JP2015177961A - 内視鏡システム、内視鏡システム用プロセッサ装置、内視鏡システムの作動方法、及び内視鏡システム用プロセッサ装置の作動方法 - Google Patents

Abstract

【課題】観察対象に汚れが付着している場合でも正確な酸素飽和度を算出することができる内視鏡システム、内視鏡システム用プロセッサ装置、内視鏡システムの作動方法、及び内視鏡システム用プロセッサ装置の作動方法を提供する。
【解決手段】内視鏡システム１０は、血中ヘモグロビンの酸素飽和度に応じて吸光量が変化する青色狭帯域光に対応するＢ１画像信号と、観察対象の血液量に応じて吸光量が変化する緑色波長帯域に対応するＧ２画像信号と、Ｂ１画像信号やＧ２画像信号よりも酸素飽和度や血液量に対する吸光量の変化が小さい赤色波長帯域に対応するＲ２画像信号と、青色狭帯域光に対して中心波長の差が２０ｎｍ以上１００ｎｍ以下のＢ２画像信号と、を取得する画像信号取得部５４と、Ｂ１画像信号と、Ｇ２画像信号と、Ｒ３画像信号と、Ｂ２画像信号とに基づいて、観察対象の酸素飽和度を画素毎に算出する酸素飽和度算出部８３と、を備える。
【選択図】図７

Description

本発明は、被検体内の観察対象を撮像する内視鏡システム、内視鏡システム用プロセッサ装置、内視鏡システムの作動方法、及び内視鏡システム用プロセッサ装置の作動方法に関する。

医療分野においては、光源装置、内視鏡、及びプロセッサ装置を備える内視鏡システムを用いて診断することが一般的になっている。特に、単に観察対象を撮像するだけでなく、観察対象に照射する照明光の波長を工夫したり、観察対象を撮像して得た画像信号に分光推定処理等の信号処理を施したりすることによって、血管や腺管構造等の特定の組織や構造が強調された観察画像を得る内視鏡システムが普及している。

このような内視鏡システムでは、観察対象に汚れ（残渣や有色の粘液の付着等）がある場合や、着色用の色素が用いられている場合には、目的の特定組織が上手く強調されなかったり、汚れ等が強調されてしまったりする等の不具合が生じることがあるので、例えば特許文献１の血管を強調表示する内視鏡システムでは、分光推定画像に基づいて残渣等に含まれる色素を検出し、その影響を補正した画像を生成している。

また、近年においては、観察対象を撮像して得られる画像信号に基づいて生体機能情報を得る内視鏡システムもある。例えば、血中ヘモグロビンの酸素飽和度を用いた病変部の診断が行われつつある。酸素飽和度を取得する方法としては、波長帯域と、酸化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンの吸光係数が異なる第１信号光と第２信号光を交互に粘膜内の血管に照射して、第１及び第２信号光の各反射光を内視鏡先端部のセンサで検出する方法が知られている（特許文献２）。

センサで検出した第１信号光の反射光に対応する画像信号と、第２信号光の反射光に対応する画像信号の各画素の信号値の比率（以下、信号比という）は、血管内の酸素飽和度に変化がなければ一定値を維持するが、酸素飽和度の変化が生じれば、それにもとなって変化する。したがって、上記画像信号の信号比に基づいて酸素飽和度を算出することができる。

特許第５１９１３２９号 特許第５２３１５１１号

酸素飽和度は上記のように信号比に基づいて算出されるので、観察対象に信号比を狂わせる汚れ等あると、算出精度が低下する。例えば、観察対象が下部消化管の粘膜である場合、ビリルビンやステルコビリン等の黄色（あるいは黄褐色）の色素を含む粘液等が粘膜に付着していることがある。これらの黄色色素は青色波長域の光を吸収するので、特許文献１のように青色波長域の光を信号光として用いる場合、血中ヘモグロビンだけでなく、黄色色素によっても信号光が吸収されてしまうので、酸素飽和度の算出精度が低下しまうことがある。

観察対象は事前に洗浄されるが、残渣があることも珍しくなく、観察しているうちに有色色素を含む粘液が新たに分泌されてしまうこともある。また、残渣や有色粘液等の付着量によっても酸素飽和度の算出精度の低下度合いが異なるので、酸素飽和度を正確に算出するためには、残渣や有色粘液等の有無だけでなく、その量も考慮する必要がある。

本発明は、観察対象に有色の粘液等の汚れが付着している場合でも、正確な酸素飽和度を算出することができる内視鏡システム、内視鏡システム用プロセッサ装置、内視鏡システムの作動方法、及び内視鏡システム用プロセッサ装置の作動方法を提供することを目的とする。

本発明の内視鏡システムは、画像信号取得部と、酸素飽和度算出部と、を備える。画像信号取得部は、血中ヘモグロビンの酸素飽和度に応じて吸光量が変化する第１波長帯域に対応する第１画像信号と、観察対象の血液量に応じて吸光量が変化する第２波長帯域に対応する第２画像信号と、第１画像信号に対して酸素飽和度に対する吸光量の変化が小さく、かつ、第２画像信号に対して血液量に対する吸光量の変化が小さい第３波長帯域に対応する第３画像信号と、第１波長帯域に対して中心波長の差が２０ｎｍ以上１００ｎｍ以下の第４波長帯域に対応する第４画像信号と、を取得する。酸素飽和度算出部は、第１画像信号と、第２画像信号と、第３画像信号と、さらに第４画像信号とに基づいて、観察対象の酸素飽和度を画素毎に算出する。

第２画像信号に対する第１画像信号の比である第１信号比と、第２画像信号に対する第３画像信号の比である第２信号比と、第４画像信号に対する第２画像信号の比である第３信号比とを、それぞれ画素毎に算出する信号比算出部を備え、酸素飽和度算出部は、第１信号比と、第２信号比と、さらに第３信号比とに基づいて酸素飽和度を算出することが好ましい。

第１信号比及び第２信号比と、酸素飽和度との相関関係を表す二次元の相関関係テーブルを、第３信号比の値に応じて複数有する相関関係記憶部を備えることが好ましい。この場合、酸素飽和度算出部は、複数の相関関係テーブルの中から第３信号比の値に応じた特定の相関関係テーブルを選択し、第１信号比と第２信号比と選択した特定の相関関係テーブルとを用いて酸素飽和度を算出することが好ましい。

第１〜第３信号比と、酸素飽和度との相関関係を表す三次元の相関関係テーブルを有する相関関係記憶部を備えることが好ましい。この場合、酸素飽和度算出部は、三次元の相関関係テーブルを用いて第１〜第３信号比に応じた酸素飽和度を算出する。

第４波長帯域は、血中ヘモグロビンの酸素飽和度に応じて吸光量が変化しない等吸収点を含むことが好ましい。

第３信号比が特定範囲の値である場合に、警告を報知するための警告報知信号を生成する警告報知部を備えることが好ましい。

酸素飽和度を表す酸素飽和度画像を生成する画像生成部と、酸素飽和度画像を表示部に表示するための表示用画像信号を生成する表示用画像信号生成部と、を備え、表示用画像信号生成部は、警告報知信号に基づいて、第３信号比が前記特定範囲の画素と、第３信号比が特定範囲外の画素とで表示を異ならせることが好ましい。

表示用画像信号生成部は、第３信号比が特定範囲の画素の色差信号を零にし、第３信号比が特定範囲外の画素の色差信号を酸素飽和度の値に応じた値にした酸素飽和度画像を生成することが好ましい。

第１波長帯域及び第４波長帯域は３５０ｎｍ以上５００ｎｍ以下の波長帯域であることが好ましい。また、第１波長帯域及び第４波長帯域は４５０ｎｍ以上６５０ｎｍ以下の波長帯域であっても良い。

本発明の内視鏡システム用プロセッサ装置は、画像信号取得部と、酸素飽和度算出部と、を備える。画像信号取得部は、血中ヘモグロビンの酸素飽和度に応じて吸光量が変化する第１波長帯域に対応する第１画像信号と、観察対象の血液量に応じて吸光量が変化する第２波長帯域に対応する第２画像信号と、第１画像信号に対して酸素飽和度に対する吸光量の変化が小さく、かつ、第２画像信号に対して血液量に対する吸光量の変化が小さい第３波長帯域に対応する第３画像信号と、第１波長帯域に対して中心波長の差が２０ｎｍ以上１００ｎｍ以下の第４波長帯域に対応する第４画像信号と、を取得する。酸素飽和度算出部は、第１画像信号と、第２画像信号と、第３画像信号と、さらに第４画像信号とに基づいて、観察対象の酸素飽和度を画素毎に算出する。

