildsignals des Referenzgegenstands, der mit dem Licht bestrahlt wird, das durch den ersten Filter gefiltert wird, und einem Leuchtdichtewert eines Bildsignals des Referenzgegenstands, der mit einem Licht bestrahlt wird, das durch den zweiten Filter gefiltert wird, in ein vorbestimmtes zweites Verhältnis. In diesem Fall korrigiert die Spektralbilderzeugungseinrichtung das Bildsignal A, das aus einem Teil der Vielzahl von Komponenten gebildet wird, die das Bildsignal des Gegenstands bilden, der mit dem weißen Licht bestrahlt wird, auf der Grundlage des ersten Korrekturwerts, wobei sie ebenso ein Bildsignal C des Gegenstands, der mit einem Licht bestrahlt wird, das durch den zweiten Filter gefiltert wird, auf der Grundlage des zweiten Korrekturwerts korrigiert, sie subtrahiert das Bildsignal C, das unter Verwendung des zweiten Korrekturwerts korrigiert wird, von dem Bildsignal B des Gegenstands, der mit dem Licht bestrahlt wird, das durch den ersten Filter gefiltert wird, sie teilt den Wert nach der Subtraktion durch das Bildsignal A, das unter Verwendung des ersten Korrekturwerts korrigiert wird, um Sauerstoffsättigungsinformationen des Gegenstands zu beschaffen, und sie erzeugt ein Spektralbild, das eine Sauerstoffsättigung angibt, auf der Grundlage der beschafften Sauerstoffsättigungsinformationen.
Ein elektronisches Endoskopsystem, das ein anderes Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung betrifft, umfasst: eine Bestrahlungseinrichtung für ein sequentielles Bestrahlen eines Gegenstands mit mehreren Typen eines Bestrahlungslichts, die unterschiedliche Spektren aufweisen; eine Bildsignalerzeugungseinrichtung für ein sequentielles Aufnehmen von Bildern des Gegenstands, der sequentiell mit den mehreren Typen eines Bestrahlungslichts bestrahlt wird, und zum Erzeugen von Bildsignalen des Gegenstands, der mit den jeweiligen Typen eines Bestrahlungslichts bestrahlt wird, als Bildsignale von mehreren Systemen; und eine Spektralbilderzeugungseinrichtung für ein Erzeugen eines Spektralbilds, das eine Verteilung eines Merkmalsbetrags beziehungsweise einer Merkmalsgröße des Gegenstands angibt, wobei der Merkmalsbetrag auf der Grundlage von Bildsignalen von zumindest zwei Systemen unter den Bildsignalen von mehreren Systemen bestimmbar ist.
Die Spektralbilderzeugungseinrichtung berechnet den Merkmalsbetrag, indem eines der Bildsignale der zumindest zwei Systeme auf der Grundlage eines vorbestimmten Korrekturwerts korrigiert wird, wobei
der vorbestimmte Korrekturwert ein Korrekturwert ist, der derart eingestellt wird, dass ein Verhältnis zwischen Leuchtdichtewerten von Referenzbildsignalen der zumindest zwei Systeme gleich zu einem vorbestimmten Sollverhältnis ist, wobei die Referenzbildsignale der zumindest zwei Systeme geliefert werden, wenn Bilder eines Referenzgegenstands aufgenommen werden, der mit dem Bestrahlungslicht bestrahlt wird.
Des Weiteren ist gemäß einem Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung der Merkmalsbetrag vorzugsweise ein Betrag beziehungsweise eine Größe, der auf der Grundlage eines Verhältnisses zwischen Leuchtdichtewerten der Bildsignale der zumindest zwei Systeme bestimmbar ist.
Des Weiteren wird gemäß einem Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung ein Wellenlängenband eines Typs eines Bestrahlungslichts unter den mehreren Typen eines Bestrahlungslichts vorzugsweise von einem Wellenlängenband eines anderen Typs eines Bestrahlungslichts unter den mehreren Typen eines Bestrahlungslichts durch einen isosbestischen Punkt abgegrenzt, der einem Umschalten zwischen Pegeln eines spektralen Signalverlaufs eines Lichtabsorptionsgrads von sauerstoffhaltigem Hämoglobin und des spektralen Signalverlaufs eines Lichtabsorptionsgrads von reduziertem Hämoglobin entspricht.
Es ist anzumerken, dass gemäß dem nachstehend beschriebenen Ausführungsbeispiel, das in 1 veranschaulicht ist, die vorstehend beschriebene Bestrahlungseinrichtung vorzugsweise eine Lichtquellenvorrichtung umfasst, die umfasst: eine Lampe 208; einen Drehfilterabschnitt 260; und eine Lichtkondensorlinse 210. Des Weiteren ist es zu bevorzugen, dass die Bestrahlungseinrichtung konfiguriert ist, eine Vielzahl von lichtemittierenden Dioden für ein Ausstrahlen von mehreren Typen eines Bestrahlungslichts aufzuweisen und sequentiell mehrere Typen eines Lichts auszustrahlen.
Gemäß dem nachstehend beschriebenen Ausführungsbeispiel, das in 1 veranschaulicht ist, umfasst die vorstehend beschriebene Bildsignalerzeugungseinrichtung vorzugsweise eine Ansteuerungssignalverarbeitungsschaltung 110.
Gemäß dem nachstehend beschriebenen Ausführungsbeispiel, das in 4 veranschaulicht ist, umfasst die vorstehend beschriebene Speichereinrichtung vorzugsweise einen Korrekturwertspeicher 220F.
Gemäß dem nachstehend beschriebenen Ausführungsbeispiel, das in 4 veranschaulicht ist, umfasst die vorstehend beschriebene Spektralbilderzeugungseinrichtung vorzugsweise: eine Hämoglobinkonzentrationsberechnungsschaltung 220D; eine Sauerstoffsättigungsberechnungsschaltung 220E; und eine Bildverarbeitungsschaltung 220B.
Gemäß dem nachstehend beschriebenen Ausführungsbeispiel, das in 1 veranschaulicht ist, umfasst die vorstehend beschriebene Einrichtung für ein sequentielles Einfügen der Lichttransmissionsregionen in den optischen Pfad des Lichts vorzugsweise: einen Gleichstrommotor 262; und einen Drehrevolverkopf 261.
Vorteilhafte Wirkungen der Erfindung
Gemäß dem vorstehend beschriebenen Endoskopsystem ist es möglich, eine von einem individuellen Unterschied des Systems abgeleitete Verschlechterung in der Genauigkeit einer Berechnung von Informationen eines Merkmalsbetrags beziehungsweise einer Merkmalsgröße, wie beispielsweise einer Sauerstoffsättigung, die für die Erzeugung eines Spektralbilds erforderlich sind, zu unterdrücken.
Figurenliste

1 zeigt ein Blockschaltbild, das eine Konfiguration eines elektronischen Endoskopsystems veranschaulicht, das ein Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung betrifft.
2 zeigt eine Vorderansicht eines Drehfilterabschnitts, der in einer Verarbeitungseinrichtung beinhaltet ist, die ein Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung betrifft, wenn sie von einer Seite einer Lichtkondensorlinse aus betrachtet wird.
3 zeigt ein Diagramm, das ein Hämoglobinabsorptionsspektrum veranschaulicht, in dem die Umgebung einer 550-nm-Wellenlänge in einem vergrößerten Zustand veranschaulicht ist.
4 zeigt ein Blockschaltbild, das eine Konfiguration einer Signalverarbeitungsschaltung veranschaulicht, die in der Verarbeitungseinrichtung beinhaltet ist, die ein Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung betrifft.

Beschreibung der Ausführungsbeispiele
Nachstehend wird ein Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung unter Bezugnahme auf die Zeichnung beschrieben. Es ist anzumerken, dass nachstehend eine Beschreibung bereitgestellt wird, die ein elektronisches Endoskopsystem als ein Beispiel eines Ausführungsbeispiels der vorliegenden Erfindung verwendet. Das elektronische Endoskopsystem, das das vorliegende Ausführungsbeispiel betrifft, ist ein System, das in der Lage ist, einen Merkmalsbetrag beziehungsweise eine Merkmalsgröße eines biologischen Gewebes, wie beispielsweise biologische Informationen (beispielsweise eine Sauerstoffsättigung, eine Hämoglobinkonzentration), quantitativ auf der Grundlage einer Vielzahl von Bildern zu analysieren, die unter Verwendung eines Lichts aufgenommen wird, das unterschiedliche Spektren aufweist, und in der Lage ist, den Merkmalsbetrag als ein Bild darzustellen.
1 zeigt ein Blockschaltbild, das eine Konfiguration eines elektronischen Endoskopsystems 1 veranschaulicht, das ein Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung betrifft. Wie es in 1 veranschaulicht ist, umfasst das elektronische Endoskopsystem 1, das das vorliegende Ausführungsbeispiel betrifft, ein elektronisches Endoskop 100, eine Verarbeitungseinrichtung 200 und eine Überwachungseinrichtung beziehungsweise einen Monitor 300.
