JP5331860B2 - 内視鏡システム及び光源装置 - Google Patents
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Description
本発明は、被検体内を観察するための内視鏡システム及び光源装置に関するものである。
近年の医療においては、内視鏡システムを用いた診断が広く行われている。内視鏡システムによる被検体内の観察としては、照明光として広帯域の白色光を用いる通常光観察の他、波長を狭帯域化した狭帯域光を用いて、被検体内の血管を強調表示等させる特殊光観察も行われるようになってきている。
また、血中ヘモグロビンの吸光スペクトルにおいて、酸化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンの吸光係数に差が生じ酸素飽和度によって吸光係数が変化する波長帯域が存在するという血管の吸光特性を利用して、画像信号から血中ヘモグロビンの酸素飽和度情報を取り出し、それを画像化することも行われている。特許文献１に記載の内視鏡システムでは、酸素飽和度によって吸光係数が変化する波長帯域を持つ測定光と、酸素飽和度によって吸光係数が変化しない（酸化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンの吸光係数が同じ）等吸収点の波長帯域を持つ参照光の２つの波長帯域の光を用い、それらの画像信号の差を求めることにより、酸素飽和度情報を取り出している。
そして、酸素飽和度の大小に応じて異なる色を割り当て、その割り当てた色に基づいて疑似カラーの酸素飽和度画像を生成し、モニタに表示している。このような酸素飽和度画像を用いることで、例えば、酸素飽和度が特異的に低くなる癌の発見が容易になるため、適切な診断が可能になる。
特許文献１において、測定光や参照光は、キセノンランプなどの白色光源が発光する白色光を光学フイルタで色分離して生成される。特許文献１の第１実施例においては、測定光の波長帯域として、特許文献１の第６図に示されるように、約６６０ｎｍ〜約７００ｎｍの近赤外領域の波長帯域が利用される。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の差が大きく、かつ、酸化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンの吸光スペクトルが交差する等吸収点が存在せずその波長帯域の全範囲において酸化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンのそれぞれの吸光係数の大小関係が逆転しない波長帯域である。白色光から特定の波長の光を色分離することは白色光の波長帯域を制限することに他ならないため光量不足が懸念されるが、近赤外領域における上記波長帯域は比較的広範囲に及ぶため、光量を十分に確保することができる。そのため、酸素飽和度の測定精度も上がり、画像の明るさも確保される。
また、参照光については、参照光の波長帯域を、等吸収点を挟んでその両脇（長波長側と短波長側）の領域まで広げることで光量を確保している（特許文献１の第８図及び８コラム３１行〜４９行）。等吸収点は単波長であり波長帯域が狭いが、等吸収点の両脇においては酸化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンの大小関係が逆転する。特許文献１においては、こうした特性を利用して、参照光の波長帯域を等吸収点の両脇の領域を含めるように広げることで、各領域の酸素飽和度の変化による吸光係数の差を相殺しつつ、参照光の光量を確保している。
特許文献１のように、酸素飽和度測定光として近赤外領域の波長帯域を利用すれば、酸化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンの吸光係数の大小関係が逆転しない領域が比較的広範囲に及ぶため、波長帯域を広げることにより光量を確保することができる。しかしながら、表層や中層に存在する血管の酸素飽和度情報の測定するためには、青色領域や緑色領域の測定光を利用する必要があるが、青色領域や緑色領域の場合には、近赤外領域の波長帯域を利用する場合のように波長帯域を広げて光量を確保することができないため、光量が不足するという問題があった。
理由は次のとおりである。粘膜表層から深層に向かう光の深達度は波長依存性があり、波長が短いほど深達度が低く、長いほど深達度が高い。そのため、表層や中層に存在する血管の酸素飽和度情報を得るためには青色領域や緑色領域の測定光を用いる必要がある。しかし、ヘモグロビンの吸光スペクトルは、青色領域や緑色領域において、近赤外領域と比較して等吸収点が多く存在するため、酸化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンの吸光係数の大小関係が逆転しない領域が狭い。そのため、青色領域や緑色領域においては、近赤外領域のように測定光の波長帯域を広くして光量を稼ぐことができないため、光量が不足するという問題が生じる。
特許文献１には、上述のとおり参照光について、波長帯域を広げることで光量不足を解消する対策が開示されているが、青色領域及び緑色領域の測定光について光量不足が生じるという課題及びその解決策については開示されていない。また、特許文献１の第２実施例においては、第１４図に示すように、白色光源に加えて、測定光用の光源として、波長帯域が狭い狭帯域光の大出力化が可能なレーザ光源などの半導体光源を利用することが開示されているが、半導体光源を利用する方法は、製造コストの増加や装置構成の複雑化を招くという問題がある。
本発明は、上記課題に鑑みてなされたものであり、その目的は、内視鏡システムにおいて、製造コストの増加や装置構成の複雑化を招くことなく、表層血管や中層血管に関する酸素飽和度について、測定精度の向上を図るとともに酸素飽和度を表す画像の明るさを向上することにある。
上記目的を達成するために、本発明の内視鏡システムは、被検体内に挿入される挿入部を有し、前記被検体内の観察部位を撮像する撮像素子を有する電子内視鏡と、前記電子内視鏡に撮像用の光を供給する光源装置であり、前記観察部位の通常観察画像を得るための照明光に利用される白色光を発する白色光源と、前記白色光の光路上に挿脱自在に配置され、前記白色光に含まれる一部の波長帯域の光を色分離して、前記観察部位に存在する血管の血中ヘモグロビンの酸素飽和度を測定するための酸素飽和度測定光を生成するバンドパスフイルタであり、酸化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンの吸光係数の大小関係が同じ波長帯域を有する複数の狭帯域光を透過する光学特性を持つバンドパスフイルタとを有する光源装置と、前記観察部位で反射した前記酸素飽和度測定光を受光した前記撮像素子が出力する撮像信号に基づいて、前記酸素飽和度を求める血液情報算出手段を有するプロセッサ装置とを備えていることを特徴とする。
前記複数の狭帯域光の波長帯域は、それぞれ６００ｎｍ以下であることが好ましい。前記複数の狭帯域光には、波長が４００ｎｍ台の青色領域の狭帯域光が少なくとも１つ含まれることが好ましい。前記複数の狭帯域光には、例えば、波長帯域が４７３ｎｍ±１０ｎｍの狭帯域光と、波長帯域が４１０±１０ｎｍの狭帯域光の２つの狭帯域光、あるいは、波長帯域が４４５ｎｍ±１０ｎｍの狭帯域光と、波長帯域が５５５±１０ｎｍの狭帯域光の２つの狭帯域光が含まれる。
前記プロセッサ装置は、前記酸素飽和度を画像化する画像生成手段を備えていることが好ましい。さらに、前記血液情報算出手段は、前記酸素飽和度測定光に対応して前記撮像素子が出力する第１撮像信号と、前記白色光から色分離して生成された赤色領域の波長帯域を有し前記観察部位に存在する血管の血液量を測定するための血液量測定光に対応して前記撮像素子が出力する第２撮像信号に基づいて、前記血液量及び前記酸素飽和度を算出し、前記画像生成手段は、前記酸素飽和度と前記血液量の両方の情報を画像化することが好ましい。