本発明の内視鏡システムの作動方法は、画像信号取得ステップと、酸素飽和度算出ステップと、を備える。画像信号取得ステップでは、画像信号取得部が、血中ヘモグロビンの酸素飽和度に応じて吸光量が変化する第１波長帯域に対応する第１画像信号と、観察対象の血液量に応じて吸光量が変化する第２波長帯域に対応する第２画像信号と、第１画像信号に対して酸素飽和度に対する吸光量の変化が小さく、かつ、第２画像信号に対して血液量に対する吸光量の変化が小さい第３波長帯域に対応する第３画像信号と、第１波長帯域に対して中心波長の差が２０ｎｍ以上１００ｎｍ以下の第４波長帯域に対応する第４画像信号と、を取得する。酸素飽和度算出ステップでは、酸素飽和度算出部が、第１画像信号と、第２画像信号と、第３画像信号と、さらに第４画像信号とに基づいて、観察対象の酸素飽和度を画素毎に算出する。

本発明の内視鏡システム用プロセッサ装置の作動方法は、画像信号取得ステップと、酸素飽和度算出ステップと、を備える。画像信号取得ステップでは、画像信号取得部が、血中ヘモグロビンの酸素飽和度に応じて吸光量が変化する第１波長帯域に対応する第１画像信号と、観察対象の血液量に応じて吸光量が変化する第２波長帯域に対応する第２画像信号と、第１画像信号に対して酸素飽和度に対する吸光量の変化が小さく、かつ、第２画像信号に対して血液量に対する吸光量の変化が小さい第３波長帯域に対応する第３画像信号と、第１波長帯域に対して中心波長の差が２０ｎｍ以上１００ｎｍ以下の第４波長帯域に対応する第４画像信号と、を取得する。酸素飽和度算出ステップでは、酸素飽和度算出部が、第１画像信号と、第２画像信号と、第３画像信号と、さらに第４画像信号とに基づいて、観察対象の酸素飽和度を画素毎に算出する。

本発明の内視鏡システム、内視鏡システム用プロセッサ装置、内視鏡システムの作動方法、及び内視鏡システム用プロセッサ装置の作動方法によれば、観察対象に有色の粘液等の汚れが付着している場合でも、正確な酸素飽和度を算出することができる。

内視鏡システムの外観図である。 内視鏡システムのブロック図である。 白色光のスペクトルを示すグラフである。 回転フィルタの説明図である。 ＲＧＢカラーフィルタの分光透過率を示すグラフである。 通常観察モード時の撮像制御を示す説明図である。 特殊観察モード時の撮像制御を示す説明図である。 酸素飽和度画像生成部及び診断情報算出部のブロック図である。 信号比と酸素飽和度の相関関係テーブルを示す説明図である。 信号比Ｇ２／Ｂ２が任意値の場合の等値面の断面を示すグラフである。 酸化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンの吸光係数を示すグラフである。 黄色色素の典型的な吸光係数スペクトルを示すグラフである。 酸素飽和度を算出する方法を示す説明図である。 内視鏡システムの作用を示すフローチャートである。 比較例の相関関係及び酸素飽和度の算出精度を示すグラフである。 信号比Ｇ２／Ｂ２に応じた複数の二次元相関関係を用いる変形例の説明図である。 第２実施形態の回転フィルタである。 第２実施形態の作用を示すグラフである。 第３実施形態の回転フィルタである。 第３実施形態の撮像制御を示す説明図である。 第３実施形態で使用する信号比と酸素飽和度の相関関係テーブルである。 第４実施形態の内視鏡システムのブロック図である。 第４実施形態の作用を示す説明図である。 閾値と信号比Ｒ２／Ｇ２の関係を示すグラフである。 第４実施形態の変形例の作用を示す説明図である。 モノクロの撮像素子を用いる場合に使用する回転フィルタである。 ＣＭＯＳイメージセンサを用いる場合の通常観察モードの撮像制御を示す説明図である。 ＣＭＯＳイメージセンサを用いる場合の特殊観察モードの撮像制御を示す説明図である。

［第１実施形態］
図１に示すように、第１実施形態の内視鏡システム１０は、内視鏡１２と、光源装置１４と、プロセッサ装置１６、モニタ１８（表示部）と、コンソール２０とを有する。内視鏡１２は、光源装置１４と光学的に接続されるとともに、プロセッサ装置１６と電気的に接続される。内視鏡１２は、被検体内に挿入される挿入部２１と、挿入部２１の基端部分に設けられた操作部２２と、挿入部２１の先端側に設けられた湾曲部２３及び先端部２４を有している。操作部２２のアングルノブ２２ａを操作することにより、湾曲部２３は湾曲動作する。この湾曲動作にともなって、先端部２４が所望の方向に向けることができる。

また、操作部２２には、アングルノブ２２ａの他、観察モード切替ＳＷ（観察モード切替スイッチ）２２ｂと、ズーム操作部２２ｃと、静止画像を保存するためのフリーズボタン（図示しない）と、が設けられている。モード切替ＳＷ２２ｂは、通常観察モードと、特殊観察モードの２種類のモード間の切り替え操作に用いられる。通常観察モードは、被検体内の観察対象をフルカラー画像化した通常光画像をモニタ１８に表示するモードである。特殊観察モードは、観察対象の血中ヘモグロビンの酸素飽和度を画像化した酸素飽和度画像をモニタ１８に表示するモードである。ズーム操作部２２ｃは、内視鏡１２内のズームレンズ４７（図２参照）を駆動させて、観察対象を拡大させるズーム操作に用いられる。

プロセッサ装置１６は、モニタ１８及びコンソール２０と電気的に接続される。モニタ１８は、通常光画像や酸素飽和度画像等の画像、及びこれらの画像に関する情報（以下、画像情報等という）を表示する。コンソール２０は、機能設定等の入力操作を受け付けるＵＩ（ユーザインタフェース）として機能する。なお、プロセッサ装置１６には、画像情報等を記録する記録部（図示省略）を接続しても良い。

図２に示すように、光源装置１４は、広帯域光源３６と、回転フィルタ３７と、フィルタ制御部３８とを備える。広帯域光源３６は、例えばキセノンランプや白色ＬＥＤ（Light Emitting Diode）等からなり、図３に示すように波長帯域が青色から赤色に及ぶ白色光を発する。広帯域光源３６が発する白色光は、集光レンズ、光ファイバ、または合波器等の光学部材（いずれも図示せず）や回転フィルタ３７を介してライトガイド（ＬＧ）４１に入射する。ライトガイド４１は、光源装置１４と内視鏡１２を接続するユニバーサルコード１７（図１参照）と、内視鏡１２に内蔵されている。ライトガイド４１は入射した光を、内視鏡１２の先端部２４まで伝搬する。なお、ライトガイド４１としては、マルチモードファイバを使用することができる。一例として、コア径１０５μｍ、クラッド径１２５μｍ、外皮となる保護層を含めた径がφ０．３〜０．５ｍｍの細径なファイバケーブルを使用することができる。

回転フィルタ３７は、広帯域光源３６が発生させる白色光がライトガイド４１に入射される光路上に回転自在に配置される。回転フィルタ３７は、図４に示すように、狭帯域フィルタ３７Ａと開口３７Ｂとを備える。狭帯域フィルタ３７は、透過する光の波長帯域を、血中ヘモグロビンの酸素飽和度に応じて吸光量が変化する波長帯域である中心波長４７３±１０ｎｍの光（以下、青色狭帯域光という）に制限し、それ以外の波長帯域の光をカットする。このため、狭帯域フィルタ３７が光路上に配置されると、広帯域光源３６が発する白色光のうち青色狭帯域光だけが狭帯域フィルタ３７を透過し、ライトガイド４１に入射する。この場合、観察対象に照射される照明光は、この青色狭帯域光になる。一方、開口３７Ｂが光路上に配置されると、広帯域光源３６発する白色光がそのままライトガイド４１に入射する。この場合、観察対象に照射される照明光は、白色光である。

フィルタ制御部３８は、回転フィルタ３７の回転を制御する。特殊観察モードの場合、フィルタ制御部３８は、観察対象の撮像タイミングに同期して回転フィルタ３７を回転させる。これにより、狭帯域フィルタ３７Ａと開口３７Ｂとが交互に広帯域光源３６が発する白色光の光路を通過し、観察対象には青色狭帯域光と白色光とが交互に照射される。一方、通常観察モードの場合、フィルタ制御部３８は、広帯域光源３６が発する白色光の光路上に開口３７Ｂを配置した状態で、回転フィルタ３７の回転を停止させる。これにより、通常観察モードでは白色光が観察対象に照射される。

なお、広帯域光源３６と回転フィルタ３７とによって、観察対象に照射するための照明光を発生する光源が構成される。また、本実施形態では、上記のようにフィルタ制御部３８が回転フィルタ３７の回転及び停止を制御しているが、回転フィルタ３７が白色光の光路上から退避可能に設けられている場合には、フィルタ制御部３８は通常観察モード時に回転フィルタ３７を退避させ、白色光が回転フィルタ３７を介さず、ライトガイド４１に直接入射するようにしても良い。

内視鏡１２の先端部２４は、照明光学系２４ａと撮像光学系２４ｂを有している。照明光学系２４ａには、照明レンズ４５が設けられており、ライトガイド４１から白色光または青色狭帯域光が照明レンズ４５を介して観察対象に照射される。