Die Verarbeitungseinrichtung 200 umfasst eine Systemsteuerungseinrichtung 202 und eine Zeitsteuerungseinrichtung 204. Die Systemsteuerungseinrichtung 202 führt verschiedene Programme aus, die in einem Speicher 212 gespeichert sind, und steuert im Allgemeinen das gesamte elektronische Endoskopsystem 1. Des Weiteren ist die Systemsteuerungseinrichtung 202 mit einem Bedienungsfeld 214 verbunden. Entsprechend Anweisungen von einer Bedienungsperson, die von dem Bedienungsfeld 214 eingegeben werden, ändert die Systemsteuerungseinrichtung 202 die Betriebe des elektronischen Endoskopsystems 1 und die Parameter für die Betriebe. Die Zeitsteuerungseinrichtung 204 gibt an Schaltungen innerhalb des elektronischen Endoskopsystems 1 einen Taktimpuls für ein Justieren der Betriebszeitsteuerung von verschiedenen Abschnitten aus.
Eine Lampe 208 strahlt ein Bestrahlungslicht L aus, nachdem sie durch eine Lampenleistungsquellenzündeinrichtung 206 gestartet worden ist. Beispielsweise ist die Lampe 208 eine Hochintensitätslampe, wie beispielsweise eine Xenon-Lampe, eine Halogen-Lampe, eine Quecksilber-Lampe, eine Metall-Halogen-Lampe oder dergleichen, oder eine lichtemittierende Diode (LED). Das Bestrahlungslicht L ist ein Licht, das ein Spektrum aufweist, das sich hauptsächlich von dem sichtbaren Lichtbereich zu dem unsichtbaren Infrarotlichtbereich erstreckt (oder weißes Licht, das zumindest den sichtbaren Lichtbereich umfasst).
Das Bestrahlungslicht L, das von der Lampe 208 ausgestrahlt wird, wird veranlasst, auf einen Drehfilterabschnitt 260 einzufallen. 2 zeigt eine Vorderansicht des Drehfilterabschnitts 260, wenn er von einer Seite einer Lichtkondensorlinse 210 aus betrachtet wird. Wie es in den 1 und 2 veranschaulicht ist, umfasst der Drehfilterabschnitt 260 einen Drehrevolverkopf 261, einen Gleichstrommotor beziehungsweise DC-Motor 262, eine Ansteuerungseinrichtung 263 und eine Photounterbrechereinrichtung 264.
Wie es in 2 veranschaulicht ist, sind drei optische Filter in dem Drehrevolverkopf 261 angeordnet. Spezifisch sind in dem Drehrevolverkopf 261 ein normaler Beobachtungsfilter (Weißes-Licht-Filter) Fn, ein erster spezieller Beobachtungsfilter Fs1 und ein zweiter spezieller Beobachtungsfilter Fs2 in einer Reihenfolge Seite an Seite in der Umfangsrichtung angeordnet. Die optischen Filter weisen Flügelradformen auf, die sich im Wesentlichen über den gleichen Winkelbereich erstrecken und bei einem 120°-Winkelabstand angeordnet sind.
Die optischen Filter in dem Drehrevolverkopf 261 sind alle mehrfach geschichtete dielektrische Filter. Optische Filter anderer Formen (beispielsweise Etalon-Filter, in denen dielektrische Mehrfachschichtfolien als Reflexionsfolien verwendet werden, usw.) können jedoch verwendet werden.
Nachstehend wird eine Beschreibung der spektralen Eigenschaften von Hämoglobin bereitgestellt.
3 veranschaulicht das Absorptionsspektrum von Hämoglobin in der Nähe der 550-nm-Wellenlänge. In der Nähe der 550-nm-Wellenlänge weist Hämoglobin ein starkes Absorptionsband auf, das sich von Porphyrin herleitet, wobei dieses Absorptionsband als das Q-Band bezeichnet wird. Das Absorptionsspektrum von Hämoglobin variiert in Abhängigkeit von einer Sauerstoffsättigung (dem Anteil von sauerstoffhaltigem Hämoglobin in Bezug auf das Gesamthämoglobin). Der Signalverlauf, der unter Verwendung einer durchgezogenen Linie in 3 veranschaulicht ist, gibt das Absorptionsspektrum an, wenn eine Sauerstoffsättigung 100% beträgt (das heißt, das Absorptionsspektrum von sauerstoffhaltigem Hämoglobin HbO), wobei der Signalverlauf, der unter Verwendung der langgestrichelten Linie in 3 veranschaulicht ist, das Absorptionsspektrum angibt, wenn die Sauerstoffsättigung 0% beträgt (das heißt, das Absorptionsspektrum von reduziertem Hämoglobin Hb). Des Weiteren geben die kurzgestrichelten Linien Absorptionsspektren von Hämoglobin (Mischung von sauerstoffhaltigem Hämoglobin und reduziertem Hämoglobin) bei Sauerstoffsättigungen zwischen 0% und 100% (10, 20, 30, ..., 90%) an.
Wie es in 3 veranschaulicht ist, weisen sauerstoffhaltiges Hämoglobin und reduziertes Hämoglobin Spitzensignalverläufe auf, die sich in dem Q-Band voneinander unterscheiden. Spezifisch weist sauerstoffhaltiges Hämoglobin einen Absorptionsspitzenwert P1 in der Umgebung der 542-nm-Wellenlänge und einen Absorptionsspitzenwert P3 in der Umgebung der 578-nm-Wellenlänge auf. Demgegenüber weist reduziertes Hämoglobin einen Absorptionsspitzenwert P2 in der Nähe der 558-nm-Wellenlänge auf. 3 zeigt ein Zwei-Komponenten-Absorptionsspektrum, in dem die Summe der Konzentrationen der Komponenten (sauerstoffhaltiges Hämoglobin und reduziertes Hämoglobin) konstant ist. Somit erscheinen isosbestische Punkte E1, E2, E3 und E4, bei denen eine Absorption unabhängig von den Konzentrationen der jeweiligen Komponenten (das heißt der Sauerstoffsättigung) konstant ist. In der nachstehenden Beschreibung wird die Wellenlängenregion zwischen den isosbestischen Punkten E1 und E2 als ein „Wellenlängenbereich R1“ bezeichnet, die Wellenlängenregion zwischen den isosbestischen Punkten E2 und E3 wird als ein „Wellenlängenbereich R2“ bezeichnet und die Wellenlängenregion zwischen den isosbestischen Punkten E3 und E4 wird als ein „Wellenlängenbereich R3“ bezeichnet. Des Weiteren wird die Wellenlängenregion zwischen den isosbestischen Punkten E1 und E4 (das heißt die Kombination der Wellenlängenregionen R1, R2 und R3) als ein „Wellenlängenbereich R0“ bezeichnet.
Wie es in 3 veranschaulicht ist, nimmt die Absorption in Bezug auf die Sauerstoffsättigung zwischen benachbarten isosbestischen Punkten monoton zu oder ab. Des Weiteren ändert sich eine Absorption durch Hämoglobin im Wesentlichen linear in Bezug auf die Sauerstoffsättigung zwischen benachbarten isosbestischen Punkten.
Spezifisch nimmt eine Absorption AR1 und AR3 durch Hämoglobin innerhalb der Wellenlängenregionen R1 und R3 monoton und linear in Bezug auf die Konzentration von sauerstoffhaltigem Hämoglobin (Sauerstoffsättigung) zu, wobei eine Absorption AR2 durch Hämoglobin innerhalb der Wellenlängenregion R2 monoton und linear in Bezug auf die Konzentration von reduziertem Hämoglobin (1 - Sauerstoffsättigung) zunimmt.
Der erste spezielle Beobachtungsfilter Fs1 ist ein optischer Bandpassfilter, der selektiv Licht des 550-nm-Bands überträgt (anders ausgedrückt ein Bandpassfilter, der ein erstes Transmissionsband in der Nähe der 550-nm-Wellenlänge aufweist). Beispielsweise ist das erste Transmissionsband innerhalb des Wellenlängenbands von 520 nm bis 590 nm beinhaltet und beträgt 526 nm bis 586 nm. Wie es in 3 veranschaulicht ist, weist der erste spezielle Beobachtungsfilter Fs1 eine spektrale Eigenschaft zum Übertragen von Licht innerhalb eines Wellenlängenbereichs des isosbestischen Punkts E1 zu dem isosbestischen Punkt E4 (das heißt den Wellenlängenbereich R0) mit einem geringen Verlust und zum Blockieren von Licht anderer Wellenlängenregionen auf.