前記画像生成手段は、前記血液量及び酸素飽和度算出手段によって算出された前記血液量及び前記酸素飽和度に応じて色調が変化するカラーテーブルを用いて、前記血液量及び前記酸素飽和度の情報が反映された疑似カラー画像を生成することが好ましい。前記血液量測定光は、５９０ｎｍ〜７００ｎｍの波長帯域を有することが好ましい。
前記血液情報算出手段は、前記酸素飽和度と前記血液量の両方に依存性を有する前記第１撮像信号と、前記第１撮像信号と前記第２撮像信号を規格化するための参照信号の比である第１信号比と、前記血液量に依存性を有する前記第２撮像信号と、前記参照信号の比である第２信号比とを求める信号比算出手段と、前記酸素飽和度と前記第１信号比及び前記第２信号比との第１の相関関係と、前記血液量と前記第２信号比との第２の相関関係を記憶する相関関係記憶部とを有しており、前記第２相関関係を参照して前記第２信号比に対応する前記血液量を求めるとともに、前記第１相関関係を参照して前記前記第１信号比に対応する酸素飽和度を求めることが好ましい。
前記撮像素子は、例えば、単色の撮像信号を出力するモノクロ撮像素子であり、前記光源装置は、青色、緑色、赤色の三色、またはイエロー、マゼンタ、シアンの三色の透過領域を有し、三色の各透過領域を前記白色光の光路に選択的に挿入して、前記白色光を三色の光に色分離するフイルタを有しており、前記通常観察画像を得る通常観察モードにおいて、前記三色の光を順次前記電子内視鏡に供給する面順次式である。
前記撮像素子は、例えば、青色、緑色、赤色の三色、またはイエロー、マゼンタ、シアンの三色の画素を有し、各色の画素に対応した三色の画像信号を出力するカラー撮像素子であり、前記光源装置は、前記通常観察画像を得る通常観察モードにおいて、前記白色光を色分離せずに前記電子内視鏡に供給する同時式でもよい。
本発明の光源装置は、被検体内に挿入される挿入部を有し、前記被検体内の観察部位を撮像する撮像素子を有する電子内視鏡を有する電子内視鏡システムに用いられ、前記電子内視鏡に撮像用の光を供給する光源装置において、前記観察部位の通常観察画像を得るための照明光に利用される白色光を発する白色光源と、前記白色光の光路上に挿脱自在に配置され、前記白色光に含まれる一部の波長帯域の光を色分離して、前記観察部位に存在する血管の血中ヘモグロビンの酸素飽和度を測定するための酸素飽和度測定光を生成するバンドパスフイルタであり、酸化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンの吸光係数の大小関係が同じ波長帯域を有する複数の狭帯域光を透過する光学特性を持つバンドパスフイルタとを有することを特徴とする。
本発明によれば、白色光に含まれる一部の波長帯域の光を色分離して、前記観察部位に存在する血管の血中ヘモグロビンの酸素飽和度を測定するための酸素飽和度測定光を生成するバンドパスフイルタであり、酸化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンの吸光係数の大小関係が同じ波長帯域を有する複数の狭帯域光を透過する光学特性を持つバンドパスフイルタを有するから、内視鏡システムにおいて、製造コストの増加や装置構成の複雑化を招くことなく、表層血管や中層血管に関する酸素飽和度について、測定精度の向上を図るとともに酸素飽和度を表す画像の明るさを向上することにある。
［第１実施形態］
図１に示すように、本発明の第１実施形態の内視鏡システム１０は、被検体内の観察部位を撮像する電子内視鏡１１と、撮像により得られた信号に基づいて観察部位の観察画像を生成するプロセッサ装置１２と、観察部位を照射する光を供給する光源装置１３と、観察画像を表示するモニタ１４とを備えている。プロセッサ装置１２には、キーボードやマウスなどの操作入力部であるコンソール１５が設けられている。
図１に示すように、本発明の第１実施形態の内視鏡システム１０は、被検体内の観察部位を撮像する電子内視鏡１１と、撮像により得られた信号に基づいて観察部位の観察画像を生成するプロセッサ装置１２と、観察部位を照射する光を供給する光源装置１３と、観察画像を表示するモニタ１４とを備えている。プロセッサ装置１２には、キーボードやマウスなどの操作入力部であるコンソール１５が設けられている。
内視鏡システム１０は、白色光のもとで観察部位を観察する通常観察モードと、機能情報観察モードの２つの動作モードを備えている。機能情報観察モードは、特殊光を利用して、観察部位に存在する血管に関する生体機能情報である、酸素飽和度及び血液量を取得して、これらを画像化して観察するモードである。
電子内視鏡１１は、被検体内に挿入される可撓性の挿入部１６と、挿入部１６の基端部分に設けられた操作部１７と、操作部１７とプロセッサ装置１２及び光源装置１３との間を連結するユニバーサルコード１８とを備えている。
挿入部１６は、先端から順に連設された、先端部１９、湾曲部２０、可撓管部２１からなる。図２に示すように、先端部１９の先端面には、観察部位に照明光を照射する照明窓２２、観察部位で反射した像光が入射する観察窓２３、観察窓２３を洗浄するために送気・送水を行うための送気・送水ノズル２４、鉗子や電気メスといった処置具を突出させる鉗子出口２５などが設けられている。観察窓２３の奥には、撮像素子４４（図３参照）や結像用の光学系が内蔵されている。
湾曲部２０は、連結された複数の湾曲駒からなり、操作部１７のアングルノブ２６を操作することにより、上下左右方向に湾曲動作する。湾曲部２０が湾曲することにより、先端部１９の向きが所望の方向に向けられる。可撓管部２１は、食道や腸など曲がりくねった管道に挿入できるように可撓性を有している。挿入部１６には、撮像素子４４を駆動する駆動信号や撮像素子４４が出力する撮像信号を通信する通信ケーブルや、光源装置１３から供給される照明光を照明窓２２に導光するライトガイド４３（図３参照）が挿通されている。
操作部１７には、アンブルノブ２６の他、処置具を挿入するための鉗子口２７、送気・送水操作を行う送気・送水ボタン、静止画像を撮影するためのレリーズボタンなどが設けられている。
ユニバーサルコード１８には、挿入部１６から延設される通信ケーブルやライトガイド４３が挿通されており、一端には、プロセッサ装置１２および光源装置１３側にコネクタ２８が取り付けられている。コネクタ２８は、通信用コネクタと光源用コネクタからなる複合タイプのコネクタであり、通信用コネクタには通信ケーブルの一端が、光源用コネクタにはライトガイド４３の一端がそれぞれ配設される。電子内視鏡１１は、このコネクタ２８を介して、プロセッサ装置１２および光源装置１３に着脱自在に接続される。
図３に示すように、光源装置１３は、白色光源３０と、これらを駆動制御する光源制御部３２とを備えている。光源制御部３２は、光源装置１３の各部の駆動開始、終了、駆動タイミング、同期タイミングなどの制御を行う。
白色光源３０は、キセノンランプ、ハロゲンランプ、メタルハライドランプなど、青色領域から赤色領域（約４００〜７００ｎｍ）にわたる広い波長帯域において発光スペクトルが連続する広帯域の白色光ＢＢを発生する。白色光源３０は、既存の光源装置の多くに搭載されているものと同様であり、既存の光源装置からの部品の流用が可能である。
白色光源３０は、白色光ＢＢを放射するランプ３０ａと、ランプ３０ａが放射する広白色光ＢＢを出射方向に向けて反射するリフレクタ３０ｂとからなる。キセノンランプやハロゲンランプなどの白色光源は、点灯開始から光量が安定するまでに時間が掛かるため、白色光源３０は、光源装置１３の電源が投入されると点灯を開始し、電子内視鏡１１の使用中、常時点灯する。また、白色光源３０の光路上には、絞り３３が配置されており、白色光源３０の光量制御は絞り３３の開度を調節することによって行われる。
