JP2016055110A - 内視鏡システム及びその作動方法 - Google Patents

Abstract

【課題】信号用の波長の選択の自由度を低くすることなく、且つ、観察距離の変化や観察対象の動きの影響を抑えつつ精度良く演算処理を行って、観察対象内の画像を生成する。【解決手段】基準タイミングｔ３に測定光ＢＬを発光する。第１の基準外タイミングｔ２、第２の基準外タイミングｔ４に緑色光Ｇ、赤色光Ｒを含む照明光を発光する。第１の基準外タイミングｔ２に取得したＧ２＿ｔ２画像信号と、第２の基準外タイミングｔ４に取得したＧ２＿ｔ４画像信号から、Ｇ２＿ｔ３推定画像信号を生成する。第１の基準外タイミングｔ２に取得したＲ２＿ｔ２画像信号と、第２の基準外タイミングｔ４に取得したＲ２＿ｔ４画像信号から、Ｒ２＿ｔ３推定画像信号を生成する。基準タイミングｔ３に取得したＢ１＿ｔ３画像信号と、Ｇ２＿ｔ３推定画像信号と、Ｒ２＿ｔ３推定画像信号から酸素飽和度を算出し、酸素飽和度に基づいて酸素飽和度画像を生成する。【選択図】図１４

Description

本発明は、検体内の撮像により得られる画像信号から血中ヘモグロビンの酸素飽和度などの生体機能情報を求める内視鏡システム及びそ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、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。また、近年においては、白色光などの広帯域の光を用いて観察対象を観察する通常観察に加えて、特定波長に制限した狭帯域光など特殊光を用いて観察対象を観察する特殊観察も行われるようになってきている。

特殊観察においては、１つの波長域の光だけでなく、複数の波長域の光を用いる場合がある。このように複数の波長域の光を用いる場合には、例えば、複数の波長の光を異なるタイミングで観察対象に照射・撮像して、各波長の光に対応する複数波長の画像信号を取得するとともに、その取得した複数波長の画像信号に基づく演算処理（差分処理等）により得られる演算情報から、特殊画像を生成する。

上記のように、複数の波長の光を異なるタイミング（異なるフレーム）で取得した画像信号から演算処理を行い、その演算処理により得られる演算情報から観察対象の画像を生成する場合には、観察対象などに動きが生じない限り、精度良く演算処理を行うことができるため、観察対象の画像を正確に生成することができる。しかしながら、内視鏡先端部と検体との距離が急激に変化した場合などにより、観察対象との観察距離が変化し、また、観察対象などに動きが大きく生じた場合には、それら観察距離の変化や観察対象の動きにより、演算処理の精度を低下させることになる。例えば、演算情報として、複数波長の画像信号間の比率を示す信号比を用いて、酸素飽和度の算出を行うような場合には、観察対象などによる動きや観察距離の変化によって、信号比が増減することになる。この信号比の増減は、酸素飽和度の算出精度に影響を与えることになる。

そこで、特許文献１では、観察対象などによる動きや観察距離の変化が生じた場合であっても、それら観察距離の変化や観察対象の動きにより信号比が変動しないように、信号比の算出に用いる複数波長の画像信号を補正している。

特許５５５８３３１号公報

特許文献１では、信号比の算出に必要な信号用の波長の光を発光すると同時に、観察距離の変化や観察対象の動きによる明るさの変化を検出するための参照光を発光している。しかしながら、この参照光は、明るさの変化の検出のためだけに用いられものであり、酸素飽和度など演算処理に必要な波長情報を検出するのには用いられない。したがって、参照光の使用は、演算処理に必要な波長情報を検出するために発光する信号用の光の波長の選択の自由度を低くすることになる。

本発明は、複数波長の光をそれぞれ異なるタイミングで照射・撮像する場合において、信号用の波長の選択の自由度を低くすることなく、且つ、観察距離の変化や観察対象の動きの影響を抑えつつ精度良く演算処理を行って、観察対象内の画像を生成することができる内視鏡システム及びその作動方法を提供することを目的とする。

上記目的を達成するために、本発明の内視鏡システムは、基準タイミングに基準波長帯域の光を発光し、基準タイミングと異なる基準外タイミングに基準波長帯域と異なる基準外波長帯域の光を少なくとも１つ発光する光源部と、基準波長帯域の光で照明された観察対象を撮像し、基準外波長帯域の光で照明された観察対象を撮像する撮像センサと、基準波長帯域の光で照明された観察対象を撮像センサで撮像したときに基準画像信号を取得し、基準外波長帯域の光で照明された観察対象を撮像センサで撮像したときに基準外画像信号を取得する画像信号取得部と、基準タイミングにおいて基準外波長帯域の光を発光した場合に、観察対象を撮像センサで撮像して得られると推測される推定画像信号を、基準外画像信号から生成する推定画像生成部と、基準画像信号と推定画像信号から第１の観察画像を生成する観察画像生成部と、を備える。

基準外画像信号には、基準タイミングよりも前の第１の基準外タイミングに取得した第１の基準外画像信号と、基準タイミングよりも後の第２の基準外タイミングに取得した第２の基準外画像信号とがあり、推定画像生成部は、第１及び第２の基準外画像信号に基づく演算により、推定画像信号を生成することが好ましい。

演算を行う場合には、基準タイミングと第１の基準外タイミングとの間で生じた観察対象の第１の位置ズレ量と、基準タイミングと第２の基準外タイミングとの間で生じた観察対象の第２の位置ズレ量とに基づく重み付けを行って加算平均を行うことが好ましい。演算を行う場合には、第１の基準外タイミングと基準タイミングとの時間間隔、及び第２の基準外タイミングと基準タイミングとの時間間隔に基づく重み付けを行うことが好ましい。

推定画像生成部は、観察対象における動き量が一定範囲に入っている場合には、第１及び第２の基準外画像信号を加算平均して、推定画像信号を生成し、動き量が前記一定範囲から外れている場合には、基準波長帯域の光の発光時に参照光を同時に発光し、且つ基準外波長帯域の光の発光時に参照光を同時に発光し、基準タイミングのときの前記参照光の光量と基準外タイミングのときの参照光の光量の比を示す第１光量比に基づく明るさ補正を、第１の基準外画像信号に行って、推定画像信号を生成することが好ましい。

観察画像生成部は、観察対象における動き量が一定範囲内の場合には、基準画像信号と推定画像信号から第１の観察画像を生成し、動き量が一定範囲外の場合には、第１の観察画像の代わりに、推定画像信号を使用せずに、基準画像信号のみで第２の観察画像を生成することが好ましい。推定画像生成部は、第１の基準タイミングの時の基準波長帯域の光の光量と第２の基準タイミングの時の基準波長帯域の光の光量の比を示す第２光量比に基づく明るさ補正を、基準外画像信号に行って、推定画像信号を生成することが好ましい。明るさ補正を行う場合には、基準外タイミングと第１の基準タイミングとの時間間隔に応じて決められる時間間隔調整係数が用いられることが好ましい。

基準画像信号または基準外画像信号のうち少なくともいずれか一方を補正し、基準画像信号で表わされる観察対象と、基準外画像信号で表わされる観察対象との位置を合わせる位置補正部と、推定画像生成部は、位置補正部によって観察対象の位置が補正された位置補正済みの基準外画像信号から、推定画像信号を生成することが好ましい。基準タイミングで発光した基準波長帯域の光の発光量に基づいて、推定画像信号を補正することが好ましい。

観察画像生成部は、基準画像信号と推定画像信号から信号比を算出し、信号比から、第１の観察画像として、酸素飽和度画像を生成することが好ましい。観察画像生成部は、基準画像信号と推定画像信号から差分画像を生成し、基準画像信号を輝度信号に割り当て、差分画像を色差信号に割り当てて、第１の観察画像として、血管抽出画像を生成することが好ましい。

本発明の内視鏡システムの作動方法は、光源部が、基準タイミングに基準波長帯域の光を発光し、基準タイミングと異なる基準外タイミングに基準波長帯域と異なる基準外波長帯域の光を少なくとも１つ発光するステップと、画像信号取得部が、基準波長帯域の光で照明された観察対象を撮像センサで撮像したときに基準画像信号を取得し、基準外波長帯域の光で照明された観察対象を撮像センサで撮像したときに基準外画像信号を取得するステップと、推定画像生成部が、基準タイミングにおいて基準外波長帯域の光を発光した場合に、観察対象を撮像センサで撮像して得られると推測される推定画像信号を、基準外画像信号から生成するステップと、観察画像生成部が、基準画像信号と推定画像信号から第１の観察画像を生成するステップと、を備える。

本発明によれば、複数波長の光をそれぞれ異なるタイミングで照射・撮像する場合において、信号用の波長の選択の自由度を低くすることなく、且つ、観察距離の変化や観察対象の動きの影響を抑えつつ精度良く演算処理を行って、観察対象内の画像を生成することができる。