Der zweite spezielle Beobachtungsfilter Fs2 ist ebenso ein optischer Bandpassfilter, der selektiv Licht des 550-nm-Bands überträgt (anders ausgedrückt ein Bandpassfilter, der ein zweites Transmissionsband aufweist, das in der Nähe der 550-nm-Wellenlänge liegt und schmaler als das erste Transmissionsband ist). Beispielsweise ist das zweite Transmissionsband in dem Wellenlängenband von 520 nm bis 590 nm beinhaltet und beträgt 564 nm bis 570 nm. Wie es in 3 veranschaulicht ist, weist der zweite spezielle Beobachtungsfilter Fs2 eine spektrale Eigenschaft zum Übertragen von Licht innerhalb des Wellenlängenbereichs von dem isosbestischen Punkt E2 zu dem isosbestischen Punkt E3 (das heißt den Wellenlängenbereich R2) mit geringem Verlust und zum Blockieren von Licht von anderen Wellenlängenregionen auf.
Der normale Beobachtungsfilter Fn ist ein Ultraviolett-Absperrfilter. Der normale Beobachtungsfilter Fn kann durch eine einfache Öffnung (ohne einen optischen Filter) oder einen Schlitz (ohne einen optischen Filter), wobei auch eine Blendenfunktion erreicht wird, ersetzt werden.
Die Ansteuerungseinrichtung 263 steuert den Gleichstrommotor 262 unter der Steuerung der Systemsteuerungseinrichtung 202 an. Der Gleichstrommotor 262 veranlasst den Drehrevolverkopf 261, sich mit einer fixierten Geschwindigkeit zu drehen, wenn ein Ansteuerungsstrom dem Gleichstrommotor 262 von der Ansteuerungseinrichtung 263 zugeführt wird.
Wenn der Drehrevolverkopf 261 durch den Gleichstrommotor 262 gedreht wird, fügt der Drehfilterabschnitt 260 sequentiell die optischen Filter, die der normale Beobachtungsfilter Fn, der erste spezielle Beobachtungsfilter Fs1 und der zweite spezielle Beobachtungsfilter Fs2 sind, in den optischen Pfad des Bestrahlungslichts L zu Zeitpunkten beziehungsweise bei Zeitsteuerungen ein, die synchron mit dem Abbildungszyklus (Bildzyklus beziehungsweise Vollbildzyklus) sind. Aufgrund dessen kann ein Bestrahlungslicht, das unterschiedliche Spektren aufweist, sequentiell aus dem Bestrahlungslicht L, das durch die Lampe 208 ausgestrahlt wird, zu Zeitpunkten entnommen werden, die synchron mit dem Vollbildzyklus sind. Es ist anzumerken, dass in der nachstehenden Beschreibung der Begriff „Vollbild“ mit dem Begriff „Halbbild“ ersetzt werden kann. In dem vorliegenden Ausführungsbeispiel sind der Vollbildzyklus und der Halbbildzyklus 1/30 Sekunden beziehungsweise 1/60 Sekunden.
Hierbei wird zur Vereinfachung der Beschreibung das Bestrahlungslicht L, nachdem es durch den ersten speziellen Beobachtungsfilter Fs1 hindurchgegangen ist, als erstes spezielles Beobachtungslicht Ls1“ bezeichnet, ein Bestrahlungslicht L, nachdem es durch den zweiten speziellen Beobachtungsfilter Fs2 hindurchgegangen ist, wird als ein „zweites spezielles Beobachtungslicht Ls2“ bezeichnet, und ein Bestrahlungslicht L, nachdem es durch den normalen Beobachtungsfilter Fn hindurchgegangen ist, wird als ein „normales Licht Ln“ bezeichnet.
Während der Drehung entnimmt der Drehrevolverkopf 261 zyklisch das normale Licht Ln, das erste spezielle Beobachtungslicht Ls1 und das zweite spezielle Beobachtungslicht Ls2 von dem normalen Beobachtungsfilter Fn, dem ersten speziellen Beobachtungsfilter Fs1 beziehungsweise dem zweiten speziellen Beobachtungsfilter Fs2.
Es ist anzumerken, dass eine (nicht gezeigte) Öffnung, die nahe dem äußeren Umfang des Drehrevolverkopfs 261 ausgebildet ist, unter Verwendung der Photounterbrechereinrichtung 264 erfasst wird, wodurch die Drehposition und Phase des Drehrevolverkopfs 261 gesteuert werden.
Entsprechend den Anweisungen von der Bedienungsperson, die von dem Bedienungsfeld 214 eingegeben werden, schaltet die Systemsteuerungseinrichtung 202 die Beobachtungsbetriebsart des elektronischen Endoskopsystems 1 um. In dem vorliegenden Ausführungsbeispiel umfassen die Beobachtungsbetriebsarten, die geschaltet und eingestellt werden können, eine normale Beobachtungsbetriebsart und eine spezielle Beobachtungsbetriebsart.
Spezielle Beobachtungsbetriebsart
Nachstehend werden die Betriebe des elektronischen Endoskopsystems 1 während der normalen Beobachtungsbetriebsart beschrieben.
Während der normalen Beobachtungsbetriebsart steuert die Systemsteuerungseinrichtung 202 die Ansteuerungseinrichtung 263 und stoppt hierdurch den Drehrevolverkopf 261 bei einer Position, bei der der normale Beobachtungsfilter Fn in den optischen Pfad eingefügt ist. Aufgrund dessen wird das Bestrahlungslicht L durch den normalen Beobachtungsfilter Fn in das normale Licht Ln gefiltert. Die Lichtmenge des normalen Lichts Ln wird auf eine geeignete Lichtmenge durch (nicht gezeigte) Blendenlamellen reguliert, wobei das normale Licht Ln durch die Lichtkondensorlinse 210 auf eine Einfallsendoberfläche eines lichttragenden Bündels (LCB) 102 kondensiert beziehungsweise verdichtet wird und veranlasst wird, in das LCB 102 einzutreten. Es ist anzumerken, dass während der normalen Beobachtungsbetriebsart die Systemsteuerungseinrichtung 202 den Drehrevolverkopf 261 zu einer Position zurückziehen kann, die von dem optischen Pfad zurückgezogen ist, anstatt den Drehrevolverkopf 261 bei der Position zu stoppen, bei der der normale Beobachtungsfilter Fn in den optischen Pfad eingefügt ist.
Das normale Licht Ln, das in das LCB 102 eintritt, verbreitet sich durch das LCB 102. Das normale Licht Ln, das durch das LCB 102 verbreitet wird, wird von einer Ausstrahlendoberfläche des LCB 102 ausgestrahlt, die bei dem Vorderende des elektronischen Endoskops 100 angeordnet ist, wodurch biologisches Gewebe mit dem normalen Licht Ln, das durch eine Lichtverteilungslinse 104 hindurchgeht, bestrahlt wird. Zurückkehrendes Licht von dem biologischen Gewebe, das mit dem normalen Licht Ln von der Lichtverteilungslinse 104 bestrahlt wird, geht durch eine Objektivlinse 106 hindurch und bildet ein optisches Bild auf einer Lichtempfangsoberfläche eines Festkörperabbildungselements 108.
Das Festkörperabbildungselement 108 ist ein Einzelchip-Farb-Ladungskopplungsvorrichtungs-(CCD-)Bildsensor, der eine Bayer-Typ-Bildelementanordnung aufweist. Das Festkörperabbildungselement 108 speichert das optische Bild, das auf jedem Bildelement auf der Lichtempfangsoberfläche gebildet wird, in der Form einer elektrischen Ladung entsprechend der Lichtmenge auf und erzeugt und gibt Bildsignale aus Rot (R), Grün (G) und Blau (B) aus. Es ist anzumerken, dass das Festkörperabbildungselement 108 nicht auf einen CCD-Bildsensor begrenzt ist, wobei es mit einem Komplementär-Metalloxid-Halbleiter-(CMOS-)Bildsensor oder anderen Typen von Abbildungsvorrichtung ersetzt werden kann. Des Weiteren kann das Festkörperabbildungselement 108 das Element sein, bei dem komplementäre Farbfilter angebracht sind.
Eine Ansteuerungssignalverarbeitungsschaltung 110 ist innerhalb eines Verbindungsabschnitts des elektronischen Endoskops 100 bereitgestellt. Bildsignale des biologischen Gewebes, das mit dem Lichtstrahl von der Lichtverteilungslinse 104 bestrahlt wird, werden von dem Festkörperabbildungselement 108 in die Ansteuerungssignalverarbeitungsschaltung 110 bei einem Vollbildzyklus eingegeben. Die Ansteuerungssignalverarbeitungsschaltung 110 führt eine vorbestimmte Verarbeitung bei den Bildsignalen aus, die von dem Festkörperabbildungselement 108 eingegeben werden, und gibt die Bildsignale an eine Signalverarbeitungsschaltung 220 der Verarbeitungseinrichtung 200 aus.
Des Weiteren greift die Ansteuerungssignalverarbeitungsschaltung 110 ebenso auf einen Speicher 112 zu und liest spezifische Informationen des elektronischen Endoskops 100 aus. Die spezifischen Informationen des elektronischen Endoskops 100, die in dem Speicher 112 gespeichert sind, umfassen beispielsweise die Anzahl von Bildelementen, eine Empfindlichkeit, betriebsfähige Bildraten, eine Modellnummer usw. des Festkörperabbildungselements 108. Die Ansteuerungssignalverarbeitungsschaltung 110 gibt die spezifischen Informationen, die aus dem Speicher 112 ausgelesen werden, an die Systemsteuerungseinrichtung 202 aus.