白色光源３０が発光する白色光ＢＢの光路には、ロータリフイルタ３４が配置されている。図４に示すように、ロータリフイルタ３４は、円板形状をしており、円周方向に３分割されて中心角が１２０°の扇形の領域に、それぞれＢ、Ｇ、Ｒの光を透過するＢフイルタ部３４ａ、Ｇフイルタ部３４ｂ、Ｒフイルタ部３４ｃの三色のカラーフイルタが設けられている。
ロータリフイルタ３４は、Ｂフイルタ部３４ａ、Ｇフイルタ部３４ｂ、Ｒフイルタ部３４ｃが選択的に白色光ＢＢの光路に挿入されるように回転自在に設けられている。モータ３４ｄは、ロータリフイルタ３４を回転させるための駆動源である。ロータリフイルタ３４が回転すると、各色のフイルタ部３４ａ、Ｇフイルタ部３４ｂ、Ｒフイルタ部３４ｃが順次白色光ＢＢの光路に挿入される。
Ｂフイルタ部３４ａ、Ｇフイルタ部３４ｂ、Ｒフイルタ部３４ｃは、それぞれ図５に示す分光透過率を有しており、白色光ＢＢが各フイルタ部３４ａ〜３４ｃを透過することにより、Ｂ、Ｇ、Ｒの各色に分離されてＢ色光、Ｇ色光、Ｒ色光が生成される。光源装置１３は、白色光の下で観察部位を観察する通常観察モードにおいて、白色光源３０の光をロータリフイルタ３４でＢ、Ｇ、Ｒの三色の光に順次色分離して生成し、生成した三色の光を電子内視鏡１１に対して順次供給する、いわゆる面順次方式である。
電子内視鏡１１の撮像素子４４（図３参照）は、撮像面にマイクロカラーフイルタが設けられていないモノクロの撮像素子であり、撮像面を構成する各画素は、白色光の発光スペクトルのほぼ全域に感度を有する。撮像素子４４は、光源装置１３から順次供給される光に対応する色の撮像信号を出力する。ロータリフイルタ３４の回転速度や各フイルタ部３４ａ、３４ｂ、３４ｃの大きさは、撮像素子４４の１画面分の撮像信号を出力する間隔を規定するフレームレートに応じて決められる。
白色光ＢＢの光路において、ロータリフイルタ３４の下流側には、絞り３３、集光レンズ３６、ロッドインテグレータ３７が配置されている。絞り３３は、光を遮光する遮光板と遮光板を変位させるアクチュエータ（図示せず）からなり、遮光板で白色光ＢＢの光路の一部を遮光することにより光量を制御する。光源制御部３２は、撮像素子４４が出力する撮像信号をプロセッサ装置１２から受け取り、撮像信号から撮像素子４４の撮像面における露光量を求めて、絞り３３の絞り量を決定する。絞り３３は、決定した絞り量に応じて絞り径や光路への挿入量を調節して光量を制御する。
集光レンズ３６は、絞り３３を通過した光を集光して、ロッドインテグレータ３７に入射させる。ロッドインテグレータ３７は、入射した光を内部で多重反射させることにより面内光量分布を均一化して、光源装置１３に接続された電子内視鏡１１のライトガイド４３の入射端面に光を入射させる。
白色光ＢＢの光路において、ロータリフイルタ３４と白色光源３０の間には、白色光ＢＢから青色領域の一部の狭い波長帯域の青色狭帯域光（以下、単に狭帯域光という）Ｎを色分離するバンドパスフイルタ４０が配置されている。狭帯域光Ｎは、酸素飽和度を測定するための酸素飽和度測定光である。バンドパスフイルタ４０は、図５に示すように、波長帯域が４７０ｎｍ±１０ｎｍ、好ましくは４７３ｎｍに制限された第１狭帯域光Ｎ１１と、波長帯域が４１０ｎｍ±１０ｎｍ、好ましくは４１０ｎｍに制限された第２狭帯域光Ｎ１２の不連続な２つの波長帯域のみを透過し、他の波長帯域は透過させない光透過特性を持つマルチバンドパスフイルタである。
図６に示すヘモグロビンの吸光スペクトルにおいて、グラフ７０は酸化ヘモグロビンの吸光係数を、グラフ７１は還元ヘモグロビンの吸光係数を示している。第１狭帯域光Ｎ１１と第２狭帯域光Ｎ１２のそれぞれの波長帯域は、ともに酸化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンの吸光係数に差があり、両者の大小関係が同じである。本例においては、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よりも大きい。第１狭帯域光Ｎ１１と第２狭帯域光Ｎ１２は、酸化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンの吸光係数の大小関係が同じ波長帯域であるため、血中の酸化ヘモグロビンの割合である酸素飽和度の変化に応じて、各狭帯域光Ｎ１１、Ｎ１２の反射光量も、一方が下がれば（上がれば）、他方も下がる（上がる）というように、同じように変化する。
ヘモグロビンの吸収スペクトルから明らかなように、青色領域や緑色領域においては、波長が６００ｎｍ以上の赤外領域（近赤外領域を含む）と比較して、酸化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンの吸光係数が交差する等吸収点（各ヘモグロビンのグラフ７０、７１の交点）が多く存在し、隣接する２つの等吸収点の間隔も狭い。等吸収点を境に短波長側と長波長側では各ヘモグロビンの吸光係数の大小関係は逆転するので、隣接する２つの等吸収点の間隔が狭いということは、両者の吸光係数の大小関係が逆転しない領域が狭いことを意味する。
そのため、青色領域や緑色領域においては、波長帯域を広げると、大小関係が逆転する２つの領域の信号が混合して、輝度値が平均化されてしまうため、精度の高い情報が得られない。したがって、精度の高い情報を得るためには、隣接する２つの等吸収点の間隔に近い幅の波長帯域、好ましくは、隣接する２つの等吸収点の間隔に収まる波長帯域を持つ狭い狭帯域光を用いる必要がある。
このように、青色領域や緑色領域において酸素飽和度測定光の波長帯域を選択する際には、赤色領域と比較して狭帯域にしなければならないという制約があるため、こうした狭帯域光を白色光から色分離して生成すると、光量が不足しがちである。そこで、本発明では、不連続な２つの波長帯域、具体的には、２つ以上の等吸収点を挟んで存在し、酸化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンの吸光係数の大小関係が同じ２つの波長帯域を、それぞれ第１狭帯域光Ｎ１１と第２狭帯域光Ｎ１２の波長帯域として選択している。白色光から第１狭帯域光Ｎ１１と第２狭帯域光Ｎ１２の２つの狭帯域光を色分離して、分離した２つの狭帯域光Ｎ１１、Ｎ１２を合わせた狭帯域光Ｎが酸素飽和度測定光となるため、１つの波長帯域を色分離して酸素飽和度測定光とする場合と比べて高い光量が得られる。このため、表層血管や中層血管の酸素飽和度の測定精度を向上させている。
図７に示すように、バンドパスフイルタ４０は、図５及び図６に示す第１狭帯域光Ｎ１１と第２狭帯域光Ｎ１２を透過する透過特性を持つフイルタ部材からなり、平面形状は、円形の一部を切り欠いた形状をしている。具体的には、バントパスフイルタ４０は、１２０°の中心角を持ち各狭帯域光Ｎ１１、Ｎ１２を透過するフイルタ部４０ａを有しており、残りの２４０°の部分が切り欠かれて白色光ＢＢの全部を透過する透過部４０ｂとなっている。フイルタ部４０ａとしては、例えば、Ｓｅｍｒｏｃｋ社製のデュアルバンドフイルタ（２波長）、トリプルバンドフイルタ（３波長）、クワッドバンドフイルタ（４波長）のような、不連続な複数の波長帯域に光透過性を有するマルチバンドパスフイルタが用いられる（http://www.opto-line.co.jp/jp/sem/sem_top.html参照）。
バンドパスフイルタ４０は、回転自在に設けられており、回転により、フイルタ部４０ａと透過部４０ｂが交互に選択的に白色光ＢＢの光路に挿入されるようになっている。モータ４０ｃ（図３参照）は、バントパスフイルタ４０の駆動源であり、光源制御部３２によって制御される。
バンドパスフイルタ４０は、ロータリフイルタ３４とほぼ同じ半径を有しており、回転軸が一致している。フイルタ部４０ａの中心角は、ロータリフイルタ３４のＢフイルタ部３４ａの中心角とほぼ一致している。透過部４０ｂの中心角は、Ｇフイルタ部３４ｂ、Ｒフイルタ部３４ｃを合計した中心角とほぼ一致している。なお、本例においては、透過部４０ｂを切り欠きで形成しているが、白色光ＢＢを透過する透明板で透過部４０ｂを構成してもよい。