内視鏡システムの外観図である。 第１実施形態の内視鏡システムの機能を示すブロック図である。 紫色光Ｖ、青色光Ｂ、緑色光Ｇ、赤色光Ｒの分光スペクトルを示すグラフである。 帯域制限部の構成を示す説明図である。 通常観察用青色光の分光スペクトルを示すグラフである。 通常観察モード時の照明光の分光スペクトルを示すグラフである。 酸素飽和度観察モード時の帯域制限部の配置を示す説明図である。 測定光の分光スペクトル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。 第１発光モードで照射する照明光の分光スペクトルを示すグラフである。 第２発光モードで照射する照明光の分光スペクトルを示すグラフである。 カラーフィルタの分光特性を示すグラフである。 第１実施形態の酸素飽和度画像生成部の機能を示すブロック図である。 第１実施形態において、各タイミングｔ１〜ｔ５で実行する発光モードと取得する画像信号の種類を示す説明図である。 信号比と酸素飽和度の相関関係を示すグラフである。 第１実施形態のフローチャートである。 第２実施形態の酸素飽和度観察モードで実行する第１発光モード、第３発光モード、第４発光モードを示す説明図である。 第２実施形態において、各タイミングｔ１〜ｔ７で実行する発光モードと取得する画像信号の種類を示す説明図である。 第３実施形態において、各タイミングｔ１〜ｔ４で実行する発光モードと取得する画像信号の種類を示す説明図である。 第３実施形態の酸素飽和度画像生成部の機能を示すブロック図である。 第４実施形態で実行する第５発光モード、第６発光モードを示す説明図である。 第４実施形態のプロセッサ装置の機能の一部を示すブロック図である。 第４実施形態において、各タイミングｔ１〜ｔ５で実行する発光モードと取得する画像信号の種類を示す説明図である。 図３と異なる紫色光及び青色光の分光スペクトルを示すグラフである。 カプセル内視鏡の概略図である。

［第１実施形態］
図１に示すように、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と、モニタ１８と、コンソール１９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１２ａと、挿入部１２ａの基端部分に設けられた操作部１２ｂと、挿入部１２ａの先端側に設けられた湾曲部１２ｃ及び先端部１２ｄを有している。操作部１２ｂのアングルノブ１２ｅを操作することにより、湾曲部１２ｃは湾曲動作する。この湾曲動作によって、先端部１２ｄが所望の方向に向けられる。

また、操作部１２ｂには、アングルノブ１２ｅの他、モード切り替えスイッチ（以下、モード切替ＳＷという）１３ａ、ズーム操作部１３ｂが設けられている。モード切替ＳＷ１３ａは、観察モードの切り替え操作に用いられる。内視鏡システム１０は、観察モードとして通常観察モードと酸素飽和度観察モードとを有している。通常観察モードは、白色光の反射光によって撮像して得た自然な色合いの画像（以下、通常画像という）をモニタ１８に表示する。酸素飽和度観察モードは、酸素飽和度を測定するための特定波長帯域を有する測定光を観察対象に照射して観察対象の酸素飽和度を測定し、酸素飽和度の値に応じて色付けがされた酸素飽和度画像をモニタ１８に表示する。

プロセッサ装置１６は、モニタ１８及びコンソール１９と電気的に接続される。モニタ１８は、各観察モードの画像や画像に付帯する画像情報等を出力表示する。コンソール１９は、機能設定等の入力操作を受け付ける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、画像や画像情報等を記録する外付けの記録部（図示省略）を接続してもよい。

図２に示すように、光源装置１４は、四色の半導体光源を有し、観察対象に照射するための光を発生させる光源部２０と、光源部２０が発する光のうち青色の光の波長帯域を制限する帯域制限部２１と、光源部２０及び帯域制限部２１の駆動を制御する光源制御部２２と、光源部２０及び帯域制限部２１によって生成される光の光路を結合する光路結合部２３とを備えている。

光源部２０は、Ｖ−ＬＥＤ（Violet Light Emitting Diode）２０ａ、Ｂ−ＬＥＤ（Blue Light Emitting Diode）２０ｂ、Ｇ−ＬＥＤ（Green Light Emitting Diode）２０ｃ、及びＲ−ＬＥＤ（Red Light Emitting Diode）２０ｄの四色のＬＥＤを有する。図３に示すように、Ｖ−ＬＥＤ２０ａは、中心波長４０５ｎｍ、波長帯域３８０〜４２０ｎｍの紫色光Ｖを発光する紫色光源である。Ｂ−ＬＥＤ２０ｂは、中心波長４６０ｎｍ、波長帯域４２０〜５００ｎｍの青色光Ｂを発する青色光源である。Ｇ−ＬＥＤ２０ｃは、波長帯域が４８０〜６００ｎｍに及ぶ緑色光Ｇを発する緑色光源である。Ｒ−ＬＥＤ２０ｄは、中心波長６２０〜６３０ｎｍで、波長帯域が６００〜６５０ｎｍに及び赤色光Ｒを発光する赤色光源である。なお、Ｖ−ＬＥＤ２０ａとＢ−ＬＥＤ２０ｂの中心波長は±５ｎｍから±１０ｎｍ程度の幅を有する。

帯域制限部２１は、Ｂ−ＬＥＤ２０ｂの光路上に設けられ、Ｂ−ＬＥＤ２０ｂが発する青色光から、特定波長帯域を有する光を生成する。具体的には、図４に示すように、帯域制限部２１は、ショートパスフィルタ（ＳＰＦ）２１ａとロングパスフィルタ（以下、ＬＰＦ）２１ｂとを有し、これらは選択された観察モードにしたがって切り替え自在である。ＳＰＦ２１ａとＬＰＦ２１ｂの切り替えは、光源制御部２２によって制御される。

以下、光源制御部２２による光源部２０及び帯域制限部２１の駆動制御について、通常観察モードに設定した場合と酸素飽和度観察モードに設定した場合とに分けて説明する。図５に示すように、通常観察モードに設定された場合には、ＳＰＦ２１ａはＢ−ＬＥＤ２０ｂの光路上（例えばＢ−ＬＥＤの前面）に配置される。ＳＰＦ２１ａは、Ｂ−ＬＥＤ２０ｂが発する青色光Ｂのピーク波長を境に、短波長側の波長帯域（波長４６０ｎｍ未満）を透過し、長波長側の波長帯域（波長４６０ｎｍ以上）をカットする。すなわち、ＳＰＦ２１ａは、青色光Ｂから、通常観察モード用の青色光（以下、通常観察用青色光という）Ｂ_Ｓを生成する。なお、ＳＰＦ２１ａは、青色光Ｂのうち長波長側の波長帯域を完全にカットする（透過率を「０％」にする）のではなく、僅かに透過させることが好ましい（例えば、透過率を「１％」〜「５％」にする）。

また、通常観察モードの場合、ＳＰＦ２１ａをＢ−ＬＥＤ２０ｂの光路上に配置した状態で、光源制御部２２は、Ｖ−ＬＥＤ２０ａ、Ｂ−ＬＥＤ２０ｂ、Ｇ−ＬＥＤ２０ｃ、及びＲ−ＬＥＤ２０ｄを全て点灯させる。このため、通常観察モード時には、図６に示すように、通常観察用青色光Ｂ_Ｓと緑色光Ｇと赤色光Ｒとが光路結合部２３によって結合され、照明光として観察対象に照射される。通常観察用青色光Ｂ_Ｓと緑色光Ｇと赤色光Ｒとからなる照明光は、ほぼ白色光（以下、通常観察用白色光という）である。

この通常観察用白色光においては、血管のコントラストを低下させる４６０〜５００ｎｍの波長帯域の光の強度が、他の波長帯域と比べて極めて低くなっている。そのため通常観察用白色光を観察対象に照射したとしても、血管コントラストを低下させることがない。また、ＳＰＦ２１ａのカット特性は、青色光Ｂの波長４６０ｎｍ以上の波長帯域の光は僅かに強度を有していることから、通常観察用白色光の波長帯域において、離散的な強度でなく、連続的な強度を有している。そのため、通常観察用白色光は、同じく連続的な強度を有するキセノン光源と同じ又は類似する演色性を備えている。なお、本実施形態では、通常観察モードの場合、Ｖ−ＬＥＤ２０ａを点灯させ、紫色光Ｖを含む通常観察用白色光を観察対象に照射させるが、通常観察モードではＶ−ＬＥＤ２０ａを消灯させても良い。

図７に示すように、酸素飽和度観察モードに設定された場合には、ＬＰＦ２１ｂが、Ｂ−ＬＥＤ２０ｂの光路上に配置される。そして、図８に示すように、Ｂ−ＬＥＤ２０ｂが発する青色光Ｂのピーク波長を境に、短波長側をカットし、長波長側を透過する。すなわち、ＬＰＦ２１ｂは、青色光Ｂから、酸素飽和度を測定するための特定波長帯域を有する測定光Ｂ_Ｌを生成する。なお、ＬＰＦ２１ｂは、ＳＰＦ２１ａと同様、青色光Ｂのうち短波長側の波長帯域を完全にカットする（透過率を「０％」にする）のではなく、僅かに透過させることが好ましい（例えば、透過率を「１％」〜「５％」にする）。

酸素飽和度を測定するための特定波長帯域とは、酸素飽和度によって吸光量に違いが生じる程度に酸化ヘモグロビンの吸光係数と還元ヘモグロビンの吸光係数に差がある波長帯域である。図９に示すように、酸化ヘモグロビンの吸光係数（グラフ３０）と還元ヘモグロビンの吸光係数（グラフ３１）の大小関係は波長帯域によって異なり、複数の波長帯域でこれらの大小関係は逆転する。例えば、紫色から青色の波長帯域では、約４２０ｎｍ、約４５０ｎｍ、約５００ｎｍに酸化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンの吸光係数が一致する波長があり、４２０〜４５０ｎｍの波長帯域では、酸化ヘモグロビンの吸光係数は還元ヘモグロビンの吸光係数よりも小さく、４５０〜５００ｎｍの波長帯域では酸化ヘモグロビンの吸光係数は還元ヘモグロビンの吸光係数よりも大きい。

これらの各波長帯域はどちらも酸素飽和度を測定するための特定波長帯域として利用することができるが、本実施形態の場合、Ｂ−ＬＥＤ２０ｂは波長帯域４２０〜５００ｎｍの青色光Ｂを発し、ＬＰＦ２１ｂは波長４６０ｎｍ以上を透過して測定光Ｂ_Ｌを生成するので、測定光Ｂ_Ｌ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以下である４６０〜５００ｎｍの波長帯域を有する。ＬＰＦ２１ｂの代わりに、４５０ｎｍ以下の波長帯域を透過するＳＰＦを用いれば、測定光Ｂ_Ｌの波長帯域を、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以上である４２０〜４５０ｎｍの波長帯域にすることができる。

