JP2016220802A - 撮像装置 - Google Patents

Abstract

【課題】カラー撮像データに基づく分光分析の精度及び確度を向上させる撮像装置を提供する。【解決手段】撮像素子と、撮像素子が生成した撮像信号を処理する処理手段とを備え、撮像素子が、赤色の光に感受性を有する複数のＲ画素と、緑色の光に感受性を有する、それぞれ複数の第１及び第２のＧ画素と、青色の光に感受性を有する複数のＢ画素とを備え、処理手段が、複数の第１のＧ画素により生成されたアナログ撮像信号を処理してデジタル撮像信号を生成する第１初期処理手段と、複数の第２のＧ画素により生成されたアナログ撮像信号Ｇ２を処理してデジタル撮像信号を生成する第２初期処理手段とを備え、第１初期処理手段が、アナログ撮像信号をデジタル信号に変換する第１デジタル変換手段と、デジタル撮像信号に基づいて第１デジタル変換手段の入力レンジの設定値を生成する入力レンジ設定手段と、を備えた撮像装置。【選択図】図７

Description

本発明は、撮像装置に関する。

カラー撮像素子を使用して生体組織を撮像した撮像データから、生体組織中の生体物質の濃度分布（例えば酸素飽和度や血液量の分布）を計算してモニタに表示する内視鏡装置が提案されている（特許文献１）。

特許文献１の内視鏡装置では、波長特性の異なる２種類の照明光（光学フィルタ）を切り替えながら撮像した生体組織の２つの撮像データに基づいて生体物質の定量分析が行われる。

生体物質の定量を高い精度で行うためには、撮像データのデジタル変換時にＡＤＣ（Analogue-to-Digital Converter）の入力レンジの幅をなるべく狭く設定して、階調の高いデジタル撮像データを取得する必要がある。

また、特許文献２には、ＡＤＣの入力レンジを変更可能な撮像装置が記載されている。

国際公開第２０１４／１９２７８１号 特開２００１−３４６１０６号公報

しかしながら、ＡＤＣの入力レンジを変更すると、撮像データに含まれる絶対値の情報が失われるため、定量の確度が低下してしまう。

本発明は上記の事情に鑑みてなされたものであり、カラー撮像データに基づく分光分析の確度を下げることなく精度を向上させることを目的とする。

本発明の一実施形態によれば、撮像素子と、撮像素子が生成した撮像信号を処理する処理手段と、を備え、撮像素子が、赤色の光に感受性を有する複数のＲ画素と、緑色の光に感受性を有する、それぞれ複数の第１及び第２のＧ画素と、青色の光に感受性を有する複数のＢ画素と、を備え、処理手段が、複数の第１のＧ画素により生成されたアナログ撮像信号Ｇ１を処理してデジタル撮像信号Ｇ１を生成する第１初期処理手段と、複数の第２のＧ画素により生成されたアナログ撮像信号Ｇ２を処理してデジタル撮像信号Ｇ２を生成する第２初期処理手段と、を備え、第１初期処理手段が、アナログ撮像信号Ｇ１をデジタル信号Ｇ１＿ｄｉｆに変換する第１デジタル変換手段と、デジタル撮像信号Ｇ２に基づいて第１デジタル変換手段の入力レンジの設定値を生成する入力レンジ設定手段と、を備えた、撮像装置が提供される。

上記の撮像装置において、入力レンジ設定手段が、アナログ撮像信号Ｇ２の信号レベルの変動範囲に合わせて第１デジタル変換手段の入力レンジを設定する構成としてもよい。

上記の撮像装置において、入力レンジ設定手段が、デジタル撮像信号Ｇ２の統計値を計算する統計処理手段と、統計値に基づいて、第１デジタル変換手段の入力レンジの下限値を定める入力オフセット量ＯＦを計算する入力オフセット量計算手段と、統計値に基づいて、第１デジタル変換手段の入力レンジの幅を定める入力スパンＳＰを計算する入力スパン計算手段と、を備えた構成としてもよい。

上記の撮像装置において、統計処理手段が、デジタル撮像信号Ｇ２の平均値ＡＶＧ及び標準偏差ＳＤを計算し、入力オフセット量計算手段が、平均値ＡＶＧに基づいて入力オフセット量ＯＦを計算し、入力スパン計算手段が、標準偏差ＳＤに基づいて入力スパンＳＰを計算する構成としてもよい。

上記の撮像装置において、入力オフセット量計算手段が、数式１により入力オフセット量ＯＦを計算する、構成としてもよい。
（但し、Ｋは定数である。）

上記の撮像装置において、入力スパン計算手段が、数式２により入力スパンＳＰを計算する、構成としてもよい。
（但し、Ｋは定数である。）

上記の撮像装置において、処理手段が、第１初期処理手段が生成したデジタル信号Ｇ１＿ｄｉｆと、入力オフセット量ＯＦと、入力スパンＳＰとに基づいて、絶対値の情報を含むデジタル撮像信号Ｇ１を生成する復元手段を更に備える、構成としてもよい。

上記の撮像装置において、復元手段が、数式３によりデジタル撮像信号Ｇ１を計算する構成としてもよい。
（但し、ＦＳＰは、所定値である。）

上記の撮像装置において、第２初期処理手段が、アナログ撮像信号Ｇ２をデジタル撮像信号Ｇ２に変換する第２デジタル変換手段を備え、ＦＳＰが、第２デジタル変換手段の入力レンジの幅を定める入力スパンである構成としてもよい。

上記の撮像装置において、第１のＧ画素が、Ｒ画素が配列されたライン上に配置されたＧｒ画素であり、第２のＧ画素が、Ｂ画素が配列されたライン上に配置されたＧｂ画素である構成としてもよい。

上記の撮像装置において、処理手段が、デジタル撮像信号Ｇ１に基づいて、被写体である生体組織に含まれる第１及び第２生体物質のモル濃度比を示す指標Ｘを計算する指標計算手段を更に備え、撮像装置が、第１及び第２生体物質が吸収を有する第１照明波長域の光と、第１照明波長域内にある第２照明波長域の光と、を切り替えて発生する光源装置を更に備え、指標計算手段が、第１照明波長域の光の照明下で生体組織を撮像して得た第１デジタル撮像信号Ｇ_Iと、第２照明波長域の光の照明下で生体組織を撮像して得た第２デジタル撮像信号Ｇ_IIと、に基づいて指標Ｘを計算する構成としてもよい。

上記の撮像装置において、第１照明波長域が第１及び第２生体物質の両方の吸収ピーク波長を含み、第２照明波長域が第１及び第２生体物質のいずれか一方の吸収ピーク波長を含む構成としてもよい。

上記の撮像装置において、第１照明波長域が、第２照明波長域の短波長側に隣接し、第１及び第２生体物質の他方の生体物質の吸収ピーク波長を含む波長域と、第２照明波長域の長波長側に隣接し、他方の生体物質の吸収ピーク波長を含む波長域と、を含む構成としてもよい。

上記の撮像装置において、光源装置が、広帯域光を発生する光源と、広帯域光から第１照明波長域の光を選択的に取り出す第１光学フィルタと、広帯域光から第２照明波長域の光を選択的に取り出す第２光学フィルタと、を備えた、構成としてもよい。

上記の撮像装置において、指標計算手段が、第１撮像信号Ｇ_Iに基づいて第１照明波長域における生体組織の吸収Ａ_Iを計算し、第２撮像信号Ｇ_IIに基づいて第２照明波長域における生体組織の吸収Ａ_IIを計算し、吸収Ａ_I及び吸収Ａ_IIに基づいて指標Ｘを計算する構成としてもよい。