図８に示すように、通常観察モードにおいては、バンドパスフイルタ４０は、フイルタ部４０ａが白色光ＢＢの光路から退避し、透過部４０ｂが光路に挿入された状態で停止している。白色光源３０は常時点灯しているため、透過部４０ｂが白色光ＢＢの光路に挿入されている間、白色光ＢＢが透過部４０ｂを透過する。通常観察モードにおいては、白色光ＢＢが透過部４０ｂを常に透過して、ロータリフイルタ３４に入射する。そして、白色光ＢＢの光路に挿入されている、Ｂ、Ｇ、Ｒの各フイルタ部３４ａ、３４ｂ、３４ｃの種類に応じて、Ｂ色、Ｇ色、Ｒ色の三色の光が順次生成される。
機能情報観察モードにおいては、狭帯域光Ｎに、白色光ＢＢから色分離されたＧ色光及びＲ色光の２種類の光を加えた、合計３種類の光が用いられる。図９に示すように、機能情報観察モードにおいては、バンドパスフイルタ４０は、フイルタ部４０ａとＢフイルタ部３４ａの回転位相が一致するように、ロータリフイルタ３４と同じ速度で回転する。フイルタ部４０ａが白色光ＢＢの光路に挿入されている間、白色光ＢＢはフイルタ部４０ａに入射し、フイルタ部４０ａは狭帯域光Ｎのみを透過させる。フイルタ部４０ａは、Ｂフイルタ部３４ａの回転位相と一致しているので、フイルタ部４０ａを透過した狭帯域光Ｎは、Ｂフイルタ部３４ａに入射する。狭帯域光Ｎは、図５に示すように、Ｂフイルタ部３４ａが透過する波長帯域に含まれる青色領域の波長帯域を持つため、Ｂフイルタ部３４ａを透過して、集光レンズ３６及びロッドインテグレータ３７を通過して電子内視鏡１１に供給される。
一方、透過部４０ｂが白色光ＢＢの光路に挿入されて、フイルタ部４０ａが光路から退避している間、白色光ＢＢは、Ｇフイルタ部３４ｂ、Ｒフイルタ部３４ｃを順次透過して、Ｇ色光及びＲ色光が生成される。Ｇ色光及びＲ色光は、集光レンズ３６及びロッドインテグレータ３７を通過して電子内視鏡１１に順次供給される。こうして、電子内視鏡１１は、３種類の光に対応する撮像信号を撮像素子４４から順次出力する。
図３において、電子内視鏡１１は、ライトガイド４３、撮像素子４４、アナログ処理回路４５（ＡＦＥ：Analog Front End）、撮像制御部４６を備えている。ライトガイド４３は大口径光ファイバ、バンドルファイバなどであり、ライトガイド４３の入射端が配置されたコネクタ２８が光源装置１３に接続されたときに、入射端が光源装置１３のロッドインテグレータ３７の出射端と対向する。
電子内視鏡１１の先端部１９に設けられた照明窓２２の奥には、照明光の配光角を調整する照射レンズ４８が配置されている。光源装置１３から供給された光はライトガイド４３により照射レンズ４８に導光されて照明窓２２から観察部位に向けて照射される。観察窓２３の奥には、対物光学系５１と撮像素子４４が配置されている。観察部位で反射した像光は、観察窓２３を通して対物光学系５１に入射し、対物光学系５１によって撮像素子４４の撮像面４４ａに結像される。
撮像素子４４は、ＣＣＤイメージセンサやＣＭＯＳイメージセンサなどからなり、フォトダイオードなどの画素を構成する複数の光電変換素子がマトリックスに配列された撮像面４４ａを有している。撮像素子４４は、撮像面４４ａで受光した光を光電変換して、各画素においてそれぞれの受光量に応じた信号電荷を蓄積する。信号電荷はアンプによって電圧信号に変換されて読み出される。電圧信号は撮像信号として撮像素子４４から出力される。撮像信号は、ＡＦＥ４５に送られる。上述のとおり、撮像素子４４は、撮像面４４ａにマイクロカラーフイルタが設けられていないモノクロ撮像素子である。
通常観察モードにおいては、撮像素子４４は、順次入射するＢ、Ｇ、Ｒの各色に対応する撮像信号Ｂ、Ｇ、Ｒを出力する。そして、機能情報観察モードにおいては、狭帯域光Ｎ、Ｇ色光、Ｒ色光が撮像素子４４に順次入射して、撮像素子４４は、各色に対応する撮像信号Ｎ、Ｇ、Ｒを順次出力する。
図１０（Ａ）に示すように、撮像素子４４は、１フレームの取得期間内で、信号電荷を蓄積する蓄積動作と、蓄積した信号電荷を読み出す読み出し動作が行なわれる。通常観察モードにおいては、１フレーム毎にＢ、Ｇ、Ｒの三色の像光を順次撮像して、撮像信号Ｂ、Ｇ、Ｒを順次出力する。こうした動作は、通常観察モードに設定されている間、繰り返される。
機能情報観察モードにおいては、図１０（Ｂ）に示すように、１フレーム毎に狭帯域光Ｎ、Ｇ色光、Ｒ色光の３つの光の像光を順次撮像して、撮像信号Ｎ、Ｇ、Ｒを順次出力する。こうした動作が機能情報観察モードに設定されている間、繰り返される。
図３において、ＡＦＥ４５は、相関二重サンプリング回路（ＣＤＳ）、自動ゲイン制御回路（ＡＧＣ）、及びアナログ／デジタル変換器（Ａ／Ｄ）（いずれも図示省略）から構成されている。ＣＤＳは、撮像素子４４からの撮像信号に対して相関二重サンプリング処理を施し、信号電荷のリセットに起因するノイズを除去する。ＡＧＣは、ＣＤＳによりノイズが除去された撮像信号を増幅する。Ａ／Ｄは、ＡＧＣで増幅された撮像信号を、所定のビット数に応じた階調値を持つデジタルな撮像信号に変換してプロセッサ装置１２に入力する。
撮像制御部４６は、プロセッサ装置１２内のコントローラ５６に接続されており、コントローラ５６から入力されるベースクロック信号に同期して、撮像素子４４に対して駆動信号を入力する。撮像素子４４は、撮像制御部４６からの駆動信号に基づいて、所定のフレームレートで撮像信号をＡＦＥ４５に出力する。
プロセッサ装置１２は、コントローラ５６の他、画像処理部５７と、記憶部５８と、表示制御回路５９を備えており、コントローラ５６が各部を制御している。画像処理部５７は、電子内視鏡１１から出力された撮像信号に対して、ガンマ補正などの画像補正を施して画像データを作成する。記憶部５８は、画像処理部５７で作成された画像データを記憶する。
また、画像処理部５７は、通常観察モードにおいては、順次入力される撮像信号Ｂ、Ｇ、Ｒに対応する三色の画像データＢ、Ｇ、Ｒに基づいて、通常観察画像を生成する。フレームレートに従って撮像信号Ｂ、Ｇ、Ｒが更新される毎に、通常観察画像を生成する。表示制御回路５９は、画像処理部５７で生成された画像をコンポジット信号やコンポーネント信号などのビデオ信号に変換してモニタ１４に出力する。
画像処理部５７には、機能画像処理部６０が設けられている。機能画像処理部６０は、機能情報観察モードにおいて、撮像信号Ｎ、Ｇ、Ｒに対応する３つの画像データＮ、Ｇ、Ｒに基づいて、血液量と、血中ヘモグロビンの酸素飽和度の２つの情報を含む血液情報を算出するとともに、算出した血液量を疑似カラー画像化した血液量画像と酸素飽和度を疑似カラー画像化した酸素飽和度画像を生成する。
図１１に示すように、機能画像処理部６０は、信号比算出部６４と、相関関係記憶部６５と、血液量及び酸素飽和度算出部６６と、血液量画像生成部６７と、酸素飽和度画像生成部６８とを備えている。
信号比算出部６４は、機能情報観察モードにおいて取得される、画像データＮ、Ｇ、Ｒを照合して、同じ位置にある画素同士の画素値（信号値）の比である信号比を算出する。信号比は１画面分の画像データの全ての画素に対して算出される。本実施形態では、信号比算出部６４は、画像データＮと画像データＧとの信号比Ｎ／Ｇと、画像データＧと画像データＲとの信号比Ｒ／Ｇとを求める。画像データＧは、画像データＮと画像データＲを規格化するために、観察部位の明るさレベルを表す参照信号として用いられる。なお、信号比は画像データのうち血管部分の画素のみ求めてもよい。この場合、血管部分は、例えば、血管部分の画像値とそれ以外の部分の画像値との差に基づいて特定される。
相関関係記憶部６５は、信号比Ｎ／Ｇ及びＲ／Ｇと血液量及び酸素飽和度との相関関係を記憶している。信号比と血液量との相関関係は、図１２に示すように、信号比Ｒ／Ｇが大きくなるほど血液量も大きくなるように定義される１次元テーブルで記憶されている。なお、信号比Ｒ／Ｇはｌｏｇスケールで記憶されている。