内視鏡１２の撮像光学系２４ｂは、撮像レンズ４６、ズームレンズ４７、及びセンサ４８を有している（図２参照）。観察対象からの反射光は、撮像レンズ４６及びズームレンズ４７を介してセンサ４８に入射する。これにより、センサ４８に観察対象の反射像が結像される。ズームレンズ４７は、ズーム操作部２２ｃを操作することでテレ端とワイド端との間を移動する。ズームレンズ４７がテレ端側に移動すると観察対象の反射像が拡大する。一方、ズームレンズ４７がワイド端側に移動することで、観察対象の反射像が縮小する。なお、拡大観察をしない場合（非拡大観察時）には、ズームレンズ４７はワイド端に配置されている。そして、拡大観察を行う場合には、ズーム操作部２２ｃの操作によってズームレンズ４７はワイド端からテレ端側に移動される。

センサ４８は、カラーの撮像素子であり、観察対象の反射像を撮像して画像信号を出力する。センサ４８としては、例えばＣＣＤ（Charge Coupled Device）イメージセンサやＣＭＯＳ（Complementary Metal-Oxide Semiconductor）イメージセンサを用いることができる。本実施形態では、センサ４８はＣＣＤイメージセンサである。また、センサ４８は、撮像面にＲＧＢカラーフィルタが設けられたＲＧＢ画素を有しており、ＲＧＢの各色の画素で光電変換をすることによってＲ，Ｇ，Ｂの三色の画像信号を出力する。

図５に示すように、Ｂカラーフィルタは３９０〜５１０ｎｍの分光透過率を有しており、Ｂカラーフィルタが透過する光の波長帯域は、本実施形態では中心波長が４５０ｎｍに定められている。Ｂカラーフィルタの中心波長は、青色狭帯域光の波長帯域（４７３±１０ｎｍ）に対して、中心波長の差が２０ｎｍ以上１００ｎｍ以下になるように定められていれば良い。また、Ｇカラーフィルタは４５０〜６３０ｎｍの分光透過率を有しており、Ｒカラーフィルタは５８０〜７６０ｎｍの分光透過率を有している。このため、Ｇカラーフィルタは、観察対象の血液量に応じて吸光量が変化する波長帯域の光を透過し、Ｒカラーフィルタは、ＢカラーフィルタやＧカラーフィルタと比較して、酸素飽和度及び血液量による吸光量の変化が小さい波長帯域の光を透過する。

センサ４８は、上記特性のカラーフィルタを有しているので、青色狭帯域光が照明光として観察対象に照射されると、少なくともＢ画素から、青色狭帯域光の反射光に対応する画像信号が得られる。一方、観察対象に白色光が照射されると、各色のカラーフィルタに対応する画像信号がＲＧＢ各画素から得られる。

センサ４８としては、撮像面にＣ（シアン），Ｍ（マゼンタ），Ｙ（イエロー）及びＧ（グリーン）の補色フィルタを備えた、いわゆる補色イメージセンサを用いても良い。センサ４８として補色イメージセンサを用いる場合は、ＣＭＹＧの四色の画像信号からＲＧＢの三色の画像信号に色変換する色変換部を、内視鏡１２、光源装置１４またはプロセッサ装置１６のいずれかに設けておけば良い。こうすれば補色イメージセンサを用いる場合でも、ＣＭＹＧの４色の画像信号から色変換によってＲＧＢ３色の画像信号を得ることができる。

撮像制御部４９はセンサ４８の撮像制御を行う。図６に示すように、通常観察モード時には、１フレームの期間（以下、単に１フレームという）毎に、白色光で照明された観察対象をセンサ４８で撮像する。これにより、１フレーム毎にセンサ４８からＲＧＢの各画像信号が出力される。なお、本実施形態の場合、センサ４８はＣＣＤイメージセンサなので、１フレームは例えば電荷蓄積期間（露光期間とも言う）の終了時（時刻Ｔ_Ａ）から次の電荷蓄積期間の終了時（時刻Ｔ_Ｂ）までの長さの期間である。また、センサ４８はＣＣＤイメージセンサであるため、図６では読出期間と電荷蓄積期間を分けているが、ほぼ１フレームの全てを電荷蓄積期間にし、信号電荷の蓄積中に前のフレームで蓄積された信号電荷の読み出すこともできる。撮像制御部４９は、こうした電荷蓄積期間の長さの調節等の制御も行う。

撮像制御部４９は、特殊観察モード時も、通常観察モード時と同様にしてセンサ４８の撮像制御を行う。但し、特殊観察モード時には、センサ４８の撮像のフレームに同期して青色狭帯域光と白色光が交互に観察対象に照射される。このため、図７に示すように、センサ４８は、青色狭帯域光のもとで観察対象を撮像して得た信号電荷を１フレーム目の読出期間に読み出して、少なくともＢ画素から画像信号を出力する。そして、白色光のもとで観察対象を撮像して得た信号電荷を２フレーム目の読出期間に読み出して、ＲＧＢ各色の画像信号を出力する。センサ４８は、１フレーム目，及び２フレーム目ともＲＧＢの各色の画像信号を出力するが、依拠する照明光のスペクトルが異なるので、以下では区別のために、センサ４８が１フレーム目にＢ画素から出力する画像信号をＢ１画像信号という。また、本実施形態では使用しないが、１フレーム目にＲ及びＧ画素から出力される画像信号は、それぞれＲ１画像信号，及びＧ１画像信号という。２フレーム目に出力するＲＧＢ各色の画像信号はＲ２画像信号，Ｇ２画像信号，及びＢ２画像信号という。

なお、Ｂ１画像信号は、血中ヘモグロビンの酸素飽和度に応じて吸光量が変化する青色狭帯域光の波長帯域（第１波長帯域）に対応する第１画像信号である。また、Ｇ２画像信号は、観察対象の血液量に応じて吸光量が変化するＧカラーフィルタの波長帯域（第２波長帯域）に対応する第２画像信号であり、Ｒ２画像信号は、酸素飽和度及び血液量による吸光量の変化が小さいＲカラーフィルタの波長帯域（第３波長帯域）に対応する第３画像信号である。本実施形態では、Ｇ２画像信号は、Ｂ１画像信号やＲ２画像信号のリファレンスとなる画像信号として用い、Ｂ１画像信号やＲ２画像信号の規格化のために用いるが、他の画像信号を規格化用にしても良い。Ｂ２画像信号は、Ｂカラーフィルタの波長帯域（第４波長帯域）に対応する第４画像信号である。

また、酸素飽和度の算出には、Ｂ１画像信号とＧ２画像信号の信号比Ｂ１／Ｇ２と、Ｒ２画像信号とＧ２画像信号の信号比Ｒ２／Ｇ２と、Ｇ２画像信号とＢ２画像信号の信号比Ｇ２／Ｂ２とが用いられる。これらのうち、酸素飽和度の算出に必須な信号比は、青色狭帯域光の波長帯域に対応するＢ１画像信号を用いたＢ１画像信号とＧ２画像信号との信号比Ｂ１／Ｇ２である。このため、青色狭帯域光が酸素飽和度を算出するための第１信号光であり、白色光中のＧ２画像信号になる成分（Ｇカラーフィルタを透過する成分）が酸素飽和度を算出するための第２信号光である。

センサ４８から出力される各色の画像信号は、ＣＤＳ（correlated double sampling）／ＡＧＣ（automatic gain control）回路５０に送信される（図２参照）。ＣＤＳ／ＡＧＣ回路５０は、センサ４８から出力されるアナログの画像信号に相関二重サンプリング（ＣＤＳ）や自動利得制御（ＡＧＣ）を行う。ＣＤＳ／ＡＧＣ回路５０を経た画像信号は、Ａ／Ｄ変換器５２によってデジタル画像信号に変換される。こうしてデジタル化された画像信号はプロセッサ装置１６に入力される。

プロセッサ装置１６は、画像信号取得部５４と、画像処理切替部６０と、通常観察画像処理部６２と、特殊観察画像処理部６４と、表示用画像信号生成部６６とを備えている。画像信号取得部５４は、内視鏡１２から入力される画像信号を受信する。画像信号取得部５４はＤＳＰ（Digital Signal Processor）５６とノイズ除去部５８と信号変換部５９とを備えている。

