JP2018051065A - 内視鏡システム、プロセッサ装置、及び内視鏡システムの作動方法 - Google Patents

Abstract

【課題】観察対象の散乱特性によらず、観察対象の組織内における血管の深さを正確に指標化する内視鏡システム、プロセッサ装置、及び内視鏡システムの作動方法を提供する。【解決手段】血管深さ特徴量算出部７２は血管深さ特徴量Ｚを算出する。散乱特性特徴量算出部７４は、血管深さ特徴量を含まず、且つ観察対象における散乱特性を反映する散乱特性特徴量Ｗを算出する。特徴量補正部７６は、散乱特性特徴量Ｗによって血管深さ特徴量Ｚを補正して補正血管深さ特徴量Ｚａを得る。表示部１８は、補正血管深さ特徴量Ｚａに基づいて血管深さ画像を表示する。【選択図】図７

Description

本発明は、観察対象の組織内における血管の深さを指標化する内視鏡システム、プロセッサ装置、及び内視鏡システムの作動方法に関する。

医療分野においては、光源装置、内視鏡システム、及びプロセッサ装置を備える内視鏡システムを用いた診断が広く行われている。内視鏡システムを用いる医療診断においては、内視鏡の挿入部を被検体内に挿入し、その先端部から観察対象に照明光を照射する。そして、照明光で照射中の観察対象を先端部の撮像センサで撮像し、得られた画像信号を用いて観察対象の画像を生成してモニタに表示する。

また、近年では、表層血管や極表層血管など組織内における深さが異なる血管パターンに着目して、病変部を診断することが行われている。特許文献１では、互いに散乱係数が異なる２波長の照明光で観察対象を照明し、それら２波長の照明光から得られる２波長分の画像に基づいて、深さが異なる血管をそれぞれ異なる色調で表示することが行われている。

特開２０１６−６７７７５号公報

特許文献１では、２波長の照明光における散乱係数の違いを利用して、組織内における血管の深さを指標化した血管深さ特徴量（特許文献１では「演算画像信号」に相当）を算出している。しかしながら、観察対象における光の散乱特性が様々な要因により変化すると、その変化した散乱特性に応じて、血管深さ特徴量も変化することになる。このように血管深さ特徴量が変化すると、同じ深さの血管であっても異なる色調で表示されることがあった。

本発明は、観察対象の散乱特性によらず、観察対象の組織内における血管の深さを正確に指標化する内視鏡システム、プロセッサ装置、及び内視鏡システム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、血管深さ特徴量を算出する血管深さ特徴量算出部と、血管深さ特徴量を含まず、且つ観察対象における散乱特性を反映する散乱特性特徴量を算出する散乱特性特徴量算出部と、散乱特性特徴量によって血管深さ特徴量を補正して補正血管深さ特徴量を得る特徴量補正部と、補正血管深さ特徴量に基づいて血管深さ画像を表示する表示部と、を備える。

互いに異なる波長情報を有する第１画像、第２画像、第３画像を取得する画像取得部を有し、血管深さ特徴量算出部は、第１画像と第２画像に基づく演算を行うことにより、血管深さ特徴量を算出し、散乱特性特徴量算出部は、第２画像と第３画像に基づく演算を行うことにより、散乱特性特徴量を算出することが好ましい。第１画像の波長帯域における観察対象の散乱係数は、第２画像の波長帯域における観察対象の散乱係数と異なっていることが好ましい。血管深さ特徴量は、第１画像と第２画像間の比、又は、第１画像と第２画像間の差分であることが好ましい。

散乱特性特徴量算出部は、第２画像と第３画像に基づいて、４３０〜５２０ｎｍの第１特定波長域の波長情報を含む特定画像を生成し、特定画像に基づいて、散乱特性特徴量を算出することが好ましい。第２画像は第１特定波長域よりも短波長の波長情報を有し、第３画像は第１特定波長域よりも長波長の波長情報を有することが好ましい。観察対象に向けて、少なくとも青色光及び緑色光を発する光源を有し、第２画像は青色光に対応する波長情報を含み、第３画像は緑色光に対応する波長情報を含んでいることが好ましい。

散乱特性特徴量算出部は、第２画像と第３画像に基づいて、４８０〜５２０ｎｍの第２特定波長域の波長情報を含む特定画像を生成し、特定画像に基づいて、散乱特性特徴量を算出することが好ましい。観察対象に向けて、少なくとも緑色光を発する光源を有し、第２画像には、緑色光のうち第２特定波長域の光に対応する波長情報が含まれ、第３画像は緑色光に対応する波長情報を含んでいることが好ましい。散乱特性特徴量には、酸素飽和度の特徴量が含まれないことが好ましい。

特徴量補正部は、血管深さ特徴量から、散乱特性特徴量に一定の係数を掛けて得られる補正値を減算する補正を行うことにより、補正血管深さ特徴量を得ることが好ましい。補正血管深さ特徴量を低解像度化する低解像度化処理部と、第１画像又は第２画像のいずれかを輝度チャンネルＹに割り当て、低解像度化した補正血管深さ画像を色差チャンネルＣｒ、Ｃｂに割り当てて、血管深さ画像を生成する画像生成部を備えることが好ましい。

本発明の内視鏡システムは、互いに異なる波長情報を有する第１画像、第２画像、第３画像を取得する画像取得部と、第１画像と第２画像に基づく演算を行うことにより、血管深さ特徴量を算出する血管深さ特徴量算出部と、血管深さ特徴量を含まず、且つ観察対象における散乱特性を反映する散乱特性特徴量を算出する散乱特性特徴量算出部であって、第２画像と前記第３画像に基づく演算を行うことにより、散乱特性特徴量を算出する散乱特性特徴量算出部と、血管深さ特徴量から、散乱特性特徴量に一定の係数を掛けて得られる補正値を減算する補正を行うことにより、補正血管深さ特徴量を得る特徴量補正部と、補正血管深さ特徴量を低解像度化する低解像度化処理部と、第１画像又は第２画像のいずれかを輝度チャンネルＹに割り当て、低解像度化した補正血管深さ画像を色差チャンネルＣｒ、Ｃｂに割り当てて、血管深さ画像を生成する画像生成部と、血管深さ画像を表示する表示部とを備える。

本発明のプロセッサ装置は、血管深さ特徴量を算出する血管深さ特徴量算出部と、血管深さ特徴量を含まず、且つ観察対象における散乱特性を反映する散乱特性特徴量を算出する散乱特性特徴量算出部と、散乱特性特徴量によって血管深さ特徴量を補正して補正血管深さ特徴量を得る特徴量補正部と、を備える。

本発明の内視鏡システムの作動方法は、血管深さ特徴量算出部が血管深さ特徴量を算出するステップと、散乱特性特徴量算出部が、血管深さ特徴量を含まず、且つ観察対象における散乱特性を反映する散乱特性特徴量を算出するステップと、特徴量補正部が、散乱特性特徴量によって血管深さ特徴量を補正して補正血管深さ特徴量を得るステップと、表示部が、補正血管深さ特徴量に基づいて血管深さ画像を表示するステップと、を有する。

本発明によれば、観察対象の散乱特性によらず、観察対象の組織内における血管の深さを正確に指標化することができる。

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、及び赤色光Ｒの分光スペクトルを示すグラフである。 第１実施形態で行う第１発光パターン及び第２発光パターンを示す説明図である。 散乱係数と波長との関係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。 特殊画像処理部の機能を示すブロック図である。 血管深さ特徴量Ｚと血管深さとの関係を示すグラフである。 血管の深さと血管のコントラストの関係を模式的に表すグラフである。 血管深さ画像の生成方法を示す説明図である。 特殊観察モード時のフローチャートである。 血管深さ画像の模式図である。 図１０とは異なる血管深さ画像の生成方法を示す説明図である。 特殊画像処理部と位置合わせ処理部の連携関係を示すブロック図である。 第２実施形態で行う第１発光パターン及び第２発光パターンを示す説明図である。 第３実施形態で行うで行う第１発光パターン及び第２発光パターンを示す説明図である。 第４実施形態の光源を示すブロック図である。 回転フィルタを示す概略図である。 第５実施形態のカプセル内視鏡を示す概略図である。