一方、信号比と酸素飽和度との相関関係は、図１３に示す二次元空間上に酸素飽和度の等高線を定義した２次元テーブルで記憶されている。この等高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で得られ、血液量に応じて変わるように定義されている。例えば、血液量の変化があると、各等高線間の間隔が広くなったり、狭くなったりする。なお、信号比Ｎ／Ｇ，Ｒ／Ｇはｌｏｇスケールで記憶されている。
なお、上記相関関係は、図６に示すような酸化ヘモグロビンや還元ヘモグロビンの吸光特性や生体組織の光散乱特性と密接に関連性し合っている。図６に示すヘモグロビンの吸光スペクトルにおいて、例えば、狭帯域光Ｎの波長帯域である、４７３ｎｍや４１０ｎｍのように吸光係数の差が大きい波長帯域では、酸素飽和度の情報を取り易い。しかしながら、狭帯域光Ｎを照射して得た信号は、酸素飽和度だけでなく血液量にも依存度が高い。
図６に示す血中ヘモグロビンの吸光係数の波長依存性から、以下の２つのことが言える。
・狭帯域光Ｎの波長帯域（例えば、中心波長４７０ｎｍ±１０ｎｍ及び中心波長４１０ｎｍ±１０ｎｍの青色の波長領域）では酸素飽和度の変化に応じて吸光係数が大きく変化する。
・５９０〜７００ｎｍの赤色の波長範囲では、酸素飽和度によって一見吸光係数が大きく変化するように見えるが、吸光係数の値自体が、狭帯域光Ｎの波長帯域と比較して非常に小さいので、結果的に酸素飽和度の影響を受けにくい。
・狭帯域光Ｎの波長帯域（例えば、中心波長４７０ｎｍ±１０ｎｍ及び中心波長４１０ｎｍ±１０ｎｍの青色の波長領域）では酸素飽和度の変化に応じて吸光係数が大きく変化する。
・５９０〜７００ｎｍの赤色の波長範囲では、酸素飽和度によって一見吸光係数が大きく変化するように見えるが、吸光係数の値自体が、狭帯域光Ｎの波長帯域と比較して非常に小さいので、結果的に酸素飽和度の影響を受けにくい。
こうした知見を踏まえて、本発明の機能情報観察モードにおいては、酸素飽和度測定光として青色領域の狭帯域光Ｎを用いて、狭帯域光Ｎに対応する画像データＮを取得し、主として血液量に依存して変化するＲ色光を血液量測定光として用いて、Ｒ色光に対応する画像データＲを取得する。そして、酸素飽和度と血液量の両方に依存性を示す信号比Ｎ／Ｇと、血液量のみ依存性を示す信号比Ｒ／Ｇの２つの信号比を用いて、血液量の影響を除去した酸素飽和度を正確に求めている。
血液量及び酸素飽和度算出部６６は、相関関係記憶部６５に記憶された相関関係と信号比算出部６４で求めた信号比Ｎ／Ｇ、Ｒ／Ｇとを用いて、各画素における血液量及び酸素飽和度の両方を求める。血液量については、相関関係記憶部６５の１次元テーブルにおいて信号比算出部で求めた信号比Ｒ／Ｇに対応する値が、血液量となる。一方、酸素飽和度については、まず、図１４に示すように、二次元空間において信号比算出部６４で求めた信号比Ｂ＊／Ｇ＊、Ｒ＊／Ｇ＊に対応する対応点Ｐを特定する。
そして、図１４に示すように、対応点Ｐが酸素飽和度＝０％限界の下限ライン７３と酸素飽和度＝１００％限界の上限ライン７４との間にある場合、その対応点Ｐが位置する等高線が示すパーセント値が、酸素飽和度となる。例えば、図１４の場合であれば、対応点Ｐが位置する等高線は６０％を示しているため、この６０％が酸素飽和度となる。なお、対応点が下限ライン７３と上限ライン７４との間から外れている場合には、対応点が下限ライン７３よりも上方に位置するときには酸素飽和度を０％とし、対応点が上限ライン７４よりも下方に位置するときには酸素飽和度を１００％とする。なお、対応点が下限ライン７３と上限ライン７４との間から外れている場合には、その画素における酸素飽和度の信頼度を下げて表示しないようにしてもよい。
血液量画像生成部６７は、血液量及び酸素飽和度算出部６６で求めた血液量を疑似カラーで表す血液量画像を生成する。血液量画像は、画像データＮと算出した血液量に基づいて生成される。
図１５に示すように、モニタ１４に出力されるビデオ信号は、輝度信号Ｙと色差信号Ｃｂ，Ｃｒから構成される。血液量画像は、画像データＧと算出した血液量とをそれぞれ輝度信号Ｙと色差信号Ｃｂ，Ｃｒに割り当てることによって生成される。輝度信号Ｙには、画像データＧが割り当てられる。画像データＧは、ヘモグロビンによる吸収がやや強い波長帯域の反射光に対応しているので、これに基づく画像からは粘膜の凹凸や血管などを視認できる。したがって、画像データＧを輝度信号に割り当てることで、疑似カラー画像の全体的な明るさを確保することができる。
一方、色差信号Ｃｂ，Ｃｒは、カラーテーブル６７ａに従って、血液量に応じた信号値が割り当てられる。カラーテーブル６７ａは、図１６に示すように、色差信号Ｃｂについては血液量が大きくなるほど信号値が低下するように定義され、色差信号Ｃｒについては血液量が大きくなるほど信号値が増加するように定義されている。したがって、血液量画像は、血液量が多いところでは赤味が増加し、血液量が低くなるにつれて赤味の彩度が下がりモノクロに近づいていく。
酸素飽和度画像生成部６８は、血液量及び酸素飽和度算出部６６で求めた酸素飽和度を疑似カラーで表す酸素飽和度画像を生成する。図１５に示すように、酸素飽和度画像は、血液量画像と同様に、画像データＧと算出した酸素飽和度を、輝度信号Ｙと色差信号Ｃｂ，Ｃｒに割り当てることによって生成される。輝度信号Ｙには、画像データＧが割り当てられる。色差信号Ｃｂ，Ｃｒは、カラーテーブル６８ａに従い、酸素飽和度に応じた信号値が割り当てられる。
カラーテーブル６８ａは、図１７に示すように、高酸素飽和度下では色差信号Ｃｒの信号値が正、色差信号Ｃｂの信号値が負となるように定義され、低酸素飽和度下では、反対に色差信号Ｃｒの信号値が負、色差信号Ｃｂの信号値が正となるように定義されている。そして、中酸素飽和度下において、色差信号Ｃｒの信号値と色差信号Ｃｂの信号値の大小関係が逆転するように定義されている。したがって、酸素飽和度が低い方から高い方に行くにつれて、酸素飽和度画像の色味は青→水色→緑→黄色→橙→赤と変化するようになっている。
以上のように生成された血液量画像及び酸素飽和度画像はモニタ１４に表示される。表示方法としては、図１８に示すように、酸素飽和度画像と血液量画像を縮小し、それら縮小した画像を並列して同時に表示してもよい。あるいは、コンソール１５に設けられた画像選択手段をユーザが操作することによって、図１９に示すように、酸素飽和度画像と血液量画像のいずれか一方を選択し、その選択した画像をモニタ１４に表示するようにしてもよい。このように血液量画像と酸素飽和度画像の両方を用いて内視鏡診断を行うことができるため、例えば、酸素飽和度と血液量の両方に特徴を有する未分化型早期胃癌などの病変部に対する診断能を向上させることができる。
次に、上記構成による作用を図２０に示すフローチャートを用いて説明する。まず、内視鏡システム１０は通常観察モードで起動されて、白色光源３０が点灯を開始するとともに、ロータリフイルタ３４が回転を開始する。通常観察モードにおいては、図８に示すように、バンドパスフイルタ４０は回転せずに、白色光ＢＢの光路からフイルタ部４０ａが退避し、透過部４０ｂが挿入された状態で停止する。これにより、白色光ＢＢは、ロータリフイルタ３４の各フイルタ部３４ａ〜３４ｃに順次に入射して、白色光ＢＢが色分離されて、Ｂ、Ｇ、Ｒの三色の光が順次生成される。
三色の光は、光源装置１３から電子内視鏡１１に供給されて、照明窓２２から観察部位に照射される。観察部位で反射した三色の像光は、観察窓２３を通じて撮像素子４４で撮像され、撮像素子４４は、撮像信号Ｂ、Ｇ、Ｒを順次出力する。画像処理部５７は、撮像信号Ｂ、Ｇ、Ｒに対応する画像データＢ、Ｇ、Ｒに基づいて通常観察画像を生成する。生成された通常観察画像は、記憶部５８に記憶される。表示制御回路５９は、通常観察画像をビデオ信号に変換してモニタ１４に出力する。これによりモニタ１４に通常観察画像が表示される。通常観察モードにおいては、こうした処理が繰り返されて、モニタ１４に表示される通常観察画像が更新される。
