JP5419930B2 - 電子内視鏡システム、光源装置、及び電子内視鏡システムの作動方法 - Google Patents

Description

本発明は、電子内視鏡を用いて血管に関する情報を取得する電子内視鏡システム、それに用いられる光源装置、及びその作動方法に関する。

医療分野において、電子内視鏡を用いた診断が普及している。電子内視鏡は、被検体内に挿入される細長の挿入部を備えており、この挿入部の先端には、被検体内の観察部位に照明光を照射する照明窓と観察部位で反射した像光が入射する観察窓が設けられており、観察窓の奥には像光を撮像して観察画像を得るためのＣＣＤイメージセンサやＣＭＯＳイメージセンサなどの撮像素子が内蔵されている。電子内視鏡は光源装置に接続されており、光源装置から照明光が供給され、ライトガイドを通じて照明窓に導光される。

近年の内視鏡診断においては、白色光のもとで生体組織の表面の全体的な性状を観察する通常観察に加えて、特定の波長に制限された特殊光を用いた特殊光観察も行われるようになっている。特殊光観察には各種のものがあるが、例えば、特許文献１には、粘膜表面からの光の深達度に波長依存性があることを利用して、波長域が異なる、Ｂ（青）色、Ｇ（緑）色、Ｒ（赤）色の３種類の狭帯域光を用いて、表層、中層、深層の各層の血管を強調表示する技術が開示されている。

また、特許文献２には、酸素飽和度によって血管の吸光度が変化する近赤外領域の狭帯域光を用いて、血中の酸素飽和度を測定する技術が開示されている。また、本出願人による特許文献３においては、青色領域の狭帯域光を利用して、酸素飽和度の情報と、粘膜表面からの深さを示す血管深さの情報とを同時に取得する技術が開示されている。

特許３５５９７５５号公報 特許２６４８４９４号公報 特開２０１１−０９２６９０号公報

特許文献１〜３に記載されている血管に関する観察技術は、内視鏡診断において有用である。特に、特許文献３で開示されている、酸素飽和度情報と血管深さ情報を同時に取得する技術は、血管の深さの影響を排除した精度の高い酸素飽和度の測定を可能にする技術であり、腫瘍の良悪鑑別など病変部の性状を正確に見極める上で極めて有用であることが明らかになってきている。また、特許文献３においては、青色領域の狭帯域光を用いることで、表層血管について良好な観察を可能にしている。腫瘍の良悪鑑別に際しては、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、特許文献３の技術は、表層血管の性状を詳細に把握できる有用な技術として期待されている。

こうした電子内視鏡システムをユーザがより利用しやすいものとするためには、開発コストや製造コストの低減が求められるため、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、既存の光源装置に搭載されている白色光源をできるだけ有効利用する方策が要望されていた。

特許文献３に記載されているように、酸素飽和度情報と血管深さ情報を同時に取得するためには、観察部位に対して波長域が異なる３つの光を照射して、それらの反射光の輝度を表す３つの信号が必要である。特許文献３には、３つの信号を取得する方式の１つとして、３つの光をそれぞれ発する専用の３つの半導体光源を設ける構成や、白色光源を利用して、３つの光をすべてフイルタによって白色光を色分離して生成する構成が記載されている。専用の３つの半導体光源を設ける構成は、既存の光源装置の構成を有効利用するという観点で改良の余地が残されていた。

また、３つの光をすべてフイルタによって色分離して生成する方式は、光量が不足する懸念があった。というのは、酸素飽和度を精度よく測定するためには、波長域が狭い狭帯域光が必要になるが、白色光を色分離して狭帯域光を生成すると、波長域が狭いため、十分な光量が得られない場合があるためである。光量不足も測定精度低下の原因になる。この対策としては、色分離により白色光から狭帯域光を生成して必要な光量が得られる程度に発光量が大きな白色光源を用いることが考えられるが、こうした大光量の白色光源は、通常観察においてはオーバースペックになるため無駄が多いばかりでなく、特殊なものになるため、既存の光源装置構成を利用する観点からも問題が残る。