［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１３ａ、ズーム操作部１３ｂ、静止画取得指示部（図示しない）等が設けられている。モード切り替えスイッチ１３ａ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特殊観察モードとを有している。通常観察モードは、照明光に白色光を用いて観察対象を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。特殊観察モードでは、観察対象を撮像して得た画像信号を用いて、異なる深さの血管をそれぞれ異なる色調で表示する画像（以下、血管深さ画像という）を生成して表示する。

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、観察対象の画像や、観察対象の画像に付帯する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）を接続しても良い。

図２に示すように、光源装置１４は、光源２０と、光源２０を制御する光源制御部２２と、を備えている。光源２０は、複数の半導体光源を有し、これらをそれぞれ点灯または消灯し、点灯する場合には各半導体光源の発光量を制御することにより、観察対象に照射する照明光を発生する。第１実施形態では、光源２０は、Ｖ−ＬＥＤ（Violet Light Emitting Diode）２３ａ、Ｂ−ＬＥＤ（Blue Light Emitting Diode）２３ｂ、Ｇ−ＬＥＤ（Green Light Emitting Diode）２３ｃ、及びＲ−ＬＥＤ（Red Light Emitting Diode）２３ｄの四色のＬＥＤに加えて、Ｂ−ＬＥＤ２３ｂの光出射部に設けられた波長カットフィルタ２４を有する。なお、ＬＥＤに代えて、ＬＤ（Laser Diode）を用いてもよい。

図３に示すように、Ｖ−ＬＥＤ２３ａは、中心波長４０５ｎｍ、波長帯域３８０〜４２０ｎｍの紫色光Ｖを発光する紫色半導体光源である。Ｂ−ＬＥＤ２３ｂは、中心波長４４５ｎｍ、波長帯域４２０〜５００ｎｍの青色光Ｂａを発する青色半導体光源である。Ｂ−ＬＥＤ２３ｂから出射した青色光Ｂａのうち少なくともピーク波長の４５０ｎｍよりも長波長側は、波長カットフィルタ２４によりカットされる。これにより、波長カットフィルタ２４を透過した後の青色光Ｂは、４２０〜４６０nmの波長範囲になる。このように、４６０ｎｍよりも長波長側の波長域の光をカットしているのは、この４６０ｎｍよりも長波長側の波長域の光は、血管コントラストを低下させる要因であるためである。なお、波長カットフィルタ２４は、４６０ｎｍよりも長波長側の波長域の光をカットする代わりに、４６０ｎｍよりも長波長側の波長域の光を減光させてもよい。

Ｇ−ＬＥＤ２３ｃは、波長帯域が４８０〜６００ｎｍに及ぶ緑色光Ｇを発する緑色半導体光源である。Ｒ−ＬＥＤ２３ｄは、中心波長６２０〜６３０ｎｍで、波長帯域が６００〜６５０ｎｍに及び赤色光Ｒを発光する赤色半導体光源である。なお、Ｖ−ＬＥＤ２３ａとＢ−ＬＥＤ２３ｂの中心波長は±５ｎｍから±１０ｎｍ程度の幅を有する。また、各LED２３ａ〜２３ｄにおける中心波長とピーク波長は同じであってもよく、異なってもよい。

これらの各ＬＥＤ２３ａ〜２３ｄの点灯や消灯、点灯時の発光量等は、光源制御部２２が各々に独立した制御信号を入力するによって各々に制御することができる。通常観察モードの場合、光源制御部２２は、Ｖ−ＬＥＤ２３ａ、Ｂ−ＬＥＤ２３ｂ、Ｇ−ＬＥＤ２３ｃ、及びＲ−ＬＥＤ２３ｄを全て点灯させる。このため、通常観察モードでは、紫色光Ｖ、青色光Ｂ、緑色光Ｇ、及び赤色光Ｒを含む白色光が照明光として用いられる。

一方、特殊観察モードの場合、光源制御部２２は、Ｖ−ＬＥＤ２３ａだけを点灯し、Ｂ−ＬＥＤ２３ｂ等の他のＬＥＤを消灯する第１発光パターンと、Ｖ−ＬＥＤ２３ａを消灯し、Ｂ−ＬＥＤ２３ｂ、Ｇ−ＬＥＤ２３ｃ、Ｒ−ＬＥＤ２３ｄを点灯する第２発光パターンとで光源２０を制御する。すなわち、特殊観察モードでは、図４に示すように、第１発光パターンにおいて紫色光Ｖが観察対象に照射され、その後の第２発光パターンにおいて、青色光Ｂ、緑色光Ｇ、赤色光Ｒの混色光が観察対象に照射する。なお、第２発光パターンで照射される青色光Ｂは、波長カットフィルタ２４により、長波長側がカットされている。

なお、図５に示すように、紫色光Ｖの波長域に含まれる観察対象の散乱係数と、青色光Ｂの波長域に含まれる観察対象の散乱係数とは、それぞれ異なっており、また、他の波長域に含まれる観察対象の散乱係数よりも大きくなっている。観察対象の散乱係数は、観察対象への深達度、すなわち、その波長帯域で観察可能な血管の粘膜下の深さに関連する。したがって、紫色光Ｖ及び青色光Ｂの２つの照明光を用いることで、観察対象における血管の深さを取得することができる。ここで、散乱係数が異なるとは、第１照明光の散乱係数に対する第２照明光の散乱係数の比が０．８以下であることを言う。また、散乱係数が異なった場合の散乱係数の差は、７０（ｃｍ^-1）以上あると良い。

図２に示すように、各ＬＥＤ２３ａ〜２３ｄが発する各色の光は、ミラーやレンズ等で形成される光路結合部（図示しない）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を接続するコード）に内蔵されている。ライトガイド４１は、光源２０が発生した照明光を、内視鏡１２の先端部１２ｄまで伝搬する。

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、ライトガイド４１によって伝搬された照明光は照明レンズ４５を介して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。照明光を照射したことによる観察対象からの反射光、散乱光、及び蛍光等の各種の光は、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と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、照明光が照射された観察対象を撮像する原色（ＲＧＢ）のカラー撮像センサである。撮像センサ４８の各画素には、図６に示すＢ（青色）カラーフィルタ、Ｇ（緑色）カラーフィルタ、Ｒ（赤色）カラーフィルタのいずれかが各画素に設けられている。Ｂカラーフィルタは、３８０〜５２０ｎｍの分光透過率を有している。Ｇカラーフィルタは、４５０〜６３０ｎｍの分光透過率を有している。Ｒカラーフィルタは、５８０〜７６０ｎｍの分光透過率を有している。

撮像センサ４８は、Ｂカラーフィルタが設けられたＢ画素（青色画素）で受光し、緑色の光をＧカラーフィルタが設けられたＧ画素（緑色画素）で受光し、赤色の光をＲカラーフィルタが設けられたＲ画素（赤色画素）で受光する。そして、各色の画素から、ＲＧＢ各色の画像信号を出力する。通常観察モードにおいて観察対象に白色光が照明された場合には、撮像センサ４８は、白色光で照明された観察対象を撮像することにより、B画素からBc画像信号を出力し、G画素からGc画像信号を出力し、R画素からRc画像信号を出力する。

特殊観察モードでは、第１発光パターンで紫色光Ｖが観察対象に照明された場合に、撮像センサ４８は、紫色光Ｖが照明された観察対象を撮像することにより、B画素からB１画像信号を出力し、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。第１発光パターンで照明される紫色光Vは主としてB画素で受光されるため、B１画像信号（本発明の「第１画像」に対応する）に紫色光Vに対応する波長情報が含まれている。なお、波長情報とは、ある波長域の光を観察対象に照明し、撮像して得られる被写体情報のことをいい、例えば、ある波長域の光で観察可能であり、他の波長域の光では観察が困難となる血管像や腺管などの各種構造のことをいう。