コンソール１５の操作により、通常観察モードから機能情報観察モードへの切り替え指示が入力されると、機能情報観察モードに切り替えられる。機能情報観察モードに切り替えられると、図９に示すように、バンドパスフイルタ４０が、フイルタ部４０ａを、ロータリフイルタ３４のＢフイルタ部３４ａと回転位相を一致させた状態で、ロータリフイルタ３４と同じ速度で回転を開始する。
バンドパスフイルタ４０のフイルタ部４０ａが白色光ＢＢの光路に挿入されている間、白色光ＢＢはフイルタ部４０ａに入射して狭帯域光Ｎが生成される。狭帯域光Ｎは、ロータリフイルタ３４のフイルタ部３４ａを透過して、電子内視鏡１１に供給されて、照明窓２２から観察部位に順次照射される。狭帯域光Ｎの像光は、観察窓２３を通じて撮像素子４４に入射して、撮像素子４４は、狭帯域光Ｎに対応する撮像信号Ｎを出力する。
そして、透過部４０ｂが光路に挿入されている間、白色光ＢＢがロータリフイルタ３４のＧフイルタ部３４ｂ、Ｒフイルタ部３４ｃに順次入射してＧ色光、Ｒ色光が生成される。Ｇ色光及びＲ色光は、電子内視鏡１１に供給されて、観察部位に順次照射される。Ｇ色光及びＲ色光の像光が観察窓２３を通じて撮像素子４４に順次入射して、撮像素子４４は、Ｇ色光及びＲ色光に対応する撮像信号Ｇ、Ｒを出力する。
機能画像処理部６０は、撮像信号Ｎ、Ｇ、Ｒに対応する画像データＮ、Ｇ、Ｒに基づいて、図１４で説明した手順で、血液量及び酸素飽和度を算出する。機能画像処理部６０は、図１５〜図１７で説明した手順で、血液量画像及び酸素飽和度画像を生成する。生成された画像は、図１８及び図１９に示したいずれかの表示態様で、モニタ１４に表示される。通常観察モードへの切り替え指示があるまで、上記処理が繰り返される。通常観察モードへの切り替え指示が入力された場合には、通常観察モードに復帰する。観察を終了する指示があった場合には、白色光源３０、ロータリフイルタ３４、バンドパスフイルタ４０が停止される。
なお、本例においては、機能情報観察モードにおいては、通常観察画像の生成を行わない例で説明したが、機能情報観察モードの実行中に、通常観察画像を得るためのＢ、Ｇ、Ｒの照射と、機能観察を行うための狭帯域光Ｎ、Ｇ、Ｒの照射を交互に行って、通常観察画像と、血液量画像及び酸素飽和度画像との両方を生成してもよい。こうすれば、機能情報観察モードにおいても、通常観察画像を表示することができる。
以上説明したように、本発明においては、青色領域の狭帯域光Ｎを酸素飽和度測定光として、白色光ＢＢから色分離されたＲ色光を血液量測定光として用いることにより、血液量と酸素飽和度の両方を算出している。これにより、血液量に影響されない精度の高い酸素飽和度を求めることができる。
また、血液量測定光及び参照光としては、既存の光源装置の構成である白色光源３０を利用して、白色光ＢＢから色分離されたＲ色光、Ｇ色光をそれぞれ用いているため、血液量測定光及び参照光に、半導体光源などの専用光源を追加する場合と比べて、部品点数、設置スペースの低減が可能となる。また、光源装置１３において、白色光源３０、ロータリフイルタ３４、集光レンズ３６を設ける構成は、既存の光源装置では標準的な構成であり、光源装置１３と既存の光源装置の違いは、バンドパスフイルタ４０の有無だけである。このため、既存の光源装置の構成が利用しやすく、コストアップを抑えられる。
また、酸化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンの大小関係が同じ２つの波長帯域の第１狭帯域光Ｎ１１及び第２狭帯域光Ｎ１２を透過する光透過特性を持つバンドパスフイルタ４０を用いて、白色光ＢＢから色分離して青色領域の酸素飽和度測定光を生成しているため、１つの波長帯域を色分離する従来技術と比べて、高い光量を得ることができる。このため、表層血管の酸素飽和度を高い精度で測定できる。また、光量が高いため、酸素飽和度画像の明るさも確保できる。
腫瘍の良悪鑑別などの病変部の診断においては、中深層よりも表層血管の性状の把握が重要である場合も多く、表層血管の性状を詳細に把握できる観察方法が望まれている。本例のように、波長が４００ｎｍ台の青色領域の波長帯域の狭帯域光Ｎを用いれば、こうした要望に対して測定精度の高い観察方法を提供することができる。
また、参照光は、血液量及び酸素飽和度の算出処理において、狭帯域光ＮとＲ色光に対応する信号を規格化するための参照信号として利用されるものである。そのため、観察部位の明るさのレベルが分かればよく、狭帯域光である必要はない。波長帯域を比較的広くとれるため、白色光ＢＢから色分離したＧ色光を用いても光量的にも問題はない。なお、本例では、Ｇ色光を参照光として利用している例で説明しているが、参照光は明るさのレベルが分かればよいので、Ｇ色光の代わりに、Ｂフイルタ部３４ａ、Ｒフイルタ部３４ｃで白色光ＢＢを色分離した、Ｂ色光やＲ色光を利用してもよいし、白色光ＢＢを色分離せずに、白色光ＢＢそのものを使用してもよい。
ただし、酸素飽和度測定光及び血液量測定光として、青色の狭帯域光Ｎ及びＲ色光を利用しているので、ロータリフイルタ３４のように、Ｂ、Ｇ、Ｒの三色のフイルタ部を有する一般的な構成を考慮すれば、Ｇ色光を参照光として利用するのが好ましい。また、Ｇ色光に対応する画像データＧは、血液量画像や酸素飽和度画像を生成する際に輝度信号Ｙに割り当てられるので、こうした画像処理の観点からも、参照光として画像データＧを利用するのが好ましい。
また、図５に示すように、本例においては、Ｇフイルタ部３４ｂとして、波長帯域が約４５０ｎｍ〜約６２０ｎｍ程度の分光透過率を有するフイルタを使用しているが、酸素飽和度の測定精度をより高めるには、Ｇフイルタ部３４ｂの分光透過率を５４０ｎｍ〜５８０ｎｍの波長帯域に制限するのが好ましい。図６に示すヘモグロビンの吸光特性を鑑みると、緑色領域においては、５４０〜５８０ｎｍの波長帯域で平均するのが、最も酸素飽和度の影響を受けにくいためである。
［第２実施形態］
また、第１実施形態においては、狭帯域光Ｎとして、波長帯域が４７０±１０ｎｍ、好ましくは４７３ｎｍの第１狭帯域光Ｎ１１と、波長帯域が４１０ｎｍ±１０ｎｍ、好ましくは４１０ｎｍの第２狭帯域光Ｎ１２の２つを用いているが、３つ以上の狭帯域光から構成してもよい。また、狭帯域光Ｎを構成する複数の狭帯域光の波長帯域は、１例であり、他の波長帯域でもよい。
また、第１実施形態においては、狭帯域光Ｎとして、波長帯域が４７０±１０ｎｍ、好ましくは４７３ｎｍの第１狭帯域光Ｎ１１と、波長帯域が４１０ｎｍ±１０ｎｍ、好ましくは４１０ｎｍの第２狭帯域光Ｎ１２の２つを用いているが、３つ以上の狭帯域光から構成してもよい。また、狭帯域光Ｎを構成する複数の狭帯域光の波長帯域は、１例であり、他の波長帯域でもよい。
例えば、図２１に示すように、第１狭帯域光Ｎ１１及び第２狭帯域光Ｎ１２に、波長帯域が５８０ｎｍ±１０ｎｍ、好ましくは５８０ｎｍの第３狭帯域光Ｎ１３を加えて、狭帯域光Ｎを３つの狭帯域光から構成してもよい。第１狭帯域光Ｎ１１及び第２狭帯域光Ｎ１２よりも長波長で、緑色領域の波長帯域を持つ第３狭帯域光Ｎ１３を用いることで、中層血管の酸素飽和度の情報も取得できる。バンドパスフイルタ４０としては、第１〜第３の３つの狭帯域光Ｎ１１〜１３の波長帯域を透過する光透過特性を持つマルチバンドパスフイルタが使用される。また、第１狭帯域光Ｎ１１及び第２狭帯域光Ｎ１２のうちの１つと、第３狭帯域光Ｎ１３を組み合わせて狭帯域光Ｎとしてもよい。