特許文献１〜３のいずれにおいても、既存の光源装置を有効利用してコストを低減するという課題については明示も示唆もされていない。

本発明は、上記課題を鑑みてなされたものであり、その目的は、血管深さ情報と酸素飽和度情報の両方を観察可能な電子内視鏡システムにおいて、主として表層血管に関する良好な測定精度を確保しつつ、既存の光源装置の構成を利用しやすい形態とすることにある。

本発明の電子内視鏡システムは、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表す酸素飽和度情報と、前記観察部位の表面からの前記血管の深さを表す血管深さ情報とを含む血管情報を取得するために前記観察部位に照射される光であり、ともに青色領域の一部の狭い波長域で、かつ、それぞれが異なる波長域を有する第１及び第２の青色狭帯域光を発する第１及び第２の半導体光源とを有し、前記第１及び第２の青色狭帯域光を前記電子内視鏡に供給し、かつ、前記第１及び第２の青色狭帯域光の反射光を受光して前記撮像素子が出力する第１及び第２の撮像信号の比較に利用される参照信号を得るための参照光として、前記白色光源が発する前記白色光に含まれる少なくとも一部の波長域の光を前記電子内視鏡に供給する光源装置と、前記第１及び第２の撮像信号と前記参照信号の３つの信号に基づいて、前記血管情報を求めるプロセッサ装置とを備えていることを特徴とする。

前記光源装置は、前記白色光源が発する白色光を前記電子内視鏡に入射させるために前記白色光を集光する集光レンズと、前記白色光源から前記集光レンズに向かう前記白色光の光路上に配置され、前記第１及び第２の半導体光源が発する第１及び第２の青色狭帯域光を前記白色光の光路に合流させる光合流部とを有していることが好ましい。

前記光合流部は、前記白色光を透過する透過部と、前記第１及び第２の青色狭帯域光を前記集光レンズに向けて反射する反射部とを有していることが好ましい。

前記光源装置は、前記白色光の光路に挿入されて前記白色光を遮光する挿入位置と前記光路から退避する退避位置との間で移動可能なシャッタとを有しており、前記血管情報を取得する際に、前記シャッタを前記挿入位置に移動して前記白色光を遮光した状態で、前記第１及び第２の青色狭帯域光を前記電子内視鏡に供給し、前記シャッタを前記退避位置に移動して、前記参照光を前記電子内視鏡に供給することが好ましい。

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、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撮像する際に、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。前記フイルタには、前記三色の透過領域に加えて、前記シャッタを構成する遮光部が設けられていることが好ましい。

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、例えば、前記通常観察画像を撮像する際に、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。

前記第１及び第２の青色狭帯域光の２つの波長は、還元ヘモグロビンと酸化ヘモグロビンのそれぞれの吸光スペクトルにおいて、それぞれの吸光度に差が生じる波長である。前記２つの波長は、還元ヘモグロビンと酸化ヘモグロビンのそれぞれの吸光度の大小関係が逆転していることが好ましい。

前記第１青色狭帯域光の波長は４４０±１０ｎｍであり、前記第２青色狭帯域光の波長は４７０±１０ｎｍであることが好ましい。

前記プロセッサ装置は、前記第１撮像信号と前記参照信号の比である第１輝度比と、第２撮像信号と前記参照信号の比である第２輝度比とに基づいて、前記血管情報を求めることが好ましい。

前記第１及び第２輝度比と、前記血管の深さ及び前記酸素飽和度との相関関係を予め記憶する記憶手段を備えており、前記プロセッサ装置は、前記相関関係に基づいて前記血管情報を求めることが好ましい。

前記相関関係は、２つの座標軸にそれぞれ前記第１及び第２輝度比を割り当てた輝度座標系と、２つの座標軸にそれぞれ血管の深さ及び酸素飽和度を割り当てた血管情報座標系との対応関係を表しており、前記プロセッサ装置は、前記輝度座標系において、前記第１及び第２輝度比に対応する第１座標を特定し、前記血管情報座標系において、前記第１座標を、前記酸素飽和度の座標軸と前記血管の深さの座標軸にそれぞれ射影することにより第２座標を特定して、前記酸素飽和度情報と前記血管深さ情報とを求めることが好ましい。