Die Systemsteuerungseinrichtung 202 führt verschiedene Berechnungstypen auf der Grundlage der spezifischen Informationen des elektronischen Endoskops 100 aus, um ein Steuerungssignal zu erzeugen. Die Systemsteuerungseinrichtung 202 verwendet das erzeugte Steuerungssignal, um eine Zeitsteuerung und Betriebe von verschiedenen Schaltungen innerhalb der Verarbeitungseinrichtung 200 zu steuern, sodass eine Verarbeitung, die für das elektronische Endoskop geeignet ist, das mit der Verarbeitungseinrichtung 200 verbunden ist, ausgeführt wird.
Entsprechend einer Zeitsteuerung durch die Systemsteuerungseinrichtung 202 führt die Zeitsteuerungseinrichtung 204 der Ansteuerungssignalverarbeitungsschaltung 110 einen Taktimpuls zu. Entsprechend dem Taktimpuls, der von der Zeitsteuerungseinrichtung 204 zugeführt wird, steuert die Ansteuerungssignalverarbeitungsschaltung 110 das Festkörperabbildungselement 108 bei Zeitpunkten beziehungsweise Zeitsteuerungen an, die synchron mit der Bildrate von Bildern sind, die bei der Seite der Verarbeitungseinrichtung 200 verarbeitet werden, und steuert es.
4 zeigt ein Blockschaltbild, das eine Konfiguration der Signalverarbeitungsschaltung 220 veranschaulicht. Wie es in 4 veranschaulicht ist, weist die Signalverarbeitungsschaltung 220 einen Bildspeicher 220A, eine Bildverarbeitungsschaltung 220B, eine Bildausgabeschaltung 220C, eine Hämoglobinkonzentrationsberechnungsschaltung 220D, eine Sauerstoffsättigungsberechnungsschaltung 220E und einen Korrekturwertspeicher 220F auf.
Der Bildspeicher 220A puffert beziehungsweise speichert das Bildsignal, das von der Ansteuerungssignalverarbeitungsschaltung 110 eingegeben wird, in Einheiten von einem Vollbildzyklus zwischen und gibt das Bildsignal an die Bildverarbeitungsschaltung 220B entsprechend einer Zeitsteuerung durch die Zeitsteuerungseinrichtung 204 aus.
Die Bildverarbeitungsschaltung 220B führt eine vorbestimmte Signalverarbeitung in Bezug auf das Bildsignal aus, das von dem Bildspeicher 220A eingegeben wird, und gibt das Bildsignal an die Bildausgabeschaltung 220C aus. Die vorbestimmte Signalverarbeitung umfasst eine Demosaik-Verarbeitung, einen Matrixbetrieb, eine Y/C-Trennung usw..
Die Bildausgabeschaltung 220C verarbeitet das Bildsignal, das von der Bildverarbeitungsschaltung 220B eingegeben wird, um Bildschirmdaten für eine Überwachungseinrichtungsanzeige beziehungsweise Monitoranzeige zu erzeugen, wobei sie die erzeugten Bildschirmdaten für eine Überwachungseinrichtungsanzeige in ein vorbestimmtes Videoformatsignal umwandelt. Das Videoformatsignal, das durch die Umwandlung geliefert wird, wird an die Überwachungseinrichtung 300 ausgegeben. Aufgrund dessen wird ein Normalfarbbild des biologischen Gewebes auf dem Anzeigebildschirm der Überwachungseinrichtung 300 angezeigt.
Spezielle Beobachtungsbetriebsart
Nachstehend werden die Betriebe des elektronischen Endoskopsystems 1 während der speziellen Betriebsart beschrieben.
Während der speziellen Betriebsart steuert die Systemsteuerungseinrichtung 202 die Ansteuerungseinrichtung 263 und steuert hierdurch den Drehrevolverkopf 261, um sich bei einer fixierten Geschwindigkeit zu drehen, wobei sie die optischen Filter, die der normale Beobachtungsfilter Fn, der erste spezielle Beobachtungsfilter Fs1 und der zweite spezielle Beobachtungsfilter Fs2 sind, sequentiell in den optischen Pfad des Bestrahlungslichts L zu Zeitpunkten einfügt, die mit dem Abbildungszyklus (Vollbildzyklus) synchron sind. Aufgrund dessen werden während der Drehung des Drehrevolverkopfs 261 das normale Licht Ln, das erste spezielle Beobachtungslicht Ls1 und das zweite spezielle Beobachtungslicht Ls2 aus dem einfallenden Bestrahlungslicht L von der Lampe 208 durch den normalen Beobachtungsfilter Fn, den ersten speziellen Beobachtungsfilter Fs1 beziehungsweise den zweiten speziellen Beobachtungsfilter Fs2 entnommen. Aufgrund dessen wird das biologische Gewebe sequentiell mit einem Bestrahlungslicht, das heißt dem normalen Licht Ln, dem ersten speziellen Beobachtungslicht Ls1 und dem zweiten speziellen Beobachtungslicht Ls2 zu Zeitpunkten bestrahlt, die synchron mit dem Vollbildzyklus sind.
Das Festköperabbildungselement 108 nimmt Bilder des biologischen Gewebes, die sequentiell mit einem jeweiligen Typ von Bestrahlungslicht (dem normalen Licht Ln, dem ersten speziellen Beobachtungslicht Ls1 und dem zweiten speziellen Beobachtungslicht Ls2) bestrahlt wird, auf und gibt die Bildsignale an die Ansteuerungssignalverarbeitungsschaltung 110 aus. Nachstehend wird zur Vereinfachung der Beschreibung ein Bildsignal des biologischen Gewebes, das während der Zeitdauer einer Bestrahlung mit dem normalen Licht Ln aufgenommen wird, als ein „normales Bildsignal In“ bezeichnet, ein Bildsignal des biologischen Gewebes, das während der Zeitdauer einer Bestrahlung mit dem ersten speziellen Beobachtungslicht Ls1 aufgenommen wird, wird als ein „erstes spezielles Bildsignal Is1“ bezeichnet, und ein Bildsignal des biologischen Gewebes, das während der Zeitdauer einer Bestrahlung mit dem zweiten speziellen Beobachtungslicht Ls2 aufgenommen wird, wird als ein „zweites spezielles Bildsignal Is2“ bezeichnet.
Der Bildspeicher 220A speichert das normale Bildsignal In, das erste spezielle Bildsignal Is1 und das zweite spezielle Bildsignal Is2, die sequentiell darin eingegeben werden, zwischen und gibt die Bildsignale an die Bildverarbeitungsschaltung 220B, die Hämoglobinkonzentrationsberechnungsschaltung 220D und die Sauerstoffsättigungsberechnungsschaltung 220E entsprechend einer Zeitsteuerung durch die Zeitsteuerungseinrichtung 204 aus.
Genauer gesagt gibt der Bildspeicher 220A das normale Bildsignal In (alle R-, G- und B-Signale) an die Bildverarbeitungsschaltung 220B aus, sie gibt das normale Bildsignal In (nur das R-Signal) und das erste spezielle Bildsignal Is1 an die Hämoglobinkonzentrationsberechnungsschaltung 220D aus, und sie gibt das erste spezielle Bildsignal Is1 und das zweite spezielle Bildsignal Is2 an die Sauerstoffsättigungsberechnungsschaltung 220E aus.
Das normale Bildsignal In, das in die Bildverarbeitungsschaltung 220B eingegeben wird, wird einer vorbestimmten Signalverarbeitung unterzogen und wird an die Bildausgabeschaltung 220C ähnlich wie während der normalen Beobachtungsbetriebsart ausgegeben.
Wenn das elektronische Endoskopsystem 1 einen individuellen Unterschied (beispielsweise einen individuellen Unterschied im Hinblick auf die spektrale Eigenschaft des ersten speziellen Beobachtungsfilters Fs1, die Empfindlichkeit des Festkörperabbildungselements 108 usw.) aufweist, wird das Ergebnis der Berechnung der Hämoglobinkonzentration durch die Hämoglobinkonzentrationsberechnungsschaltung 220D einen Fehler beinhalten. Die spektrale Eigenschaft des Erfassungslichts (des ersten speziellen Beobachtungslichts Ls1) zur Erfassung der Hämoglobinmenge in einem biologischen Gewebe weist einen dominanten Einfluss gegenüber dem Hämoglobinkonzentrationsberechnungsfehler auf.