上記の撮像装置において、指標計算手段が、数式４及び数式５のいずれかにより吸収Ａ_Iを計算し、数式６及び数式７のいずれかにより吸収Ａ_IIを計算する構成としてもよい。

上記の撮像装置において、指標計算手段が、数式８及び数式９のいずれかにより指標Ｘを計算する構成としてもよい。
（但し、ｋは定数である。）

本発明の一実施形態によれば、カラー撮像データに基づく分光分析の精度及び確度の向上が可能になる。

へモグロビンのＱ帯の吸収スペクトルである。 内視鏡装置のブロック図である。 固体撮像素子のブロック図である。 撮像素子に内蔵されるカラーフィルタの透過スペクトルである。 回転フィルタの外観図である。 Ｇｂ−ＡＦＥのブロック図である。 Ｇｒ−ＡＦＥのブロック図である。 入力スパンＳＰと入力オフセット量ＯＦの定義を説明する図である。 入力レンジ設定部のブロック図である。 本発明の実施形態に係る画像生成処理を説明するフローチャートである。 本発明の実施の形態に係る内視鏡装置によって生成された画像情報の表示例である。（ａ）は酸素飽和度分布画像の２次元表示例であり、（ｂ）は酸素飽和度分布画像の３次元表示例である。

以下、本発明の実施の形態について、図面を参照しながら説明する。
以下に説明する本発明の実施形態に係る内視鏡装置は、それぞれ波長域の異なる照明光を用いて撮影した複数の画像に基づいて被写体の生体情報（例えば、酸素飽和度）を定量的に分析して、分析結果を画像化して表示する装置である。以下に説明する酸素飽和度の定量分析では、血液の分光特性（すなわち、ヘモグロビンの分光特性）が酸素飽和度に応じて連続的に変化する性質が利用される。

［ヘモグロビンの分光特性及び酸素飽和度の計算原理］
本発明の実施形態に係る内視鏡装置の構成を説明する前に、ヘモグロビンの分光特性と、本実施形態における酸素飽和度の計算原理について説明する。

図１に、５５０ｎｍ付近のヘモグロビンの吸収スペクトルを示す。ヘモグロビンは、５５０ｎｍ付近にポルフィリン環に由来するＱ帯と呼ばれる強い吸収帯を有している。ヘモグロビンの吸収スペクトルは、酸素飽和度（全ヘモグロビンのうち酸素化ヘモグロビンが占める割合）に応じて変化する。図１における実線の波形は、酸素飽和度が１００％の場合の（すなわち、酸素化ヘモグロビンHbOの）吸収スペクトルであり、長破線の波形は、酸素飽和度が０％の場合の（すなわち、還元ヘモグロビンHbの）吸収スペクトルである。また、短破線は、その中間の酸素飽和度（１０、２０、３０、・・・９０％）におけるヘモグロビン（酸素化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンの混合物）の吸収スペクトルである。

図１に示されるように、Ｑ帯において、酸素化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンは互いに異なるピーク波長を有している。具体的には、酸素化ヘモグロビンは、波長５４２ｎｍ付近の吸収ピークＰ１と、波長５７６ｎｍ付近の吸収ピークＰ３を有している。一方、還元ヘモグロビンは、５５６ｎｍ付近に吸収ピークＰ２を有している。図１は、各成分（酸素化ヘモグロビン、還元ヘモグロビン）の濃度の和が一定となる２成分系の吸収スペクトルであるため、各成分の濃度（すなわち、酸素飽和度）によらず吸収が一定となる等吸収点Ｅ１、Ｅ２、Ｅ３、Ｅ４が現れる。以下の説明では、等吸収点Ｅ１とＥ２とで挟まれた波長領域を波長域Ｒ１、等吸収点Ｅ２とＥ３とで挟まれた波長領域を波長域Ｒ２、等吸収点Ｅ３とＥ４とで挟まれた波長領域を波長域Ｒ３と呼ぶ。また、等吸収点Ｅ１とＥ４とで挟まれた波長領域（すなわち波長域Ｒ１、Ｒ２及びＲ３を合わせたもの）を波長域Ｒ０と呼ぶ。

図１に示されるように、隣接する等吸収点間では、酸素飽和度に対して吸収が単調に増加又は減少する。また、隣接する等吸収点間では、ヘモグロビンの吸収は、酸素飽和度に対してほぼ線形的に変化する。

具体的には、波長域Ｒ１、Ｒ３におけるヘモグロビンの吸収Ａ_Ｒ１、Ａ_Ｒ３は酸素化ヘモグロビンの濃度（酸素飽和度）に対して線形的に単調増加し、波長域Ｒ２におけるヘモグロビンの吸収Ａ_Ｒ２は還元ヘモグロビンの濃度（１−酸素飽和度）に対して線形的に単調増加する。従って、次の数式１０により定義される指標Ｘは、酸素化ヘモグロビンの濃度（酸素飽和度）に対して線形的に単調増加する。

従って、予め実験的に酸素飽和度と指標Ｘとの定量的な関係を取得すれば、指標Ｘの値から酸素飽和度を計算することができる。

［内視鏡装置の構成］
図２は、本発明の実施形態に係る内視鏡装置１のブロック図である。本実施形態の内視鏡装置１は、電子スコープ１００、プロセッサ２００及びモニタ５００を備えている。電子スコープ１００及びモニタ５００は、プロセッサ２００に着脱可能に接続されている。また、プロセッサ２００には、光源部４００が内蔵されている。

電子スコープ１００は、体腔内に挿入される挿入部１０１を有している。電子スコープ１００の内部には、全長に亘って延びるライトガイド１０２が設けられている。ライトガイド１０２の射出端は、挿入部１０１の先端部内に配置されていて、ライトガイド１０２の入射端は、プロセッサ２００の光源部４００に接続されている。

光源部４００は、キセノンランプ等の光量の大きい白色光ＷＬを発生する光源ランプ４３０を備えている。この光源部４００によって生成された照明光ＩＬは、ライトガイド１０２の入射端に入射するようになっている。ライトガイド１０２の入射端に入射した光は、ライトガイド１０２内を射出端まで伝搬して、射出端から放射される。電子スコープ１００の挿入部の先端部には、ライトガイド１０２の射出端と対向して配光レンズ１０４が配置されており、ライトガイド１０２の射出端から放射される照明光ＩＬは、配光レンズ１０４を透過して、挿入部１０１の先端部周辺の生体組織（例えば、消化管の内膜）を照明する。

また、挿入部１０１の先端部には、１つ以上の光学レンズを備える対物光学系１０６及び固体撮像素子１１０が設けられている。生体組織の表面で反射又は散乱された照明光ＩＬの一部（戻り光）は、対物光学系１０６に入射し、集光されて、固体撮像素子１１０の受光面に結像する。

電子スコープ１００の接続部内には、ドライバ信号処理回路１２０が備えられている。ドライバ信号処理回路１２０には、デジタル撮像信号（デジタル撮像データ、ＲＡＷデータ）がフィールド周期で固体撮像素子１１０より入力される。なお、以降の説明において「フィールド」は「フレーム」に置き替えてもよい。本実施形態において、フィールド周期、フレーム周期はそれぞれ、１／６０秒、１／３０秒である。ドライバ信号処理回路１２０は、固体撮像素子１１０より入力されるデジタル撮像信号に対して所定の処理を施してプロセッサ２００の画像処理回路２２０に出力する。