前記プロセッサ装置は、前記酸素飽和度情報及び前記血管深さ情報のうち少なくとも１つを表す画像を生成する画像生成手段と、生成された画像を表示手段に出力する表示制御手段とを備えていることが好ましい。

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表す酸素飽和度情報と、前記血管に関する、前記観察部位の表面からの深さを表す血管深さ情報とを含む血管情報を取得するために前記観察部位に照射され、ともに青色領域の一部の狭帯域で、かつ、それぞれが異なる波長域を有する第１及び第２の青色狭帯域光を発する第１及び第２の半導体光源とを有し、前記第１及び第２の青色狭帯域光を前記電子内視鏡に供給し、かつ、前記第１及び第２の青色狭帯域光の反射光を受光して前記撮像素子が出力する第１及び第２の撮像信号の比較に利用される参照信号を得るための参照光として、前記白色光源が発する前記白色光に含まれる少なくとも一部の波長域の光を前記電子内視鏡に供給することを特徴とする。

本発明の電子内視鏡システムの作動方法は、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とを有する電子内視鏡システムであって、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表す酸素飽和度情報と、前記血管に関する、前記観察部位の表面からの深さを表す血管深さ情報とを含む血管情報を取得するための電子内視鏡システムの作動方法において、前記光源装置が有する第１及び第２の半導体光源が発する第１及び第２の青色狭帯域光であり、ともに青色領域の一部の狭帯域で、かつ、それぞれが異なる波長域を有する第１及び第２の青色狭帯域光が前記観察部位に照射されるように前記光源装置を制御する第１照射制御ステップと、前記第１及び第２の青色狭帯域光の反射光を受光した前記撮像素子が出力する第１及び第２の撮像信号を取得する第１信号取得ステップと、前記光源装置が有する白色光源が発光する白色光に含まれる少なくとも一部の波長域の光が、第１及び第２の撮像信号の比較に利用される参照信号を得るための参照光として前記観察部位に照射されるように前記光源装置を制御する第２照射制御ステップと、前記参照光の反射光を受光した前記撮像素子が出力する参照信号を取得する第２信号取得ステップと、前記第１及び第２の撮像信号と前記参照信号の３つの信号に基づいて、前記血管情報を求めるステップとを含むことを特徴とする。

本発明によれば、半導体光源が発する第１及び第２の青色狭帯域光と、白色光源が発する白色光とを利用して、酸素飽和度情報と血管深さ情報からなる血管情報を取得するので、主として表層血管に関する血管情報について良好な測定精度を確保でき、かつ、既存の光源装置の構成を利用しやすい形態で電子内視鏡システムを提供することができる。