また、酸素飽和度観察モード時には、光源制御部２２は、第１発光モードと、第２発光モードとで光源部２０を制御する。すなわち、光源制御部２２は、発光モードを第１発光モードと第２発光モードとで切り替える制御をする。第１発光モードは、酸素飽和度の測定するための発光モードであり、光源制御部２２はＢ−ＬＥＤ２０ｂを点灯させ、Ｖ−ＬＥＤ２０ａ、Ｇ−ＬＥＤ２０ｃ、及びＲ−ＬＥＤ２０ｄを消灯させる。このため、図１０に示すように、第１発光モードでは、測定光Ｂ_Ｌが照明光として観察対象に照射される。

第２発光モードは、通常観察モードと同様にほぼ白色光を観察対象に照射するための発光モードであり、光源制御部２２は四色のＬＥＤ２０ａ〜２０ｄを全て点灯させる。このため、第１発光モードでは、図１１に示すように、紫色光Ｖと、ＬＰＦ２１ｂによって青色光Ｂから生成される測定光Ｂ_Ｌと、緑色光Ｇと、赤色光Ｒとが光路結合部２３によって結合され、照明光として観察対象に照射される。

上記のように生成される各種照明光は、図２に示すように、光路結合部２３を介して挿入部１２ａ内に挿通されたライトガイド４１に入射される。ライトガイド４１は、内視鏡１２及びユニバーサルコード（内視鏡１２と光源装置１４及びプロセッサ装置１６とを接続するコード）内に内蔵されており、光路結合部２３から導光される照明光を内視鏡１２の先端部１２ｄ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経が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。

内視鏡１２の先端部１２ｄには、照明光学系３０ａと撮像光学系３０ｂが設けられている。照明光学系３０ａは照明レンズ４５を有しており、この照明レンズ４５を介して、ライトガイド４１によって伝搬された照明光は観察対象に照射される。撮像光学系３０ｂは、対物レンズ４６、ズームレンズ４７、撮像センサ４８を有している。観察対象からの反射光は、対物レンズ４６及びズームレンズ４７を介して撮像センサ４８に入射する。これにより、撮像センサ４８に観察対象の反射像が結像される。なお、ズームレンズ４７は、ズーム操作部１３ｂを操作することで、テレ端とワイド端の間で自在に移動され、撮像センサ４８に結像する観察対象の反射像を拡大または縮小する。

撮像センサ４８はカラー撮像センサであり、観察対象の反射像を撮像して画像信号を出力する。撮像センサ４８としては、ＣＣＤ（Charge Coupled Device）撮像センサやＣＭＯＳ（Complementary Metal-Oxide Semiconductor）撮像センサを利用可能である。また、撮像センサ４８は、図１２に示すＲ（赤色）カラーフィルタ，Ｇ（緑色）カラーフィルタ，及びＢ（青色）カラーフィルタの三色のカラーフィルタが画素毎に設けられており、観察対象の反射像を撮像して色毎の画像信号を出力する。すなわち、撮像センサ４８は、Ｒカラーフィルタが設けられたＲ画素（赤色画素）と、Ｇカラーフィルタが設けられたＧ画素（緑色画素）と、Ｂカラーフィルタが設けられたＢ画素（青色画素）とを有し、各画素からそれぞれ画像信号を出力することにより、ＲＧＢ画像信号を出力する。

より具体的には、通常観察モードの場合、観察対象には通常観察用白色光が照射されるので、撮像センサ４８は、通常観察用白色光のうち紫色光Ｖと通常観察用青色光Ｂ_Ｓの各反射光をＢ画素で受光し、Ｂ画像信号を出力する。同様に、通常観察用白色光のうち緑色光Ｇの反射光をＧ画素で受光し、Ｇ画像信号を出力し、赤色光Ｒの反射光をＲ画素で受光し、Ｒ画像信号を出力する。

酸素飽和度観察モードにおいて、光源制御部２２が第１発光モードで光源部２０を制御する場合には、観察対象には測定光Ｂ_Ｌ（本発明の「基準波長帯域の光」に相当する）が照射されるので、撮像センサ４８は、Ｂ画素で測定光Ｂ_Ｌの反射光を受光し、Ｂ１画像信号を出力する。また、撮像センサ４８は、第１発光モード時にもＧ画素からＧ１画像信号を出力し、Ｒ画素からＲ１画像信号を出力する。

また、酸素飽和度観察モードにおいて、光源制御部２２が第２発光モードで光源部２０を制御する場合、観察対象には、紫色光V、測定光Ｂ_Ｌ、緑色光G、赤色光Rを含む酸素飽和度観察用白色光（本発明の「基準外波長帯域の光」に相当する）が照射されるので、撮像センサ４８は、酸素飽和度観察用白色光のうち紫色光Ｖ及び測定光Ｂ_Ｌの反射光をＢ画素で受光してＢ２画像信号を出力する。同様に、撮像センサ４８は、酸素飽和度観察用白色光のうち、緑色光Ｇの反射光をＧ画素で受光し、Ｇ２画像信号を出力し、赤色光Ｒの反射光をＲ画素で受光し、Ｒ２画像信号を出力する。

なお、原色のカラー撮像センサである撮像センサ４８の代わりに、Ｃ（シアン）、Ｍ（マゼンタ）、Ｙ（イエロー）及びＧ（緑）の補色フィルタを備えた補色撮像センサを用いても良い。補色撮像センサを用いる場合には、ＣＭＹＧの四色の画像信号が出力されるので、補色−原色色変換によって、ＣＭＹＧの四色の画像信号をＲＧＢの三色の画像信号に変換することにより、撮像センサ４８と同様のＲＧＢ画像信号を得ることができる。

撮像センサ４８から出力される画像信号は、ＣＤＳ／ＡＧＣ回路５０に送信される。ＣＤＳ／ＡＧＣ回路５０は、アナログ信号である画像信号に相関二重サンプリング（ＣＤＳ；Correlated Double Sampling）や自動利得制御（ＡＧＣ；Automatic Gain Control）を行う。ＣＤＳ／ＡＧＣ回路５０を経た画像信号は、Ａ／Ｄコンバータ５１により、デジタル画像信号に変換される。Ａ／Ｄ変換後のデジタル画像信号がプロセッサ装置１６に入力される。

プロセッサ装置１６は、撮像制御部５２と、受信部５３と、ＤＳＰ（Digital Signal Processor）５６と、ノイズ除去部５８と、画像処理切替部６０と、通常画像生成部６２と、酸素飽和度画像生成部６４と、映像信号生成部６６とを備えている。なお、本発明の「画像信号取得部」は、プロセッサ装置１６内の受信部５３を含む構成に対応している。

撮像制御部５２は、撮像センサ４８による観察対象の撮像タイミングや、撮像センサ４８からの画像信号の出力の制御をする。具体的には、撮像制御部５２は、光源制御部２２から同期信号を受け（あるいは光源制御部２２に同期信号を入力することにより）、撮像センサ４８によって第１発光モードの照明光の反射光で観察対象を撮像し、撮像センサ４８からＢ１画像信号、Ｇ１画像信号、及びＲ１画像信号を出力させ、かつ、撮像センサ４８によって第２発光モードの照明光の反射光で観察対象を撮像し、撮像センサ４８からＢ２画像信号、Ｇ１画像信号、及びＲ１画像信号を出力させる。受信部５３は、内視鏡１２からのデジタルのＲＧＢ画像信号を受信する。

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、及びデモザイク処理等の各種信号処理を施す。欠陥補正処理では、撮像センサ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ＲＧＢ画像信号から暗電流成分が除かれ、正確な零レベルが設定される。ゲイン補正処理では、オフセット処理後のＲＧＢ画像信号に特定のゲインを乗じることにより信号レベルが整えられる。ゲイン補正処理後のＲＧＢ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明るさや彩度が整えられる。リニアマトリクス処理後のＲＧＢ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、各画素で不足した色の信号が補間によって生成される。この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。

ノイズ除去部５８は、ＤＳＰ５６でデモザイク処理等が施されたＲＧＢ画像信号に対してノイズ除去処理（例えば移動平均法やメディアンフィルタ法等による）を施すことによって、ＲＧＢ画像信号からノイズを除去する。ノイズが除去されたＲＧＢ画像信号は、画像処理切替部６０に送信される。画像処理切替部６０は、モード切替ＳＷ１３ａによって通常観察モードにセットされている場合には、ＲＧＢ画像信号を通常画像生成部６２に送信し、酸素飽和度観察モードにセットされている場合には、ＲＧＢ画像信号を酸素飽和度画像生成部６４に送信する。

通常画像生成部６２は、通常観察モードにセットされている場合に作動し、ＲＧＢ画像信号に対して、色変換処理、色彩強調処理、及び構造強調処理を行い、通常画像を生成する。色変換処理では、ＲＧＢ画像信号に対して３×３のマトリックス処理、階調変換処理、及び３次元ＬＵＴ（ルックアップテーブル）処理などにより色変換処理を行う。色彩強調処理は、色変換処理済みのＲＧＢ画像信号に対して行われる。構造強調処理は、例えば表層血管やピットパターン等の観察対象の構造を強調する処理であり、色彩強調処理後のＲＧＢ画像信号に対して行われる。上記のように、構造強調処理まで各種画像処理等を施したＲＧＢ画像信号を用いたカラー画像が通常画像である。

酸素飽和度画像生成部６４は、図１３に示すように、位置補正部６８と、推定画像生成部６９と、信号比算出部７１と、相関関係記憶部７２と、酸素飽和度算出部７３と、色変換処理部７６と、色彩強調処理部７７と、構造強調処理部７８と、画像生成部７９とを備える。