ドライバ信号処理回路１２０はまた、メモリ１２１にアクセスして電子スコープ１００の固有情報を読み出す。メモリ１２１に記録される電子スコープ１００の固有情報には、例えば、固体撮像素子１１０の画素数や感度、動作可能なフィールドレート、型番等が含まれる。ドライバ信号処理回路１２０は、メモリ１２１より読み出された固有情報をシステムコントローラ２０２に出力する。

システムコントローラ２０２は、電子スコープ１００の固有情報に基づいて各種演算を行い、制御信号を生成する。システムコントローラ２０２は、生成された制御信号を用いて、プロセッサ２００に接続されている電子スコープ１００に適した処理がなされるようにプロセッサ２００内の各種回路の動作やタイミングを制御する。

タイミングコントローラ２０４は、システムコントローラ２０２によるタイミング制御に従って、同期信号を生成する。ドライバ信号処理回路１２０は、タイミングコントローラ２０４から供給される同期信号に従って、プロセッサ２００が生成するビデオ信号のフィールドレートに同期したタイミングで固体撮像素子１１０を駆動制御する。

画像処理回路２２０は、システムコントローラ２０２による制御の下、電子スコープ１００から出力されるデジタル撮像信号に基づいて、デモザイク処理等により画像データを生成する。また、画像処理回路２２０は、生成された画像データを使用してモニタ表示用の画面データを生成し、この画面データを所定のビデオ・フォーマットのビデオ信号に変換して出力する。ビデオ信号はモニタ５００に入力され、被写体のカラー画像がモニタ５００の表示画面に表示される。

［固体撮像素子の概略構成］
図３は、固体撮像素子１１０のブロック図である。固体撮像素子１１０は、ベイヤー配列（Bayer arrangement）のＲＧＢ原色フィルタを備えた単板式カラーＣＭＯＳ（Complementary Metal Oxide Semiconductor）イメージセンサである。

固体撮像素子１１０のカラーフィルタ（ＲＧＢ原色フィルタ）は、赤色の光を透過させるＲフィルタと、緑色の光を透過させるＧフィルタ（Ｇｒフィルタ、Ｇｂフィルタ）と、青色の光を透過させるＢフィルタとが、固体撮像素子１１０の各受光素子上に直接取り付けられた、いわゆるオンチップフィルタである。Ｒ、Ｇ、Ｂの各フィルタは、図４に示すような分光特性を有している。すなわち、本実施形態のＲフィルタは、波長約５７０ｎｍより長波長の光を透過させるフィルタであり、Ｇフィルタは、波長約４７０ｎｍ〜６２０ｎｍの光を透過させるフィルタであり、Ｂフィルタは、波長約５３０ｎｍより短波長の光を透過させるフィルタである。

また、Ｇフィルタは、Ｒフィルタが配列されたライン上に配置されたＧｒフィルタと、Ｂフィルタが配列されたライン上に配置されたＧｂフィルタとに区分される。

固体撮像素子１１０は、受光面上の各画素で結像した光学像を光量に応じた電荷として蓄積して、Ｒ、Ｇｒ、Ｇｂ、Ｂの色信号を生成して、走査線（撮像信号）として出力する。なお、固体撮像素子１１０には、ＣＭＯＳイメージセンサに限らず、ＣＣＤ（Charge Coupled Device）イメージセンサやその他の種類の撮像装置を使用することもできる。固体撮像素子１１０の詳細な構成については後述する。

［光源部の構成］
光源部４００は、上述の光源４３０の他に、コリメータレンズ４４０、回転フィルタ４１０、フィルタ制御部４２０及び集光レンズ４５０を備えている。光源４３０から出射される白色光ＷＬは、コリメータレンズ４４０によって平行光となり、回転フィルタ４１０を通過した後、集光レンズ４５０によってライトガイド１０２の入射端に入射する。なお、回転フィルタ４１０は、リニアガイドウェイ等の移動手段（不図示）によって、白色光ＷＬの光路上の適用位置と光路外の退避位置との間で移動可能になっている。

回転フィルタ４１０は、複数の光学フィルタを備えた円盤型の光学ユニットであり、その回転角度に応じて通過波長域が切り替わるように構成されている。回転フィルタ４１０の回転角度は、システムコントローラ２０２に接続されたフィルタ制御部４２０によって制御される。システムコントローラ２０２がフィルタ制御部４２０を介して回転フィルタ４１０の回転角度を制御することにより、回転フィルタ４１０を通過してライトガイド１０２に供給される照明光のスペクトルが切り替えられる。

図５は、回転フィルタ４１０の外観図（正面図）である。回転フィルタ４１０は、略円盤状のフレーム４１１と、３つの扇形の光学フィルタ４１５、４１６及び４１８を備えている。フレーム４１１の中心軸の周りには３つの扇状の窓４１４ａ、４１４ｂ及び４１４ｃが等間隔で形成されており、各窓４１４ａ、４１４ｂ及び４１４ｃには、それぞれ光学フィルタ４１５、４１６及び４１８が嵌め込まれている。なお、本実施形態の光学フィルタは、いずれも誘電体多層膜フィルタであるが、他の方式の光学フィルタ（例えば、吸収型の光学フィルタや誘電体多層膜を反射膜として用いたエタロンフィルタ等）を用いてもよい。

また、フレーム４１１の中心軸上にはボス穴４１２が形成されている。ボス穴４１２には、フィルタ制御部４２０が備えるサーボモータ（不図示）の出力軸が差し込まれて固定されており、回転フィルタ４１０はサーボモータの出力軸と共に回転する。

図５には、白色光ＷＬが光学フィルタ４１５に入射する状態が示されているが、回転フィルタ４１０が矢印で示される方向に回転すると、白色光ＷＬが入射する光学フィルタは、４１５、４１６、４１８の順に切り替わり、これにより回転フィルタ４１０を通過する照明光ＩＬのスペクトルが切り替えられる。

光学フィルタ４１５及び４１６は、５５０ｎｍ帯の光を選択的に通過させる光バンドパスフィルタである。図１に示されるように、光学フィルタ４１５は、等吸収点Ｅ１からＥ４までの波長域（すなわち、波長域Ｒ０（「第１照明波長域」という。））の光を低損失で通過させ、それ以外の波長領域の光を遮断するように構成されている。また、光学フィルタ４１６は、等吸収点Ｅ２からＥ３までの波長域（すなわち、波長域Ｒ２（「第２照明波長域」という。））の光を低損失で通過させ、それ以外の波長領域の光を遮断するように構成されている。

図１に示されるように、波長域Ｒ１には酸素化ヘモグロビンに由来する吸収ピークＰ１のピーク波長が含まれ、波長域Ｒ２には還元ヘモグロビンに由来する吸収ピークＰ２のピーク波長が含まれ、波長域Ｒ３には酸素化ヘモグロビンに由来する吸収ピークＰ３のピーク波長が含まれている。また、波長域Ｒ０には、吸収ピークＰ１、Ｐ２、Ｐ３の各ピーク波長が含まれている。

光学フィルタ４１５及び４１６の通過波長域（図１）は、固体撮像素子１１０のカラーフィルタのＧ（Ｇｒ、Ｇｂ）フィルタの通過波長域（図４）に含まれている。従って、光学フィルタ４１５又は４１６を通過した光によって形成される像は、Ｇｒ、Ｇｂフィルタが装着された受光素子によって撮像され、デジタル撮像データＧｒ、Ｇｂとして得られる。

また、光学フィルタ４１８は、紫外線カットフィルタであり、光学フィルタ４１８を通過した照明光ＩＬ（すなわち白色光）は、通常観察像の撮像に使用される。なお、光学フィルタ４１８を使用せず、フレーム４１１の窓４１４ｃを開放した構成としてもよい。