本発明の第１実施形態の電子内視鏡システムの外観図である。 第１実施形態の電子内視鏡システムの電気的構成を示すブロック図である。 ロータリフイルタの説明図である。 光合流部の説明図である。 シャッタ板の説明図である。 通常観察モードにおける光源装置の動作の説明図である。 血管情報取得モードにおける光源装置の動作の説明図である。 原色系カラーフイルタの分光透過率と、白色光ＢＢ及び第１及び第２狭帯域光Ｎ１、Ｎ２の光強度分布を示すグラフである。 （Ａ）は通常観察モード時におけるＣＣＤの撮像動作を、（Ｂ）は血管情報取得モード時におけるＣＣＤの撮像動作を説明する説明図である。 ヘモグロビンの吸収係数を示すグラフである。 第１及び２輝度比Ｓ１／Ｓ３，Ｓ２／Ｓ３と血管深さ及び酸素飽和度との相関関係を示すグラフである。 （Ａ）は第１及び第２輝度比Ｓ１^＊／Ｓ３^＊，Ｓ２^＊／Ｓ３^＊から輝度座標系における座標（Ｘ^＊，Ｙ^＊）を求める方法を、（Ｂ）は座標（Ｘ^＊，Ｙ^＊）に対応する血管情報座標系の座標（Ｕ^＊，Ｖ^＊）を求める方法を説明する説明図である。 血管深さ画像又は酸素飽和度画像のいずれか一方が表示される表示形態の説明図である。 血管深さ画像又は酸素飽和度画像の両方が同時表示される表示形態の説明図である。 血管に関する血管深さ情報及び酸素飽和度情報が文字情報として同時表示される表示形態の説明図である。 電子内視鏡システムの動作手順を示すフローチャートである。 第２実施形態のシャッタ機能を有するロータリフイルタの説明図である。 図１７とは別のシャッタ機能を有するロータリフイルタの説明図である。 第３実施形態のカラーＣＣＤの説明図である。 第３実施形態の光源装置の説明図である。 第３実施形態におけるＣＣＤの撮像動作を説明する説明図である。 補色系のカラーフイルタの分光透過率と、白色光ＢＢ、及び第１及び第２狭帯域光Ｎ１、Ｎ２の光強度分布を示すグラフである。

［第１実施形態］
図１に示すように、本発明の第１実施形態の電子内視鏡システム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。

電子内視鏡システム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、特殊光を利用して、観察部位に存在する血管に関する酸素飽和度情報及び血管深さ情報を含む血管情報を取得する血管情報取得モードの２つの動作モードを備えている。

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１６ａ、湾曲部１９、可撓管部からなる。先端部１６ａの先端面には、観察部位に照明光を照射する照明窓４９（図２参照）、観察部位で反射した像光が入射する観察窓５０（図２参照）、鉗子や電気メスといった処置具を突出させる鉗子出口などが設けられている。観察窓５０の奥には、撮像素子であるＣＣＤ４４（図２参照）や結像用の光学系が内蔵されている。

湾曲部１９は、連結された複数の湾曲駒からなり、操作部のアングルノブ２１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１９が湾曲することにより、先端部１６ａの向きが所望の方向に向けられる。可撓管部は、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、ＣＣＤ４４を駆動する駆動信号やＣＣＤ４４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４９に導光するライトガイド４３（図２参照）が挿通されている。

また、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２２、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２４が取り付けられている。コネクタ２４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２４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２に示すように、光源装置１３は、白色光源３０と、半導体光源ユニット３１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、赤色領域から青色領域（約４００〜７００ｎｍ）にわたる広い波長域において発光スペクトルが連続する広帯域光（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３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。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ＣＣＤ４４（図２参照）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、光源装置１３から順次供給される三色の光に対応する三色の撮像信号を順次出力する。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、ＣＣＤ４４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、ＣＣＤ４４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ＣＣＤ４４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。

半導体光源ユニット３１は、血管情報を取得するため血管情報取得モードにおいて、特殊光を発する特殊光光源であり、それぞれレーザダイオードからなる第１及び第２のレーザ光源３１ａ、３１ｂ、光ファイバ３１ｃ、カプラー３１ｄ、コリメータレンズ３１ｅを有する。第１及び第２のレーザ光源３１ａ、３１ｂは、ともに青色領域の一部の狭い波長域の青色狭帯域光を発光する。

第１のレーザ光源３１ａは、波長域が４４０±１０ｎｍに、好ましくは４４５ｎｍに制限された狭帯域の光（以下「第１狭帯域光Ｎ１」とする）を、第２のレーザ光源３１ｂは、波長域が４７０±１０ｎｍに、好ましくは４７３ｎｍに制限された狭帯域の光（以下「第２狭帯域光Ｎ２」とする）を発光する。第１及び第２のレーザ光源３１ａ、３２ａに用いるレーザダイオードとしては、ブロードエリア型のＩｎＧａＮ系、ＩｎＧａＮＡｓ系、ＧａＮＡｓ系のレーザダイオードを用いることができる。