ＤＳＰ５６は、受信した画像信号に対して、欠陥補正処理、オフセット処理、ゲイン補正処理、リニアマトリクス処理、ガンマ変換処理、デモザイク処理、及びＹＣ変換処理等の各種信号処理を行う。欠陥補正処理では、センサ４８の欠陥画素の信号が補正される。オフセット処理では、欠陥補正処理が施された画像信号から暗電流成分を除かれ、正確な零レベルを設定される。ゲイン補正処理は、オフセット処理後のＲＧＢ各画像信号に特定のゲインを乗じることにより各画像信号の信号レベルを整える。ゲイン補正処理後の各色の画像信号には、色再現性を高めるためのリニアマトリクス処理が施される。その後、ガンマ変換処理によって、各画像信号の明るさや彩度が整えられる。リニアマトリクス処理後の画像信号には、デモザイク処理（等方化処理，同時化処理とも言う）が施され、補間により各画素の欠落した色の信号を生成される。デモザイク処理によって、全画素がＲＧＢ各色の信号を有するようになる。ＤＳＰ５９は、デモザイク処理後の各画像信号にＹＣ変換処理を施し、輝度信号Ｙと色差信号Ｃｂ及び色差信号Ｃｒをノイズ除去部５８に出力する。

ノイズ除去部５８は、ＤＳＰ５６でデモザイク処理等が施された画像信号に対して、例えば移動平均法やメディアンフィルタ法等によるノイズ除去処理を施す。ノイズが除去された画像信号は、信号変換部５９に入力され、ＲＧＢの画像信号に再変換され、画像処理切替部６０に入力される。

画像処理切替部６０は、観察モード切替ＳＷ２２ｂが通常観察モードにセットされている場合には、画像信号を通常観察画像処理部６２に入力する。一方、観察モード切替ＳＷ２２ｂが特殊観察モードに設定されている場合、画像処理切替部６０は、画像信号を特殊観察画像処理部６４に入力する。

通常観察画像処理部６２は、色変換部６８と、色彩強調部７０と、構造強調部７２とを有する。色変換部６８は、入力された１フレーム分のＲＧＢの各画像信号を、それぞれＲ画素、Ｇ画素、Ｂ画素に割り当てたＲＧＢ画像データを生成する。そして、ＲＧＢ画像データに対して、さらに３×３のマトリックス処理、階調変換処理、３次元ＬＵＴ処理等の色変換処理を施す。

色彩強調部７０は、色変換処理済みのＲＧＢ画像データに対して、各種色彩強調処理を施す。構造強調部７２は、色彩強調処理済みのＲＧＢ画像データに対して、空間周波数強調等の構造強調処理を施す。構造強調部７２で構造強調処理が施されたＲＧＢ画像データは、通常観察画像として表示用画像信号生成部６６に入力される。

特殊観察画像処理部６４は、酸素飽和度画像生成部７６と、構造強調部７８とを有する。酸素飽和度画像生成部７６は、酸素飽和度を算出し、算出した酸素飽和度を表す酸素飽和度画像を生成する。

構造強調部７８は、酸素飽和度画像生成部７６から入力される酸素飽和度画像に対して、空間周波数強調処理等の構造強調処理を施す。構造強調部７２で構造強調処理が施された酸素飽和度画像は、表示用画像信号生成部６６に入力される。

表示用画像信号生成部６６は、通常観察画像または酸素飽和度画像を表示用形式の信号（表示用画像信号）に変換し、モニタ１８に入力する。これにより、モニタ１８には通常観察画像または酸素飽和度画像が表示される。

図８に示すように、酸素飽和度画像生成部７６は、信号比算出部８１と、相関関係記憶部８２と、酸素飽和度算出部８３と、画像生成部８４と、を備えている。

信号比算出部８１は、酸素飽和度算出部８３で酸素飽和度の算出のために用いる信号比を算出する。具体的には、信号比算出部８１は、Ｂ１画像信号とＧ２画像信号の信号比Ｂ１／Ｇ２と、Ｒ２画像信号とＧ２画像信号の信号比Ｒ２／Ｇ２と、Ｇ２画像信号とＢ２画像信号の信号比Ｇ２／Ｂ２とをそれぞれ画素毎に算出する。

相関関係記憶部８２は、信号比算出部８１が算出する各信号比と、酸素飽和度との相関関係テーブルを記憶している。この相関関係テーブルは、図９に示す三次元空間上に酸素飽和度の等値面を定義した三次元で記憶されており、信号比に対する等値面の位置及び形状は、光散乱の物理的なシミュレーションによって予め得られる。例えば、図１０に示す信号比Ｇ２／Ｂ２が任意値の場合の等値面の断面から分かるように、各等値面の間隔は血液量を表す信号比Ｒ２／Ｇ２に応じて変化する。また、図９及び図１０から分かるように、信号比Ｂ１／Ｇ２及び信号比Ｒ２／Ｇ２に対する各等値面の位置は、ビリルビン等の黄色色素の量（あるいは濃度）に対応する信号比Ｇ２／Ｂ２に応じて変化する。すなわち、信号比Ｂ１／Ｇ２及び信号比Ｒ２／Ｇ２が同じ値でも、信号比Ｇ２／Ｂ２が異なれば、対応する酸素飽和度の値は異なる。なお、信号比と、酸素飽和度との相関関係はｌｏｇスケールで記憶されている。

上記相関関係は、図１１に示す酸化ヘモグロビン（グラフ９０）や還元ヘモグロビン（グラフ９１）の吸光特性や光散乱特性と密接に関連し合っている。例えば、青色狭帯域光の中心波長４７３ｎｍのように、酸化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンの吸光係数の差が大きい波長では、酸素飽和度の情報を取り扱いやすい。しかしながら、４７３ｎｍの光に対応するＢ１画像信号は、酸素飽和度だけでなく、血液量にも依存度が高い。そこで、Ｂ１画像信号に加え、主として血液量に依存して変化する光に対応したＧ２画像信号と、Ｂ１画像信号とＧ２画像信号のリファレンス信号となるＲ２画像信号とから得られる信号比Ｒ２／Ｇ２を用いることで血液量に依存することなく、酸素飽和度を正確に求めることができる。

さらに、上記相関関係は、残渣や粘液に含まれるビリルビンやステルコビリン等の黄色色素の吸光特性や光散乱特性と密接に関連し合っている。例えば、これら黄色色素の吸光係数は、概ね図１２に示すように波長に対して漸減するスペクトルを有しており、酸化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンの吸光係数の差が大きい青色狭帯域光の中心波長４７３ｎｍでは、黄色色素による吸光量も大きい。また、黄色色素の影響は、血液量との相対的な関係によって変化する。

このため、血中ヘモグロビンの吸光係数が青色狭帯域光に近く、観察対象による散乱係数が青色狭帯域光に近く、かつ、青色狭帯域光に対して黄色色素の吸光係数が大きく異なるという３つの条件を満たす波長帯域の光に対応するＢ２画像信号と、血液量に依存して変化する光に対応したＧ２画像信号との信号比Ｇ２／Ｂ２を、信号比Ｂ１／Ｇ２と信号比Ｒ２／Ｇ２に加えて用いることで、黄色色素の有無や濃度等に依らず、正確な酸素飽和度を求めることができる。

血中ヘモグロビンの吸光係数が青色狭帯域光に近いという条件と、観察対象による散乱係数が青色狭帯域光に近いという条件を満たすためには、青色狭帯域光にできるだけ近い波長帯域の光に対応した画像信号を用いる必要があるが、これに加えて、黄色色素の吸光係数が青色狭帯域光と大きく異なるという条件を満たすためには、青色狭帯域光に対してある程度離れた波長帯域の光に対応した画像信号を用いる必要がある。これを考慮し、Ｂカラーフィルタが透過する光の中心波長と青色狭帯域光との中心波長の差が２０ｎｍ以上１００ｎｍ以下になるようにＢカラーフィルタの分光透過率を定めることで上記３つの条件を満たすＢ２画像信号を得られるようにしている。特に、青色狭帯域光に対して、黄色色素の吸光係数の差を大きくし、黄色色素の依存度が低い正確な酸素飽和度を求めるためには、Ｂカラーフィルタが透過する光の中心波長と、青色狭帯域光との中心波長の差が５０ｎｍ以上１００ｎｍ以下にすることが好ましい。

また、本実施形態ではＢカラーフィルタの中心波長は４５０ｎｍであるが、これは酸化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンの吸光係数がほぼ等しい等吸収点の波長である。このように、Ｂカラーフィルタが透過する光の中心波長を、等吸収点あるいはその近傍の波長とすることで、血中ヘモグロビンの吸光係数が青色狭帯域光に近いという条件を満たしつつ、酸素飽和度に対する依存度が低いＢ２画像信号が得られる。これにより、黄色色素が存在する場合でも、黄色色素による影響をより厳密に排除した正確な酸素飽和度を算出可能にしている。

酸素飽和度算出部８３は、信号比算出部８１で算出された信号比を用いて酸素飽和度を算出する。より具体的には、酸素飽和度算出部８３は、相関関係記憶部８２に記憶された相関関係テーブルを参照し、信号比算出部８１で算出された信号比に対応する酸素飽和度を画素毎に算出する。例えば、特定画素における信号比Ｂ１／Ｇ２，信号比Ｒ２／Ｇ２，及び信号比Ｇ２／Ｂ２がそれぞれＢ１^＊／Ｇ２^＊，Ｒ２^＊／Ｇ２^＊，及びＧ２^＊／Ｂ２^＊である場合、図１３に示すように、相関関係テーブルを参照すると、信号比Ｂ１^＊／Ｇ２^＊，信号比Ｒ２^＊／Ｇ２^＊及び信号比Ｇ２^＊／Ｂ２^＊に対応する酸素飽和度は「４０％」である。したがって、酸素飽和度算出部８３は、この特定画素の酸素飽和度を「４０％」と算出する。