位置補正部６８は、酸素飽和度観察モードで取得した画像信号のうち、酸素飽和度の算出に用いる画像信号を補正して、観察対象の位置合わせを行う。酸素飽和度の算出に用いる画像信号としては、図１４に示すように、基準タイミングｔ３で第１発光モードを行って得られるB１画像信号（以下、B１＿ｔ３画像信号とする）と、基準タイミングｔ３よりも前の第１の基準外タイミングｔ２に第２発光モードを行って得られるG２画像信号（以下、G２＿ｔ２画像信号とする）、R２画像信号（以下、R２＿ｔ２画像信号とする）と、基準タイミングｔ３よりも後の第２の基準外タイミングｔ４に第２発光モードを行って得られるG２画像信号（以下、G２＿ｔ４画像信号とする）、R２画像信号（以下、R２＿ｔ４画像信号とする）とが用いられる。これら６種類の画像信号を用いた酸素飽和度の算出が完了した後は、基準タイミングをタイミングｔ５にして、同様の処理を行う。

なお、本発明における「基準タイミング」とは、「基準波長帯域の光を発光し、その基準波長帯域の光で照明された観察対象を撮像センサ４８で撮像するタイミング」のことをいう。また、本発明の「基準画像信号」は「Ｂ１＿ｔ３画像信号」に対応し、本発明の「第１の基準外画像信号」は「G２＿ｔ２画像信号」、「R２＿ｔ２画像信号」に対応し、本発明の「第２の基準外画像信号」は「G２＿ｔ４画像信号」、「R２＿ｔ４画像信号」に対応している。

位置補正部６８では、B１＿ｔ３画像信号とG２＿ｔ２画像信号（又はB１＿ｔ３画像信号とR２＿ｔ２画像信号）から、基準タイミングｔ３と第１の基準外タイミングｔ２の間で生ずる観察対象の第１の位置ズレ量を算出する。また、B１＿ｔ３画像信号とG２＿ｔ４画像信号（又はB１＿ｔ３画像信号とR２＿ｔ４画像信号）から、基準タイミングｔ３と第２の基準外タイミングｔ４の間で生ずる観察対象の第２の位置ズレ量を算出する。

次に、位置補正部６８は、第１の位置ズレ量に基づいて、G２＿ｔ２画像信号及びR２＿ｔ２画像信号を補正して、B１＿ｔ３画像信号、G２＿ｔ２画像信号、R２＿ｔ２画像信号における観察対象の位置を合わせる。このように観察対象の位置を合わせることで、例えば、Ｂ１＿ｔ３画像信号における観察対象ＯＪの位置と、G２＿ｔ２画像信号、R２＿ｔ２画像信号における観察対象ＯＪの位置とが一致する。

同様にして、位置補正部６８は、第２の位置ズレ量に基づいて、G２＿ｔ４画像信号及びR２＿ｔ４画像信号を補正して、B１＿ｔ３画像信号、G２＿ｔ４画像信号、R２＿ｔ４画像信号における観察対象の位置を合わせる。このように観察対象の位置を合わせることで、例えば、Ｂ１＿ｔ３画像信号における観察対象ＯＪの位置と、G２＿ｔ４画像信号、R２＿ｔ４画像信号における観察対象ＯＪの位置とが一致する。なお、位置補正部６８は、第１の位置ズレ量に基づいてB１＿ｔ３画像信号を補正し、第２の位置ズレ量に基づいてB１＿ｔ３画像信号を補正してもよい。

推定画像生成部６９は、位置補正済みのG２＿ｔ２画像信号とG２＿ｔ４画像信号に対して所定の係数で重み付し、重み付したものを加算平均することにより、基準タイミングｔ３のときに第２発光モードを行って得られると推測されるG２＿ｔ３推定画像信号を生成する。同様にして、位置補正済みのR２＿ｔ２画像信号とR２＿ｔ４画像信号に対して所定の重み付け係数で重み付し、重み付したものを加算平均することにより、基準タイミングｔ３のときに第２発光モードを行って得られると推測されるR２＿ｔ３推定画像信号を生成する。以上のG２＿ｔ３推定画像信号及びR２＿ｔ３推定画像信号は、基準タイミングｔ３に第２発光モードを行った場合とほぼ同等の明るさを有している。そのため、タイミングｔ１〜ｔ５の間で、観察対象との距離が変化して全体的な明るさが変化したとしても、G２＿ｔ３推定画像信号及びR２＿ｔ３推定画像信号は、その全体的な明るさの変化に対応した明るさを備えている。

なお、加算平均は、第１の位置ズレ量と第２の位置ズレ量に応じて、重み付けしたものに対して行うことが好ましい。例えば、第１の位置ずれ量と第２の位置ズレ量のうちズレ量が小さいほうの重み付け係数を大きくすることが好ましい。また、推定画像生成部６９では、加算平均により得られたG２＿ｔ３推定画像信号及びR２＿ｔ３推定画像信号に対して、基準タイミングｔ３で発光した測定光B_Lの発光量に基づく明るさ補正を行うことが好ましい。明るさ補正としては、例えば、基準タイミングｔ３で発光した測定光B_Lの発光量EV３が基準タイミングｔ１で発光した測定光B_Lの発光量EV１よりも大きい場合には、明るさが増加するように、G２＿ｔ３推定画像信号及びR２＿ｔ３推定画像信号を補正することが好ましい。反対に、EV３がEV１よりも小さい場合には、明るさが減少するように、G２＿ｔ３推定画像信号及びR２＿ｔ３推定画像信号を補正することが好ましい。

信号比算出部７１は、酸素飽和度算出部７３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７１は、Ｂ１＿ｔ３画像信号とG２＿ｔ３推定画像信号の比（以下、信号比Ｂ１／Ｇ２という）をそれぞれ画素毎に算出する。ここで、Ｂ１＿ｔ３画像信号とG２＿ｔ３推定画像信号は、画素毎に明るさと観察対象の位置がほぼ一致しているので、算出した信号比Ｂ１／Ｇ２は、Ｂ１＿ｔ３画像信号とG２＿ｔ３推定画像信号の比をほぼ正確に表している。また、R２＿ｔ３画像信号とR２＿ｔ３推定画像信号の比の比（以下、信号比Ｒ２／Ｇ２という）をそれぞれ画素毎に算出する。R２＿ｔ３画像信号とR２＿ｔ３推定画像信号についても、画素毎に明るさと観察対象の位置がほぼ一致しているため、算出した信号比Ｒ２／Ｇ２は、Ｂ１＿ｔ３画像信号とG２＿ｔ３推定画像信号の比をほぼ正確に表している。したがって、これら２つの信号比Ｂ１／Ｇ２、Ｒ２／Ｇ２を用いることで、酸素飽和度を正確に算出することができる。

相関関係記憶部７２は、信号比算出部７１が算出する各信号比と、酸素飽和度との相関関係を記憶している。この相関関係は、図１５に示すように、二次元空間上に酸素飽和度の等値線を定義した二次元テーブルで記憶されている。信号比に対する等値線の位置及び形状は、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。各等値線の間隔は血液量を表す信号比Ｒ２／Ｇ２に応じて変化する。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、酸化ヘモグロビン及び還元ヘモグロビンの吸光特性（図９参照）や光散乱特性と密接に関連している。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測定光Ｂ_Ｌの波長帯域では、酸素飽和度の情報を取り扱いやすいが、測定光Ｂ_Ｌ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、Ｂ２画像信号に加え、主として血液量に依存して変化するＧ２画像信号と、酸素飽和度及び血液量に愛する依存度が低いＲ２画像信号とから求められる信号比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ようにしている。

酸素飽和度算出部７３は、相関関係記憶部７２に記憶された相関関係を参照して、信号比算出部７１で算出される信号比Ｂ１／Ｇ２と信号比Ｒ２／Ｇ２に対応する酸素飽和度を算出する。例えば、特定画素において信号比がＢ１^＊／Ｇ２^＊とＲ２^＊／Ｇ２^＊である場合、相関関係を参照すると、これらに対応する酸素飽和度は「６０％」である（図１５参照）。このため、酸素飽和度算出部７３は、この特定画素の酸素飽和度を「６０％」と算出する。

なお、信号比Ｂ１／Ｇ２及び信号比Ｒ２／Ｇ２が極めて大きくなってしまったり、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の組み合わせが、酸素飽和度０％を表す下限等値線を上回ったり、酸素飽和度１００％を表す上限等値線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線を下回った場合、酸素飽和度算出部７３は酸素飽和度を０％と算出し、上限等値線を上回ったりしてしまった場合には、酸素飽和度算出部７３は酸素飽和度を１００％と算出する。

上記のように酸素飽和度を算出する一方で、酸素飽和度画像生成部６４は、色変換処理部７６、色彩強調処理部７７、構造強調処理部７８によって酸素飽和度画像のベースとなる画像（以下、ベース画像という）を生成する。色変換処理部７６は、第２発光モードの照明光の反射光によって観察対象を撮像して得られるＢ２画像信号、Ｇ２画像信号、Ｒ２画像信号に対して、３×３のマトリックス処理、階調変換処理、３次元ＬＵＴ処理などにより色変換処理を行う。色彩強調処理部７７は、色変換処理済みのＢ２画像信号、Ｇ２画像信号、Ｒ２画像信号に対して色彩強調処理を施す。構造強調処理部７８は、色彩強調処理済みのＢ２画像信号、Ｇ２画像信号、Ｒ２画像信号に対して、例えば表層血管やピットパターン等の観察対象の構造を強調する構造強調処理を施す。すなわち、ベース画像は、通常画像生成部６２と同様の各種画像処理等を施したＢ２画像信号、Ｇ２画像信号、Ｒ２画像信号によって形成される。