Somit werden in dem vorliegenden Ausführungsbeispiel ein erstes spezielles Bildsignal Is1 und ein normales Bildsignal In (nur das R-Signal), die als Referenzen dienen, zu einem Zeitpunkt, wie beispielsweise einer Auslieferung von einer Fabrik, beschafft, indem Bilder eines Referenzgegenstands mit einem gleichförmigen Reflexionsgrad, wie beispielsweise eine graue Karte, ein weißes Brett oder dergleichen, aufgenommen werden. Hierbei werden das erste spezielle Bildsignal Is1 und das normale Bildsignal In (nur das R-Signal), die als Referenzen dienen, als Is1₀ beziehungsweise In₀ bezeichnet. Nachfolgend wird ein Korrekturwert γ (= α/α₀) (ein erster Korrekturwert), der zum Korrigieren eines Leuchtdichtesignalverhältnisses zwischen dem ersten speziellen Bildsignal Is1 und dem normalen Bildsignal In (nur das R-Signal), die beschafft worden sind, das heißt das Verhältnis Is1_0/In₀ (ein Verhältnis α₀ zwischen den Leuchtdichtewerten dieser Bildsignale) in einem bestimmten (das heißt einem geeigneten) Verhältnis α dient, berechnet und in dem Korrekturwertspeicher 220F gespeichert. Das heißt, der Korrekturwert γ kann wie nachstehend beschrieben ausgedrückt werden: γ = α/α₀ = α/(Is1₀/In₀).
Es ist anzumerken, dass das erste spezielle Bildsignal Is1 und das normale Bildsignal In (nur das R-Signal), die als Referenzen dienen, Signale sein können, die unter Verwendung einer grauen Karte oder dergleichen bei Einstellung eines Weißabgleichs beschafft werden. In diesem Fall wird der erste Korrekturwert γ berechnet, unmittelbar nachdem der Weißabgleich eingestellt worden ist, und bei dem Korrekturwertspeicher 220F gespeichert.
Die Hämoglobinkonzentrationsberechnungsschaltung 220D liest den ersten Korrekturwert γ aus dem Korrekturwertspeicher 220F aus und korrigiert das normale Bildsignal In (nur das R-Signal) unter Verwendung des ersten Korrekturwerts γ, der ausgelesen worden ist. Beispielsweise führt die Hämoglobinkonzentrationsberechnungsschaltung 220D eine Korrektur von In in In/y aus. Die Hämoglobinkonzentrationsberechnungsschaltung 220D dividiert das erste spezielle Bildsignal Is1 durch das korrigierte normale Bildsignal In (nur das R-Signal), das heißt, sie berechnet beispielsweise Is1/(In/γ) = Is1/In·γ (= Is1/In·(α·(In₀/Is1₀))), wobei sie hierdurch Hämoglobinkonzentrationsinformationen beschafft, in denen ein Fehler, der von einem individuellen Unterschied des elektronischen Endoskopsystems 1 hergeleitet wird, korrigiert worden ist.
Zusätzlich wird in dem vorliegenden Ausführungsbeispiel das erste spezielle Bildsignal Is1 durch das normale Bildsignal In (nur das R-Signal) dividiert, das einen Wellenlängenbereich aufweist, für den eine Absorption durch Hämoglobin innerhalb eines biologischen Gewebes niedrig ist, wodurch Hämoglobinkonzentrationsinformationen, in denen eine Reflexionsgradfluktuation aufgrund des Oberflächenzustands des biologischen Gewebes und der Differenz in einem Bestrahlungslichteinfallwinkel in Bezug auf das biologische Gewebe korrigiert ist. Indem die Hämoglobinkonzentrationsinformationen, die auf einem Verhältnis zwischen dem ersten speziellen Bildsignal Is1 und dem normalen Bildsignal In (nur dem R-Signal) beruhen, in einer derartigen Art und Weise beschafft werden, können Hämoglobinkonzentrationsinformationen beschafft werden, in denen nicht nur der individuelle Unterschied des elektronischen Endoskopsystems 1, sondern auch eine Reflexionsgradfluktuation aufgrund des Oberflächenzustands des biologischen Gewebes und der Differenz in einem Bestrahlungslichteinfallswinkel in Bezug auf das biologische Gewebe unterdrückt werden.
Die Hämoglobinkonzentrationsberechnungsschaltung 220D gibt die berechneten Hämoglobinkonzentrationsinformationen an die Bildverarbeitungsschaltung 220B aus. Auf der Grundlage der Hämoglobinkonzentrationsinformationen, die von der Hämoglobinkonzentrationsberechnungsschaltung 220D eingegeben werden, erzeugt die Bildverarbeitungsschaltung 220B ein Farbtabellenbild (Spektralbild), in dem ein Fehler, der von dem individuellen Unterschied des elektronischen Endoskopsystems 1 hergeleitet wird, korrigiert ist. Um ein Beispiel bereitzustellen, hält die Bildverarbeitungsschaltung 220B eine Referenztabelle, in der Hämoglobinkonzentrationswerte und vorbestimmte Anzeigefarben miteinander verbunden sind, wobei sie ein Bildsignal (zur Vereinfachung der Beschreibung nachstehend als ein „Hämoglobinkonzentrationsbildsignal“ bezeichnet) für eine Farbtabelle erzeugt, indem eine Anzeigefarbe entsprechend einer Hämoglobinkonzentration jedem Bildelement zugewiesen wird. Die Bildverarbeitungsschaltung 220B gibt das erzeugte Hämoglobinkonzentrationsbildsignal an die Bildausgabeschaltung 220C aus.
Des Weiteren wird, wenn das elektronische Endoskopsystem 1 einen individuellen Unterschied (beispielsweise einen individuellen Unterschied im Hinblick auf die spektralen Eigenschaften des ersten speziellen Bildsignals Is1 und des zweiten speziellen Bildsignals Is2, der Empfindlichkeit des Festkörperabbildungselements 108 usw.) aufweist, das Ergebnis der Berechnung einer Sauerstoffsättigung durch die Sauerstoffsättigungsberechnungsschaltung 220E ebenso einen Fehler beinhalten. Die spektralen Eigenschaften eines Erfassungslichts (des ersten speziellen Bildsignals Is1 und des zweiten speziellen Bildsignals Is2) zur Erfassung der Sauerstoffsättigung in einem biologischen Gewebe weisen einen dominanten Einfluss gegenüber dem Sauerstoffsättigungsberechnungsfehler auf.
Somit wird in dem vorliegenden Ausführungsbeispiel zusätzlich zu dem ersten Bildsignal Is1 und dem normalen Bildsignal In (nur das R-Signal), die als Referenzen dienen, ein zweites spezielles Bildsignal Is2, das als eine Referenz dient, zu dem Zeitpunkt, wie beispielsweise einem Versand aus einer Fabrik, beschafft, indem ein Bild eines Referenzgegenstands mit einem gleichförmigen Reflexionsgrad, wie beispielsweise eine graue Karte, ein weißes Brett oder dergleichen, aufgenommen wird. Hierbei werden das erste spezielle Bildsignal Is1 und das zweite spezielle Bildsignal Is2, die als Referenzen dienen, als Is1₀ beziehungsweise In2₀ bezeichnet. Nachfolgend wird ein Korrekturwert δ (=β/β₀) (ein zweiter Korrekturwert), der für ein Korrigieren eines Leuchtdichtesignalverhältnisses zwischen dem ersten speziellen Bildsignal Is1 und dem zweiten speziellen Bildsignal Is2 dient, die beschafft worden sind, das heißt das Verhältnis Is1₀/Is2₀ (ein Verhältnis β₀ zwischen den Leuchtdichtewerten dieser Bildsignale) in ein bestimmtes (das heißt ein geeignetes) Verhältnis β, berechnet und bei dem Korrekturwertspeicher 220F gespeichert. Das heißt, der Korrekturwert δ kann wie nachstehend beschrieben ausgedrückt werden: δ = β/β₀ = β/(Is1₀/Is2₀).
Es ist anzumerken, dass das zweite spezielle Bildsignal Is2, das als eine Referenz dient, ein Signal sein kann, das unter Verwendung einer grauen Karte oder dergleichen bei einer Einstellung eines Weißabgleichs beschafft wird. In diesem Fall wird der zweite Korrekturwert berechnet, unmittelbar nachdem der Weißabgleich eingestellt worden ist, und bei dem Korrekturwertspeicher 220F gespeichert.
Die Sauerstoffsättigungsberechnungsschaltung 220E liest den ersten Korrekturwert γ aus dem Korrekturwertspeicher 220F aus und korrigiert das normale Bildsignal In (nur das R-Signal) unter Verwendung des ersten Korrekturwerts γ, der ausgelesen worden ist, das heißt, sie berechnet In/γ, wobei sie ebenso den zweiten Korrekturwert δ aus dem Korrekturwertspeicher 220F ausliest und das zweite spezielle Bildsignal Is2 unter Verwendung des zweiten Korrekturwerts δ, der ausgelesen worden ist, korrigiert, das heißt, sie berechnet Is2/δ. Die Sauerstoffsättigungsberechnungsschaltung 220E subtrahiert das korrigierte zweite spezielle Bildsignal Is2(= Is2/δ) von dem ersten speziellen Bildsignal Is1 und dividiert den Wert, der durch die Subtraktion geliefert wird, durch das korrigierte normale Bildsignal In (nur das R-Signal) (= In/γ). Somit können Sauerstoffsättigungsinformationen geliefert werden, in denen ein Fehler, der von einem individuellen Unterschied des elektronischen Endoskopsystems 1 hergeleitet wird, korrigiert worden ist.