なお、信号比Ｂ１／Ｇ２，信号比Ｒ２／Ｇ２，及び信号比Ｇ２／Ｂ２が極めて大きくなったり、極めて小さくなったりすることはほとんどない。すなわち、信号比Ｂ１／Ｇ２，信号比Ｒ２／Ｇ２，及び信号比Ｇ２／Ｂ２の各値の組み合わせが、酸素飽和度０％の下限等値面９３（図９参照）を上回ったり、反対に酸素飽和度１００％の上限等値面９４（図９参照）を下回ったりすることはほとんどない。但し、算出する酸素飽和度が下限等値面９３を下回ってしまった場合には酸素飽和度算出部８３は酸素飽和度を０％とし、上限等値面９４を上回ってしまった場合には酸素飽和度を１００％とする。また、信号比Ｂ１／Ｇ２，信号比Ｒ２／Ｇ２，及び信号比Ｇ２／Ｂ２に対応する点が下限等値面９３と上限等値面９４の間から外れた場合には、その画素における酸素飽和度の信頼度が低いことが分かるように表示をしたり、酸素飽和度を算出しないようにしても良い。

画像生成部８４は、酸素飽和度算出部８３で算出された酸素飽和度を用いて、酸素飽和度を画像化した酸素飽和度画像を生成する。具体的には、画像生成部８４は、Ｂ２画像信号，Ｇ２画像信号，及びＲ２画像信号を取得し、これらの画像信号に対して酸素飽和度に応じたゲインを画素毎に施す。そして、ゲインを施したＢ２画像信号，Ｇ２画像信号，及びＲ２画像信号を用いてＲＧＢ画像データを生成する。例えば、画像生成部８４は、補正酸素飽和度が６０％以上の画素ではＢ２画像信号，Ｇ２画像信号，及びＲ２画像信号のいずれにも同じゲイン「１」を乗じる。これに対して、補正酸素飽和度が６０％未満の画素では、Ｂ２画像信号に対して「１」未満のゲインを乗じ、Ｇ２画像信号及びＲ２画像信号に対しては「１」以上のゲインを乗じる。このゲイン処理後のＢ２画像信号，Ｇ２画像信号，及びＲ２画像信号を用いて生成されたＲＧＢ画像データが酸素飽和度画像である。

画像生成部８４が生成した酸素飽和度画像では、高酸素の領域（酸素飽和度が６０〜１００％の領域）では、通常観察画像と同様の色で表される。一方、酸素飽和度が特定値を下回る低酸素の領域（酸素飽和度が０〜６０％の領域）は、通常観察画像とは異なる色（疑似カラー）で表される。

なお、本実施形態では、画像生成部８４は、低酸素の領域のみ疑似カラー化するゲインを乗じているが、高酸素領域でも酸素飽和度に応じたゲインを施し、酸素飽和度画像の全体を疑似カラー化しても良い。また、低酸素領域と高酸素領域を酸素飽和度６０％で分けているがこの境界も任意である。

次に、本実施形態の内視鏡システム１０による観察の流れを図１４のフローチャートに沿って説明する。まず、通常観察モードにおいて、最も遠景の状態からスクリーニングを行う（Ｓ１０）。通常観察モードでは、通常観察画像がモニタ１８に表示される。このスクリーニング時に、ブラウニッシュエリアや発赤等の病変の可能性がある部位（以下、病変可能性部位という）を発見した場合（Ｓ１１）には、モード切替ＳＷ２２ｂを操作して、特殊観察モードに切り替える（Ｓ１２）。そして、この特殊観察モードにおいて、病変可能性部位の診断を行う。

特殊観察モードでは、青色狭帯域光と白色光がセンサ４８の撮像フレームに同期して交互に観察対象に照射されるので、センサ４８は１フレーム目にＢ１画像信号を出力し、２フレーム目にＲ２画像信号，Ｇ２画像信号，及びＢ２画像信号を出力する。そして、プロセッサ装置１６は画像信号取得部５４でこれらの撮像信号を取得されると（Ｓ１３及びＳ１４：画像信号取得ステップ）、信号比算出部８１によって信号比Ｂ１／Ｇ２，信号比Ｒ２／Ｇ２，及び信号比Ｇ２／Ｂ２が算出され（Ｓ１５）、さらにこれらの信号比に基づき、酸素飽和度算出部８３によって酸素飽和度が画素毎に算出される（Ｓ１６：酸素飽和度算出ステップ）。その後、画像生成部８４によって、画像信号Ｂ２，Ｇ２，及びＲ２と酸素飽和度算出部８３が算出した酸素飽和度に基づいて、酸素飽和度画像が生成される（Ｓ１７：酸素飽和度画像生成ステップ）。なお、これらの動作は、通常観察モードに切り替えられるか（Ｓ１８）、診断終了（Ｓ１９）まで繰り返し行われる

図１５に示すように、信号比Ｇ２／Ｂ２を用いず、信号比Ｂ１／Ｇ２と信号比Ｒ２／Ｇ２とを酸素飽和度に対応付ける二次元の相関関係テーブルを用いて酸素飽和度を算出する場合、観察対象が黄色色素を含む粘液等で汚れていると、酸素飽和度に誤差が発生する。例えば、特定画素における各画像信号の信号値がＢ１^＊，Ｒ２^＊，Ｇ２^＊，及びＢ２^＊である場合に、二次元の相関関係テーブルを用いて酸素飽和度を算出すると「６０％」であるとする。観察対象に黄色色素を含む粘液等が付着していなければ、この値が観察対象の酸素飽和度を表す。しかし、観察対象に黄色色素を含む粘液等が付着していると、血中ヘモグロビンだけでなく、黄色色素による吸光があるので、測定された信号値Ｂ１^＊，Ｒ２^＊，Ｇ２^＊，及びＢ２^＊は、血中ヘモグロビンの吸光と黄色色素による吸光とを反映した信号値である。黄色色素は、青色の波長帯域の光を特に多く吸収するので（図１２参照）、簡単のため青色の波長帯域にだけ黄色色素による吸光があるとすると、信号値Ｂ１^＊と信号値Ｂ２^＊は、黄色色素がない場合の観察対象を撮像して得られる真の信号値Ｂ１^＃及びＢ２^＃よりも小さくなっている（Ｂ１^＊＜Ｂ１^＃，Ｂ２^＊＜Ｂ２^＃）。この場合、信号比Ｂ１^＃／Ｇ２^＊と信号比Ｒ２^＊／Ｇ２^＊とに対応する「４０％」が特定画素における観察対象の真の酸素飽和度である。このため、黄色色素を含む粘液等が観察対象に付着していると、信号比Ｂ１^＊／Ｇ２^＊と信号比Ｒ２^＊／Ｇ２^＊に基づいて算出された酸素飽和度「６０％」は、観察対象の真の酸素飽和度「４０％」よりも高く求められてしまう。

一方、内視鏡システム１０では、これら３つの信号比を酸素飽和度に対応付ける三次元の相関関係テーブル（図９参照）を用い、信号比Ｂ１／Ｇ２と信号比Ｒ２／Ｇ２だけでなく、信号比Ｇ２／Ｂ２をも用いて酸素飽和度を求める。このため、内視鏡システム１０は、観察対象が黄色色素を含む粘液等で汚れている場合に得られる各画像信号の信号値Ｂ１^＊，Ｒ２^＊，Ｇ２^＊，及びＢ２^＊を用いて、観察対象の真の酸素飽和度「４０％」を算出することができる。

なお、第１実施形態では、信号比Ｂ１／Ｇ２と信号比Ｒ２／Ｇ２と信号比Ｇ２／Ｂ２を酸素飽和度に対応付ける三次元の相関関係テーブルを用いているが、代わりに、信号比Ｂ１／Ｇ２と信号比Ｒ２／Ｇ２とを酸素飽和度に対応付ける二次元の相関関係テーブルを、信号比Ｇ２／Ｂ２に応じて複数用意しておき、これらの複数の二次元の相関関係から信号比Ｇ２／Ｂ２に対応するものを用いて酸素飽和度を算出しても良い。例えば、図１６に示すように、ｌｏｇ（Ｇ２／Ｂ２）の値がＡ１以上Ａ２未満で用いる二次元相関関係テーブル１１１と、ｌｏｇ（Ｇ２／Ｂ２）の値がＡ２以上Ａ３未満で用いる二次元相関関係テーブル１１２と、ｌｏｇ（Ｇ２／Ｂ２）の値がＡ３以上Ａ４未満で用いる二次元相関関係テーブル１１３とを用意し、ｌｏｇ（Ｇ２／Ｂ２）の値に応じて対応する二次元相関関係を選択して用いて酸素飽和度を求めても良い。