また、図２２に示すように、波長帯域が４４０±１０ｎｍ、好ましくは４４５ｎｍの狭帯域光を狭帯域光Ｎ２１と、波長帯域が５５０ｎｍ±１０ｎｍの狭帯域光Ｎ２２、好ましくは５５５ｎｍの２つの狭帯域光を組み合わせて狭帯域光Ｎとしてもよい。狭帯域光Ｎ２１と狭帯域光Ｎ２２は、狭帯域光Ｎ１１、Ｎ１２と比較して、長波長側にシフトした波長セットであるため、狭帯域光Ｎ１１と狭帯域光Ｎ１２の組み合わせよりも、中層よりに存在する血管の酸素飽和度の情報を取得できる。また、狭帯域光Ｎ２１、Ｎ２２は、狭帯域光Ｎ１１、Ｎ１２と異なり、還元ヘモグロビンよりも酸化ヘモグロビンの方が吸光係数が高い波長帯域を持っているが、狭帯域光Ｎ２１、Ｎ２２のどちらも、各ヘモグロビンの吸光係数の大小関係は同じである。バンドパスフイルタ４０としては、狭帯域光Ｎ２１、２２の各波長帯域を透過する光透過特性を持つマルチバンドパスフイルタが使用される。
図６に示すヘモグロビンの吸光スペクトルから明らかなように、波長が６００ｎｍ以下の領域では、等吸収点が多いため、酸化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンの吸光係数の大小関係が同じ領域が狭いため、１つの波長帯域を広げて光量を確保することは難しい。そのため、第１実施形態や第２実施形態で示すように、狭帯域光Ｎの波長帯域が６００ｎｍ以下である場合に、本発明は特に有効である。
第２実施形態のように、５００ｎｍ台の波長帯域の狭帯域光を使用する場合には、第１実施形態のように、狭帯域光Ｎの波長帯域とＢ色のフイルタ部３４ａの透過波長帯域が重ならない場合が生じる。この場合には、例えば、図２３に示すように、Ｂ、Ｇ、Ｒの各フイルタ部に加えて、バンドパスフイルタのフイルタ部を設けたロータリフイルタ９１が使用される。
ロータリフイルタ９１は、Ｂフイルタ部とＧフイルタ部において、内周領域と外周領域の２つの領域に分割された二重円で構成されている。内周領域は、通常観察モードで使用される、Ｂ、Ｇ１、Ｒの各フイルタ部であり、外周領域は、機能情報観察モードで使用される、Ｎ、Ｇ２、Ｒの各フイルタ部である。外周領域のフイルタ部は、上記実施形態のバンドパスフイルタ４０として機能する。移動機構９２は、ロータリフイルタ９１の回転軸を移動させることにより、内周領域と外周領域を白色光ＢＢの光路に選択的に挿入する。
こうしたロータリフイルタ９１を用いると、第１実施形態と比較して次のようなメリットもある。ロータリフイルタとバンドパスフイルタを別々に設けずに済むので、部品点数や配置スペースを低減できる。また、二重円の構成にすることで、フイルタ部Ｇ１を図５に示すＧの分光透過率のフイルタで構成し、フイルタ部Ｇ２を酸素飽和度の算出に適した、５４０ｎｍ〜５８０ｎｍの波長帯域の分光透過率を有するフイルタで構成するというように、モードに応じてＧのフイルタ部の分光透過率を変えることができる。
また、図２４に示すロータリフイルタ９３のように、内周領域と外周領域に分けずに、全周を４分割して、各分割領域にＢ、Ｇ、Ｒの各フイルタ部と、フイルタ部とを設けてもよい。フイルタ部は、バンドパスフイルタ４０として機能する。こうした構成であれば、移動機構９２は不要である。また、ロータリフイルタ９３のような構成とすれば、通常観察モードと機能情報観察モードの切り替えの際に、第１実施形態のようにバンドパスフイルタの回転及び停止の切り替えを行ったり、図２３に示すロータリフイルタ９１のように回転軸を移動させずに済むため、通常観察画像と機能情報観察を並行して行いやすい。なお、図２３に示すロータリフイルタ９１及び図２４に示すロータリフイルタ９３は、緑色領域の波長帯域の狭帯域光を使用する場合だけでなく、緑色領域の波長帯域の狭帯域光を使用しない第１実施形態に適用してもよい。
［第３実施形態］
上記実施形態では、電子内視鏡１１の撮像素子４４としてモノクロ撮像素子を用い、光源装置１３に、白色光ＢＢをＢ、Ｇ、Ｒの三色の光に色分離するロータリフイルタを設けた面順次式の例で説明したが、電子内視鏡１１の撮像素子として、図２５に示すような、カラー撮像素子１００を用いた同時式のシステムに本発明を適用してもよい。カラー撮像素子１００は、撮像面を構成する各画素に、Ｂ、Ｇ、Ｒのいずれかのマイクロカラーフイルタが設けられており、撮像面内にＢ、Ｇ、Ｒの三色の画素が構成される。三色の画素は、例えばベイヤー形式で配列される。Ｂ、Ｇ、Ｒの各マイクロカラーフイルタの分光透過率は、図５に示すロータリフイルタのＢ、Ｇ、Ｒの各フイルタ部の分光透過率と同様である。
上記実施形態では、電子内視鏡１１の撮像素子４４としてモノクロ撮像素子を用い、光源装置１３に、白色光ＢＢをＢ、Ｇ、Ｒの三色の光に色分離するロータリフイルタを設けた面順次式の例で説明したが、電子内視鏡１１の撮像素子として、図２５に示すような、カラー撮像素子１００を用いた同時式のシステムに本発明を適用してもよい。カラー撮像素子１００は、撮像面を構成する各画素に、Ｂ、Ｇ、Ｒのいずれかのマイクロカラーフイルタが設けられており、撮像面内にＢ、Ｇ、Ｒの三色の画素が構成される。三色の画素は、例えばベイヤー形式で配列される。Ｂ、Ｇ、Ｒの各マイクロカラーフイルタの分光透過率は、図５に示すロータリフイルタのＢ、Ｇ、Ｒの各フイルタ部の分光透過率と同様である。
図２６に示すように、同時式の場合には、光源装置１３にはロータリフイルタ３４が不要となる。バンドパスフイルタ１０１は、第１実施形態や第２実施形態のバンドパスフイルタと同様の光透過特性を有する。バンドパスフイルタ１０１は、中心角が約１８０°の半円形状であり、フイルタ部が白色光源３０の光路上に挿脱されるように回転自在に配置されている。その他の構成は、図３に示す面順次式と同様であるので、同一部材については同じ符号を付して説明を省略する。
図２７（Ａ）に示すように、通常観察モードにおいて、バンドパスフイルタ１０１は、狭帯域光Ｎのみを透過させるフイルタ部を白色光ＢＢの光路から退避（ＯＦＦ）させた状態で停止する。光源装置１３は、電子内視鏡１１に対して白色光ＢＢを供給する。白色光ＢＢは、照明窓２２から観察部位に照射されて、その反射光をカラー撮像素子１００で撮像する。カラー撮像素子１００に入射する白色光ＢＢは、マイクロカラーフイルタによって色分離されて、カラー撮像素子１００は、Ｂ、Ｇ、Ｒの各色の画素に対応する三色の色信号を含んだ撮像信号を出力する。
図２７（Ｂ）に示すように、機能情報観察モードにおいては、例えば、カラー撮像素子１００のフレームレートに同期して、１フレームおきにバンドパスフイルタ１０１のフイルタ部が白色光ＢＢの光路に挿入（ＯＮ）されるように、バンドパスフイルタ１０１を回転させる。バンドパスフイルタ１０１のフイルタ部が白色光ＢＢの光路から退避（ＯＦＦ）している間、カラー撮像素子１００には、観察部位で反射した白色光ＢＢが入射する。白色光ＢＢは、マイクロカラーフイルタによって色分離されて、通常観察モードと同様に、カラー撮像素子１００は、Ｂ、Ｇ、Ｒの各色の画素に対応する三色の色信号を含んだ撮像信号を出力する。
そして、次のフレームでは、バンドパスフイルタ１０１のフイルタ部が白色光ＢＢの光路に挿入（ＯＮ）されて、その間、バンドパスフイルタ１０１によって白色光ＢＢから色分離された狭帯域光Ｎが電子内視鏡１１に供給される。観察部位に照射された狭帯域光Ｎの反射光は、カラー撮像素子１００に入射する。狭帯域光Ｎは、青色領域や緑色領域の波長帯域を持つので、カラー撮像素子１００のＢ画素やＧ画素が狭帯域光Ｎに感応して、それに対応する撮像信号Ｎを出力する。機能情報観察モードでは、こうした処理が繰り返されて、カラー撮像素子１００からは、狭帯域光Ｎの信号と、Ｂ、Ｇ、Ｒの三色の色信号が交互に出力される。
機能画像処理部６０は、カラー撮像素子１００が出力する撮像信号Ｂ、Ｇ、Ｒに基づいて通常画像を生成する。そして、撮像信号Ｇ、Ｒと、その１フレーム前又は後にカラー撮像素子が出力する撮像信号Ｎを用い、図１４〜１７で説明した手順に従って、撮像信号Ｎ、Ｇ、Ｒに対応する画像データＮ、Ｇ、Ｒを生成し、それらに基づいて血液量及び酸素飽和度を算出して、算出結果に基づいて血液量画像及び酸素飽和度画像を生成してモニタ１４に表示する。