また、第２発光パターンで青色光B、緑色光G、赤色光Rが観察対象に照明された場合に、撮像センサ４８は、それら青色光B、緑色光G、赤色光Rで照明された観察対象を撮像することにより、B画素からB２画像信号を出力し、G画素からG２画像信号を出力し、R画素からR２画像信号を出力する。B２画像信号（本発明の「第２画像」に対応する）には、主として青色光Bに対応する波長情報及び緑色光Gのうち４８０〜５６０ｎｍまでの光に対応する波長情報が含まれている。Ｇ２画像信号（本発明の「第３画像」に対応する）には、主として、青色光Ｂのうち４５０〜５００ｎｍまでの光に対応する波長情報及び緑色光Ｇに対応する波長情報が含まれている。Ｒ２画像信号には、主として、緑色光Ｇのうち５８０〜６００ｎｍの光に対応する波長情報及び赤色光Ｒに対応する波長情報が含まれている。

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、原色の撮像センサ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。

図２に示すように、ＣＤＳ／ＡＧＣ回路５１は、撮像センサ４８から得られるアナログの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５１を経た画像信号は、Ａ／Ｄ（Analog to Digital）コンバータ５２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、画像信号取得部５３と、ＤＳＰ（Digital Signal Processor）５６と、ノイズ除去部５８と、画像処理切替部６１と、通常画像処理部６６と、特殊画像処理部６７と、映像信号生成部６８と、を備えている。画像信号取得部５３（本発明の「画像取得部」に対応する）は、ＣＤＳ／ＡＧＣ回路５１及びＡ／Ｄコンバータ５２を介して、撮像センサ４８からデジタルの画像信号を取得する。

ＤＳＰ５６は、取得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。ガンマ変換処理後の画像信号には、デモザイク処理（等方化処理、または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ノイズを除去する。ノイズが除去された画像信号は、画像処理切替部６１に送信される。

画像処理切替部６１は、通常観察モードにセットされている場合、受信した画像信号を通常画像処理部６６に送信し、特殊観察モードにセットされている場合には、受信した画像信号を特殊画像処理部６７に送信する。

通常画像処理部６６は、通常観察モードに設定されている場合に作動し、受信した画像信号に対して、色変換処理、色彩強調処理、及び構造強調処理を行い、通常画像信号を生成する。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（Look Up Table）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通常画像信号を用いたカラー画像が通常画像である。

特殊画像処理部６７は、特殊観察モードに設定されている場合に作動する。特殊画像処理部６７では、血管の深さに関する血管深さ特徴量を算出するとともに、観察対象における散乱特性を反映する散乱特性特徴量Ｗによって影響を受ける血管深さ特徴を補正する。特殊画像処理部６７と画像処理切替部６１との間には、位置合わせ処理部６２及び明るさ補正処理部６３が設けられており、これら位置合わせ処理部６２及び明るさ補正処理部６３において、血管深さ特徴量の算出に用いるＢ１画像信号とＢ２画像信号の位置合わせ処理及び明るさ補正処理が行われる。

位置合わせ処理部６２は、順次取得されたＢ１画像信号が表す観察対象とＢ２画像信号が表す観察対象との位置合わせ処理を行う。位置合わせ処理部６２は、Ｂ１画像信号、または、Ｂ２画像信号のうち少なくとも一方を補正する。

明るさ補正処理部６３は、位置合わせ処理部６２によって位置合わせされたＢ１画像信号及びＢ２画像信号の明るさが特定比になるように、Ｂ１画像信号、または、Ｂ２画像信号のうち少なくとも一方の明るさを補正する。具体的には、第１発光パターンの紫色光Ｖと第２発光パターンの青色光Ｂの光量比は既知なので、これらの光量比を用いて、それぞれ同等の光量の紫色光Ｖ及び青色光Ｂを観察対象に照射して得る場合の明るさになるように、Ｂ１画像信号の明るさを、Ｂ２画像信号の明るさに一致させるように明るさ補正用のゲイン補正をする。

例えば、明るさ補正処理部６３は、Ｂ１画像信号の全画素の画素値の平均値を算出することにより、Ｂ１画像信号が表す観察対象の粘膜の明るさを算出し、かつ、Ｂ２画像信号の全画素の画素値の平均値を算出することにより、Ｂ２画像信号が表す観察対象の粘膜の明るさを算出する。そして、Ｂ１画像信号が表す観察対象の粘膜の明るさと、Ｂ２画像信号が表す観察対象の粘膜の明るさを一致させるゲインを算出し、算出したゲインを用いてＢ１画像信号の明るさを補正する。

図７に示すように、特殊画像処理部６７は、血管深さ特徴量算出部７２と、散乱特性特徴量算出部７４と、特徴量補正部７６と、低解像度化処理部７７と、画像生成部７８とを備える。

血管深さ特徴量算出部７２は、位置合わせ処理及び明るさ補正処理が施されたＢ１画像信号とＢ２画像信号とを用いて演算をし、観察対象における血管深さを指標値化した血管深さ特徴量を算出する。血管深さとは、粘膜表面から特定の位置にある血管までの深さ方向の距離を表している。この血管深さ特徴量算出部７２では、観察組織のうち極浅い層に位置する血管の深さ、例えば、粘膜表面から２００μｍ以下の血管深さの算出が可能である。

血管深さ特徴量算出部７２では、具体的には、Ｂ１画像信号とＢ２画像信号の差または比を算出する。本実施形態では、血管深さ特徴量算出部７２は、Ｂ１画像信号及びＢ２画像信号を対数変換し、対数変換後のＢ１画像信号とＢ２画像信号の差、より具体的にはＢ１画像信号からＢ２画像信号を減算した血管深さ特徴量Ｚ（＝ｌn（B１／B２））を生成する。Ｂ１画像信号とＢ２画像信号を対数変換せずにそのまま用いる場合には、Ｂ１画像信号とＢ２画像信号の比を画素毎に演算することにより、血管深さ特徴量Ｚを生成する。

なお、対数変換する理由としては、Ｂ１画像信号及びＢ２画像信号は、各画素が受光量に比例する画素値を有するが、対数変換をすると、濃度に比例する画素値を有することになるので、各画像信号を得たときの照明光の照度によらず、安定した演算結果を得ることができる。

血管深さ特徴量については、例えば、対数変換後のＢ１画像信号からＢ２画像信号を減算すれば、特に粘膜下の浅い位置Ａｓにある極表層血管を表す画素の血管深さ特徴量Zは、小さい値になる。逆に、極表層血管よりも深い位置Ａｄにある表層血管を表す画素の血管深さ特徴量Zは、大きい値になる。このように血管深さの違いによって、血管深さ特徴量の値が変わるため、血管深さ特徴量Zは、血管深さを表す指標として用いることが可能である。

ここで、縦軸を血管深さ特徴量Zとし、横軸を血管深さとした二次元空間で表した場合には、図８に示すように、血管の中でも極表層血管のような浅い位置にある血管の血管特徴量Zは、特異的に小さく、血管深さがある一定以上になると、血管深さに合わせて徐々に血管深さ特徴量Zの値が大きくなる。一方、血管深さと血管深さ特徴量との関係を表す特性曲線Caについては、観察対象における光の散乱が強くなると、縦軸プラス方向（X方向）にシフトする。このＸ方向へのシフト量は、光の散乱強度が大きくなる程、大きくなる。そのため、観察対象における光の散乱の強弱によって、血管深さと血管深さ特徴量の関係が変わってしまうと、血管深さを正確に算出することが難しくなる。そこで、本発明では、観察対象の散乱特性を指標値化した散乱特性特徴量Ｗを算出し、この算出した散乱特性特徴量Ｗを用いて、観察対象の光散乱の影響が無くなるように、血管深さ特徴量Zを補正している。

なお、血管深さによって血管深さ特徴量が変わるのは、以下のような理由からである。例えば、図９に示すように、B１画像信号の取得に用いた紫色光Ｖと、B２画像信号の取得に用いた青色光Ｂは、これらを照明光として用いると、極表層血管や表層血管など深さＡｓ及び深さＡｄの全範囲の血管について、一定の血管コントラストを有するため、いずれの血管も観察可能である。ここで、血管コントラストとは、血管からの反射光量に対する周辺の粘膜からの反射光量の比をいう。