また、窓４１４ｃ（図５）には、光学フィルタ４１８に重ねて、減光フィルタ（ＮＤフィルタ）４１９が取り付けられている。減光フィルタ４１９は、可視光全域に亘って波長依存性が無く、照明光ＩＬのスペクトルを変化させずに光量のみを低減する。減光フィルタ４１９の使用によって、光学フィルタ４１８及び減光フィルタ４１９を通過した照明光ＩＬの光量は、光学フィルタ４１５、４１６を通過した照明光ＩＬの光量と略同水準に調整される。これにより、光学フィルタ４１５、４１６及び４１８のいずれを通過した照明光ＩＬを用いた場合でも、同じ露出時間で適正露出での撮像が可能になる。

本実施形態では、減光フィルタ４１９として、目の細かな金属メッシュが使用されている。金属メッシュ以外にも、ハーフミラー等の他方式の減光フィルタを使用してもよい。また、窓４１４ａ、４１４ｂに減光フィルタを取り付けてもよい。

フレーム４１１の周縁部には、貫通孔４１３が形成されている。貫通孔４１３は、フレーム４１１の回転方向において、窓４１４ａと窓４１４ｃとの境界部と同じ位置に形成されている。フレーム４１１の周囲には、貫通孔４１３を検出するためのフォトインタラプタ４２２が、フレーム４１１の周縁部の一部を囲むように配置されている。フォトインタラプタ４２２は、フィルタ制御部４２０に接続されている。

本実施形態の内視鏡装置１は、通常観察モードと分光分析モードの２つの動作モードを有している。通常観察モードは、光学フィルタ４１８を通過した白色光を用いてカラー画像を撮影する動作モードである。分光分析モードは、光学フィルタ４１５、４１６をそれぞれ通過した照明光を用いて撮像したデジタル撮像データ（ＲＡＷデータ）に基づいて分光分析を行い、生体組織中の生体分子の分布画像（例えば酸素飽和度分布画像）を表示するモードである。

通常観察モードにおいては、システムコントローラ２０２は、移動手段を制御して、回転フィルタ４１０を適用位置から退避位置へ移動させる。なお、通常観察モード以外の動作モードでは、回転フィルタ４１０は適用位置に配置される。また、回転フィルタ４１０が移動手段を有しない場合は、システムコントローラ２０２は、フィルタ制御部４２０を制御して、白色光ＷＬが光学フィルタ４１８に入射する位置で回転フィルタ４１０を静止させる。そして、固体撮像素子１１０によって撮像されたデジタル撮像データをデモザイク処理して画像データを生成し、この画像データを、必要に応じて画像処理を施した後に、ビデオ信号に変換して、モニタ５００に表示させる。

分光分析モードにおいては、システムコントローラ２０２は、フィルタ制御部４２０を制御して、回転フィルタ４１０を一定の回転数で回転駆動させながら、光学フィルタ４１５、４１６及び４１８をそれぞれ通過した照明光による生体組織の撮像を順次行う。そして、各光学フィルタ４１５及び４１６をそれぞれ用いて取得したデジタル撮像データに基づいて生体組織中の生体分子の分布を示す画像を生成し、これと光学フィルタ４１８を用いて撮影した通常観察画像とを並べた表示画面を生成して、更にビデオ信号に変換して、モニタ５００に表示させる。

分光分析モードでは、フィルタ制御部４２０は、フォトインタラプタ４２２が貫通孔４１３を検出するタイミングに基づいて、回転フィルタ４１０の回転の位相を検出し、これをタイミングコントローラ２０４から供給される同期信号の位相と比較して、回転フィルタ４１０の回転の位相を調整する。タイミングコントローラ２０４からの同期信号は、固体撮像素子１１０の駆動信号と同期している。従って、回転フィルタ４１０は、固体撮像素子１１０の駆動と同期して、略一定の回転数で回転駆動される。具体的には、回転フィルタ４１０の回転は、固体撮像素子１１０による１画像分（Ｒ，Ｇ，Ｂの３フレーム）の撮像が行われる毎に、白色光ＷＬが入射する光学フィルタ４１５、４１６、４１８が順次切り替わるように制御される。

［固体撮像素子の詳細構成］
上述のように、本実施形態の分光分析モードでは、光学フィルタ４１５を通過した照明光ＩＬ_４１５の照射下で撮像したデジタル撮像データＧ_４１５（デジタル撮像信号Ｇ_４１５）と、光学フィルタ４１６を通過した照明光ＩＬ_４１６の照射下で撮像したデジタル撮像データＧ_４１６（デジタル撮像信号Ｇ_４１６）とに基づいて、被写体である生体組織中の生体分子の濃度の定量が行われる。

生体分子の濃度の定量を高精度に行うためには、デジタル変換時にＡＤＣ（Analogue-to-Digital Converter）の入力レンジの幅をなるべく狭く設定して、階調の高いデジタル撮像信号Ｇ_４１５、Ｇ_４１６を取得する必要がある。また、生体分子の濃度の定量を高確度に行うためには、２つのデジタル撮像信号Ｇ_４１５、Ｇ_４１６のゼロ点（黒レベル）を正確に合わせる必要がある。

固体撮像素子１１０のアナログ撮像信号Ｇ_４１５、Ｇ_４１６の出力レベルの変動範囲に合わせてＡＤＣの入力レンジを絞ると、高階調のデジタル撮像信号Ｇ_４１５、Ｇ_４１６が得られる。しかしながら、単純にＡＤＣの入力レンジを調整すると、ゼロ点の情報が失われるため、２つのデジタル撮像信号Ｇ_４１５、Ｇ_４１６の正確な絶対値（又は、デジタル撮像信号Ｇ_４１５、Ｇ_４１６間の正確な相対値）が得られず、定量の確度が低下してしまう。

本実施形態の内視鏡装置１は、以下に説明する入力レンジ設定部１１３（図７）を設けることにより、高階調かつ高確度のデジタル撮像信号Ｇ_４１５、Ｇ_４１６を取得可能とし、これにより、生体分子の濃度の高精度かつ高確度の定量を可能にしている。

また、光学フィルタ４１５と光学フィルタ４１６とでは、通過帯域幅が異なり、その結果として通過する光量も異なる（具体的には、光学フィルタ４１５の通過光量は、光学フィルタ４１６の約３倍である）。従って、アナログ撮像信号Ｇ_４１５の高い信号レベルに合わせてアナログ撮像信号Ｇ_４１６のＡＤＣの入力レンジを設定すると、デジタル撮像信号Ｇ_４１６の階調が粗くなってしまう。

本実施形態の内視鏡装置１は、出力レベルの異なる各アナログ撮像信号Ｇ_４１５、Ｇ_４１６に対して個別にＡＤＣの入力レンジを調整することが可能であり、これにより生体組織中の生体分子濃度のより高精度の定量を可能にしている。

図３に示されるように、固体撮像素子１１０は、ラインごと及び色信号（Ｒ、Ｇｒ、Ｇｂ、Ｂ）ごとに設けられた複数のＣＤＳ（Correlated Double Sampling）［Ｒ−ＣＤＳ、Ｇｒ−ＣＤＳ、Ｇｂ−ＣＤＳ、Ｂ−ＣＤＳ］を備えている。