画像生成部７９は、酸素飽和度算出部７３が算出する酸素飽和度と、上記各種画像処理等が施されたＢ２画像信号、Ｇ２画像信号、Ｒ２画像信号とを用いて、観察対象の酸素飽和度を表す酸素飽和度画像を生成する。具体的には、画像生成部７９は、Ｂ２画像信号、Ｇ２画像信号、Ｒ２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。例えば、画像生成部７９は、酸素飽和度が６０％以上の画素ではＢ２画像信号、Ｇ２画像信号、Ｒ２画像信号に同じゲイン「１」を乗じる。これに対して、酸素飽和度が６０％未満の画素では、酸素飽和度の値を用いて、Ｂ２画像信号に対して「１」未満のゲインを乗じ、Ｇ２画像信号と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画像信号を用いたカラー画像が酸素飽和度画像である。したがって、酸素飽和度画像では、高酸素の画素（酸素飽和度が６０〜１００％の画素）では通常画像と同様の色で表されるが、低酸素の画素（酸素飽和度が６０％未満の画素）は通常画像とは異なる色（疑似カラー）で表される。

なお、本実施形態では、画像生成部７９は，低酸素の画素だけを疑似カラー化するゲインを乗じているが、高酸素の画素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、低酸素の画素と高酸素の画素を酸素飽和度６０％で分けているがこの境界は任意である。

上記のように、通常画像生成部６２が生成する通常画像、及び、酸素飽和度画像生成部６４が生成する酸素飽和度画像は、映像信号生成部６６に入力される。映像信号生成部６６は通常画像や酸素飽和度画像をモニタ１８で表示可能な画像として表示するための映像信号に変換する。この映像信号を用いて、モニタ１８は、通常画像や酸素飽和度画像を表示する。

次に、本実施形態における一連の流れを図１６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、遠景状態からスクリーニングを行う（Ｓ１０）。このスクリーニング時に、ブラウニッシュエリアや発赤など、病変の可能性がある部位（以下、病変可能性部位という）を検出したときには（Ｓ１１）、ズーム操作部１３ｂを操作して、病変可能性部位を含む観察対象を拡大表示する拡大観察を行う。これに合わせて、モード切替ＳＷ１３ａを操作して、観察モードを酸素飽和度観察モードに切り替える（Ｓ１２）。

観察モードが酸素飽和度観察モードに切り替えられると、光源制御部２２は、まず、帯域制限部２１のＬＰＦ２１ｂをＢ−ＬＥＤ２０ｂの光路上に配置する。そして、光源制御部２２は、第１発光モードで光源部２０を制御し、測定光Ｂ_Ｌを観察対象に照射させ（Ｓ１３）、撮像センサ４８は測定光Ｂ_Ｌの反射光で観察対象を撮像して、Ｂ１画像信号、Ｇ１画像信号、及びＲ１画像信号を出力する（Ｓ１４）。

その後、光源制御部２２は、発光モードを自動的に切り替え、第２発光モードで光源部２０を制御し、紫色光V、測定光Ｂ_Ｌ、緑色光G、赤色光Rを含む酸素飽和度観察用白色光を観察対象に照射させ（Ｓ１５）、撮像センサ４８は酸素飽和度観察用白色光の反射光で観察対象を撮像して、Ｂ２画像信号、G２画像信号、R２画像信号を出力する（Ｓ１６）。

こうして、第１発光モードの照明光の反射光によって観察対象を撮像することによってＢ１画像信号、Ｇ１画像信号、及びＲ１画像信号が得られ、第２発光モードの測定光Ｂ_Ｌの反射光によって観察対象を撮像することによってＢ２画像信号、G２画像信号、R２画像信号が得られる。次に、位置補正部６８は、基準タイミングｔ３に取得したB１＿ｔ３画像信号と、基準タイミングよりも前の第１の基準外タイミングｔ２に取得したG２＿ｔ２画像信号、R２＿ｔ２画像信号と、基準タイミングよりも後の第２の基準外タイミングｔ４に取得したG２＿ｔ４画像信号、R２＿ｔ４画像信号について、観察対象の位置合わせを行う（S１７）。

まず、位置補正部６８では、基準タイミングｔ３のB１＿ｔ３画像信号と第１の基準外タイミングｔ２のG２＿ｔ２画像信号から第１の位置ズレ量を求めた上で、第１の位置ずれ量に基づいて、第１の基準外タイミングｔ２のG２＿ｔ画像信号、R２＿ｔ２画像信号を補正する。これにより、基準タイミングｔ３と第１の基準外タイミングｔ２の間で生じた観察対象の位置ズレが補正される。同様にして、基準タイミングのB１＿ｔ３画像信号と第２の基準外タイミングｔ４のG２＿ｔ４画像信号から第２の位置ズレ量を求めた上で、第２の位置ずれ量に基づいて、第２の基準外タイミングｔ４のG２＿ｔ４画像信号、R２＿ｔ４画像信号を補正する。これにより、基準タイミングｔ３と第２の基準外タイミングｔ４の間で生じた観察対象の位置ズレが補正される。

位置補正部６８で観察対象の位置合わせが完了すると、次に、推定画像生成部６９は、位置補正済みの第１の基準外タイミングｔ２のG２＿ｔ２画像信号と第２の基準外タイミング＿ｔ４のG２画像信号から、G２＿ｔ３推定画像信号を生成する。同様にして、位置補正済みの第１の基準外タイミングｔ２のR２＿ｔ２画像信号と第２の基準外タイミングｔ４のR２＿ｔ４画像信号から、R２＿ｔ３推定画像信号を生成する。

酸素飽和度画像生成部６４は、信号比算出部７１により、Ｂ１＿ｔ３画像信号とＧ２＿ｔ３推定画像信号から信号比Ｂ１／Ｇ２を算出するとともに、Ｇ２＿ｔ３推定画像信号とＲ２＿ｔ３推定画像信号から信号比Ｒ２／Ｇ２を算出する（Ｓ１９）。これら信号比Ｂ１／Ｇ２、Ｇ２／Ｒ２から、酸素飽和度算出部７３によって酸素飽和度を算出する（Ｓ２０）。一方で、酸素飽和度画像生成部６４は、色変換処理部７６や色彩強調処理部７７，構造強調処理部７８によってＢ２画像信号、Ｇ２画像信号、及びＲ２画像信号に対して各種画像処理等を施して酸素飽和度画像のベースとなる画像を生成する。そして、画像生成部７９によって、各種画像処理等が施されたＢ２画像信号、Ｇ２画像信号、及びＲ２画像信号に酸素飽和度に応じたゲインを施し、酸素飽和度に応じたゲインを施したＢ２画像信号、Ｇ２画像信号、及びＲ２画像信号を用いて酸素飽和度画像を生成する（Ｓ２１）。上記のように生成された酸素飽和度画像は、映像信号生成部６６で映像信号に変換され、モニタ１８に表示される（Ｓ２２）。モニタ１８に１フレーム分の酸素飽和度画像を表示後は、基準タイミングをタイミングｔ５にして、上記と同様の処理を行う。

上記酸素飽和度観察モードの各ステップは、通常観察モードに切り替えられるか（Ｓ２３）、診断終了（Ｓ２４）まで繰り返し行われる。なお、上記観察フローは一つの例であり、これ以外のフローで酸素飽和度観察モードを用いた観察及び診断を行って良い。例えば、上記観察フローでは、近景観察時に酸素飽和度観察モードによって観察をしているが、スクリーニング等のために遠景観察をする場合にも酸素飽和度観察モードを使用して観察してよい。また、上記実施形態では、第１発光モードで観察対象を撮像した後に第２発光モードで観察対象を撮像しているが、第２発光モードで観察対象を撮像した後に第１発光モードで観察対象を撮像してもよい。

なお、上記実施形態では、基準タイミングの画像信号と、第１の基準外タイミングの画像信号と、第２の基準外タイミングの画像信号の３つのタイミング（３フレーム分）の画像信号を用いて酸素飽和度を算出しているが、基準外タイミングの画像信号のみ、即ち、１つのタイミングの画像信号のみで酸素飽和度を算出してもよい。この場合には、観察対象の位置ズレが生じないので、動きが酸素飽和度の算出に影響を与えることが無い。ここで、基準外タイミングの画像信号（B２画像信号、G２画像信号、R２画像信号）で酸素飽和度を算出する場合は、B２画像信号とG２画像信号の比を示す信号比B２／G２と、信号比G２／R２とから、酸素飽和度の算出を行う。

また、酸素飽和度観察モード時に取得した画像信号から、動き量を算出する動き算出部を酸素飽和度画像生成部６４内に設け、動き量が一定範囲内で観察対象などに動きがほとんど無い場合には、基準タイミングの画像信号と、第１の基準外タイミングの画像信号と、第２の基準外タイミングの画像信号の３つのタイミング（３フレーム分）の画像信号を用いて、酸素飽和度の算出を精度良く行う。この酸素飽和度に基づいて得られる酸素飽和度画像（本発明の「第１の観察画像」に対応する）は、観察対象の酸素飽和度を正確に表している。一方、動き量が一定範囲外となって観察対象に動きが生じた場合には、基準タイミングの画像信号のみで酸素飽和度の算出を行う。この酸素飽和度に基づいて得られる酸素飽和度画像（本発明の「第２の観察画像」に対応する）は、観察対象の動きの影響を受けない高画質の画像となっている。

または、動き量が一定範囲外となった場合には、基準タイミング時に実行する第１発光モードにおいて、測定光Ｂ_Ｌに加えて、基準外タイミング時に実行する第２発光モードでも発光する赤色光Ｒ（本発明の「参照光」に対応する）発光するとともに、第１発光モードのときに得られるＲ１画像信号と第２発光モードのときに得られるＲ２画像信号から第１光量比Ｒ１／Ｒ２を算出する。この第１光量比Ｒ１／Ｒ２は、第１発光モード時の参照光の光量と第２発光モード時の参照光の光量の比を表している。