紫色光Ｖは青色光Ｂと比較して波長が短いので、観察対象への深達度が小さく、青色光Ｂに対して相対的に粘膜下の浅い位置Ａｓにある血管しか写し出せない代わりに、浅い位置Ａｓにある血管のコントラストは青色光Ｂを用いる場合よりも大きい。一方、青色光Ｂは紫色光Ｖと比較して波長が長いので、観察対象への深達度が大きく、紫色光Ｖに対して相対的に粘膜下の深い位置Ａｄにある血管まで写し出せる代わりに、浅い位置Ａｓにある血管のコントラストは紫色光Ｖを用いる場合よりも小さい。以上のような血管の深さの違いによる血管コントラストの違いを、紫色光Vから得られるB１画像信号と、青色光Bから得られるB２画像信号の差分で表したものが、血管深さ特徴量Ｚとなっている。

散乱特性特徴量算出部７４は、血管深さ特徴量算出部７２で算出した血管深さ特徴量Zの補正に用いる散乱特性特徴量Wを算出する。散乱特性特徴量Wは観察対象の散乱特性を反映した特徴量である。この散乱特性特徴量Ｗは、血管深さ特徴量Ｚを含んでいないため、血管深さによる影響を受けない。散乱特性特徴量Ｗは、さらに酸素飽和度の特徴量も含んでいないため、酸素飽和度による影響を受けない。このような散乱特性特徴量Wを取得するためには、散乱係数が比較的高い帯域の特定画像であって、且つ血管深さや酸素飽和度による血管コントラストの変化が少ない特定画像を少なくとも用いることが好ましい。具体的には、４３０〜５２０ｎｍの第１特定波長域の波長情報を含む特定画像を用いて、散乱特性特徴量Wを算出することが好ましい。

４３０〜５２０ｎｍの第１特定波長域は、散乱係数が他の帯域と比較的して高い波長域（図５参照）となっている。また、特定の波長域には、血管深さによる血管コントラストの変化が少ない４５０〜５００ｎｍの波長域も含まれている。更には、特定の波長域には、酸化ヘモグロビンＨｂＯ２の吸光係数と還元ヘモグロビンＨｂの吸光係数が等しくなる等吸収波長４５０ｎｍ、５００ｎｍが含まれている。

４３０〜５２０ｎｍの第１特定波長域の波長情報を含む画像信号は、Ｂ２画像信号とＧ２画像信号に相当する。しかしながら、Ｂ２画像信号及びＧ２画像信号のいずれも、それら画像信号の取得に用いた青色光Ｂ（波長カットフィルタ透過後の青色光Ｂ）及び緑色光Ｇのスペクトル分布に示すように（図３参照）、４６０〜５００ｎｍ付近の波長情報が他の帯域の波長情報と比較して少なくなっている。この４６０〜５００ｎｍ付近の波長情報の不足は、血管コントラストを向上させることになり、結果として、血管深さの分解能、即ち、血管深さ特徴量ＺがＢ２画像信号及びＧ２画像信号に含まれるようになる。

そこで、第１実施形態では、散乱特性特徴量算出部７４は、まず、下記（式１）に示すように、Ｂ２画像信号とＧ２画像信号に対して重み付け加算を行うことによって、４６０〜５００ｎｍ付近の波長情報を含む特定画像を生成する。
（式１）（ａ×Ｂ２＋（１−ａ）×Ｇ２）（＝特定画像）
ここで、（式１）の「ａ」は重み付け係数で、０＜ａ＜１の範囲である。（式１）の「Ｂ２」はＢ２画像信号の画素値を、「Ｇ２」はＧ２画像信号の画素値を表している。４６０〜５００ｎｍ付近の波長情報を確実に含むようにするためには、重み付け係数「ａ」を「０」又は「１」から離れた値とすることが好ましい。

そして、散乱特性特徴量算出部７４は、下記（式２）に示すように、特定画像をＧ２画像信号で除算した上で対数化することによって、散乱特性特徴量Wを求める。散乱特性特徴量Ｗは、実質的に短波長域の相対散乱強度を表したものであり、観察対象における光の散乱強度が大きくなる程、大きくなる。
（式２）ｌｎ（特定画像（ａ×Ｂ２＋（１−ａ）×Ｇ２）／Ｇ２）（＝散乱特性特徴量W）
なお、Ｇ２画像信号は、波長域を持つ緑色光Ｇから得られる画像信号であり、緑色光Gのスペクトル分布（図３参照）を考慮すると、血管深さや酸素飽和度による血管コントラストの変化が少ない画像信号となっている。

特徴量補正部７６は、散乱特性特徴量Wを用いて、血管深さ特徴量Zを補正することにより、補正血管深さ特徴量Zａを得る。具体的には、下記（式３）に示すように、血管深さ特徴量Ｚに対して、散乱特性特徴量Ｗに一定の係数ｂ（＞０）を掛けたものを、補正量として、減算する。
（式３）Ｚａ＝Ｚ−ｂ×Ｗ
上記したように、観察対象の散乱強度が大きくなる程、血管深さ特徴量Ｚの値が大きくなる。これに対して、特徴量補正部７６では、散乱特性特徴量Ｗが大きくなる程、血管深さ特徴量Ｚに対して減算する補正量が大きくなるようにしている。これにより、血管深さ特徴量Ｚから散乱特性の影響が排除されるため、補正後の補正血管深さ特徴量Ｚａは、観察対象の散乱強度によらず、血管深さを正確に表していることになる。

低解像度化処理部７７は、いわゆるローパスフィルタ（以下、ＬＰＦという）であり、特徴量補正部７６で補正した補正血管深さ特徴量Ｚａを低解像度化する。低解像度化処理部７７が補正血管深さ特徴量Ｚａに施す低解像度化処理の強度は、ＬＰＦのカットオフ周波数で定まる。ＬＰＦのカットオフ周波数は予め設定され、少なくとももとの補正血管深さ特徴量Ｚａの解像度よりは低解像度化する。

画像生成部７８は、特殊画像処理部６７が受信するＢ１画像信号またはＢ２画像信号のいずれかと、低解像度化された補正血管深さ特徴量Ｚａとを用いて、複数の出力チャンネルを有する画像を生成する。より具体的には、画像生成部７８は、輝度チャンネルＹ（第１チャンネル）と色差に関する二つの色差チャンネルＣｂ，Ｃｒ（第２チャンネル及び第３チャンネル）とを有する画像を生成する。

画像生成部７８は、Ｂ１画像信号またはＢ２画像信号のいずれかを輝度チャンネルＹに割り当て、低解像度化された補正血管深さ特徴量Ｚａを二つの色差チャンネルＣｂ，Ｃｒに割り当てることにより、血管の走行パターンに対して、その血管深さに応じた色で強調した血管深さ画像を生成する。本実施形態の場合、輝度チャンネルＹにＢ１画像信号を割り当てるのは、表層血管の中から極表層血管を選り分けて強調するからであり、図１０に示すように、Ｂ１画像信号とＢ２画像信号のうち、相対的に短波長帯域の光（紫色光Ｖ）に対応し、極表層血管のコントラストが高いＢ１画像信号を輝度チャンネルＹに割り当てる。そして、色差チャンネルＣｂ，Ｃｒには補正血管深さ特徴量Ｚａを割り当てる。また、補正血管深さ特徴量Ｚａを色差チャンネルＣｂ，Ｃｒに割り当てる際には、それぞれ係数αと係数βを乗じる。これは、表層血管等を強調観察する内視鏡システムが表示する画像と色味を揃えるためである。

具体的には、表層血管を強調観察する強調観察モードを有する従来の内視鏡システムでは、強調観察モードの場合に、狭帯域の青色光を照射して観察対象を撮像してＢ画像信号を取得し、かつ、狭帯域の緑色光を照射して観察対象を撮像してＧ画像信号を取得する。そして、Ｂ画像信号を表示用の画像のＢチャンネルとＧチャンネルに割り当て、Ｇ画像信号をＲチャンネルに割り当てることにより、粘膜下の深い位置にある中深層血管を緑色系（シアン系）の色にし、粘膜下の浅い位置にある表層血管を赤色系（マゼンタ系）の色にして強調表示する。ＩＴＵ−Ｒ．６０１では、ＲＧＢ各画像信号と輝度チャンネルＹ及び色差チャンネルＣｂ，Ｃｒの関係は、下記（式Ｋ），（式Ｌ），及び（式Ｍ）で表される。
（式Ｋ）Ｙ＝０．２９９Ｒ＋０．５８７Ｇ＋０．１１４Ｂ
（式Ｌ）Ｃｂ＝−０．１６９−０．３３１Ｇ＋０．５Ｇ
（式Ｍ）Ｃｒ＝０．５Ｒ−０．４１９Ｇ−０．０８１Ｂ