Zusätzlich wird in dem vorliegenden Ausführungsbeispiel der vorstehend beschriebene Wert, der durch die Subtraktion geliefert wird, durch das normale Bildsignal In (nur das R-Signal) dividiert, das einen Wellenlängenbereich aufweist, für den eine Absorption durch Hämoglobin innerhalb des biologischen Gewebes niedrig ist, wobei somit Sauerstoffsättigungsinformationen erhalten werden, in denen eine Reflexionsgradfluktuation aufgrund des Oberflächenzustands des biologischen Gewebes und des Unterschieds in einem Bestrahlungslichteinfallwinkel in Bezug auf biologische Gewebe korrigiert ist. Indem die Sauerstoffsättigungsinformationen auf der Grundlage eines Verhältnisses zwischen dem ersten speziellen Bildsignal Is1 und dem zweiten speziellen Bildsignal Is2 in einer derartigen Weise beschafft werden, können Sauerstoffsättigungsinformationen beschafft werden, in denen nicht nur der individuelle Unterschied des elektronischen Endoskopsystems 1, sondern auch eine Reflexionsgradfluktuation aufgrund des Oberflächenzustands des biologischen Gewebes und des Unterschieds in einem Bestrahlungslichteinfallwinkel in Bezug auf das biologische Gewebe unterdrückt wird.
Die Sauerstoffsättigungsberechnungsschaltung 220E gibt die berechneten Sauerstoffsättigungsinformationen an die Bildverarbeitungsschaltung 220B aus. Auf der Grundlage der Sauerstoffsättigungsinformationen, die von der Sauerstoffsättigungsberechnungsschaltung 220E eingegeben werden, erzeugt die Bildverarbeitungsschaltung 220B ein Farbtabellenbild (Spektralbild), in dem ein Fehler, der von dem individuellen Unterschied des elektronischen Endoskopsystems hergeleitet wird, korrigiert ist. Um ein Beispiel bereitzustellen, hält die Bildverarbeitungsschaltung 220B eine Referenztabelle, in der Sauerstoffsättigungswerte und vorbestimmte Anzeigefarben miteinander verbunden sind, wobei sie ein Bildsignal (zur Vereinfachung der Beschreibung nachstehend als ein „Sauerstoffsättigungsbildsignal“ bezeichnet) für eine Farbtabelle erzeugt, indem eine Anzeigefarbe entsprechend einer Sauerstoffsättigung jedem Bildelement zugeordnet wird. Die Bildverarbeitungsschaltung 220B gibt das erzeugte Sauerstoffsättigungsbildsignal an die Bildausgabeschaltung 220C aus.
Die Bildausgabeschaltung 220C verarbeitet das normale Bildsignal In, das von der Bildverarbeitungsschaltung 220B eingegeben wird, um ein Normalfarbbild des biologischen Gewebes zu erzeugen. Ebenso verarbeitet die Bildausgabeschaltung 220C das Hämoglobinkonzentrationsbildsignal, das von der Hämoglobinkonzentrationsberechnungsschaltung 220D eingegeben wird, und das Sauerstoffsättigungsbildsignal, das von der Sauerstoffsättigungsberechnungsschaltung 220E eingegeben wird, um ein Hämoglobinkonzentrationsfarbtabellenbild beziehungsweise ein Sauerstoffsättigungsfarbtabellenbild zu erzeugen.
Die Bedienungsperson kann das Bedienungsfeld 214 bedienen und hierdurch den Anzeigezustand von Beobachtungsbildern während der speziellen Beobachtungsbetriebsart einstellen. Die Bildausgabeschaltung 220C verwendet die erzeugten Bilder, um Bildschirmdaten für eine Überwachungseinrichtungsanzeige zu erzeugen, die entsprechend dem Anzeigezustand sind, der eingestellt wird, wobei sie die erzeugten Bildschirmdaten für eine Überwachungseinrichtungsanzeige in ein vorbestimmtes Videoformatsignal umwandelt. Das Videoformatsignal, das durch die Umwandlung geliefert wird, wird zu der Überwachungseinrichtung 300 ausgegeben. Somit wird ein Bild entsprechend dem eingestellten Anzeigezustand angezeigt.
Um ein Beispiel bereitzustellen, können die nachstehend genannten Zustände (1) bis (5) als Anzeigezustände von Beobachtungsbildern angegeben werden, die während der speziellen Beobachtungsbetriebsart eingestellt werden können.

(1) Ein Zustand, in dem ein Bild eines Systems aus den Bildern von drei Systemen (das Normalfarbbild des biologischen Gewebes, das Hämoglobinkonzentrationsfarbtabellenbild und das Sauerstoffsättigungsfarbtabellenbild) angezeigt wird.
(2) Ein Zustand, in dem die Bilder der drei Systeme oder Bilder von zwei der drei Systeme Seite an Seite auf einem Bildschirm mit der gleichen Größe angezeigt werden.
(3) Ein Zustand, in dem ein Bild eines Systems in einer großen Bildschirmanzeige angezeigt wird, und die Bilder der zwei übrigen Systeme oder ein Bild eines der zwei Systeme in einer kleinen Bildschirmanzeige angezeigt werden/wird.
(4) Ein Zustand, in dem Bilder von zwei der drei Systeme in einem überlagerten Zustand angezeigt werden.
(5) Ein Zustand, in dem Bilder aller drei Systeme in einem überlagerten Zustand angezeigt werden.

Wie es vorstehend beschrieben ist, sind die Korrekturwerte γ und δ Werte, die derart eingestellt werden, dass Verhältnisse α₀ und β₀ zwischen Leuchtdichtewerten spezifischer Paare aus beispielsweise dem normalen Bildsignal In, dem ersten speziellen Bildsignal Is1 und dem zweiten speziellen Bildsignal Is2, die geliefert werden, wenn Bilder des Referenzgegenstands, der mit mehreren Typen eines Bestrahlungslichts bestrahlt wird, aufgenommen werden, gleich zu den vorbestimmten Sollverhältnissen α und β sind. Somit ist die Korrektur, die in dem vorliegenden Ausführungsbeispiel ausgeführt wird, dahingehend nützlich, dass es, wenn die Hämoglobinkonzentrationsinformationen und die Sauerstoffsättigungsinformationen unter Verwendung von Verhältnissen zwischen Bildsignalen von zumindest zwei unterschiedlichen Systemen berechnet werden, möglich ist, eine Korrektur auszuführen, die nicht von den Signalpegeln des normalen Bildsignals In, des ersten speziellen Bildsignals Is1, des zweiten speziellen Bildsignals Is2 abhängig ist.
Des Weiteren wird, da die Bildsignale von spezifischen Systemen, die von dem Referenzgegenstand geliefert werden und in der Berechnung der Korrekturwerte verwendet werden, Leuchtdichtewerte sind, eine genaue Korrektur auch in dem Fall mehrerer Typen eines Bestrahlungslichts, die unterschiedliche Wellenlängenbänder und ebenso unterschiedliche Lichtintensitäten aufweisen, möglich.
Des Weiteren umfassen die Filter, die in dem vorstehend beschriebenen Ausführungsbeispiel verwendet werden, den ersten speziellen Beobachtungsfilter Fs1, der das erste Transmissionsband aufweist, das innerhalb des Wellenlängenbands von 520 nm bis 590 nm beinhaltet ist, und den zweiten Filter Fs2, der das zweite Transmissionsband aufweist, das innerhalb des Wellenlängenbands von 520 nm bis 590 nm beinhaltet ist und schmaler als das erste Transmissionsband ist. Dementsprechend kann ein Bestrahlungslicht ausgestrahlt werden, das als ein Wellenlängenband ein Band umfasst, für das Hämoglobin eine starke Absorption angibt. Aufgrund dessen können eine Hämoglobinkonzentration und eine Sauerstoffsättigung in genauer Weise berechnet werden.
Des Weiteren werden in dem vorstehend beschriebenen Ausführungsbeispiel Bildsignale des Gegenstands unter Verwendung der Korrekturwerte γ und δ korrigiert, die derart eingestellt werden, dass Verhältnisse α₀ und β₀ zwischen Leuchtdichtewerten von Referenzbildsignalen von zumindest zwei Systemen, die geliefert werden, wenn Bilder des Referenzgegenstands aufgenommen werden, der mit mehreren Typen eines Bestrahlungslicht bestrahlt wird, wie beispielsweise dem normalen Licht Ln, dem ersten speziellen Beobachtungslicht Ls1 und dem zweiten speziellen Beobachtungslicht Ls2, gleich zu den vorbestimmten Sollverhältnissen α und β sind. Dementsprechend ist es möglich, eine Verschlechterung bezüglich der Genauigkeit (eine Variation), die von einem individuellen Unterschied des Systems hergeleitet wird, von Merkmalsbetragsinformationen, die unter Verwendung von Verhältnissen zwischen Bildsignalen berechnet werden, wie beispielsweise eine Hämoglobinkonzentration und eine Sauerstoffsättigung, zu unterdrücken. Somit sind die Merkmalsbeträge, die zu berechnen sind, vorzugsweise Beträge beziehungsweise Größen, die auf der Grundlage von Verhältnissen zwischen Leuchtdichtewerten von Bildsignalen von zumindest zwei Systemen bestimmbar sind.