そして、算出した第１光量比Ｒ１／Ｒ２に基づく明るさ補正により、Ｇ２推定画像信号を生成するとともに、Ｒ２推定画像信号を生成する（詳細は特許文献１参照）。そして、第１発光モードのときに得られるＢ１画像信号とＧ２推定画像信号から信号比Ｂ１／Ｇ２を算出し、Ｂ１画像信号とＲ２推定画像信号から信号比Ｇ２／Ｒ２を算出する。これら信号比Ｂ１／Ｇ２、Ｇ２／Ｒ２による酸素飽和度算出方法は、上記と同様の方法で行う。なお、第１光量比を算出する第１光量比算出部（図示しない）は酸素飽和度画像生成部６４内に設けられている。

また、第１発光モードと第２発光モードにおいて参照光を発光している状況下において、動き量が一定範囲内となった場合には、それ以降は第１発光モードで参照光を発光しないようにしてもよい。または、第１発光モードにおいて、測定光Ｂ_Ｌと参照光の同時発光を行う混色モードと、測定光Ｂ_Ｌのみを発光する単色モードの２つに分け、第１発光モードの混色モード、単色モード、第２発光モードの３つのモードを繰り返し行うようにしてもよい。この場合には、動き量が一定範囲内の場合に、第１発光モードの単色モードで得られた画像信号と、第２発光モードで得られる画像信号とから、上記実施形態と同様の方法で、酸素飽和度を算出する。一方、動き量が一定範囲外の場合に、第１発光モードの混色モードで得られた画像信号と、第２発光モードで得られる画像信号を用い、上記したような第１光量比に基づく明るさ補正を行ってから、酸素飽和度を算出する。

［第２実施形態］
第１実施形態では、測定光B_Lを第１発光モードで発光し、紫色光V、測定光B_L、緑色光G、赤色光Rの混色光を第２発光モードで行っているが、第２実施形態では、図１７に示すように、測定光B_L（本発明の「基準波長帯域の光」に対応）を第１発光モードで発光するとともに、緑色光Gの単色光（本発明の「基準外波長帯域の光に対応」）を第３発光モードで発光し、赤色光Rの単色光（本発明の「基準外波長帯域の光に対応」）を第４発光モードで発光するようにし、第１発光モード、第３発光モード、第４発光モードの３つの発光モードを繰り返し行う。

ここで、第１発光モードで発光・撮像して得られる画像信号については、第１実施形態と同様、B１画像信号、G１画像信号、R１画像信号とする一方、第３発光モードで発光・撮像して得られる画像信号についてはB3画像信号、G３画像信号、R３画像信号とし、第４発光モードで発光・撮像して得られる画像信号については、B４画像信号、G４画像信号、R４画像信号とする。

第２実施形態では、図１８に示すように、酸素飽和度の算出に、基準タイミングｔ４で第１発光モードを行って得られるB１＿ｔ４画像信号と、基準タイミングよりも前の第１の基準外タイミングｔ３で第４発光モードを行って得られるR４＿ｔ３画像信号と、基準タイミングよりも前の第１の基準外タイミングｔ２で第３発光モードを行って得られるG３＿ｔ２画像信号と、基準タイミングよりも後の第２の基準外タイミングｔ５で第３発光モードを行って得られるG３＿ｔ５画像信号と、基準タイミングよりも後の第２の基準外タイミングｔ６で第４発光モードを行って得られるR４＿ｔ６画像信号とが用いられる。これら５種類の画像信号に基づいて酸素飽和度の算出が完了した後は、基準タイミングをタイミングｔ７にして、同様の処理を行う。

なお、本発明の「基準画像信号」は「Ｂ１＿ｔ４画像信号」に対応し、本発明の「第１の基準外画像信号」は「Ｒ４＿ｔ３画像信号」、「Ｇ３＿ｔ２画像信号」に対応し、本発明の「第２の基準外画像信号」は「Ｇ３＿ｔ５画像信号」、「Ｒ４＿ｔ６画像信号」に対応している。

位置補正部６８では、B１＿ｔ４画像信号とR４＿ｔ３画像信号との間で、観察対象の位置が合うように、R４＿ｔ３画像信号を補正するとともに、B１＿ｔ４画像信号とR４＿ｔ６画像信号との間で、観察対象の位置が合うように、R４＿ｔ６画像信号を補正する。同様にして、位置補正部６８は、B１＿ｔ４画像信号とG３＿ｔ２画像信号との間で、観察対象の位置が合うように、G３＿ｔ２画像信号を補正するとともに、B１＿ｔ４画像信号とG３＿ｔ５画像信号との間で、観察対象の位置が合うように、G３＿ｔ５画像信号を補正する。

推定画像生成部６９は、位置補正済みのR４＿ｔ３画像信号とR４＿ｔ６画像信号を加算平均して、基準タイミングｔ４のときに第４発光モードを行って得られると推測されるR４＿ｔ４推定画像信号を生成する。同様にして、位置補正済みのG３＿ｔ２画像信号とG３＿ｔ５画像信号を加算平均して、基準タイミングｔ４のときに第３発光モードを行って得られると推測されるG３＿ｔ４推定画像信号を生成する。以上のG３＿ｔ４推定画像信号及びR４＿ｔ４推定画像信号は、基準タイミングｔ４に第３、第４発光モードを行った場合とほぼ同等の明るさを有している。そのため、タイミングｔ２〜ｔ６の間で、観察対象との距離が変化して全体的な明るさが変化したとしても、G３＿ｔ４推定画像信号及びR４＿ｔ４推定画像信号は、その全体的な明るさの変化に対応した明るさを備えている。

なお、加算平均は、基準タイミングからの時間間隔の大きさに応じて重み付けすることが好ましい。例えば、R４＿ｔ３画像信号とR４＿ｔ６画像信号からR４＿ｔ４推定画像信号を加算平均で求める際、R４＿ｔ３画像信号を取得したタイミングｔ３と基準タイミングｔ４との時間間隔は、R４＿ｔ６画像信号を取得したタイミングｔ６と基準タイミングｔ４との時間間隔よりも小さい。そのため、R４＿ｔ３画像信号に対する重み付けについては、R４＿ｔ６画像信号に対する重み付けよりも大きくすることが好ましい。G３＿ｔ２画像信号とG３＿ｔ５画像信号からG３＿ｔ４推定画像信号を加算平均で求める場合においても、同様に重み付けすることが好ましい。

また、上記第１実施形態と同様、加算平均の際には、観察対象の位置ズレ量に応じて重み付けすることが好ましい。また、推定画像生成部６９では、上記第１実施形態と同様、加算平均により得られたG３＿ｔ４推定画像信号及びR４＿ｔ４推定画像信号に対して、基準タイミングｔ４で発光した測定光B_Lの発光量に基づく明るさ補正を行うことが好ましい。

第２実施形態の酸素飽和度画像生成部６４では、B1＿ｔ４画像信号とG３＿ｔ４推定画像信号から信号比B１／G３を求めるとともに、G３＿ｔ４推定画像信号とR４＿ｔ４推定画像信号とから信号比G３／R４を求める。「B１／G３」は第１実施形態の「B１／G２」に対応しており、「G３／R４」は第１実施形態の「G２／R２」対応する。酸素飽和度の算出方法は第１実施形態と同様である。また、ベース画像については、B1＿ｔ４画像信号、G３＿ｔ４推定画像信号、及びR４＿ｔ４推定画像信号から生成することが好ましい。

なお、第２実施形態では、B-LED２０ｂ、G-LED２０ｃ、R-LED２０ｄにより第１、第３、第４発光モードを行うが、これに代えて、キセノンランプや白色LEDなどの広帯域光源と、回転フィルタを用いて、第１、第３、第４発光モードを行ってもよい。この場合、回転フィルタには、広帯域光源からの広帯域光（４００〜７００nm）のうち測定光B_Lを透過させる第１フィルタと、広帯域光のうち緑色光Gを透過させる第２フィルタと、広帯域光のうち赤色光Rを透過させる第３フィルタとが周方向に沿って設ける。そして、広帯域光源の光路上に、回転フィルタの第１〜第３フィルタが順次挿入されるように、回転フィルタを回転させる。これにより、測定光B_L、緑色光G、赤色光Rが順に、観察対象に照射される。また、第２実施形態では、カラーの撮像センサで観察対象を撮像することに代えて、モノクロの撮像センサで観察対象の撮像を行ってもよい。

［第３実施形態］
第２実施形態では、基準タイミングｔ４の画像信号と、この基準タイミング前後の基準外タイミングｔ２、ｔ３、ｔ５、ｔ６に取得した画像信号を用いて酸素飽和度の算出を行っているが、第３実施形態では、図１９に示すように、第１の基準タイミングｔ４の画像信号と、この第１の基準タイミングｔ４よりも前の第１の基準外タイミングｔ２、ｔ３の画像信号と、第１の基準タイミングｔ４よりも前の第２の基準タイミングｔ１の画像信号を用いて酸素飽和度の算出を行う。その他については、第２実施形態とほぼ同様である。

第３実施形態では、第１の基準タイミングｔ４で第１発光モードを行って得られるB１＿ｔ４画像信号と、第１の基準タイミングｔ４よりも前の第１の基準外タイミングｔ３で第４発光モードを行って得られるR４＿ｔ３画像信号と、第１の基準タイミングよりも前の第１の基準外タイミングｔ２で第３発光モードを行って得られるG３＿ｔ２画像信号と、第１の基準タイミングｔ４よりも前の第２の基準タイミングｔ１で第１発光モードを行って得られるB１＿ｔ１画像信号とが用いられる。これら４種類の画像信号に基づいて酸素飽和度の算出が完了した後は、第１の基準タイミングをタイミングｔ７にして、同様の処理を行う。