そして、色差チャンネルＣｂ，Ｃｒの（式Ｌ）及び（式Ｍ）において、ＲにＧを代入し、ＧにＢを代入すると、（式Ｐ）及び（式Ｑ）に示すように色差チャンネルＣｂ，Ｃｒを（Ｇ−Ｂ）で表すことができる。
（Ｐ）Ｃｂ＝−０．１６９Ｇ＋０．１６９Ｂ＝０．１６９（Ｇ−Ｂ）
（Ｑ）Ｃｒ＝０．５Ｇ−０．５Ｂ＝０．５（Ｇ−Ｂ）
本実施形態では、極表層血管を抽出及び表示するので、この（Ｇ−Ｂ）信号に代えて、補正血管深さ特徴量Ｚａを用いる。すなわち、係数α＝０．１６９を乗じて補正血管深さ特徴量Ｚａを色差信号Ｃｂに割り当て、係数β＝０．５を乗じて補正血管深さ特徴量Ｚａを色差信号Ｃｒに割り当てる。これにより、内視鏡システム１０では、従来の内視鏡システムとほぼ同配色の画像を表示する。但し、極表層血管と、比較的深い位置にある表層血管との色の違いを強調するために、設定等に応じて、上記係数α及び係数βにさらに係数を乗じる場合がある。

なお、輝度チャンネルＹ及び色差チャンネルＣｂ，ＣｒからＲＧＢの血管深さ画像を生成するには、ＩＴＵ−Ｒ．６０１の逆変換にしたがって、
（式Ｓ）Ｒ＝Ｙ＋１．４０２Ｃｒ
（式Ｔ）Ｇ＝Ｙ−０．３４４Ｃｂ−０．７１４Ｃｒ
（式Ｕ）Ｂ＝Ｙ＋１．７７２Ｃｂ
によって行う。

通常画像処理部６６が生成する通常画像、及び、特殊画像処理部６７が生成する血管深さ画像は、映像信号生成部６８に入力される。映像信号生成部６８は通常画像や血管深さ画像をモニタ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、通常画像や血管深さ画像を表示する。

次に、特殊観察モードにおける画像処理の一連の流れを図１１に沿って説明する。まず、光源２０が第１発光パターンにより紫色光Ｖを発生し、発生した紫色光Ｖを観察対象に照射する（Ｓ１１）。撮像センサ４８は、紫色光Ｖが照射された観察対象を撮像し（Ｓ１２）、画像信号取得部５３は、Ｂ１画像信号、Ｇ１画像信号、Ｒ１画像信号を取得する。

次に、光源２０が第２発光パターンにより青色光Ｂ、緑色光Ｇ、赤色光Ｇの混色光を発生し、発生した青色光Ｂ、緑色光Ｇ、赤色光の混色光を観察対象に照射する（Ｓ１３）。撮像センサ４８は青色光Ｂが照射された観察対象を撮像する（Ｓ１４）。そして、画像信号取得部５３は、Ｂ２画像信号、Ｇ２画像信号、Ｒ２画像信号を取得する。

上記のようにして得られたＢ１画像信号とＢ２画像信号は、位置合わせ処理部６２で位置合わせされ（Ｓ１５）、さらに明るさ補正処理部６３によって明るさ補正処理が施された後（Ｓ１６）、特殊画像処理部６７に入力される。特殊画像処理部６７では、血管深さ特徴量算出部７２が、Ｂ１画像信号とＢ２画像信号を用いて、血管深さ特徴量Ｚを算出する（Ｓ１７）。算出した血管深さ特徴量Ｚについては、観察対象の散乱強度が強い場合には、散乱特性による影響を受けて、実際の血管深さとは異なる値となっている。

続いて、散乱特性特徴量算出部７４が、Ｂ２画像信号とＧ２画像信号を用いて、散乱特性特徴量Ｗを算出する（Ｓ１８）。この散乱特性特徴量Ｗは、血管深さ特徴量Ｚから散乱特性の影響を排除するための補正に用いられ、血管深さ特徴量又は酸素飽和度の特徴量を含んでいない。そして、特徴量補正部７６は、散乱特性特徴量Ｗを用いて、血管深さ特徴量Ｚを補正する（Ｓ１９）。これにより、観察対象の散乱特性の影響が排除され、血管深さを正確に表した補正血管深さ特徴量Ｚａが得られる。

補正血管深さ特徴量Ｚａが得られた後、さらに低解像度化処理部７７によって補正血管深さ特徴量Ｚａを低解像度化する（Ｓ２０）。その後、画像生成部７８によって、Ｂ１画像信号を輝度チャンネルＹに割り当て、低解像度化された補正血管深さ特徴量Ｚａを色差チャンネルＣｒ，Ｃｂを割り当てることにより、血管深さ画像を生成する。生成された血管深さ画像は、モニタ１８に表示される（Ｓ２１）。

具体的には、図１２に示すように、血管深さ画像９０では、極表層血管９１がマゼンタ系に着色して表示され、極表層血管よりも深い位置有る表層血管９２はシアン系の色に着色して表示される。このため、血管深さ画像９０では、極表層血管９１と表層血管９２とを色で識別可能であり、極表層血管９１は表層血管９２よりも明るく表示されるため、極表層血管９１が観察しやすい状態で表示される。

なお、上記実施形態では、画像生成部７８は、Ｂ１画像信号とＢ２画像信号のうち相対的に極表層血管のコントラストが高いＢ１画像信号を輝度チャンネルＹに割り当て、かつ、補正血管深さ特徴量Ｚａを色差チャンネルＣｂ，Ｃｒに割り当てることで、極表層血管９１を選択的に強調する血管深さ画像を生成しているが、画像生成部７８は、比較的深い位置にある表層血管９２を強調した特定深さ血管画像を生成しても良い。

この場合、血管深さ特徴量算出部７２は、上記実施形態とは逆に、対数変換後のＢ１画像信号からＢ２画像信号を減算して血管深さ特徴量Ｚを生成する。この血管深さ特徴量Ｚについて、特徴量補正部７６で補正を行って、補正血管深さ特徴量Ｚａを得る。そして、画像生成部７８は、Ｂ２画像信号を輝度チャンネルＹに割り当て、かつ、補正血管深さ特徴量Ｚａを色差チャンネルＣｂ，Ｃｒに割り当てて、血管深さ画像を生成する。

画像生成部７８が、血管深さ画像を生成するときに、Ｂ１画像信号とＢ２画像信号のうちどちらを輝度チャンネルＹに割り当てるかを選択できるようにすることが好ましい。例えば、画像生成部７８の動作モードに、Ｂ１画像信号を輝度チャンネルＹに割り当てる第１モードと、Ｂ２画像信号を輝度チャンネルＹに割り当てる第２モードとを用意しておき、第１モードと第２モードうち選択されたモードで画像を生成するようにしておくことができる。

また、輝度チャンネルＹに割り当てる画像信号を選択可能にする場合には、画像生成部７８が輝度チャンネルＹに割り当てる画像信号を自動的に選択しても良い。例えば、Ｂ１画像信号とＢ２画像信号とを比較し、画像信号全体または指定された関心領域内のノイズが少ない方の画像信号を自動的に輝度チャンネルＹに自動的に割り当てても良いし、画像信号全体または指定された関心領域内のコントラストが高い方の画像信号を輝度チャンネルＹに自動的に割り当てても良い。

また、上記実施形態では、画像生成部７８は、Ｂ１画像信号を輝度チャンネルＹに割り当て、かつ、補正血管深さ特徴量Ｚａを色差チャンネルＣｂ，Ｃｒに割り当てて、ＹＣｂＣｒ形式の血管深さ画像を生成しているが、赤色の出力チャンネル（以下、Ｒチャンネルという）と緑色の出力チャンネル（以下、Ｇチャンネルという）と青色の出力チャンネル（以下、Ｂチャンネルという）を有するＲＧＢ形式の画像を生成しても良い。この場合、画像生成部７８は、図１３に示すように、輝度に最も寄与するＧチャンネル（第１チャンネル）にＢ１画像信号を割り当て、残りのＢチャンネル（第２チャンネル）及びＲチャンネル（第３チャンネル）に補正血管深さ特徴量Ｚａを割り当てる。