Es ist anzumerken, dass es, um die Sauerstoffsättigungsinformationen auf genaue Weise zu beschaffen, zu bevorzugen ist, dass das Wellenlängenband eines der mehreren Typen eines Bestrahlungslichts von dem Wellenlängenband eines anderen Typs eines Bestrahlungslichts durch einen isosbestischen Punkt abgegrenzt ist, der einem Umschalten zwischen Pegeln des spektralen Signalverlaufs eines Lichtabsorptionsgrads von sauerstoffhaltigem Hämoglobin und des spektralen Signalverlaufs eines Lichtabsorptionsgrads von reduziertem Hämoglobin entspricht. In dem Beispiel, das in 3 veranschaulicht ist, ist das Wellenlängenband des zweiten speziellen Beobachtungslichts Ls2 von dem Wellenlängenband des ersten speziellen Beobachtungslichts Ls1 bei den isosbestischen Punkten E2 und E3 abgegrenzt.
Des Weiteren ist es, um die Sauerstoffsättigungsinformationen auf genaue Weise zu beschaffen, zu bevorzugen, dass das Wellenlängenband eines der mehreren Typen eines Bestrahlungslichts innerhalb eines Wellenlängenbands zwischen isosbestischen Punkten, die in der Wellenlängenrichtung benachbart sind, aus einer Vielzahl von isosbestischen Punkten beinhaltet ist, die einem Umschalten zwischen Pegeln des spektralen Signalverlaufs des Lichtabsorptionsgrads von sauerstoffhaltigem Hämoglobin und des spektralen Signalverlaufs eines Lichtabsorptionsgrads von reduziertem Hämoglobin entsprechen. In dem in 3 veranschaulichten Beispiel ist das zweite spezielle Beobachtungslicht Ls2 in dem Wellenlängenband zwischen den isosbestischen Punkten E2 und E3 beinhaltet.
Das Wellenlängenband eines derartigen Bestrahlungslichts ist nicht auf den Bereich von 500 nm bis 600 nm, der in 3 veranschaulicht ist, begrenzt. Beispielsweise ist eine Anwendung ebenso bei einem Wellenlängenband möglich, in dem sich ein Lichtabsorptionsgrad um isosbestische Punkte herum in Abhängigkeit von einer Hämoglobinsauerstoffsättigung ändert. Beispielsweise kann ein bestimmtes Wellenlängenband auf der langen Wellenlängenseite oder der kurzen Wellenlängenseite eines der isosbestischen Punkte in dem Wellenlängenband von 400 nm bis 500 nm als das Wellenlängenband des Bestrahlungslichts eingestellt werden.
Vorstehend ist eine Beschreibung eines beispielhaften Ausführungsbeispiels der vorliegenden Erfindung bereitgestellt worden. Ausführungsbeispiele der vorliegenden Erfindung sind nicht darauf begrenzt, was vorstehend beschrieben wird, wobei verschiedene Modifikationen innerhalb des Umfangs des technischen Konzepts der vorliegenden Erfindung möglich sind. Beispielsweise sind Gegenstände, die durch ein geeignetes Kombinieren eines Ausführungsbeispiels, das explizit als ein Beispiel in der Beschreibung offenbart ist, usw., oder von offensichtlichen Ausführungsbeispielen usw., ebenso in Ausführungsbeispielen der vorliegenden Erfindung beinhaltet.
In dem vorstehend beschriebenen Ausführungsbeispiel ist die Lichtquellenvorrichtung in die Verarbeitungseinrichtung 200 eingebaut. In einem anderen Ausführungsbeispiel kann jedoch eine Konfiguration angewendet werden, in der die Verarbeitungseinrichtung 200 und die Lichtquellenvorrichtung getrennt sind. In diesem Fall wird eine verdrahtete oder drahtlose Kommunikationseinrichtung für die Übertragung / den Empfang von Zeitsteuerungssignalen zwischen der Verarbeitungseinrichtung 200 und der Lichtquellenvorrichtung bereitgestellt werden.
Des Weiteren sind in dem vorstehend beschriebenen Ausführungsbeispiel der normale Beobachtungsfilter Fn, der erste spezielle Beobachtungsfilter Fs1 und der zweite spezielle Beobachtungsfilter Fs2 in dem Drehrevolverkopf 261 angeordnet. In einem anderen Ausführungsbeispiel können jedoch optische Filter, die unterschiedliche spektrale Eigenschaften aufweist, wie beispielsweise ein Infrarotlichtbeobachtungsfilter, ein Fluoreszenzbeobachtungsfilter usw., in dem Drehrevolverkopf 261 angeordnet sein.
Des Weiteren wird in dem vorstehend beschriebenen Ausführungsbeispiel eine Konfiguration angewendet, in der der Drehfilterabschnitt 260 für die Lampe 208 bereitgestellt ist und eine Filterung in Bezug auf das Bestrahlungslicht Lausgeführt wird. Die vorliegende Erfindung ist jedoch nicht auf diese Konfiguration begrenzt. Beispielsweise kann eine Konfiguration angewendet werden, in der der Drehfilterabschnitt 260 für das Festkörperabbildungselement 108 bereitgestellt ist und eine Filterung in Bezug auf ein zurückkehrendes Licht von dem Gegenstand ausgeführt wird.
Bezugszeichenliste

1:: Elektronisches Endoskopsystem
100:: Elektronisches Endoskop
102:: LCB
104:: Lichtverteilungslinse
106:: Objektivlinse
108:: Festkörperabbildungselement
110:: Ansteuerungssignalverarbeitungsschaltung
112:: Speicher
200:: Verarbeitungseinrichtung
202:: Systemsteuerungseinrichtung
204:: Zeitsteuerungseinrichtung
206:: Lampenlichtquellenzündeinrichtung
208:: Lampe
210:: Kondensorlinse
121:: Speicher
214:: Bedienungsfeld
220:: Signalverarbeitungsschaltung
220A:: Bildspeicher
220B:: Bildverarbeitungsschaltung
220C:: Bildausgabeschaltung
220D:: Hämoglobinkonzentrationsberechnungsschaltung
220E:: Sauerstoffsättigungsberechnungsschaltung
220F:: Korrekturwertspeicher
260:: Drehfilterabschnitt
261:: Drehrevolverkopf
Fn:: Normaler Beobachtungsfilter
Fs1:: Erster spezieller Beobachtungsfilter
Fs2:: Zweiter spezieller Beobachtungsfilter
262:: Gleichstrommotor
263:: Ansteuerungseinrichtung
264:: Photounterbrechereinrichtung

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

WO 2014/192781 A [0004]

Claims

Elektronisches Endoskopsystem mit: einer Bestrahlungseinrichtung für ein sequentielles Bestrahlen eines Gegenstands mit einer Vielzahl von Typen eines Bestrahlungslichts, die unterschiedliche Spektren aufweisen; einer Bildsignalerzeugungseinrichtung für ein sequentielles Aufnehmen von Bildern des Gegenstands, der sequentiell mit der Vielzahl von Typen eines Bestrahlungslichts bestrahlt wird, und zum Erzeugen von Bildsignalen des Gegenstands, der mit den jeweiligen Typen eines Bestrahlungslichts bestrahlt wird, als Bildsignale einer Vielzahl von Systemen; einer Speichereinrichtung, die einen vorbestimmten Korrekturwert aufweist, der darin im Voraus gespeichert wird; und einer Spektralbilderzeugungseinrichtung zur Erzeugung eines Spektralbilds, das eine Verteilung eines Merkmalsbetrags des Gegenstands angibt, wobei der Merkmalsbetrag auf der Grundlage von Bildsignalen von zumindest zwei Systemen aus den Bildsignalen der Vielzahl von Systemen bestimmbar ist, wobei, wenn das Spektralbild auf der Grundlage der Bildsignale der zumindest zwei Systeme erzeugt wird, die Spektralbilderzeugungseinrichtung ein Bildsignal zumindest eines Systems aus den Bildsignalen der zumindest zwei Systeme auf der Grundlage des Korrekturwerts, der im Voraus in der Speichereinrichtung gespeichert wird, korrigiert.
Elektronisches Endoskopsystem nach Anspruch 1, wobei der Korrekturwert ein Wert ist, der im Voraus auf der Grundlage eines Verhältnisses zwischen Leuchtdichtewerten eines spezifischen Paars von Bildsignalen aus den Bildsignalen der zumindest zwei Systeme berechnet wird, und, wenn das Spektralbild auf der Grundlage der Bildsignale der zumindest zwei Systeme erzeugt wird, die Spektralbilderzeugungseinrichtung ein Bildsignal aus dem spezifischen Paar von Bildsignalen auf der Grundlage des Korrekturwerts korrigiert.