［第２実施形態］
第２実施形態の内視鏡システムは、第１実施形態の回転フィルタ３７の代わりに、図１７に示す回転フィルタ２３７を用いる。これ以外の構成は第１実施形態の内視鏡システム１０と同様である。

回転フィルタ２３７は、狭帯域フィルタ２３７Ａとバンドパスフィルタ２３７Ｂを備える。狭帯域フィルタ２３７Ａは、中心波長４７３±１０ｎｍの青色狭帯域光を透過する。すなわち、狭帯域フィルタ２３７Ａは、第１実施形態における回転フィルタ３７の狭帯域フィルタ３７と同じものである。一方、バンドパスフィルタ２３７Ｂは、第１実施形態における回転フィルタ３７の開口３７Ｂの代わりに設けられており、４９０ｎｍ以上７００ｎｍ以下の波長帯域の光を透過し、それ以外の波長帯域の光をカットする。なお、回転フィルタ２３７は、白色光の光路上から退避可能に設けられており、通常観察モード時には白色光の光路上から退避される。

回転フィルタ２３７を用いる場合、特殊観察モードの２フレーム目に観察対象に照射される光は、バンドパスフィルタ２３７Ｂが透過する４９０ｎｍ以上７００ｎｍ以下の波長帯域の光に制限された白色光になる。一方、Ｂカラーフィルタの透過波長帯域が３９０〜５１０ｎｍなので、図１８に示すように特殊観察モードの２フレーム目にＢ画素に入射する光は、５００±１０ｎｍの波長帯域になる。この波長帯域は、酸化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンの吸光係数がほぼ等しい等吸収点なので（図１１参照）、回転フィルタ２３７を用いると、Ｂ２画像信号の酸素飽和度に対する依存性を低減され、信号比Ｇ２／Ｂ２はより正確に黄色色素の吸光量に対応する値になる。したがって、回転フィルタ２３７を用いて、Ｂ２画像信号を等吸収点近傍の狭帯域光に対応する画像信号にすることで、第１実施形態の内視鏡システム１０よりもさらに正確な酸素飽和度を算出することができるようになる。

［第３実施形態］
第３実施形態の内視鏡システムは、第１実施形態の回転フィルタ３７の代わりに、図１９に示す回転フィルタ３３７を用いる。回転フィルタ３３７は、狭帯域フィルタ３３７Ａとバンドパスフィルタ３３７Ｂを備える。狭帯域フィルタ３３７Ａは、中心波長５６０±５ｎｍの緑色狭帯域光を透過し、それ以外の波長帯域の光をカットする。この緑色狭帯域光の波長帯域は、青色狭帯域光（４７３±１０ｎｍ）のように、酸化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンの吸光係数の差が大きい波長帯域である（図１１参照）。このため、緑色狭帯域光は血中ヘモグロビンの酸素飽和度に応じて吸光量が変化する。また、バンドパスフィルタ３３７Ｂは、４９０ｎｍ以上７００ｎｍ以下の波長帯域の光を透過し、それ以外の波長帯域の光をカットする。すなわち、バンドパスフィルタ３３７Ｂは、第２実施形態における回転フィルタ２３７のバンドパスフィルタ２３７Ｂと同じものである。なお、回転フィルタ３３７は、白色光の光路上から退避可能に設けられており、通常観察モード時には白色光の光路上から退避される。

図２０に示すように、回転フィルタ３３７を用いる場合、特殊観察モードの１フレーム目に観察対象に照射される光は、緑色狭帯域光になり、特殊観察モードの２フレーム目に観察対象に照射される光は、バンドパスフィルタ３３７Ｂが透過する４９０ｎｍ以上７００ｎｍ以下の波長帯域の白色光になる。このため、１フレーム目には、Ｂ１画像信号の代わりに、Ｇ画素が出力するＧ１画像信号を取得する。

そして、信号比算出部８１では、信号比Ｂ１／Ｇ２の代わりに、信号比Ｇ１／Ｇ２を算出し、酸素飽和度算出部８３では、信号比Ｇ１／Ｇ２と信号比Ｒ２／Ｇ２と信号比Ｇ２／Ｂ２とに基づいて酸素飽和度を算出する。このため、相関関係記憶部８２には、図２１に示すように、信号比Ｇ１／Ｇ２と信号比Ｒ２／Ｇ２と信号比Ｇ２／Ｂ２とを酸素飽和度に対応ける三次元の相関関係テーブルを記憶しておく。

こうすると、青色狭帯域光の代わりに、緑色狭帯域光を用いて酸素飽和度を算出することができる。また、第３実施形態の内視鏡システムは、信号比Ｇ２／Ｂ２の値を考慮して酸素飽和度を算出しているので、黄色色素を含む粘液等によって観察対象が汚れていても、正確な酸素飽和度を算出可能なことは、第１実施形態の内視鏡システム１０と同様である。

図２１の相関関係テーブルにおいて、酸素飽和度の等値面の並びが図９の相関関係テーブルに対して逆転しているのは、青色狭帯域光の波長帯域では酸化ヘモグロビンの吸光係数が還元ヘモグロビンの吸光係数を上回っているのに対し、緑色狭帯域光の波長帯域では還元ヘモグロビンの吸光係数が酸化ヘモグロビンの吸光係数を上回っているからである。

なお、第３実施形態では、回転フィルタ３３７に第２実施形態と同様のバンドバスフィルタ３３７Ｂを用いているが、バンドバスフィルタ３３７Ｂの代わりに第１実施形態のように開口を用いても良い。

また、第３実施形態のように、信号比Ｇ１／Ｇ２に基づいて酸素飽和度を算出する場合、Ｇ１画像信号に対応する波長帯域の中心波長とＧ２画像信号に対応する波長帯域の中心波長の波長帯域はともに４５０ｎｍ以上６５０ｎｍ以下の波長帯域であることが好ましい。これに対して、第１実施形態のように、信号比Ｂ１／Ｇ２に基づいて酸素飽和度を算出する場合には、Ｂ１画像信号に対応する波長帯域の中心波長とＧ２画像信号に対応する波長帯域の中心波長は３５０ｎｍ以上５００ｎｍ以下の波長帯域であることが好ましい。これは、血中ヘモグロビンの吸光係数や観察対象による散乱係数を近い値にし、算出する酸素飽和度の正確性を向上させるためである。

［第４実施形態］
図２２に示すように、第４実施形態の内視鏡システム４００は、第１実施形態の内視鏡システム１０に加えて、プロセッサ装置１６に警告報知部４０１を備える。それ以外の構成は第１実施形態の内視鏡システム１０と同様である。

警告報知部４０１は、酸素飽和度画像生成部７６の信号比算出部８１から信号比Ｇ２／Ｂ２を取得し、信号比Ｇ２／Ｂ２を閾値Ｑ_ＴＨと比較して、信号比Ｇ２／Ｂ２が閾値Ｑ_ＴＨ以上の値の画素がある場合に、警告報知信号を生成する。すなわち、警告報知信号は、信号比Ｇ２／Ｂ２が大きく、観察対象が黄色色素を含む粘液等による汚れがひどい場合に生成される。警告報知信号は、表示用画像信号生成部６６に入力される。

図２３に示すように、表示用画像信号生成部６６は警告報知信号が入力されると、酸素飽和度画像４１１とともに、観察対象の洗浄を促す警告メッセージ４１２をモニタ１８に表示させる。内視鏡システム４００は、信号比Ｂ１／Ｇ２と信号比Ｒ２／Ｇ２に加え、信号比Ｇ２／Ｂ２に基づいて酸素飽和度を算出するので、黄色色素を含む粘液等が観察対象に付着していても正確な酸素飽和度を算出可能であるが、あまりにも汚れが酷い場合には、信号比Ｇ２／Ｂ２に基づいて酸素飽和度を算出したとしても誤差が大きい場合がある。したがって、上記のように、警告メッセージ４１２を表示して、洗浄の必要性を報知すれば、内視鏡システム４００を使用する医師は、観察対象の酸素飽和度に基づいて診断を行うに際し、観察対象に付着した汚れの酷さを的確に把握することができ、警告メッセージ４１２が表示された場合には、観察対象を洗浄してから酸素飽和度に基づいた診断をすることができるので、誤診を防ぐことができる。

また、警告報知部４０１は、信号比算出部８１から信号比Ｒ２／Ｇ２を取得し、例えば図２４に示すように、信号比Ｇ２／Ｂ２と比較するための閾値Ｑ_ＴＨを、信号比Ｒ２／Ｇ２に応じて変更する。すなわち、警告報知部４０１は、観察対象の血液量に応じて閾値Ｑ_ＴＨを変更する。これは、相関関係テーブルにおける酸素飽和度の等値面の間隔が信号比Ｒ２／Ｇ２に応じて変化するからである（図９及び図１０参照）。例えば、黄色色素の量を反映した信号比Ｇ２／Ｂ２が一定値であるとしでも、信号比Ｒ２／Ｇ２が小さく、血液量が少ない場合には、酸素飽和度の等値面の間隔が狭くなるので、信号比Ｇ２／Ｂ２が僅かにずれるだけでも算出される酸素飽和度の誤差が大きい。このため、閾値Ｑ_ＴＨを血液量に応じて変更すれば、黄色色素の量が酸素飽和度の算出に与える影響の大小を適切に判別して洗浄を促す警告を報知することができる。