半導体光源ユニット３１は、光源制御部３２の制御により、第１のレーザ光源３１ａと第２のレーザ光源３１ｂの点灯及び消灯を行って、第１狭帯域光Ｎ１と第２狭帯域光Ｎ２を選択的に発生させる。

光ファイバ３１ｃは、各レーザ光源３１ａ、３１ｂが発する狭帯域光を導光して、カプラー３１ｄに入射させる。カプラー３１ｄは、各光ファイバ３１ｃから入射する第１及び第２の狭帯域光Ｎ１、Ｎ２の光軸を一致させるためのもので、カプラー３１ｄを出射した各狭帯域光Ｎ１、Ｎ２は、コリメータレンズ３１ｅに入射する。コリメータレンズ３１ｅは、第１及び第２の狭帯域光Ｎ１、Ｎ２を平行光束にすると共に、光束のサイズ及び形状を整形する。

白色光ＢＢの光路において、ロータリフイルタ３４と絞り３３の間には、半導体光源ユニット３１が発生する第１狭帯域光Ｎ１、Ｎ２を白色光ＢＢの光路に合流させる光合流部３９が配置されている。半導体光源ユニット３１から出射直後の第１狭帯域光Ｎ１、Ｎ２の出射光軸ＮＡは、白色光ＢＢの光軸ＢＡと直交しており、光合流部３９は、出射光軸ＮＡを９０°屈曲させて、第１狭帯域光Ｎ１、Ｎ２の光路を白色光ＢＢの光路に合流させる。

図４に示すように、光合流部３９は、白色光ＢＢに対する透過性を有する平板部材をベースに、その片面の中央部に第１及び第２の狭帯域光Ｎ１、Ｎ２を反射する反射部材を設けたものであり、平板部材のうち反射部材が設けられていない部分が透過部３９ａを構成し、反射部材が設けられた部分が反射部３９ｂを構成する。反射部３９ｂは、第１及び第２の狭帯域光Ｎ１、Ｎ２のみを反射し、その他の白色光ＢＢは透過するダイクロイックミラーで形成される。

光合流部３９は、反射部３９ｂの中心と白色光ＢＢの光軸ＢＡを一致させて、かつ、白色光ＢＢの進行方向に向けて４５°傾斜して配置されている。この傾斜により光合流部３９は、白色光ＢＢの光束を斜めに横切るように配置されることになるため、その平面形状は、光束を斜めに切断したときの切断面の形状に合わせて楕円形状をしている。

第１及び第２狭帯域光Ｎ１、Ｎ２の光束は、コリメータレンズ３１ｅによって反射部３９ｂのサイズ及び形状に整形される。光合流部３９は、第１及び第２狭帯域光Ｎ１、Ｎ２の出射光軸ＮＡに対しても４５°傾斜して配置されるので、その傾斜に合わせて反射部３９ｂの形状も楕円形状となっている。

反射部３９ｂは、白色光ＢＢのうち第１及び第２狭帯域光Ｎ１、Ｎ２に対応する波長成分を透過させないため、ロータリフイルタ３４のＢフイルタ３４ｂ部を透過して光合流部３９を透過するＢ色光の光量分布は不均一なものとなる。しかし、ロッドインテグレータ３７の内部において光量分布が均一化されるため、電子内視鏡１１に供給されるＢ色光の光量ムラは低減される。

図２において、白色光源３０とロータリフイルタ３４の間には、シャッタ板４０が配置されている。シャッタ板４０は、第１狭帯域光Ｎ１及び第２狭帯域光Ｎ２を電子内視鏡１１に供給するときに、白色光ＢＢを遮光するものである。

図５に示すように、シャッタ板４０は、白色光ＢＢに対する遮光性を有する部材からなり、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、シャッタ板４０は、２４０°の中心角を持つ遮光部４０ａを有しており、残りの１２０°の部分が切り欠かれて白色光ＢＢを透過する透過部４０ｂとなっている。シャッタ板４０は、回転自在に設けられており、回転により、遮光部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２参照）は、シャッタ板４０の駆動源であり、光源制御部３２によって制御される。