なお、本発明における「第１の基準タイミング」及び「第２の基準タイミング」とは、いずれも、上記で定義したように、「基準波長帯域の光を発光し、その基準波長帯域の光で照明された観察対象を撮像センサ４８で撮像するタイミング」であり、「第１の基準タイミング」及び「第２の基準タイミング」は、「第２の基準タイミング」→「第１の基準タイミング」→「第２の基準タイミング」・・・のように、それぞれが交互に入れ替わるように、定められている。また、また、本発明の「第１の基準画像信号」は「Ｂ１＿ｔ４画像信号」に対応し、本発明の「第１の基準外画像信号」は「Ｒ４＿ｔ３画像信号」、「Ｇ３＿ｔ２画像信号」に対応し、本発明の「第２の基準画像信号」は「Ｂ１＿ｔ１画像信号」に対応している。

第３実施形態の酸素飽和度画像生成部１００は、図２０に示すように、第１実施形態の酸素飽和度画像生成部６４と同じ構成を有するとともに、位置補正部６８と推定画像生成部６９の間に、第２光量比算出部１０２が設けられている。位置補正部６８では、B１＿ｔ４画像信号とR４＿ｔ３画像信号との間で、観察対象の位置が合うように、R４＿ｔ３画像信号を補正する。同様にして、位置補正部６８は、B１＿ｔ４画像信号とG３＿ｔ２画像信号との間で、観察対象の位置が合うように、G３＿ｔ２画像信号を補正する。更に、位置補正部６８は、B１＿ｔ４画像信号とB１＿ｔ１画像信号との間で、観察対象の位置が合うように、B１＿ｔ１画像信号を補正する。

第２光量比算出部１０２は、位置補正済みのB１＿ｔ４画像信号とB１＿ｔ１画像信号との比を示す第２光量比B１＿ｔ４／B１＿ｔ１を画素毎に求める。第２光量比は、第１の基準タイミングｔ４のときの測定光Ｂ_Ｌの光量と第２の基準タイミングｔ１のときの測定光Ｂ_Ｌの光量の比を表している。この第２光量比B１＿ｔ４／B１＿ｔ１は、タイミングｔ１〜ｔ４の間において、観察対象との距離が変わらず、全体的な明るさにも変化が無い場合には、ほぼ「１」になる。一方、観察対象との距離が変わって全体的な明るさが変化した場合には、この明るさの変化に合わせて光量比も変化する。したがって、第２光量比B１＿ｔ４／B１＿ｔ１は、タイミングｔ１〜ｔ４における明るさの変化を表す値となる。

推定画像生成部６９は、第２光量比算出部１０２で求めた第２光量比B１＿ｔ４／B１＿ｔ１に基づくＲ画像信号用の明るさ補正を行って、第１の基準タイミングｔ４のときに第４発光モードを行って得られると推測されるR４＿ｔ４推定画像信号を生成する。Ｒ画像信号用の明るさ補正は、第２光量比B１＿ｔ４／B１＿ｔ１に時間間隔調整係数２／３を乗じてR画像信号用の補正係数を算出し、このR画像信号用の補正係数を位置補正済みのR４＿ｔ３画像信号の各画素に掛け合わせることにより行われる。

また、推定画像生成部６９は、第２光量比算出部１０２で求めた第２光量比B１＿ｔ４／B１＿ｔ１に基づくＧ画像信号用の明るさ補正を行って、第１の基準タイミングｔ４のときに第３発光モードを行って得られると推測されるG３＿ｔ４推定画像信号を生成する。Ｇ画像信号用の明るさ補正は、第２光量比B１＿ｔ４／B１＿ｔ１に時間間隔調整係数１／３を乗じてG画像信号用の補正係数を算出し、このG画像信号用の補正係数を位置補正済みのG3＿ｔ２画像信号の各画素に掛け合わせることにより行われる。

以上のG３＿ｔ４推定画像信号及びR４＿ｔ４推定画像信号は、第１の基準タイミングｔ４に第３、第４発光モードを行った場合とほぼ同等の明るさを有している。そのため、タイミングｔ２〜ｔ４の間で、観察対象との距離が変化して全体的な明るさが変化したとしても、G３＿ｔ４推定画像信号及びR４＿ｔ４推定画像信号は、その全体的な明るさの変化に対応した明るさを備えている。また、第２実施形態では、基準タイミングの前のタイミングに取得した画像信号だけでなく、基準タイミングの後のタイミングに取得した画像信号に対しても位置補正を行っているが、第３実施形態では、第１の基準タイミングの前の第２の基準タイミングに取得した画像信号だけに位置補正を行っているため、第２実施形態と比較して、位置合わせ回数を少なくして推定画像信号の生成を行うことができる。

なお、時間間隔調整係数は、基準タイミングｔ４との時間間隔で決められる係数であり、この時間間隔が大きいほど、時間間隔調整係数が小さく設定される。本実施形態では、第１の基準外タイミングｔ２と基準タイミングｔ４との時間間隔は、第１の基準外タイミングｔ３と基準タイミングｔ４との時間間隔よりも大きいため、第１の基準外タイミングｔ２の場合の時間調整係数１／３は、第１の基準外タイミングｔ３の場合の時間調整係数２／３よりも小さく設定されている。

なお、第２光量比算出部１０２では、平滑化フィルタをB１＿ｔ４画像信号とB１＿ｔ１画像信号に施してから、光量比を求めることが好ましい。また、光量比については、G３＿ｔ２画像信号とG３＿ｔ５画像信号から求めても良く、R４＿ｔ３画像信号とR４＿ｔ６画像信号から求めてもよい。

［第４実施形態］
第１〜第３実施形態では、複数の異なるタイミングで取得した画像信号から酸素飽和度を算出し、その算出した酸素飽和度に基づいて酸素飽和度画像の生成を行っているが、第４実施形態では、図２１に示すように、紫色光Ｖの単色光を発光する第５発光モードと、通常観察用青色光Ｂ_Ｓの単色光を発光する第６発光モードを交互に行って得られる画像信号から、観察対象における極表層血管とこの極表層血管よりも深い部分に位置する表層血管とを抽出した血管抽出画像を生成する。

ここで、第５発光モードで発光・撮像して得られる画像信号については、B５画像信号、G５画像信号、R５画像信号とし、第６発光モードで発光・撮像して得られる画像信号についてはB６画像信号、G６画像信号、R６画像信号とする。なお、第４実施形態では、血管抽出画像の生成に用いる画像信号はＢ５画像信号とＢ６画像信号であり、これらはいずれも単色の画像信号であるので、カラーの撮像センサの代わりに、モノクロの撮像センサを用いてもよい。

第４実施形態では、図２２に示すように、プロセッサ装置１６内において、画像処理切替部６０と映像信号生成部６６との間に、血管抽出画像生成部２００が設けられている。血管抽出画像生成部２００は、位置補正部６８と、推定画像生成部６９と、差分画像生成部２０２と、輝度・色差割り当て部２０４とを備えている。

血管抽出画像生成部２００では、表層血管よりも極表層血管を強調した極表層血管抽出画像を生成する場合には、第６発光モードで取得したＢ６画像信号の位置と明るさが、第５発光モードで取得したＢ５画像信号の明るさと位置に合うように、Ｂ６画像信号を補正する。一方、極表層血管よりも表層血管を強調した表層血管抽出画像を生成する場合には、第５発光モードで取得したＢ５画像信号の位置と明るさが、第６発光モードで取得したＢ６画像信号の明るさと位置に合うように、Ｂ５画像信号を補正する。

以下、極表層血管抽出画像を生成する場合の画像処理方法について説明するが、表層血管抽出画像を生成する場合についても同様の手順で行われる。なお、以下においては、本発明の「基準波長帯域の光」は「第５発光モードで発光する紫色光Ｖ」であり、「基準外波長帯域の光」は「第６発光モードで発光する通常観察用青色光Ｂ_Ｓの単色光」に対応する。

血管抽出画像生成部２００では、極表層血管抽出画像の生成に、図２３に示すように、基準タイミングｔ３で第５発光モードを行って得られるB５画像信号（以下、B５＿ｔ３画像信号とする）と、基準タイミングｔ３よりも前の第１の基準外タイミングｔ２に第６発光モードを行って得られるＢ６画像信号（以下、Ｂ６＿ｔ２画像信号とする）と、基準タイミングｔ３よりも後の第２の基準外タイミングｔ４に第６発光モードを行って得られるＢ６画像信号（以下、Ｂ６＿ｔ４画像信号とする）が用いられる。これら３種類の画像信号を用いて極表層血管の生成を行った後は、基準タイミングをタイミングｔ５にして、同様の処理を行う。なお、本発明の「基準画像信号」は「B５＿ｔ３画像信号」に対応し、「基準外画像信号」は「Ｂ６＿ｔ２画像信号」、「Ｂ６＿ｔ４画像信号」に対応する。

位置補正部６８では、B５＿ｔ３画像信号とＢ６＿ｔ２画像信号の間で、観察対象の位置が合うように、Ｂ６＿ｔ２画像信号を補正する。同様にして、B５＿ｔ３画像信号とＢ６＿ｔ４画像信号の間で、観察対象の位置が合うように、Ｂ６＿ｔ４画像信号を補正する。推定画像生成部６９は、位置補正済みのＢ６＿ｔ２画像信号とＢ６＿ｔ４画像信号を加算平均することにより、基準タイミングｔ３のときに第６発光モードを行って得られると推測されるＢ６＿ｔ３推定画像信号を生成する。このＢ６＿ｔ３推定画像信号は、基準タイミングｔ３に第６発光モードを行った場合とほぼ同等の明るさを有している。そのため、タイミングｔ２〜ｔ４の間で、観察対象との距離が変化して全体的な明るさが変化したとしても、Ｂ６＿ｔ３推定画像信号は、その全体的な明るさの変化に対応した明るさを備えている。なお、加算平均処理については、第１実施形態と同様、位置ズレ量などに応じた重み付けを行ってもよい。