なお、警告報知部４０１は、信号比算出部８１から信号比Ｂ１／Ｇ２を取得し、閾値Ｑ_ＴＨの値を信号比Ｂ１／Ｇ２に応じて変更してもよい。このように信号比Ｂ１／Ｇ２によって閾値Ｑ_ＴＨの値を変更すると、閾値Ｑ_ＴＨの酸素飽和度に対する依存性を低減することができるので、一定の閾値Ｑ_ＴＨを用いる場合よりも黄色色素の量が酸素飽和度の算出に与える影響の大小を適切に判別して洗浄を促す警告を報知することができる。さらに、警告報知部４０１に信号比算出部８１から信号比Ｒ２／Ｇ２と信号比Ｂ１／Ｇ２とを取得させ、これらの信号比に応じて閾値Ｑ_ＴＨを変更させれば、閾値Ｑ_ＴＨの血液量及び酸素飽和度に対する各依存性を低減できるので、黄色色素の量が酸素飽和度の算出に与える影響の大小を特に適切に判別して洗浄を促す警告を報知することができる。

なお、第４実施形態の内視鏡システム４００は、モニタ１８に警告メッセージ４１２を表示するが、代わりに、警告音を発したり、警告メッセージを音声により再生したり、ランプや回転灯等を点灯させたりすることによって、観察対象の洗浄を促しても良い。

また、警告報知部４０１は、信号比Ｇ２／Ｂ２が閾値Ｑ_ＴＨ以上の値の画素がある領域を検出し、警告報知信号を、信号比Ｇ２／Ｂ２が閾値Ｑ_ＴＨ以上の値の画素の位置情報としてもよい。この場合、例えば、表示用画像信号生成部６６は、ＲＧＢ画像データである酸素飽和度画像をモニタ１８に表示するための輝度信号Ｙと、色差信号Ｃｂ及び色差信号Ｃｒとに変換する場合に、信号比Ｇ２／Ｂ２が閾値Ｑ_ＴＨ以上の値の画素の色差信号Ｃｂ及び色差信号Ｃｒを零に置き換える。こうすると、例えば、図２５に示すように、信号比Ｇ２／Ｂ２が閾値Ｑ_ＴＨ以上の汚染領域４４３と、信号比Ｇ２／Ｂ２が閾値Ｑ_ＴＨ未満の清浄領域４４６に分かれた酸素飽和度画像４２１がモニタ１８に表示される。この酸素飽和度画像４２１では、汚染領域４４３は無彩色で表示され、清浄領域４４６が酸素飽和度に応じて疑似カラー化された有彩色で表示される。このように、信号比Ｇ２／Ｂ２が特定範囲の画素と、信号比Ｇ２／Ｂ２が特定範囲外の画素と表示方法を異ならせて表示すると、黄色色素を含む粘液等によって酸素飽和度の誤差が大きい領域を判別することができる。汚染領域４４３の位置や面積を見れば、洗浄の必要性を判断できるので、警告メッセージ４１２の代わりになる。

この例では、信号比Ｇ２／Ｂ２が閾値Ｑ_ＴＨ以上の全画素の色差信号Ｃｂ及び色差信号Ｃｒを零に置き換えているが、信号比Ｇ２／Ｂ２が閾値Ｑ_ＴＨ以上で、酸素飽和度が疑似カラー化される値（例えば６０％未満）の画素についてだけ色差信号Ｃｂ及び色差信号Ｃｒを零にし、無彩色化しても良い。また、表示用画像信号を生成する段階で色彩の調節をしているが、酸素飽和度画像を生成する段階で、信号比Ｇ２／Ｂ２が閾値Ｑ_ＴＨ以上の画素の表示色を変更しておいても良い。この場合、画像生成部８４が警告報知信号を受け、この処理をする。

なお、第１〜第４実施形態では、広帯域光源３６を用いているが、これらの代わりに、ＲＧＢのＬＥＤで白色光を発生させる光源や、ＬＤ（レーザダイオード）とＬＤが発するレーザ光に励起されて発光する蛍光体で白色光を発生させる光源を用いることができる。これらの光源を用いる場合、上記実施形態のように回転フィルタ３７，２３７，及び３３７を併用しても良く、回転フィルタ３７，２３７，及び３３７の代わりにＬＥＤやＬＤの点灯や消灯、光量の配分の調節によって照明光の波長帯域や光量を調節しても良い。

また、第１〜第４実施形態では、ＲＧＢカラーフィルタが設けられたカラー撮像素子をセンサ４８として用いているが、カラーフィルタが設けられていないモノクロの撮像素子をセンサ４８として用いても良い。この場合、図２６に示す回転フィルタ５３７を用いる。

回転フィルタ５３７は、通常観察モード用フィルタ５３８と特殊観察モード用フィルタ５３９を有し、通常観察モード用フィルタ５３８を白色光の光路上に配置する第１位置と、特殊観察モード用フィルタ５３９を白色光の光路上に配置する第２位置とで移動自在に設けられる。通常観察モード用フィルタ５３８は、回転フィルタ５３７の内周部に設けられ、赤色光を透過するＲフィルタ５３８ａと、緑色光を透過するＧフィルタ５３８ｂと、青色光を透過するＢフィルタ５３８ｃと有する。したがって、回転フィルタ５３７を通常光観察モード用の第１位置に配置すると、広帯域光源３６からの白色光は、回転フィルタ５３７の回転に応じてＲフィルタ５３８ａ、Ｇフィルタ５３８ｂ、及びＢフィルタ５３８ｃのいずれかに入射する。このため、観察対象には、透過したフィルタに応じて、赤色光、緑色光、青色光が順次照射され、モノクロのセンサは、これらの反射光によりそれぞれ観察対象を撮像することにより、Ｒ画像信号、Ｇ画像信号、Ｂ画像信号を順次出力する。

また、特殊観察モード用フィルタ５３９は、回転フィルタ５３７の外周部に設けられている。特殊観察モード用フィルタ５３９は、赤色光を透過するＲフィルタ５３９ａと、緑色光を透過するＧフィルタ５３９ｂと、青色光を透過するＢフィルタ５３９ｃと、４７３±１０ｎｍの狭帯域光を透過する狭帯域フィルタ５３９ｄとを有する。したがって、回転フィルタ５３７を特殊観察モード用の第２位置に配置すると、広帯域光源３６からの白色光は、回転フィルタ５３７の回転に応じてＲフィルタ５３９ａ、Ｇフィルタ５３９ｂ、Ｂフィルタ５３９ｃ、及び狭帯域フィルタ５３９ｄのいずれかに入射する。このため、観察対象には、透過したフィルタに応じて、赤色光、緑色光、青色光、及び狭帯域光（４７３ｎｍ）が順次照射され、モノクロのセンサは、これらの反射光によりそれぞれ観察対象を撮像することにより、Ｒ画像信号、Ｇ画像信号、Ｂ画像信号、及び狭帯域画像信号を順次出力する。

特殊観察モードで得られるＲＧＢ各画像信号は、それぞれ第１実施形態のＲ２画像信号、Ｇ２画像信号、及びＢ２画像信号に対応する。また、特殊観察モードで得られる狭帯域画像信号は、第１実施形態のＢ１画像信号に対応し、したがって、その後の処理は第１実施形態の内視鏡システム１０と同様に行うことができる。

なお、第１〜第４実施形態では、信号比Ｂ１／Ｇ２と信号比Ｒ２／Ｇ２と信号比Ｇ２／Ｂ２に基づいて酸素飽和度を算出しているが、信号比Ｂ１／Ｇ２と信号比Ｇ２／Ｂ２のみに基づいて酸素飽和度を算出しても良い。この場合には、相関関係記憶部８２には信号比Ｂ１／Ｇ２及び信号比Ｇ２／Ｂ２と、酸素飽和度との相関関係を記憶しておけば良い。

第１〜第６実施形態では、酸素飽和度を画像化した酸素飽和度画像を生成及び表示しているが、これに加えて、血液量を画像化した血液量画像を生成及び表示しても良い。血液量は信号比Ｒ２／Ｇ２と相関があるので、信号比Ｒ２／Ｇ２に応じて異なる色を割り当てることで、血液量を画像化した血液量画像を作成することができる。

第１〜第４実施形態では酸素飽和度を算出しているが、これに代えて、あるいはこれに加えて、「血液量×酸素飽和度（％）」から求まる酸化ヘモグロビンインデックスや、「血液量×（１−酸素飽和度）（％）」から求まる還元ヘモグロビンインデックス等、他の生体機能情報を算出しても良い。