また、固体撮像素子１１０は、色信号（アナログ撮像信号Ｒ、Ｇｒ、Ｇｂ、Ｂ）ごとに設けられた４つのＡＦＥ（Analog Front End）［Ｒ−ＡＦＥ、Ｇｒ−ＡＦＥ、Ｇｂ−ＡＦＥ、Ｂ−ＡＦＥ］を備えている。これら４つのＡＦＥから出力されるデジタル撮像信号は、通常観察画像の生成に使用される。また、固体撮像素子１１０は、分光分析用の高精度なデジタル撮像信号Ｇｒを出力するＧｒ−ＡＦＥｓａを更に備えている。

Ｇｒ−ＣＤＳの出力ラインは、スイッチＳＷ２の切り替えによって、Ｇｒ−ＡＦＥとＧｒ−ＡＦＥｓａのどちらかに接続される。具体的には、通常観察モードにおいては、Ｇｒ−ＡＦＥがＧｒ−ＣＤＳに接続され、分光分析モードにおいては、Ｇｒ−ＡＦＥｓａがＧｒ−ＣＤＳに接続される。

また、Ｇｂ−ＡＦＥの出力ラインは、スイッチＳＷ１の切り替えによって、ドライバ信号処理回路１２０とＧｒ−ＡＦＥｓａのどちらかに接続される。具体的には、通常観察モードにおいては、Ｇｂ−ＡＦＥの出力ラインはドライバ信号処理回路１２０に接続され、分光分析モードにおいては、Ｇｂ−ＡＦＥの出力ラインがＧｒ−ＡＦＥｓａに接続され、Ｇｒ−ＡＦＥｓａにデジタル撮像信号Ｇｂが供給される。

また、Ｇｂ−ＡＦＥからは、後述するＦＳＰがＧｒ−ＡＦＥｓａに供給される。

なお、一般には、ＣＤＳを含めた回路をＡＦＥというが、ここでは説明の便宜上、ＣＤＳを除いた回路を「ＡＦＥ」と呼ぶ。また、本明細書では、ＣＤＳやＡＦＥ等のデジタル撮像信号を生成するための初期的な信号処理を行う手段を初期処理手段と呼ぶ。

また、ＣＤＳをライン毎に設けずに、アナログ撮像信号毎に（例えばＡＦＥ内に）設けてもよい。また、ＡＦＥ（ＣＤＳを含む）をライン毎又は画素毎に設けても良い。また、本実施形態では、ＡＦＥ（ＣＤＳを含む）が固体撮像素子１１０内に設けられているが、例えばドライバ信号処理回路１２０内等、内視鏡装置１の他の回路内にＡＦＥを設けた構成としてもよい。

［Ｇｂ−ＡＦＥ（Ｒ−ＡＦＥ、Ｇｒ−ＡＦＥ、Ｂ−ＡＦＥ）］
図６はＧｂ−ＡＦＥのブロック図である。Ｒ−ＡＦＥ、Ｇｒ−ＡＦＥ、Ｇｂ−ＡＦＥ及びＢ−ＡＦＥは、同一の一般的な構成を有している。これらを代表してＧｂ−ＡＦＥの構成について説明する。但し、本実施形態では、図６において破線の矢印で示されるように、Ｇｂ−ＡＦＥの出力がＧｒ−ＡＦＥｓａに供給されるが、Ｒ−ＡＦＥ、Ｇｒ−ＡＦＥ及びＢ−ＡＦＥの出力はＧｒ−ＡＦＥｓａには供給されない。

図６に示されるように、Ｇｂ−ＡＦＥは、自動ゲイン補正を行うＡＧＣ（Automatic Gain Control）１１１と、アナログ撮像信号Ｇｂをデジタル撮像信号Ｇｂに変換するＡＤＣ１１２を備えている。Ｇｂ−ＣＤＳから出力されるアナログ撮像信号Ｇｂは、ＡＧＣ１１１によりゲイン調整された後、ＡＤＣ１１２によりデジタル撮像信号Ｇｂに変換される。具体的には、ＡＤＣ１１２は、アナログ撮像信号Ｇｂを、ゼロ点（黒レベル）を含むフルスケールのデジタル撮像信号Ｇｂに変換する。通常観察モードにおいては、Ｇｂ−ＡＦＥから出力されるデジタル撮像信号Ｇｂは、他のＡＦＥから出力されるデジタル撮像信号Ｒ、Ｇｒ、Ｂと共にドライバ信号処理回路１２０を介して、プロセッサ２００の画像処理回路２２０に送られる。また、分光分析モードにおいては、Ｇｂ−ＡＦＥから出力されたデジタル撮像信号Ｇｂ及び後述するＦＳＰが、Ｇｒ−ＡＦＥｓａに供給され、Ｇｒ−ＡＦＥｓａのＡＤＣ１１２ａ（図７）の入力レンジ調整に使用される。

［Ｇｒ−ＡＦＥｓａ］
図７はＧｒ−ＡＦＥｓａのブロック図である。Ｇｒ−ＡＦＥｓａは、ＡＧＣ１１１及びＡＤＣ１１２ａの他に、入力レンジ設定部１１３及び復元部１１４を備えている。入力レンジ設定部１１３は、Ｇｂ−ＡＦＥから出力されるデジタル撮像信号Ｇｂに基づいて、ＡＤＣ１１２ａの入力レンジの調整及び設定を行う機能部である。入力レンジ設定部１１３は、ＡＤＣ１１２ａの入力レンジを定める２つの設定値（入力スパンＳＰ及び入力オフセット量ＯＦ）を計算して出力する。

図８は、入力スパンＳＰと入力オフセット量ＯＦの定義を説明する図である。図８（ａ）は、アナログ入力（アナログ撮像信号Ｇｒ）のフルスケールの波形を示すグラフであり、図８（ｂ）は図８（ａ）の入力レンジ付近を拡大したグラフである。

入力スパンＳＰは、ＡＤＣ１１２ａの入力レンジの幅（入力レンジの上限値と下限値との差分）を定める設定値である。また、入力オフセット量ＯＦは、入力レンジの下限値（ゼロ点とのレベル差）を定める設定値である。

［入力レンジ設定部］
図９は、入力レンジ設定部１１３のブロック図である。入力レンジ設定部１１３は、統計処理部１１３１、入力スパン計算部１１３２及び入力オフセット量計算部１１３３を備えている。

［統計処理部］
統計処理部１１３１は、Ｇｂ−ＡＦＥから出力されるデジタル撮像信号Ｇｂについて統計処理を行い、デジタル撮像信号Ｇｂの平均値Ｇｂ＿ＡＶＧ及び標準偏差Ｇｂ＿ＳＤを出力する。

［入力スパン計算部］
入力スパン計算部１１３２は、デジタル撮像信号Ｇｂの標準偏差Ｇｂ＿ＳＤに基づいて、数式１１を用いて入力スパンＳＰを計算する。
なお、Ｋは予め設定された定数である。本実施形態ではＫ＝１．５と設定されている。

［入力オフセット量計算部］
入力オフセット量計算部１１３３は、デジタル撮像信号Ｇｂの平均値Ｇｂ＿ＡＶＧ及び標準偏差Ｇｂ＿ＳＤに基づいて、数式１２を用いて入力オフセット量ＯＦを計算する。

すなわち、図８（ｂ）に示されるように、ＡＤＣ１１２ａの入力レンジの中心がデジタル撮像信号Ｇｂの平均値Ｇｂ＿ＡＶＧとなり、入力レンジの幅がデジタル撮像信号Ｇｂの標準偏差Ｇｂ＿ＳＤの２Ｋ倍（３倍）となるように、入力オフセット量ＯＦ及び入力スパンＳＰが設定される。