上記実施形態では、低解像度化処理部７７で用いるＬＰＦのカットオフ周波数は予め設定されているが、ＬＰＦのカットオフ周波数を可変にし、ＬＰＦのカットオフ周波数を動的に設定することが好ましい。例えば、図１４に示すように、低解像度化処理部７７に、位置合わせ処理部６２からＢ１画像信号とＢ２画像信号の位置合わせ精度が入力されるようにする。そして、低解像度化処理部７７は、Ｂ１画像信号とＢ２画像信号の位置合わせ精度に応じてＬＰＦのカットオフ周波数（低解像度化処理の強度）を変更する。

具体的には、Ｂ１画像信号とＢ２画像信号の位置合わせ精度が高いほど、ＬＰＦのカットオフ周波数を高周波数に設定して低解像度化処理の強度を小さくし、Ｂ１画像信号とＢ２の位置合わせ精度が低いほど、ＬＰＦのカットオフ周波数を低周波数に設定して低解像度化処理の強度を大きくすると良い。こうすると、低解像度化処理部７７による補正血管深さ特徴量Ｚａの低解像度化の程度が最適化され、特定深さの血管（例えば、極表層血管）を適切に強調表示することができる。

なお、血管深さ画像を静止画として表示または保存する場合、ＬＦＰのカットオフ周波数は、生成する血管深さ画像の解像度を基準として、少なくともナイキスト周波数の１／８以下の周波数を残す範囲内で設定することが好ましい。

上記変形例では、位置合わせ処理部６２の位置合わせ処理の精度に応じて、低解像度化処理部７７が低解像度化処理の強度を調節しているが、これとは逆に、低解像度化処理部７７が行う低解像度化処理の強度に応じて、位置合わせ処理部６２が位置合わせ処理の精度を調節しても良い。この場合、位置合わせ処理部６２は、ＬＰＦのカットオフ周波数が大きく、低解像度化処理の強度が小さく設定されているほど、Ｂ１画像信号とＢ２画像信号の位置合わせ精度を高く設定する。

位置合わせ処理部６２が行うＢ１画像信号とＢ２画像信号との位置合わせ処理の精度は可変にし、血管深さ画像の静止画を表示または保存する場合と、血管深さ画像の動画を表示する場合とで位置合わせ処理の精度を変えることが好ましい。例えば、モニタ１８に特定深さ血管画像で構成される動画を表示する場合には、位置合わせ処理部６２は、特定深さ血管画像の静止画をモニタ１８に表示する（あるいは保存する）場合よりも低い第１精度で、Ｂ１画像信号とＢ２画像信号との位置合わせをする。

これとは逆に、特定深さ血管画像の静止画をモニタ１８に表示する場合、位置合わせ処理部６２は、特定深さ血管画像の動画をモニタ１８に表示する場合よりも高い第２精度で、Ｂ１画像信号とＢ２画像信号の位置合わせをする。こうすると、動画表示時には、色ずれが目立たない範囲内で高速に血管深さ画像を生成することができ、かつ、色ずれが目立ちやすい静止画の取得時には、色ずれがない血管深さ画像を生成することができる。

また、位置合わせ処理部６２は、生成する血管深さ画像の大きさによって、Ｂ１画像信号とＢ２画像信号との位置合わせ精度を変更しても良い。例えば、生成する血管深さ画像が大きい場合には、僅かな位置ずれも目立つので、位置合わせ処理部６２は高精度にＢ１画像信号とＢ２画像信号の位置合わせをし、生成する血管深さ画像が小さい場合には、位置ずれは目立ち難いので、低精度でＢ１画像信号とＢ２画像信号の位置合わせをする。

これとは逆に、位置合わせ処理部６２は、生成する血管深さ画像が大きい場合に低精度でＢ１画像信号とＢ２画像信号の位置合わせをし、生成する血管深さ画像が小さい場合には高精度でＢ１画像信号とＢ２画像信号の位置合わせをしても良い。こうすると、プロセッサ装置１６の処理負担を最適化することができる。

上記のように、位置合わせ処理部６２が動画表示時と静止画取得時とで位置合わせ処理の精度を変更する場合や血管深さ画像の大きさに応じて位置合わせ精度を変更する場合に、低解像度化処理部７７は位置合わせ精度によってＬＰＦのカットオフ周波数を変更することが好ましい。例えば、動画表示時には、位置合わせ処理部６２はＢ１画像信号とＢ２画像信号の位置合わせ精度を低下させ、その代わりに、低解像度化処理部７７ではＬＰＦのカットオフ周波数を低周波数側にシフトさせると良い。

また、静止画取得時には、位置合わせ処理部６２は、Ｂ１画像信号とＢ２画像信号の位置合わせ精度を上げ、その代わりに、低解像度化処理部７７ではＬＦＰのカットオフ周波数を高周波側にシフトさせると良い。すなわち、動画表示時にはプロセッサ装置１６の処理負担が小さい低解像度化処理部７７のＬＰＦを優先し、静止画取得時には位置合わせ処理部６２による正確な位置合わせを優先すると良い。なお、位置合わせ処理部６２は、動画表示時にはＢ１画像信号とＢ２画像信号との位置合わせを行わず、静止画取得時にだけＢ１画像信号とＢ２画像信号との位置合わせを行っても良い。

上記実施形態では、低解像度化処理部７７は、ＬＰＦによって補正血管深さ特徴量Ｚａを低解像度化しているが、ＬＰＦの代わりに、補正血管深さ特徴量Ｚａを縮小し、その後元の大きさにまで拡大することでも低解像度化することができる。このように、補正血管深さ特徴量Ｚａを縮小及び拡大して低解像度化する場合、補正血管深さ特徴量Ｚａの縮小時には、エリアジングの少ない縮小方法を採用することが好ましい。例えば、面積平均法によって縮小した後、キュービックスプライン補間によって拡大して、補正血管深さ特徴量Ｚａを低解像度化することができる。

上記実施形態のように、極表層血管、表層血管のように組織表層に分布する血管に対して、血管深さによって区別して強調表示する場合には、使用する２波長の照明光の波長帯域は、紫色光Ｖや青色光Ｂのように、ともに波長５００ｎｍ以下の範囲内であることが好ましい。一方、組織中層や組織深層に分布する血管に対して、血管深さに応じて区別して強調表示をする場合には、使用する２波長の照明光の波長帯域は、ともに５００ｎｍ以上であることが好ましい。

［第２実施形態］
第１実施形態では、特殊観察モードにおいて、血管深さ特徴量Ｚの算出及び補正に必要な画像信号を得るために、第１発光パターンで紫色光Ｖを発光し、第２発光パターンで青色光Ｂ、緑色光Ｇ、赤色光Ｒの混色光を発光しているが、第２実施形態では、図１５に示すように、第１発光パターンでは第１実施形態と同様に紫色光Ｖを発光する一方で、第２発光パターンでは青色光Ｂを発光させず、緑色光Ｇ及び赤色光Ｒを発光させる。

したがって、第１発光パターンで紫色光Ｖを観察対象に照射して撮像することにより得られ画像信号のうちＢ１画像信号については、第１実施形態と同様、紫色光Ｖに対応する波長情報が含まれている。これに対して、第２発光パターンで緑色光Ｇ及び赤色光Ｒを観察対象に照射して撮像することにより得られる画像信号のうち、Ｂ２画像信号は緑色光Ｇの４８０〜５６０ｎｍの光に対応する波長情報のみを含むとともに、Ｇ２画像信号は緑色光Ｇの光に対応する波長情報のみを含んでいる。一方、Ｒ２画像信号については、第１実施形態と同様である。

以上のように、Ｂ２画像信号は、４８０〜５６０ｎｍの光に対応する波長情報のみ含まれるので、第１実施形態のように、青色光Ｂに対応する波長情報をも含むＢ２画像信号と比較して、表層血管の情報が少なくなっている。また、Ｂ２画像信号は、酸素飽和度の影響も受けにくくなっている。これは、Ｇ２画像信号についても、Ｂ２画像信号と同様、表層血管の情報が少なく、酸素飽和度の影響を受けにくくなっている。