また、上記各実施形態では、ロータリフイルタの各フイルタ部や、カラー撮像素子のマイクロカラーフイルタを、Ｂ、Ｇ、Ｒの原色系のフイルタを使用する例で説明したが、図２８に示す分光透過率を有する、Ｙ（イエロー）、Ｍ（マゼンダ）、Ｃ（シアン）の補色系のフイルタを使用してもよい。
なお、上記実施形態では、血液量画像及び酸素飽和度画像を生成する際に、血液量及び酸素飽和度に関する情報を疑似カラー画像化したが、これに代えて、血液量及び酸素飽和度に関する情報を、例えば白と黒のモノクロで濃淡を変化させてもよい。酸素飽和度画像には、上記実施形態で示した形態に代えて、又はそれに加えて、「血液量（酸化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンの和）×酸素飽和度（％）」から求まる酸化ヘモグロビンインデックスを画像化したのや、「血液量×（１００−酸素飽和度）（％）」から求まる還元ヘモグロビンインデックスを画像化したものも含まれる。
上記実施形態では、酸素飽和度に加えて血液量を求めて、血液量の影響を排除した酸素飽和度を求める例で説明したが、血液量を求めずに、酸素飽和度のみを求める内視鏡システムに本発明を適用してもよい。
上記実施形態では、光源装置とプロセッサ装置が別体で構成される例で説明したが、２つの装置を一体で構成してもよい。また、本発明は、撮像素子と超音波トランスデューサが先端部に内蔵された超音波内視鏡等、他の形態の内視鏡にも適用することができる。
１０ 電子内視鏡システム
１４ モニタ
３０ 白色光源
３２ 光源制御部
３４、９１、９３ ロータリフイルタ
３６ 集光レンズ
３７ ロッドインテグレータ
４０、１０１ バンドパスフイルタ
４０ａ フイルタ部
４０ｂ 透過部
４４、１００ 撮像素子
５６ 画像処理部
６０ 機能画像処理部
６４ 信号比算出部
６５ 相関関係記憶部
６６ 血液量及び酸素飽和度算出部
６７ 血液量画像生成部
６７ａ （血液量用の）カラーテーブル
６８ 酸素飽和度画像生成部
６８ａ （酸素飽和度用の）カラーテーブル
１４ モニタ
３０ 白色光源
３２ 光源制御部
３４、９１、９３ ロータリフイルタ
３６ 集光レンズ
３７ ロッドインテグレータ
４０、１０１ バンドパスフイルタ
４０ａ フイルタ部
４０ｂ 透過部
４４、１００ 撮像素子
５６ 画像処理部
６０ 機能画像処理部
６４ 信号比算出部
６５ 相関関係記憶部
６６ 血液量及び酸素飽和度算出部
６７ 血液量画像生成部
６７ａ （血液量用の）カラーテーブル
６８ 酸素飽和度画像生成部
６８ａ （酸素飽和度用の）カラーテーブル
Claims (13)
- 被検体内に挿入される挿入部を有し、前記被検体内の観察部位を撮像する撮像素子を有する電子内視鏡と、
前記電子内視鏡に撮像用の光を供給する光源装置であり、
前記観察部位の通常観察画像を得るための照明光に利用される白色光を発する白色光源と、
前記白色光の光路上に挿脱自在に配置され、前記白色光に含まれる一部の波長帯域の光を色分離して、前記観察部位に存在する血管の血中ヘモグロビンの酸素飽和度を測定するための酸素飽和度測定光を生成するバンドパスフイルタであり、酸化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンの吸光係数の大小関係が同じ波長帯域を有する複数の狭帯域光を透過する光学特性を持つバンドパスフイルタとを有する光源装置と、
前記観察部位で反射した前記酸素飽和度測定光を受光した前記撮像素子が出力する撮像信号に基づいて、前記酸素飽和度を求める血液情報算出手段を有するプロセッサ装置とを備えていることを特徴とする内視鏡システム。 - 前記複数の狭帯域光の波長帯域は、それぞれ６００ｎｍ以下であることを特徴とする請求項１記載の内視鏡システム。
- 前記複数の狭帯域光には、波長が４００ｎｍ台の青色領域の狭帯域光が少なくとも１つ含まれることを特徴とする請求項２記載の内視鏡システム。
- 前記複数の狭帯域光には、波長帯域が４７３ｎｍ±１０ｎｍの狭帯域光と、波長帯域が４１０±１０ｎｍの狭帯域光が含まれることを特徴とする請求項３記載の内視鏡システム。
- 前記複数の狭帯域光には、波長帯域が４４５ｎｍ±１０ｎｍの狭帯域光と、波長帯域が５５５±１０ｎｍの狭帯域光が含まれることを特徴とする請求項３記載の内視鏡システム。
- 前記プロセッサ装置は、前記酸素飽和度を画像化する画像生成手段を備えていることを特徴とする請求項１〜５のいずれか１項に記載の内視鏡システム。
- さらに、前記血液情報算出手段は、前記酸素飽和度測定光に対応して前記撮像素子が出力する第１撮像信号と、前記白色光から色分離して生成された赤色領域の波長帯域を有し前記観察部位に存在する血管の血液量を測定するための血液量測定光に対応して前記撮像素子が出力する第２撮像信号に基づいて、前記血液量及び前記酸素飽和度を算出し、
前記画像生成手段は、前記酸素飽和度と前記血液量の両方の情報を画像化することを特徴とする請求項６記載の内視鏡システム。 - 前記画像生成手段は、前記血液量及び酸素飽和度算出手段によって算出された前記血液量及び前記酸素飽和度に応じて色調が変化するカラーテーブルを用いて、前記血液量及び前記酸素飽和度の情報が反映された疑似カラー画像を生成することを特徴とする請求項７に記載の内視鏡システム。
- 前記血液量測定光は、５９０ｎｍ〜７００ｎｍの波長帯域を有することを特徴とする請求項７又は８に記載の内視鏡システム。
- 前記血液情報算出手段は、
前記酸素飽和度と前記血液量の両方に依存性を有する前記第１撮像信号と、前記第１撮像信号と前記第２撮像信号を規格化するための参照信号の比である第１信号比と、前記血液量に依存性を有する前記第２撮像信号と、前記参照信号の比である第２信号比とを求める信号比算出手段と、
前記酸素飽和度と前記第１信号比及び前記第２信号比との第１の相関関係と、前記血液量と前記第２信号比との第２の相関関係を記憶する相関関係記憶部とを有しており、
前記第２相関関係を参照して前記第２信号比に対応する前記血液量を求めるとともに、前記第１相関関係を参照して前記前記第１信号比に対応する酸素飽和度を求めることを特徴とする請求項７〜９のいずれか１項に記載の内視鏡システム。 - 前記撮像素子は単色の撮像信号を出力するモノクロ撮像素子であり、
前記光源装置は、青色、緑色、赤色の三色、またはイエロー、マゼンタ、シアンの三色の透過領域を有し、三色の各透過領域を前記白色光の光路に選択的に挿入して、前記白色光を三色の光に色分離するフイルタを有しており、
前記通常観察画像を得る通常観察モードにおいて、前記三色の光を順次前記電子内視鏡に供給する面順次式であることを特徴とする請求項１〜１０のいずれか１項に記載の内視鏡システム。 - 前記撮像素子は、青色、緑色、赤色の三色、またはイエロー、マゼンタ、シアンの三色の画素を有し、各色の画素に対応した三色の画像信号を出力するカラー撮像素子であり、
前記光源装置は、前記通常観察画像を得る通常観察モードにおいて、前記白色光を色分離せずに前記電子内視鏡に供給する同時式であることを特徴とする請求項１〜１０のいずれか１項に記載の内視鏡システム。 - 被検体内に挿入される挿入部を有し、前記被検体内の観察部位を撮像する撮像素子を有する電子内視鏡を有する電子内視鏡システムに用いられ、前記電子内視鏡に撮像用の光を供給する光源装置において、
前記観察部位の通常観察画像を得るための照明光に利用される白色光を発する白色光源と、
前記白色光の光路上に挿脱自在に配置され、前記白色光に含まれる一部の波長帯域の光を色分離して、前記観察部位に存在する血管の血中ヘモグロビンの酸素飽和度を測定するための酸素飽和度測定光を生成するバンドパスフイルタであり、酸化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンの吸光係数の大小関係が同じ波長帯域を有する複数の狭帯域光を透過する光学特性を持つバンドパスフイルタとを有することを特徴とする光源装置。
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