差分画像生成部２０２は、B５＿ｔ３画像信号と推定画像信号Ｂ６＿ｔ３とから差分処理を行って、差分画像を生成する。この差分画像生成部２０２では、B５＿ｔ３画像信号と推定画像信号Ｂ６＿ｔ３のそれぞれについて対数化した上で、対数化済みのB５＿ｔ３画像信号及び推定画像信号Ｂ６＿ｔ３から差分画像を生成する。輝度・色差割り当て部２０４は、輝度信号ＹにB５＿ｔ３画像信号を割り当て、色差信号Ｃｂに所定係数（例えば0.169）を乗じた差分画像を割り当て、色差信号Ｃｒに所定係数（例えば0.5）を乗じた差分画像を割り当てて、極表層血管抽出画像を生成する。この極表層血管抽出画像は、映像信号生成部６６で映像信号に変換されて、モニタに送られる。

上記第１，第２実施形態では、図３に示す分光スペクトルを有する四色の光を用いているが、他の分光スペクトルを有する四色の光を用いても良い。例えば、図２４に示すように、緑色光Ｇ及び赤色光Ｒは上記各実施形態と同様の分光スペクトルを有する一方で、紫色光については、紫色光Ｖ^＊のように中心波長４１０〜４２０ｎｍで、上記各実施形態の紫色光Ｖよりもやや長波長側によった波長帯域を有する光を用いても良い。また、青色光Ｂについては、青色光Ｂ^＊のように、中心波長４４５〜４６０ｎｍで、上記各実施形態よりもやや短波長側によった波長帯域を有する光を用いても良い。また、図３や図２４に示す照明光の分光スペクトルは一例であり、画像の所望の色味等に応じて各ＬＥＤ２０ａ〜２０ｄの相対的な発光量を変更してもよい。具体的には、各ＬＥＤ２０ａ〜２０ｄの駆動電流値等を変更することにより、各ＬＥＤ２０ａ〜２０ｄの発光量の割合を変えることができる。

また、通常観察用青色光Ｂ_Ｓと測定光Ｂ_Ｌが得られれば、上記第１，第２実施形態の帯域制限部２１が備えるＳＰＦ２１ａとＬＰＦ２１ｂの特性は任意にして良い。

なお、上記第１〜第４実施形態では、撮像センサ４８が設けられた内視鏡１２を被検体内に挿入して観察を行う内視鏡システムにおいて本発明を実施しているが、カプセル内視鏡システムでも本発明は好適である。例えば、図２５に示すように、カプセル内視鏡システムでは、カプセル内視鏡３００と、プロセッサ装置（図示しない）とを少なくとも有する。

カプセル内視鏡３００は、光源３０２と光源制御部３０３と、撮像センサ３０４と、送受信アンテナ３０６とを備えている。光源３０２は、紫色光Ｖを発するＶ−ＬＥＤと、青色光Ｂを発するＢ−ＬＥＤと、緑色光Ｇを発するＧ−ＬＥＤと、赤色光Ｒを発するＲ−ＬＥＤと、青色光Ｂから通常観察用青色光Ｂ_Ｓ又は測定光Ｂ_Ｌを生成する帯域制限部とを有している。

光源制御部３０３は、上記実施形態の光源制御部２２と同様にして光源３０２の駆動を制御する。また、光源制御部３０３は、送受信アンテナ３０６によって、カプセル内視鏡システムのプロセッサ装置と無線で通信可能である。カプセル内視鏡システムのプロセッサ装置は、送受信アンテナ３０６から送信される画像信号を受信する受信部（図示しない）を備える以外については、上記実施形態のプロセッサ装置１６とほぼ同様である。撮像センサ３０４は上記実施形態の撮像センサ４８と同様に構成される。

１０ 内視鏡システム
２０ 光源部
６４ 酸素飽和度画像生成部
６８ 位置補正部
６９ 推定画像生成部

Claims (13)

1. 基準タイミングに基準波長帯域の光を発光し、前記基準タイミングと異なる基準外タイミングに前記基準波長帯域と異なる基準外波長帯域の光を少なくとも１つ発光する光源部と、
   前記基準波長帯域の光で照明された観察対象を撮像し、前記基準外波長帯域の光で照明された観察対象を撮像する撮像センサと、
   前記基準波長帯域の光で照明された観察対象を前記撮像センサで撮像したときに基準画像信号を取得し、前記基準外波長帯域の光で照明された観察対象を前記撮像センサで撮像したときに基準外画像信号を取得する画像信号取得部と、
   前記基準タイミングにおいて前記基準外波長帯域の光を発光した場合に、前記観察対象を前記撮像センサで撮像して得られると推測される推定画像信号を、前記基準外画像信号から生成する推定画像生成部と、
   前記基準画像信号と前記推定画像信号から第１の観察画像を生成する観察画像生成部と、
   を備える内視鏡システム。
2. 前記基準外画像信号には、前記基準タイミングよりも前の第１の基準外タイミングに取得した第１の基準外画像信号と、前記基準タイミングよりも後の第２の基準外タイミングに取得した第２の基準外画像信号とがあり、
   前記推定画像生成部は、前記第１及び第２の基準外画像信号に基づく演算により、前記推定画像信号を生成する請求項１記載の内視鏡システム。
3. 前記演算を行う場合には、前記基準タイミングと前記第１の基準外タイミングとの間で生じた前記観察対象の第１の位置ズレ量と、前記基準タイミングと前記第２の基準外タイミングとの間で生じた前記観察対象の第２の位置ズレ量とに基づく重み付けを行って加算平均を行う請求項２記載の内視鏡システム。
4. 前記演算を行う場合には、前記第１の基準外タイミングと前記基準タイミングとの時間間隔、及び前記第２の基準外タイミングと前記基準タイミングとの時間間隔に基づく重み付けを行う請求項２記載の内視鏡システム。
5. 前記推定画像生成部は、前記観察対象における動き量が一定範囲に入っている場合には、前記第１及び第２の基準外画像信号を加算平均して、前記推定画像信号を生成し、前記動き量が前記一定範囲から外れている場合には、前記基準波長帯域の光の発光時に参照光を同時に発光し、且つ前記基準外波長帯域の光の発光時に前記参照光を同時に発光し、前記基準タイミングのときの前記参照光の光量と前記基準外タイミングのときの前記参照光の光量の比を示す第１光量比に基づく明るさ補正を、前記第１の基準外画像信号に行って、前記推定画像信号を生成する請求項２ないし４いずれか１項記載の内視鏡システム。
6. 前記観察画像生成部は、前記観察対象における動き量が一定範囲に入っている場合には、前記基準画像信号と前記推定画像信号から前記第１の観察画像を生成し、前記動き量が前記一定範囲から外れている場合には、前記第１の観察画像の代わりに、前記推定画像信号を使用せずに、前記基準画像信号のみで、第２の観察画像を生成する請求項１ないし４いずれか１項記載の内視鏡システム。
7. 前記推定画像生成部は、第１の基準タイミングの時の前記基準波長帯域の光の光量と第２の基準タイミングの時の前記基準波長帯域の光の光量の比を示す第２光量比に基づく明るさ補正を、前記基準外画像信号に行って、前記推定画像信号を生成する請求項１記載の内視鏡システム。
8. 前記明るさ補正を行う場合には、前記基準外タイミングと前記第１の基準タイミングとの時間間隔に応じて決められる時間間隔調整係数が用いられる請求項７記載の内視鏡システム。
9. 前記基準画像信号または前記基準外画像信号のうち少なくともいずれか一方を補正し、前記基準画像信号で表わされる前記観察対象と、前記基準外画像信号で表わされる前記観察対象との位置を合わせる位置補正部と、
   前記推定画像生成部は、前記位置補正部によって前記観察対象の位置が補正された位置補正済みの基準外画像信号から、前記推定画像信号を生成する請求項１ないし８いずれか１項記載の内視鏡システム。
10. 前記基準タイミングで発光した基準波長帯域の光の発光量に基づいて、前記推定画像信号を補正する請求項１ないし９いずれか１項記載の内視鏡システム。
11. 前記観察画像生成部は、前記基準画像信号と前記推定画像信号から信号比を算出し、前記信号比から、前記第１の観察画像として、酸素飽和度画像を生成する請求項１ないし１０いずれか１項記載の内視鏡システム。
12. 前記観察画像生成部は、前記基準画像信号と前記推定画像信号から差分画像を生成し、前記基準画像信号を輝度信号に割り当て、前記差分画像を色差信号に割り当てて、前記第１の観察画像として、血管抽出画像を生成する請求項１ないし１０いずれか１項記載の内視鏡システム。
13. 光源部が、基準タイミングに基準波長帯域の光を発光し、前記基準タイミングと異なる基準外タイミングに前記基準波長帯域と異なる基準外波長帯域の光を少なくとも１つ発光するステップと、
    画像信号取得部が、前記基準波長帯域の光で照明された観察対象を撮像センサで撮像したときに基準画像信号を取得し、前記基準外波長帯域の光で照明された観察対象を前記撮像センサで撮像したときに基準外画像信号を取得するステップと、
    推定画像生成部が、前記基準タイミングにおいて前記基準外波長帯域の光を発光した場合に、前記観察対象を前記撮像センサで撮像して得られると推測される推定画像信号を、前記基準外画像信号から生成するステップと、
    観察画像生成部が、前記基準画像信号と前記推定画像信号から第１の観察画像を生成するステップと、
    を備える内視鏡システムの作動方法。

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