第２実施形態では、第１実施形態と同様に、Ｂ１画像信号とＢ２画像信号とを用いて、血管深さ特徴量算出部７２によって、血管深さ特徴量Ｚを算出する。この血管深さ特徴量Ｚの算出に用いるＢ２画像信号には、上記したように、表層血管の情報が少ないため、血管深さ特徴量Ｚは、表層血管よりも浅い位置ある極表層血管の情報がほとんどである。そして、第１実施形態と同様、Ｂ２画像信号とＧ２画像信号とを用いて、散乱特性特徴量算出部７４により、散乱特性特徴量Ｗを算出する。散乱特性特徴量Ｗは、上記（式２）に示すように、Ｂ２画像信号とＧ２画像信号とを重み付け加算して得られる特定画像を、Ｇ２画像信号で除算することにより得られる。そして、特徴量補正部７６は、第１実施形態と同様の方法で、散乱特性特徴量Ｗを用いて、血管深さ特徴量Ｚを補正する。これにより、補正血管深さ特徴量Ｚａが得られる。

なお、散乱特性特徴量Ｗについては、上記したように、散乱係数が比較的高い帯域の波長情報を含み、且つ血管深さや酸素飽和度の特徴量による血管コントラストの変化を少なくするために、４８０〜５２０ｎｍの第２特定波長域の波長情報を含むことが好ましい。第２実施形態では、Ｂ２画像信号とＧ２画像信号との重み付け加算の際に、緑色光Ｇのうち４８０〜５２０ｎｍの第２特定波長域の光に対応する波長情報を含むＢ２画像信号の重み付けを大きくするために、重み付け係数「ａ」を「１」に近づけることが好ましい。

［第３実施形態］
第１実施形態では、Ｂ２画像信号とＧ２画像信号との重み付け加算により、散乱係数が比較的高い帯域の波長情報を含み、且つ血管深さや酸素飽和度による血管コントラストの変化が少ない４３０〜５２０ｎｍの特定波長域の特定画像を生成しているが、第３実施形態では、青色光Ｂと緑色光Ｂの間に波長域を持つ青緑色光Ｂｘを発光させることで、Ｂ２画像信号とＧ２画像信号の重み付け加算を行うことなく、特定画像を生成する。

第３実施形態では、図１６に示すように、第１発光パターンでは第１実施形態と同様に紫色光Ｖを発光する一方で、第２発光パターンでは、青色光Ｂ、緑色光Ｇ及び赤色光Ｒの混色光に加えて、中心波長４７０±１０ｎｍの青緑色光Ｂｘを発光させる。青緑色光Ｂｘについては、青色光Ｂと同様、ＬＥＤから発光してもよく、ＬＤ（Laser Diode）により発光してもよい。

したがって、第１発光パターンで紫色光Ｖを観察対象に照射して撮像することにより得られ画像信号のうちＢ１画像信号については、第１実施形態と同様、紫色光Ｖに対応する波長情報が含まれている。これに対して、第２発光パターンで、青色光Ｂ、青緑色光Ｂｘ、緑色光Ｇ及び赤色光Ｒを観察対象に照射して撮像することにより得られる画像信号のうち、Ｂ２画像信号は、青色光Ｂに対応する波長情報及び緑色光Ｇの４８０〜５６０ｎｍの光に対応する波長情報に加えて、青緑色光Ｂｘに対応する波長情報も含まれている。Ｇ２画像信号については、青色光Ｂのうち４５０〜５００ｎｍまでの光に対応する波長情報及び緑色光Ｇに対応する波長情報に加えて、青緑色光Ｂｘに対応する波長情報も含まれている。一方、Ｒ２画像信号については、第１実施形態と同様である。

そして、第３実施形態では、散乱特性特徴量算出部７４は、Ｂ２画像信号からなる特定画像をＧ２画像信号で除算することにより、散乱特性特徴量Ｗを算出する。なお、散乱特性特徴量Ｗの算出以外の血管深さ特徴量Ｚの算出及び補正については、第１実施形態と同様である。

［第４実施形態］
上記第１〜第３実施形態では、複数色の半導体光源を用いて発光を行っているが、第４実施形態では、キセノンランプなどの広帯域光源及び回転フィルタを用いて、複数色の発光を行う。第４実施形態では、図１７に示すように、光源２０には、広帯域光源１０１と回転フィルタ１０２とを備える。広帯域光源１０１は、キセノンランプ、ハロゲンランプ、白色ＬＥＤなどであり、青色帯域から赤色帯域に及ぶ白色の広帯域光を発生する。回転フィルタ１０２は、広帯域光源１０１が発する広帯域光の光路中に回転自在に配置され、広帯域光の波長帯域を制限してライトガイド４１に入射させる。

図１８に示すように、回転フィルタ１０２は、通常観察モード用フィルタ１１０と特殊観察モード用フィルタ１１１と有している。通常観察モード用フィルタ１１０は、赤色光Ｒを透過する赤色フィルタ（Ｒ）１１０ａと、緑色光Ｇを透過する緑色フィルタ（Ｇ）１１０ｂと、青色光Ｂを透過する青色フィルタ（Ｂ）１１０ｃとを有する。これらフィルタ１１０ａ〜１１０ｃを透過する赤色光Ｒ、緑色光Ｇ、青色光Ｂは、上記第１〜第３実施形態で示した赤色光Ｒ、緑色光Ｇ、青色光Ｂの波長帯域と同じであることが好ましい。

特殊観察モード用フィルタ１１１は、紫色光を透過する紫色フィルタ（Ｖ）１１１ａと、青色光を透過する青色フィルタ（Ｂ）１１１ｂと、緑色光Ｇを透過する緑色フィルタ（Ｇ）１１１ｃと、赤色光Ｒを透過する赤色フィルタ（Ｒ）１１１ｄとを有する。回転フィルタ１０２は、セットされたモードに応じて、通常観察モード用フィルタ１１０または特殊観察モード用フィルタ１１１を広帯域光の光路中に配置される。

また、回転フィルタ１０２は、セットされたモードに応じて、撮像センサ４８の撮像のフレームに同期して回転される。通常観察モードにセットされた場合には、回転フィルタ１０２の回転に同期して、赤色光Ｒ、緑色光Ｇ、青色光Ｂが順次照射され、各色の光が照射される毎に撮像が行われる。ここで、赤色光Ｒの照射時に得られる画像信号は、Ｒｃ画像信号に対応し、緑色光Ｇの照射時に得られる画像信号はＧｃ画像信号に対応し、青色光Ｂの照射時に得られる画像信号はＢｃ画像信号に対応する。

一方、特殊観察モードにセットされた場合には、回転フィルタ１０２の回転に同期して、紫色光Ｖ、青色光Ｂ、緑色光Ｇ、赤色光Ｒが順次照射され、各色の光が照射される毎に撮像が行われる。ここで、紫色光Ｖの照射時に得られる画像信号は、Ｂ１画像信号に対応している。青色光Ｂの照射時に得られる画像信号はＢ２画像信号に略対応し、緑色光Ｇの照射時に得られる画像信号はＧ２画像信号に略対応し、赤色光Ｒの照射時に得られる画像信号は、Ｒ２画像信号に略対応している。なお、第４実施形態では、撮像センサ４８として、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５実施形態］
なお、上記第１〜第４実施形態では、内視鏡１２を被検体内に挿入して、被検体内の照明及び撮像を行っているが、第５実施形態では、図１９に示すように、被験者が口から飲み込んで使用されるカプセル内視鏡２００を用いて、被検体内の照明及び撮像を行う。

カプセル内視鏡２００は、光源２０２と光源制御部２０３と、撮像センサ２０４と、信号処理部２０６と、送受信アンテナ２０８とを備えている。光源２０２は、上記各実施形態の光源２０と同様に構成される。光源制御部２０３は、光源制御部２２と同様にして光源２０２の駆動を制御する。この光源２０２の駆動に合わせて、撮像センサ２０４が観察対象の撮像を行う。撮像により得られた画像信号は、信号処理部２０６に送られる。