シャッタ板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。シャッタ板４０の透過部４０ｂの中心角は、ロータリフイルタ３４のＢ、Ｇ、Ｒの各フイルタ部３４ａ、３４ｂ、３４ｃの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６に示すように、通常観察モードにおいては、シャッタ板４０は、遮光部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の光路に進入したときに、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。

図７に示すように、血管情報取得モードにおいては、シャッタ板４０は、透過部４０ｂとＧフイルタ部３４ｂ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。これにより、透過部４０ｂが白色光ＢＢの光路に挿入されて、遮光部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を透過してＧ色光が生成される。Ｇ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に供給される。また、遮光部４０ａが白色光ＢＢの光路に挿入されて、透過部４０ｂが光路から退避している間、白色光ＢＢが遮光される。白色光ＢＢが遮光されている間に、第１及び第２のレーザ光源３１ａ、３１ｂが順次点灯して、第１及び第２狭帯域光Ｎ１、Ｎ２が電子内視鏡１１に供給される。ＣＣＤ４４はモノクロの撮像素子であるため、シャッタ板４０を設けることにより、第１及び第２狭帯域光Ｎ１、Ｎ２と白色光ＢＢの混色が防止される。

このように血管情報取得モードにおいては、第１及び第２狭帯域光Ｎ１、Ｎ２と、白色光ＢＢから色分離されたＧ色光の３種類の光が順次電子内視鏡１１に供給される。電子内視鏡１１は、３種類の光に対応する撮像信号をＣＣＤ４４から出力する。Ｇ色光は、通常観察モードに加えて、血管情報取得モードにおいても利用される。具体的には、後述するように、第１及び第２狭帯域光Ｎ１、Ｎ２に対応する２つの信号を比較するための参照信号を得るための参照光として利用される。

図２において、電子内視鏡１１は、ライトガイド４３、ＣＣＤ４４、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２４（図１参照）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１６ａに設けられた照明窓４９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４９から観察部位に向けて照射される。先端部１６ａには観察窓５０が設けられており、観察窓５０の奥には、対物光学系５１とＣＣＤ４４が配置されている。観察部位で反射した像光は、観察窓５０を通して対物光学系５１に入射し、対物光学系５１によってＣＣＤ４４の撮像面４４ａに結像される。

ＣＣＤ４４は、周知の通り、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を有しており、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、垂直転送路及び水平転送路によって転送された後、電圧信号として読み出される。電圧信号は撮像信号としてＣＣＤ４４から出力される。撮像信号は、ＡＦＥ４５に送られる。上述のとおり、ＣＣＤ４４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。

図８に示すように、通常観察モードにおいては、白色光ＢＢは、ロータリフイルタ３４によって、そのＢ、Ｇ、Ｒの各色のフイルタ部３４ａ、３４ｂ、３４ｃの分光透過率に応じた、波長域及び光量の三色の光が順次生成される。ＣＣＤ４４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、血管情報取得モードにおいては、第１狭帯域光Ｎ１、Ｎ２と、Ｇフイルタ部３４ｂによって色分離されたＧ色光がＣＣＤ４４に順次入射して、ＣＣＤ４４は、各色に対応する撮像信号Ｎ１、Ｎ２、Ｇを順次出力する。

図９（Ａ）に示すように、ＣＣＤ４４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、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。

血管情報取得モードにおいては、図９（Ｂ）に示すように、第１狭帯域光Ｎ１、第２狭帯域光Ｎ２、Ｇ色光の３つの光の像光を順次撮像して、撮像信号Ｎ１、Ｎ２、Ｇを順次出力する。こうした動作が血管情報取得モードに設定されている間、繰り返される。

図２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、ＣＣＤ４４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５９に接続されており、コントローラ５９から入力されるベースクロック信号に同期して、ＣＣＤ４４に対して駆動信号を入力する。ＣＣＤ４４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、デジタル信号処理部５５（ＤＳＰ（Digital Signal Processor））と、フレームメモリ５６と、血管画像生成部５７と、表示制御回路５８を備えており、コントローラ５９が各部を制御している。ＤＳＰ５５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。フレームメモリ５６は、ＤＳＰ５５で作成された画像データを記憶する。