［復元部］
ＡＤＣ１１２ａは、入力レンジ設定部１１３から与えられた入力オフセット量ＯＦ及び入力スパンＳＰに基づいて入力レンジを設定し、アナログ撮像信号Ｇｒを差分デジタル撮像信号Ｇｒ＿ｄｉｆに変換する。差分デジタル撮像信号Ｇｒ＿ｄｉｆは、ゼロを最小値とし、ＡＤＣ１１２ａの分解能によって決まる値（例えば、８ビットＡＤＣの場合は２５５）を最大値とする離散値である。差分デジタル撮像信号Ｇｒ＿ｄｉｆは、アナログ撮像信号Ｇｒから尺度の情報（すなわち、入力オフセット量ＯＦ及び入力スパンＳＰ）が取り除かれた、アナログ撮像信号Ｇｒの相対的な変動量の情報のみを含むデータといえる。そのため、元のアナログ撮像信号Ｇｒに相当する絶対値の情報を含むデジタル撮像信号Ｇｒを得るためには、差分デジタル撮像信号Ｇｒ＿ｄｉｆに入力オフセット量ＯＦ及び入力スパンＳＰの情報を補う必要がある。

復元部１１４は、ＡＤＣ１１２ａから出力された差分デジタル撮像信号Ｇｒ＿ｄｉｆと、入力レンジ設定部１１３から与えられた入力オフセット量ＯＦ及び入力スパンＳＰとに基づいて、数式１３を用いて、元のアナログ撮像信号Ｇｒに相当するデジタル撮像信号Ｇｒを生成する。なお、デジタル撮像信号Ｇｒは、差分デジタル撮像信号Ｇｒ＿ｄｉｆと同じ階調の精度を有し、且つ、差分デジタル撮像信号Ｇｒよりもレンジ幅が広い。すなわち、デジタル撮像信号Ｇｒ（例えば１６ビット信号）は、差分デジタル撮像信号Ｇｒ（例えば８ビット信号）よりもビット数の大きなデジタル信号となる。

ここで、ＦＳＰは、アナログ撮像信号Ｇｂのデジタル変換におけるＧｂ−ＡＦＥのＡＤＣ１１２の入力スパンを定める設定値（定数）であり、アナログ撮像信号Ｇｂの飽和出力レベルに相当する値に設定されている。また、図８（ａ）に示されるように、入力オフセット量ＯＦと入力スパンＳＰの和をＦＳＰとしてもよい。

以上に説明したＧｒ−ＡＦＥｓａの構成により、階調が高く且つ正確な絶対値を有するデジタル撮像信号Ｇｒが生成される。以下に説明する本実施形態の分光分析モードでは、Ｇｒ−ＡＦＥｓａによって生成された高階調かつ高確度のデジタル撮像信号Ｇｒを使用して生体分子の定量分析が行われる。また、通常観察画像は、固体撮像素子１１０から出力されるデジタル撮像信号Ｒ、Ｇｒ、Ｂを使用したデモザイク処理によって生成される。なお、通常観察モードでは、４つのデジタル撮像信号Ｒ、Ｇｒ、Ｇｂ、Ｂから通常観察画像が生成される。

［分光分析モードにおける画像処理］
次に、分光分析モードにおいて、画像処理回路２２０によって実行される画像生成処理について説明する。なお、画像処理回路２２０は、後述のように、本発明の実施形態に係る指標Ｘを計算することから、「指標計算部」ともいう。図１０は、画像生成処理（指標計算処理）を説明するフローチャートである。

ユーザ操作によって、分光分析モードが選択されている場合は、上述のように、フィルタ制御部４２０は回転フィルタ４１０を一定の回転数で回転駆動する。そして、光源部４００からは、光学フィルタ４１５、４１６、４１８をそれぞれ通過した照明光ＩＬが順次供給され、各照明光ＩＬを用いた撮像が順次行われる（Ｓ１）。具体的には、光学フィルタ４１５を通過した照明光ＩＬを用いて撮像したデジタル撮像データＧｒ_４１５（ｘ，ｙ）、光学フィルタ４１６を通過した照明光ＩＬを用いて撮像したデジタル撮像データＧｒ_４１６（ｘ，ｙ）、並びに光学フィルタ（紫外線カットフィルタ）４１８を通過した照明光ＩＬ（白色光）を用いて撮像したデジタル撮像データＲ_４１８（ｘ，ｙ）、Ｇｒ_４１８（ｘ，ｙ）及びＢ_４１８（ｘ，ｙ）が画像処理回路２２０の内部メモリ２２１に記憶される。

次に、画像処理回路２２０は、処理Ｓ１にて取得したデジタル撮像データＲ_４１８（ｘ，ｙ）、Ｇｒ_４１８（ｘ，ｙ）及びＢ_４１８（ｘ，ｙ）を用いて、以下の分析処理（処理Ｓ３−Ｓ５）の対象とする画素を選別する画素選別処理Ｓ２を行う。血液を含んでいない箇所や、組織の色がヘモグロビン以外の物質により支配的な影響を受けている箇所については、画素の色情報から酸素飽和度や血流量を計算しても意味のある値は得られず、単なるノイズとなる。このようなノイズを算出して医師に提供すると、医師による的確な診断の妨げとなるだけでなく、画像処理回路２２０に無用な負荷を与えて処理速度を低下させるという弊害が生じる。そこで、本実施形態の画像生成処理は、分析処理に適した画素（すなわち、ヘモグロビンの分光学的特徴が記録された画素）を選別して、選別された画素に対してのみ分析処理を行うように構成されている。

画素選別処理Ｓ２では、以下の数式１４、数式１５及び数式１６の条件を全て充足する画素のみが分析処理の対象画素として選別される。
ここで、ａ_１、ａ_２、ａ_３は正の定数である。

上記の３つの条件式は、血液の透過スペクトルにおける、Ｇ成分＜Ｂ成分＜Ｒ成分の値の大小関係に基づいて設定されている。なお、上記の３つの条件式のうちの１つ又は２つのみを使用して（例えば、血液に特有の赤色に注目して数式１５及び数式１６を使用して）画素選別処理Ｓ２を行っても良い。

次に、画像処理回路２２０は、生体組織の吸収Ａ_４１５（ｘ，ｙ）及びＡ_４１６（ｘ，ｙ）を計算する。吸収Ａ_４１５（ｘ，ｙ）及びＡ_４１６（ｘ，ｙ）は、次の数式１７、１８により計算される。

また、吸収Ａ_４１５（ｘ，ｙ）及びＡ_４１６（ｘ，ｙ）は、それぞれ次の数式１９、２０により近似的に計算することもできる。

また、図１に示すヘモグロビンの吸収波長域Ｒ１、Ｒ２、Ｒ３と光学フィルタ４１５、４１６の通過波長域との関係から明らかなように、波長域Ｒ１、Ｒ２、Ｒ３に対する生体組織の吸収Ａ_Ｒ１（ｘ，ｙ）、Ａ_Ｒ２（ｘ，ｙ）、Ａ_Ｒ３（ｘ，ｙ）と、光学フィルタ４１５、４１６を通過した照明光ＩＬに対する生体組織の吸収Ａ_４１５（ｘ，ｙ）、Ａ_４１６（ｘ，ｙ）との間には、次の数式２１、２２によって表される関係がある。

従って、指標Ｘ（数式１０）は、次の数式２３によって表わされる。

また、図１に示されるように、波長域Ｒ２では、波長域Ｒ１、Ｒ３と比べて、酸素飽和度の変化に対する吸光度の変動幅が大きい。そのため、波長域Ｒ２における吸収Ａ_Ｒ２に対する重みを大きく設定することによって、酸素飽和度の変化に対する指標Ｘの感度を向上させることができる。