また、カプセル内視鏡２００は、送受信アンテナ２０８によって無線でカプセル内視鏡用プロセッサ装置（図示せず）と接続されている。カプセル内視鏡用プロセッサ装置は、カプセル内視鏡２００からの信号を受信する受信部（図示せず）を備えている以外は、プロセッサ装置１６とほぼ同様である。信号処理部２０６で受信した画像信号は、送受信アンテナ２０８を介してプロセッサ装置に送信される。

１０ 内視鏡システム
１２ 内視鏡
１２ａ 挿入部
１２ｂ 操作部
１２ｃ 湾曲部
１２ｄ 先端部
１２ｅ アングルノブ
１３ａ スイッチ
１３ｂ ズーム操作部
１４ 光源装置
１６ プロセッサ装置
１８ モニタ
１９ コンソール
２０ 光源
２２ 光源制御部
２３ａ Ｖ−ＬＥＤ
２３ｂ Ｂ−ＬＥＤ
２３ｃ Ｇ−ＬＥＤ
２３ｄ Ｒ−ＬＥＤ
２４ 波長カットフィルタ
３０ａ 照明光学系
３０ｂ 撮像光学系
４１ ライトガイド
４５ 照明レンズ
４６ 対物レンズ
４７ ズームレンズ
４８ 撮像センサ
５１ 回路
５２ Ａ／Ｄコンバータ
５３ 画像信号取得部
５６ ＤＳＰ
５８ ノイズ除去部
６１ 画像処理切替部
６２ 位置合わせ処理部
６３ 明るさ補正処理部
６６ 通常画像処理部
６７ 特殊画像処理部
６８ 映像信号生成部
７２ 特徴量算出部
７４ 散乱特性特徴量算出部
７６ 特徴量補正部
７７ 低解像度化処理部
７８ 画像生成部
９０ 血管深さ画像
９１ 極表層血管
９２ 表層血管
１０１ 広帯域光源
１０２ 回転フィルタ
１１０ 通常観察モード用フィルタ
１１０ａ 赤色フィルタ（Ｒ）
１１０ｂ 緑色フィルタ（Ｇ）
１１０ｃ 青色フィルタ（Ｂ）
１１１ 特殊観察モード用フィルタ
１１１ａ 紫色フィルタ（Ｖ）
１１１ｂ 青色フィルタ（Ｂ）
１１１ｃ 緑色フィルタ（Ｇ）
１１１ｄ 赤色フィルタ（Ｒ）
２００ カプセル内視鏡
２０２ 光源
２０３ 光源制御部
２０４ 撮像センサ
２０６ 信号処理部
２０８ 送受信アンテナ

Claims (15)

1. 血管深さ特徴量を算出する血管深さ特徴量算出部と、
   前記血管深さ特徴量を含まず、且つ観察対象における散乱特性を反映する散乱特性特徴量を算出する散乱特性特徴量算出部と、
   前記散乱特性特徴量によって前記血管深さ特徴量を補正して補正血管深さ特徴量を得る特徴量補正部と、
   前記補正血管深さ特徴量に基づいて血管深さ画像を表示する表示部と、
   を備える内視鏡システム。
2. 互いに異なる波長情報を有する第１画像、第２画像、第３画像を取得する画像取得部を有し、
   前記血管深さ特徴量算出部は、前記第１画像と前記第２画像に基づく演算を行うことにより、前記血管深さ特徴量を算出し、
   前記散乱特性特徴量算出部は、前記第２画像と前記第３画像に基づく演算を行うことにより、前記散乱特性特徴量を算出する請求項１記載の内視鏡システム。
3. 前記第１画像の波長帯域における前記観察対象の散乱係数は、前記第２画像の波長帯域における前記観察対象の散乱係数と異なっている請求項２記載の内視鏡システム。
4. 前記血管深さ特徴量は、前記第１画像と前記第２画像間の比、又は、前記第１画像と前記第２画像間の差分である請求項２または３記載の内視鏡システム。
5. 前記散乱特性特徴量算出部は、前記第２画像と前記第３画像に基づいて、４３０〜５２０ｎｍの第１特定波長域の波長情報を含む特定画像を生成し、前記特定画像に基づいて、前記散乱特性特徴量を算出する請求項２ないし４いずれか１項記載の内視鏡システム。
6. 前記第２画像は前記第１特定波長域よりも短波長の波長情報を有し、前記第３画像は前記第１特定波長域よりも長波長の波長情報を有する請求項５記載の内視鏡システム。
7. 前記観察対象に向けて、少なくとも青色光及び緑色光を発する光源を有し、
   前記第２画像は前記青色光に対応する波長情報を含み、前記第３画像は前記緑色光に対応する波長情報を含んでいる請求項５または６記載の内視鏡システム。
8. 前記散乱特性特徴量算出部は、前記第２画像と前記第３画像に基づいて、４８０〜５２０ｎｍの第２特定波長域の波長情報を含む特定画像を生成し、前記特定画像に基づいて、前記散乱特性特徴量を算出する請求項２ないし４いずれか１項記載の内視鏡システム。
9. 前記観察対象に向けて、少なくとも緑色光を発する光源を有し、
   前記第２画像には、前記緑色光のうち前記第２特定波長域の光に対応する波長情報が含まれ、前記第３画像は前記緑色光に対応する波長情報を含んでいる請求項８記載の内視鏡システム。
10. 前記散乱特性特徴量には、酸素飽和度の特徴量が含まれない請求項１ないし９いずれか１項記載の内視鏡システム。
11. 前記特徴量補正部は、前記血管深さ特徴量から、前記散乱特性特徴量に一定の係数を掛けて得られる補正値を減算する補正を行うことにより、前記補正血管深さ特徴量を得る請求項１ないし１０いずれか１項記載の内視鏡システム。
12. 補正血管深さ特徴量を低解像度化する低解像度化処理部と、
    前記第１画像又は前記第２画像のいずれかを輝度チャンネルＹに割り当て、低解像度化した補正血管深さ画像を色差チャンネルＣｒ、Ｃｂに割り当てて、前記血管深さ画像を生成する画像生成部を備える請求項２ないし９いずれか１項記載の内視鏡システム。
13. 互いに異なる波長情報を有する第１画像、第２画像、第３画像を取得する画像取得部と、
    前記第１画像と前記第２画像に基づく演算を行うことにより、血管深さ特徴量を算出する血管深さ特徴量算出部と、
    前記血管深さ特徴量を含まず、且つ観察対象における散乱特性を反映する散乱特性特徴量を算出する散乱特性特徴量算出部であって、前記第２画像と前記第３画像に基づく演算を行うことにより、前記散乱特性特徴量を算出する散乱特性特徴量算出部と、
    前記血管深さ特徴量から、前記散乱特性特徴量に一定の係数を掛けて得られる補正値を減算する補正を行うことにより、補正血管深さ特徴量を得る特徴量補正部と、
    補正血管深さ特徴量を低解像度化する低解像度化処理部と、
    前記第１画像又は前記第２画像のいずれかを輝度チャンネルＹに割り当て、低解像度化した補正血管深さ画像を色差チャンネルＣｒ、Ｃｂに割り当てて、血管深さ画像を生成する画像生成部と、
    前記血管深さ画像を表示する表示部とを備える内視鏡システム。
14. 血管深さ特徴量を算出する血管深さ特徴量算出部と、
    前記血管深さ特徴量を含まず、且つ観察対象における散乱特性を反映する散乱特性特徴量を算出する散乱特性特徴量算出部と、
    前記散乱特性特徴量によって前記血管深さ特徴量を補正して補正血管深さ特徴量を得る特徴量補正部と、
    を備えるプロセッサ装置。
15. 血管深さ特徴量算出部が血管深さ特徴量を算出するステップと、
    散乱特性特徴量算出部が、前記血管深さ特徴量を含まず、且つ観察対象における散乱特性を反映する散乱特性特徴量を算出するステップと、
    特徴量補正部が、前記散乱特性特徴量によって前記血管深さ特徴量を補正して補正血管深さ特徴量を得るステップと、
    表示部が、前記補正血管深さ特徴量に基づいて血管深さ画像を表示するステップと、
    を有する内視鏡システムの作動方法。

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