また、ＤＳＰ５５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に基づいて、通常観察画像を生成する。通常観察画像は、フレームレートに従って撮像信号Ｂ、Ｇ、Ｒが更新される毎に生成される。表示制御回路５８は、通常観察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。

血管情報取得モードにおいては、血管画像生成部５７が、撮像信号Ｎ１、Ｎ２、Ｇに対応する３つの画像データに基づいて、以下の画像処理を施すことにより、酸素飽和度情報を画像化した酸素飽和度画像と、血管深さ情報を画像化した血管深さ画像を生成する。

血管画像生成部５７は、輝度比算出部６０と、相関関係記憶部６１と、血管深さ−酸素飽和度算出部６２と、血管深さ画像生成部６３と、酸素飽和度画像生成部６４とを備えている。輝度比算出部６０は、フレームメモリ５６に記憶した、撮像信号Ｎ１、Ｎ２、Ｇに対応する画像データＮ１、Ｎ２、Ｇを照合して、血管領域の同じ位置の画素について、画像データＮ１と画像データＧの第１輝度比Ｓ１／Ｓ３を求めるとともに、画像データＮ２と画像データＧと間の第２輝度比Ｓ２／Ｓ３を求める。

ここで、Ｓ１は画像データＮ１の画素の輝度値を、Ｓ２は画像データＮ２の画素の輝度値を、Ｓ３は画像データＧの画素の輝度値を表している。輝度値Ｓ３は、観察部位の明るさのレベルを表すものであり、輝度値Ｓ１、Ｓ２を比較するために、輝度値Ｓ１、Ｓ２の値を規格化するための参照信号である。

血管領域の特定方法としては、例えば、血管部分の輝度値とそれ以外の輝度値の差から血管領域を求める方法がある。なお、本例においては、第１輝度比Ｓ１／Ｓ３と第２輝度比Ｓ２／Ｓ３を、血管領域のみについて求めているが、血管領域以外の画素を含む画像全体について求めてもよい。

相関関係記憶部６１は、第１及び第２輝度比Ｓ１／Ｓ３、Ｓ２／Ｓ３と、血管中の酸素飽和度及び血管深さとの相関関係を記憶している。この相関関係は、図１０に示す、血中のヘモグロビンの吸光スペクトルを前提とする相関関係であり、これまでの診断等で蓄積された多数の画像データＮ１、Ｎ２を分析することにより得られたものである。図１０に示すように、ヘモグロビンは、照射する光の波長によって吸光係数μａが変化する吸光特性を持っている。吸光係数μａは、ヘモグロビンの光の吸収の大きさである吸光度を表すもので、ヘモグロビンに照射された光の減衰状況を表すＩ_０ｅｘｐ（−μａ×ｘ）の式の係数である。ここで、Ｉ_０は光源装置から観察部位の表層粘膜など生体組織に照射される光の強度であり、ｘ（ｃｍ）は生体組織内の血管までの深さである。

また、酸素と結合していない還元ヘモグロビン７０と、酸素と結合した酸化ヘモグロビン７１は、異なる吸光特性を持っており、同じ吸光度（吸光係数μａ）を示す等吸収点（図１０における各ヘモグロビン７０、７１の交点）を除いて、吸光度に差が生じる。吸光度に差があると、同じ血管に対して、同じ強度かつ同じ波長の光を照射しても、輝度値が変化する。また、同じ強度の光を照射しても、波長が異なれば吸光係数μａが変わるので、輝度値が変化する。

また、図１０において、波長が５５０ｎｍ付近の各ヘモグロビン７０，７１の吸光度の差と、波長が４４５ｎｍ付近の吸光度の差を比較すれば明らかなように、各ヘモグロビン７０、７１の吸光度の差の大きさも、波長によって変化する。