具体的には、吸収Ａ_Ｒ２に対して例えば２倍の重みを付けた数式２４により指標Ｘを計算することができる。

画像処理回路２２０が備える不揮発性メモリ２２２には、予め実験的に取得されたヘモグロビンの酸素飽和度と指標Ｘの値との定量的関係を示す数値表が記憶されている。画像処理回路２２０は、この数値表を参照して、数式２３又は数式２４から算出した指標Ｘの値に対応する酸素飽和度ＳａｔＯ_２（ｘ，ｙ）を取得する。そして、画像処理回路２２０は、取得した酸素飽和度ＳａｔＯ_２（ｘ，ｙ）に所定の定数を乗じた値を各画素（ｘ，ｙ）の画素値とする画像データ（酸素飽和度分布画像データ）を生成する（Ｓ５）。

また、画像処理回路２２０は、光学フィルタ（紫外線カットフィルタ）４１８を通過した照明光ＩＬ（白色光）を用いて取得したデジタル撮像データＲ_４１８（ｘ，ｙ）、Ｇｒ_４１８（ｘ，ｙ）及びＢ_４１８（ｘ，ｙ）から、デモザイク処理等により通常観察画像データを生成する。

図１１に画像処理回路２２０が生成する画像データの表示例を示す。図１１（ａ）は、上述の処理Ｓ５により生成した酸素飽和度分布画像データ（２次元表示）の表示例である。また、図１１（ｂ）は、酸素飽和度を垂直軸とする３次元グラフの形式で生成した酸素飽和度分布画像データ（３次元表示）の表示例である。なお、図１１は、中指の近位指節間関節付近を輪ゴムで圧迫した状態の右手を観察したものである。右中指の圧迫部よりも遠位側において、圧迫によって血流が阻害されたことにより、酸素飽和度が低くなっていることが示されている。

更に、画像処理回路２２０は、生成した酸素飽和度分布画像データ及び通常観察画像データから、１画面上に通常観察画像と酸素飽和度分布画像を並べて表示する画面データを生成する。なお、画像処理回路２２０は、ユーザ操作に応じて、酸素飽和度分布画像のみを表示する表示画面や、通常観察画像のみを表示する表示画面、酸素飽和度分布画像及び／又は通常観察画像に患者のＩＤ情報や観察条件等の付帯情報をスーパーインポーズ表示した表示画面等、種々の表示画面を生成することができる。

また、へモグロビンの吸収波長域Ｒ１、Ｒ２、Ｒ３（すなわち、光学フィルタ４１５の通過波長域）に着目すると、酸素飽和度の変化に応じて各波長域Ｒ１、Ｒ２、Ｒ３の吸収Ａ_Ｒ１（ｘ，ｙ）、Ａ_Ｒ２（ｘ，ｙ）、Ａ_Ｒ３（ｘ，ｙ）は変化するが、これらの和Ｙ（数式２５に示す）は略一定となる。また、この吸収の和Ｙは、生体組織中の総ヘモグロビン量（酸素化ヘモグロビンHbO₂と還元ヘモグロビンHbの濃度の和）に比例するため、総ヘモグロビン量を示す指標として用いることは妥当である。

悪性腫瘍の組織では、血管新生により正常な組織よりも総ヘモグロビン量が多く、尚且つ、酸素の代謝が顕著であるため酸素飽和度は正常な組織よりも低いことが知られている。そこで、画像処理回路２２０は、数式２５により計算した総ヘモグロビン量を示す指標Ｙが所定の基準値（第１基準値）よりも大きく、且つ、数式２４等により計算した酸素飽和度を示す指標Ｘが所定の基準値（第２基準値）よりも小さい画素を抽出して、例えば通常観察画像データの対応する画素に対して強調表示処理を行った病変部強調画像データを生成し、通常観察画像及び／又は酸素飽和度分布画像と共に（或いは単独で）病変部強調画像をモニタ５００に表示することもできる。

強調表示処理としては、例えば、該当する画素の画素値を増加させる処理や、色相を変化させる処理（例えば、Ｒ成分を増加させて赤味を強くする処理や、色相を所定角度だけ回転させる処理）、該当する画素を明滅させる（あるいは、周期的に色相を変化させる）処理がある。

また、画像処理回路２２０が、病変部強調画像データの代わりに、例えば、指標Ｘ（ｘ，ｙ）の平均値からの偏差と、指標Ｙ（ｘ，ｙ）の平均値からの偏差に基づいて、悪性腫瘍の疑いの度合を示す指標Ｚ（ｘ，ｙ）を計算して、指標Ｚを画素値とする画像データ（悪性疑い度画像データ）を生成する構成としてもよい。

以上が本発明の実施形態および該実施形態の具体的実施例の説明であるが、本発明は、上記の構成に限定されるものではなく、本発明の技術的思想の範囲内において様々な変形が可能である。

上記の実施形態では、入力スパンＳＰが、デジタル撮像信号Ｇｂの標準偏差Ｇｂ＿ＳＤに基づいて動的に設定されるが、入力スパンＳＰを固定の設定値（定数）としてもよい。この場合、入力オフセット量ＯＦの標準偏差Ｇｂ＿ＳＤに依存する項も定数とすることが望ましい。この構成によれば、標準偏差Ｇｂ＿ＳＤの計算が不要になり、必要な計算量を低減することができる。

また、上記の実施形態では、全てのＧｒ画素に対して入力レンジ設定部１１３や復元部１１４による処理が行われるが、一部のＧｒ画素（例えば、撮像状態が良好で、精度の高い指標Ｘが得られる画像中央部のＧｒ画素）のみに入力レンジ設定部１１３や復元部１１４を設ける構成としてもよい。

また、上記の実施形態では、Ｇｒ−ＡＦＥｓａの入力レンジ設定に必要なデータがＧｂ−ＡＦＥから供給される構成が採用されているが、必要なデータがＧｒ−ＡＦＥから供給される構成としてもよい。また、上記の実施形態では、分光分析モードにおいては、Ｇｒ−ＡＦＥ及びＧｂ−ＡＦＥから出力される撮像信号が通常観察画像の生成に使用されないが、Ｇｒ−ＡＦＥ又はＧｂ−ＡＦＥから出力される撮像信号を使用して通常観察画像を生成する構成としてもよい。

また、血液を含む被写体（消化管内壁）の光学像には、Ｇ成分やＢ成分と比べてＲ成分が非常に多く含まれている。そのため、上記の実施形態では、Ｒ成分の漏れ込みが少ない撮像信号Ｇｂに基づいて入力レンジ設定部１１３等による撮像信号Ｇｒの信号処理を行う構成が採用されているが、逆に、撮像信号Ｇｒに基づいて撮像信号Ｇｂの信号処理を行う（すなわち、Ｇｂ−ＡＦＥｓａを設ける）構成としてもよい。

また、本実施形態の固体撮像素子１１０は、オンチップのカラーフィルタを備えたカラー画像撮像用の撮像素子であるとして説明したが、この構成に限定されるものではなく、例えば、白黒画像撮像用の撮像素子を用い、いわゆる面順次方式のカラーフィルタを備えた構成としてもよい。また、カラーフィルタは、オンチップの構成に限定されるものではなく、光源４３０から固体撮像素子１１０までの光路中への配置が可能である。

また、上記の実施形態では、回転フィルタ４１０が使用されるが、本発明はこの構成に限定されるものではなく、通過波長域が切換え可能な他の方式の波長可変フィルタを使用することもできる。