第１〜第４実施形態では、センサ４８としてＣＣＤイメージセンサを用いているが、センサ４８としてＣＭＯＳイメージセンサを用いても良い。但し、ＣＭＯＳイメージセンサはいわゆるローリングシャッタ方式で駆動され、画素の行（１〜Ｎ行の各行）毎に順に信号電荷の蓄積及び読み出しが行われる。このため、各行の信号電荷の蓄積及び読み出しのタイミングが行毎に異なるので、青色狭帯域光（または緑色狭帯域光）と白色光の切り替えは読み出しのタイミングに合わせて行うことが望ましい。例えば、図２７に示すように、通常観察モード時には、Ｎ行目の蓄積開始（時刻Ｔ_１）から１行目の蓄積完了（時刻Ｔ_２）までの間、白色光の照射を行う一方、１行目の読み出し開始からＮ行目の読み出し完了までの間、白色光の照射を停止させる。また、図２８に示すように、特殊観察モード時には、Ｎ行目の蓄積開始（時刻Ｔ_１）から１行目の蓄積完了（時刻Ｔ_２）までの間、青色狭帯域光の照射を行う一方、１行目の読み出し開始（時刻Ｔ_２）からＮ行目の読み出し完了（時刻Ｔ_３）までの間、青色狭帯域光及び白色光の照射を停止させる。そして、次のフレームにおいて、Ｎ行目の蓄積開始（時刻Ｔ_３）から１行目の蓄積完了（時刻Ｔ_４）までの間、白色光の照射を行う一方、１行目の読み出し開始（時刻Ｔ_４）からＮ行目の読み出し完了（時刻Ｔ_５）までの間、青色狭帯域光及び白色光の照射を停止させる。こうすると、各行の実質的な電荷蓄積期間の長さ（露光量）を統一し、かつ、青色狭帯域光による信号と白色光による信号が混ざるのを防ぐことができるので、センサ４８としてＣＭＯＳイメージセンサを用いる場合でも上記各実施形態のように正確な酸素飽和度を算出することができる。

１０，４００ 内視鏡システム
１６ プロセッサ装置
１８ モニタ
３６ 広帯域光源
３７、２３７，３３７，５３７ 回転フィルタ
７６ 酸素飽和度画像生成部
８１ 信号比算出部
８２ 相関関係記憶部
８３ 酸素飽和度算出部
８４ 画像生成部

Claims (13)

1. 血中ヘモグロビンの酸素飽和度に応じて吸光量が変化する第１波長帯域に対応する第１画像信号と、観察対象の血液量に応じて吸光量が変化する第２波長帯域に対応する第２画像信号と、前記第１画像信号に対して前記酸素飽和度に対する吸光量の変化が小さく、かつ、前記第２画像信号に対して前記血液量に対する吸光量の変化が小さい第３波長帯域に対応する第３画像信号と、前記第１波長帯域に対して中心波長の差が２０ｎｍ以上１００ｎｍ以下の第４波長帯域に対応する第４画像信号と、を取得する画像信号取得部と、
   前記第１画像信号と、前記第２画像信号と、前記第３画像信号と、さらに前記第４画像信号とに基づいて、前記観察対象の酸素飽和度を画素毎に算出する酸素飽和度算出部と、
   を備える内視鏡システム。
2. 前記第２画像信号に対する前記第１画像信号の比である第１信号比と、前記第２画像信号に対する前記第３画像信号の比である第２信号比と、前記第４画像信号に対する前記第２画像信号の比である第３信号比とを、それぞれ画素毎に算出する信号比算出部を備え、
   前記酸素飽和度算出部は、前記第１信号比と、前記第２信号比と、さらに前記第３信号比とに基づいて前記酸素飽和度を算出する請求項１に記載の内視鏡システム。
3. 前記第１信号比及び前記第２信号比と、前記酸素飽和度との相関関係を表す二次元の相関関係テーブルを、前記第３信号比の値に応じて複数有する相関関係記憶部を備え、前記酸素飽和度算出部は、複数の前記相関関係テーブルの中から前記第３信号比の値に応じた特定の前記相関関係テーブルを選択し、前記第１信号比と前記第２信号比と選択した特定の前記相関関係テーブルとを用いて前記酸素飽和度を算出する請求項２に記載の内視鏡システム。
4. 前記第１〜第３信号比と、前記酸素飽和度との相関関係を表す三次元の相関関係テーブルを有する相関関係記憶部を備え、
   前記酸素飽和度算出部は、前記三次元の相関関係テーブルを用いて前記第１〜第３信号比に応じた前記酸素飽和度を算出する請求項２に記載の内視鏡システム。
5. 前記第４波長帯域は、血中ヘモグロビンの酸素飽和度に応じて吸光量が変化しない等吸収点を含む請求項１〜４のいずれか１項に記載の内視鏡システム。
6. 前記第３信号比が特定範囲の値である場合に、警告を報知するための警告報知信号を生成する警告報知部を備える請求項２〜５のいずれか１項に記載の内視鏡システム。
7. 前記酸素飽和度を表す酸素飽和度画像を生成する画像生成部と、
   前記酸素飽和度画像を表示部に表示するための表示用画像信号を生成する表示用画像信号生成部と、を備え、
   前記表示用画像信号生成部は、前記警告報知信号に基づいて、前記第３信号比が前記特定範囲の画素と、前記第３信号比が前記特定範囲外の画素とで表示を異ならせる請求項６に記載の内視鏡システム。
8. 前記表示用画像信号生成部は、前記第３信号比が前記特定範囲の画素の色差信号を零にし、前記第３信号比が前記特定範囲外の画素の色差信号を前記酸素飽和度の値に応じた値にした前記酸素飽和度画像を生成する請求項７に記載の内視鏡システム。
9. 前記第１波長帯域及び前記第４波長帯域は３５０ｎｍ以上５００ｎｍ以下の波長帯域である請求項１〜８のいずれか１項に記載の内視鏡システム。
10. 前記第１波長帯域及び前記第４波長帯域は４５０ｎｍ以上６５０ｎｍ以下の波長帯域である請求項１〜８のいずれか１項に記載の内視鏡システム。
11. 血中ヘモグロビンの酸素飽和度に応じて吸光量が変化する第１波長帯域に対応する第１画像信号と、観察対象の血液量に応じて吸光量が変化する第２波長帯域に対応する第２画像信号と、前記第１画像信号に対して前記酸素飽和度に対する吸光量の変化が小さく、かつ、前記第２画像信号に対して前記血液量に対する吸光量の変化が小さい第３波長帯域に対応する第３画像信号と、前記第１波長帯域に対して中心波長の差が２０ｎｍ以上１００ｎｍ以下の第４波長帯域に対応する第４画像信号と、を取得する画像信号取得部と、
    前記第１画像信号と、前記第２画像信号と、前記第３画像信号と、さらに前記第４画像信号とに基づいて、前記観察対象の酸素飽和度を画素毎に算出する酸素飽和度算出部と、
    を備える内視鏡システム用プロセッサ装置。
12. 画像信号取得部が、血中ヘモグロビンの酸素飽和度に応じて吸光量が変化する第１波長帯域に対応する第１画像信号と、観察対象の血液量に応じて吸光量が変化する第２波長帯域に対応する第２画像信号と、前記第１画像信号に対して前記酸素飽和度に対する吸光量の変化が小さく、かつ、前記第２画像信号に対して前記血液量に対する吸光量の変化が小さい第３波長帯域に対応する第３画像信号と、前記第１波長帯域に対して中心波長の差が２０ｎｍ以上１００ｎｍ以下の第４波長帯域に対応する第４画像信号と、を取得する画像信号取得ステップと、
    酸素飽和度算出部が、前記第１画像信号と、前記第２画像信号と、前記第３画像信号と、さらに前記第４画像信号とに基づいて、前記観察対象の酸素飽和度を画素毎に算出する酸素飽和度算出ステップと、
    を備える内視鏡システム用作動方法。
13. 画像信号取得部が、血中ヘモグロビンの酸素飽和度に応じて吸光量が変化する第１波長帯域に対応する第１画像信号と、観察対象の血液量に応じて吸光量が変化する第２波長帯域に対応する第２画像信号と、前記第１画像信号に対して前記酸素飽和度に対する吸光量の変化が小さく、かつ、前記第２画像信号に対して前記血液量に対する吸光量の変化が小さい第３画像信号と、前記第１波長帯域に対して中心波長の差が２０ｎｍ以上１００ｎｍ以下の第４波長帯域に対応する第４画像信号と、を取得する画像信号取得ステップと、
    酸素飽和度算出部が、前記第１画像信号と、前記第２画像信号と、前記第３画像信号と、さらに前記第４画像信号とに基づいて、前記観察対象の酸素飽和度を画素毎に算出する酸素飽和度算出ステップと、
    を備える内視鏡システム用プロセッサ装置の作動方法。

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