Elektronisches Endoskopsystem nach Anspruch 2, wobei der Korrekturwert ein Korrekturwert ist, der derart eingestellt wird, dass ein Verhältnis zwischen Leuchtdichtewerten des spezifischen Paars von Bildsignalen gleich zu einem vorbestimmten Sollverhältnis ist, wobei die Leuchtdichtewerte des spezifischen Paars von Bildsignalen geliefert werden, wenn Bilder von einem Referenzgegenstand aufgenommen werden, der mit der Vielzahl von Typen eines Bestrahlungslichts bestrahlt wird.
Elektronisches Endoskopsystem nach Anspruch 1 oder 2, wobei die Bestrahlungseinrichtung umfasst: eine Lichtquelle für ein Ausstrahlen von Licht; ein Drehelement, in dem eine Vielzahl von Lichttransmissionsregionen, die unterschiedliche Transmissionsbänder aufweisen, Seite an Seite in einer Umfangsrichtung angeordnet sind; eine Einrichtung zur Veranlassung des Drehelements, sich zu drehen, und zum sequentiellen Einfügen der Vielzahl von Lichttransmissionsregionen in einen optischen Pfad des Lichts, um die Vielzahl von Typen eines Bestrahlungslichts, die unterschiedliche Spektren aufweisen, aus dem Licht sequentiell herauszunehmen; und eine Einrichtung für ein sequentielles Ausstrahlen der Vielzahl von Typen eines Bestrahlungslichts, die sequentiell herausgenommen werden, in Richtung des Gegenstands.
Elektronisches Endoskopsystem nach Anspruch 3, wobei die Vielzahl von Lichttransmissionsregionen optische Filter sind, die in dem Drehelement angeordnet sind, wobei die optischen Filter umfassen: einen ersten Filter, der ein erstes Transmissionsband aufweist, wobei das erste Transmissionsband in einem Wellenlängenband von 520 nm bis 590 nm beinhaltet ist; einen zweiten Filter, der ein zweites Transmissionsband aufweist, wobei das zweite Transmissionsband in dem Wellenlängenband von 520 nm bis 590 nm beinhaltet ist und schmaler als das erste Transmissionsband ist; und einen Filter, der weißes Licht überträgt.
Elektronisches Endoskopsystem nach Anspruch 5, wobei der Korrekturwert einen ersten Korrekturwert umfasst, wobei der erste Korrekturwert ein Wert für ein Korrigieren eines Verhältnisses zwischen einem Leuchtdichtewert eines Bildsignals, das aus einem Teil einer Vielzahl von Komponenten gebildet wird, die ein Bildsignal des Referenzgegenstands bilden, der mit dem weißen Licht bestrahlt wird, und einem Leuchtdichtewert eines Bildsignals des Referenzgegenstands, der mit einem Licht bestrahlt wird, das durch den ersten Filter gefiltert wird, in ein vorbestimmtes erstes Verhältnis ist, und die Spektralbilderzeugungseinrichtung ein Bildsignal A, das aus einem Teil einer Vielzahl von Komponenten gebildet wird, die ein Bildsignal des Gegenstands bilden, der mit dem weißen Licht bestrahlt wird, auf der Grundlage des ersten Korrekturwerts korrigiert, ein Bildsignal B des Gegenstands, der mit einem Licht bestrahlt wird, das durch den ersten Filter gefiltert wird, durch das Bildsignal A, das mit dem ersten Korrekturwert korrigiert ist, dividiert, um Hämoglobinkonzentrationsinformationen des Gegenstands zu beschaffen, und ein Spektralbild, das eine Hämoglobinkonzentration angibt, auf der Grundlage der beschafften Hämoglobinkonzentrationsinformationen erzeugt.
Elektronisches Endoskopsystem nach Anspruch 6, wobei der Korrekturwert einen zweiten Korrekturwert umfasst, wobei der zweite Korrekturwert ein Wert für ein Korrigieren eines Verhältnisses zwischen dem Leuchtdichtewert des Bildsignals des Referenzgegenstands, der mit dem Licht bestrahlt wird, das durch den ersten Filter gefiltert wird, und einem Leuchtdichtewert eines Bildsignals des Referenzgegenstands, der mit einem Licht bestrahlt wird, das durch den zweiten Filter gefiltert wird, in ein vorbestimmtes zweites Verhältnis ist, und die Spektralbilderzeugungseinrichtung das Bildsignal A, das aus einem Teil der Vielzahl von Komponenten gebildet wird, die das Bildsignal des Gegenstands bilden, der mit dem weißen Licht bestrahlt wird, auf der Grundlage des ersten Korrekturwerts korrigiert und ebenso ein Bildsignal C des Gegenstands, der mit einem Licht bestrahlt wird, das durch den zweiten Filter gefiltert wird, auf der Grundlage des zweiten Korrekturwerts korrigiert, das Bildsignal C, das unter Verwendung des zweiten Korrekturwerts korrigiert ist, von dem Bildsignal B des Gegenstands, der mit dem Licht bestrahlt wird, das durch den ersten Filter gefiltert wird, subtrahiert, den Wert nach der Subtraktion durch das Bildsignal A, das unter Verwendung des ersten Korrekturwerts korrigiert wird, dividiert, um Sauerstoffsättigungsinformationen des Gegenstands zu beschaffen, und ein Spektralbild, das eine Sauerstoffsättigung angibt, auf der Grundlage der beschafften Sauerstoffsättigungsinformationen erzeugt.
Elektronisches Endoskopsystem mit: einer Bestrahlungseinrichtung für ein sequentielles Bestrahlen eines Gegenstands mit einer Vielzahl von Typen eines Bestrahlungslichts, die unterschiedliche Spektren aufweisen; einer Bildsignalerzeugungseinrichtung für ein sequentielles Aufnehmen von Bildern des Gegenstands, der sequentiell mit der Vielzahl von Typen eines Bestrahlungslichts bestrahlt wird, und zum Erzeugen von Bildsignalen des Gegenstands, der mit den jeweiligen Typen eines Bestrahlungslichts bestrahlt wird, als Bildsignale einer Vielzahl von Systemen; und einer Spektralbilderzeugungseinrichtung zur Erzeugung eines Spektralbilds, das eine Verteilung eines Merkmalsbetrags des Gegenstands angibt, wobei der Merkmalsbetrag auf der Grundlage von Bildsignalen von zumindest zwei Systemen aus den Bildsignalen der Vielzahl von Systemen bestimmbar ist, wobei die Spektralbilderzeugungseinrichtung den Merkmalsbetrag berechnet, indem eines der Bildsignale der zumindest zwei Systeme auf der Grundlage eines vorbestimmten Korrekturwerts korrigiert wird, und der vorbestimmte Korrekturwert ein Korrekturwert ist, der derart eingestellt wird, dass ein Verhältnis zwischen Leuchtdichtewerten von Referenzbildsignalen der zumindest zwei Systeme gleich zu einem vorbestimmten Sollverhältnis ist, wobei die Referenzbildsignale der zumindest zwei Systeme geliefert werden, wenn Bilder eines Referenzgegenstands, der mit dem Bestrahlungslicht bestrahlt wird, aufgenommen werden.
Elektronisches Endoskopsystem nach Anspruch 8, wobei der Merkmalsbetrag ein Betrag ist, der auf der Grundlage eines Verhältnisses zwischen Leuchtdichtewerten der Bildsignale der zumindest zwei Systeme bestimmbar ist.
Elektronisches Endoskopsystem nach einem der Ansprüche 1 bis 9, wobei ein Wellenlängenband eines Typs eines Bestrahlungslichts aus der Vielzahl von Typen eines Bestrahlungslichts von einem Wellenlängenband eines anderen Typs eines Bestrahlungslichts aus den mehreren Typen eines Bestrahlungslichts durch einen isobestischen Punkt abgegrenzt ist, der einem Umschalten zwischen Pegeln eines spektralen Signalverlaufs eines Lichtabsorptionsgrads von sauerstoffhaltigem Hämoglobin und einem spektralen Signalverlauf eines Lichtabsorptionsgrads von reduziertem Hämoglobin entspricht.
Elektronisches Endoskopsystem nach Anspruch 10, wobei ein Wellenlängenband eines Typs eines Bestrahlungslichts aus mehreren Typen eines Bestrahlungslichts in einem Wellenlängenband zwischen isobestischen Punkten, die in einer Wellenlängenrichtung benachbart sind, aus einer Vielzahl von isobestischen Punkten beinhaltet ist, die einem Umschalten zwischen Pegeln des spektralen Signalverlaufs eines Lichtabsorptionsgrads von sauerstoffhaltigem Hämoglobin und des spektralen Signalverlaufs eines Lichtabsorptionsgrads von reduziertem Hämoglobin entsprechen.