また、上記の実施形態では、照明用の広帯域光を発生する光源としてキセノンランプ等の白色光源が使用されるが、使用する各光学フィルタの通過帯域全域に亘って十分な光量を有する非白色の広帯域光を発生する光源を使用することもできる。

また、上記の実施形態は、本発明をデジタルカメラの一形態である電子内視鏡装置に適用した例であるが、他の種類のデジタルカメラ（例えば、デジタル一眼レフカメラやデジタルビデオカメラ）を使用したシステムに本発明を適用することもできる。例えば、本発明をデジタルスチルカメラに適用すると、体表組織の観察や開頭手術時の脳組織の観察（例えば、脳血流量の迅速検査）を行うことができる。

１ 内視鏡装置
１００ 電子スコープ
１１０ 固体撮像素子
１１３ 入力レンジ設定部
１１４ 復元部
２００ プロセッサ
２２０ 画像処理回路
４００ 光源部
５００ モニタ

Claims (17)

1. 撮像素子と、
   前記撮像素子が生成した撮像信号を処理する処理手段と、
   を備え、
   前記撮像素子が、
   赤色の光に感受性を有する複数のＲ画素と、
   緑色の光に感受性を有する、それぞれ複数の第１及び第２のＧ画素と、
   青色の光に感受性を有する複数のＢ画素と、を備え、
   前記処理手段が、
   前記複数の第１のＧ画素により生成されたアナログ撮像信号Ｇ１を処理してデジタル撮像信号Ｇ１を生成する第１初期処理手段と、
   前記複数の第２のＧ画素により生成されたアナログ撮像信号Ｇ２を処理してデジタル撮像信号Ｇ２を生成する第２初期処理手段と、を備え、
   前記第１初期処理手段が
   前記アナログ撮像信号Ｇ１をデジタル信号Ｇ１＿ｄｉｆに変換する第１デジタル変換手段と、
   前記デジタル撮像信号Ｇ２に基づいて前記第１デジタル変換手段の入力レンジの設定値を生成する入力レンジ設定手段と、を備えた、
   撮像装置。
2. 前記入力レンジ設定手段が、前記アナログ撮像信号Ｇ２の信号レベルの変動範囲に合わせて前記第１デジタル変換手段の入力レンジを設定する、
   請求項１に記載の撮像装置。
3. 前記入力レンジ設定手段が、
   前記デジタル撮像信号Ｇ２の統計値を計算する統計処理手段と、
   前記統計値に基づいて、前記第１デジタル変換手段の入力レンジの下限値を定める入力オフセット量ＯＦを計算する入力オフセット量計算手段と、
   前記統計値に基づいて、前記第１デジタル変換手段の入力レンジの幅を定める入力スパンＳＰを計算する入力スパン計算手段と、を備えた、
   請求項２に記載の撮像装置。
4. 前記統計処理手段が、
   前記デジタル撮像信号Ｇ２の平均値ＡＶＧ及び標準偏差ＳＤを計算し、
   前記入力オフセット量計算手段が、
   前記平均値ＡＶＧに基づいて前記入力オフセット量ＯＦを計算し、
   前記入力スパン計算手段が、
   前記標準偏差ＳＤに基づいて前記入力スパンＳＰを計算する、
   請求項３に記載の撮像装置。
5. 前記入力オフセット量計算手段が、数式１により前記入力オフセット量ＯＦを計算する、
   但し、Ｋは定数である、
   請求項４に記載の撮像装置。
6. 前記入力スパン計算手段が、数式２により前記入力スパンＳＰを計算する、
   但し、Ｋは定数である、
   請求項４又は請求項５に記載の撮像装置。
7. 前記処理手段が、
   前記第１初期処理手段が生成するデジタル信号Ｇ１＿ｄｉｆと、前記入力オフセット量ＯＦと、前記入力スパンＳＰとに基づいて、絶対値の情報を含む前記デジタル撮像信号Ｇ１を生成する復元手段を更に備える、
   請求項３から請求項６のいずれか一項に記載の撮像装置。
8. 前記復元手段が、数式３により前記デジタル撮像信号Ｇ１を計算する、
   但し、ＦＳＰは、所定値である、
   請求項７に記載の撮像装置。
9. 前記第２初期処理手段が、前記アナログ撮像信号Ｇ２を前記デジタル撮像信号Ｇ２に変換する第２デジタル変換手段を備え、
   前記ＦＳＰが、前記第２デジタル変換手段の入力レンジの幅を定める入力スパンである、
   請求項８に記載の撮像装置。
10. 前記第１のＧ画素が、前記Ｒ画素が配列されたライン上に配置されたＧｒ画素であり、
    前記第２のＧ画素が、前記Ｂ画素が配列されたライン上に配置されたＧｂ画素である、
    請求項１から請求項９のいずれか一項に記載の撮像装置。
11. 前記処理手段が、
    前記デジタル撮像信号Ｇ１に基づいて、被写体である生体組織に含まれる第１及び第２生体物質のモル濃度比を示す指標Ｘを計算する指標計算手段を更に備え、
    前記撮像装置が、
    前記第１及び前記第２生体物質が吸収を有する第１照明波長域の光と、前記第１照明波長域内にある第２照明波長域の光と、を切り替えて発生する光源装置を更に備え、
    前記指標計算手段が、
    前記第１照明波長域の光の照明下で前記生体組織を撮像して得た第１デジタル撮像信号Ｇ_Iと、前記第２照明波長域の光の照明下で前記生体組織を撮像して得た第２デジタル撮像信号Ｇ_IIと、に基づいて前記指標Ｘを計算する、
    請求項１から請求項１０のいずれか一項に記載の撮像装置。
12. 前記第１照明波長域が前記第１及び前記第２生体物質の両方の吸収ピーク波長を含み、
    前記第２照明波長域が前記第１及び前記第２生体物質のいずれか一方の吸収ピーク波長を含む、
    請求項１１に記載の撮像装置。
13. 前記第１照明波長域が、
    前記第２照明波長域の短波長側に隣接し、前記第１及び前記第２生体物質の他方の生体物質の吸収ピーク波長を含む波長域と、
    前記第２照明波長域の長波長側に隣接し、前記他方の生体物質の吸収ピーク波長を含む波長域と、を含む、
    請求項１２に記載の撮像装置。
14. 前記光源装置が、
    広帯域光を発生する光源と、
    前記広帯域光から前記第１照明波長域の光を選択的に取り出す第１光学フィルタと、
    前記広帯域光から前記第２照明波長域の光を選択的に取り出す第２光学フィルタと、を備えた、
    請求項１１から請求項１３のいずれか一項に記載の撮像装置。
15. 前記指標計算手段が、
    前記第１撮像信号Ｇ_Iに基づいて前記第１照明波長域における前記生体組織の吸収Ａ_Iを計算し、
    前記第２撮像信号Ｇ_IIに基づいて前記第２照明波長域における前記生体組織の吸収Ａ_IIを計算し、
    前記吸収Ａ_I及び前記吸収Ａ_IIに基づいて前記指標Ｘを計算する、
    請求項１１から請求項１４のいずれか一項に記載の撮像装置。
16. 前記指標計算手段が、
    数式４及び数式５のいずれかにより前記吸収Ａ_Iを計算し、
    数式６及び数式７のいずれかにより前記吸収Ａ_IIを計算する、
    請求項１５に記載の撮像装置。
17. 前記指標計算手段が、
    数式８及び数式９のいずれかにより指標Ｘを計算する、
    請求項１５又は請求項１６に記載の撮像装置。