以上のようなヘモグロビンの吸光特性を鑑みると、酸素飽和度が同じでも、波長が異なれば吸光度も異なり、粘膜中の深達度も異なる。したがって、第１狭帯域光Ｎ１、Ｎ２のように、ともに各ヘモグロビン７０、７１の吸光度に差があり、かつ、その差の大きさが異なる２つの波長域の光を利用して、両者の輝度値を比較することで、酸素飽和度と血管深さの２つの情報を同時に得ることができる。

特許文献２に記載されているように、ヘモグロビン７０、７１の各吸光度に差が生じる１つの波長域の光を用いて、その輝度値から酸素飽和度を測定する方法は従来から行われているが、１つの光の輝度値から求めた酸素飽和度の測定値は、血管深さによる影響を受けるため、精度の高いものではなかった。上記２つの波長域の光を利用する方法によれば、酸素飽和度情報に加えて、血管深さ情報も取得できるため、血管深さによる影響が除去された酸素飽和度の測定値が得られる。

相関関係記憶部６１は、図１１に示すように、第１及び第２輝度比Ｓ１／Ｓ３，Ｓ２／Ｓ３を表す輝度座標系６６と、酸素飽和度及び血管深さを表す血管情報座標系６７との対応関係を表す相関関係を記憶している。輝度座標系６６は、ＸＹの２軸を持つＸＹ座標系であり、Ｘ軸に第１輝度比Ｓ１／Ｓ３が割り当てられ、Ｙ軸には第２輝度比Ｓ２／Ｓ３が割り当てられている。

血管情報座標系６７は、輝度座標系６６上に設けられたＵＶの２軸を持つＵＶ座標系であり、U軸は血管深さに、Ｖ軸は酸素飽和度に割り当てられている。Ｕ軸は、血管深さが輝度座標系６６に対して正の相関関係があることから、正の傾きを有している。このＵ軸に関して、右斜め上に行くほど血管は浅いことを、左斜め下に行くほど血管が深いことを示している。一方、Ｖ軸は、酸素飽和度が輝度座標系６６に対して負の相関関係を有することから、負の傾きを有している。このＶ軸に関して、左斜め上に行くほど酸素飽和度が低いことを、右斜め下に行くほど酸素飽和度が高いことを示している。

また、血管情報座標系６７においては、U軸とV軸とは交点Ｐで直交している。これは、ヘモグロビンの吸光スペクトルにおいて、第１狭帯域光Ｎ１の波長域における吸光度と、第２狭帯域光Ｎ２の波長域における吸光度の大小関係が逆転しているためである。即ち、図１０に示すように、第１狭帯域光Ｎ１の波長域である４４０±１０ｎｍにおいては、還元ヘモグロビン７０の吸光係数は、酸化ヘモグロビン７１の吸光係数よりも大きくなるのに対して、第２狭帯域光Ｎ２の波長域である４７０±１０ｎｍにおいては、酸化ヘモグロビン７１の吸光係数のほうが還元ヘモグロビン７０の吸光係数よりも大きくなっている。

血管深さ−酸素飽和度算出部６２は、相関関係記憶部６１の相関関係に基づき、輝度比算出部６０で算出された第１及び第２輝度比Ｓ１／Ｓ３，Ｓ２／Ｓ３に対応する酸素飽和度と血管深さを特定する。ここで、輝度比算出部６０で算出された第１及び第２輝度比Ｓ１／Ｓ３，Ｓ２／Ｓ３のうち、血管領域内の画素についての第１輝度比をＳ１^＊／Ｓ３^＊とし、第２輝度比をＳ２^＊／Ｓ３^＊とする。

血管深さ−酸素飽和度算出部６２は、図１２（Ａ）に示すように、輝度座標系６６において、第１及び第２輝度比Ｓ１^＊／Ｓ３^＊，Ｓ２^＊／Ｓ３^＊に対応する座標（Ｘ^＊，Ｙ^＊）を特定する。座標（Ｘ^＊，Ｙ^＊）が特定されたら、図１２（Ｂ）に示すように、血管情報座標系６７において、特定した座標（Ｘ^＊，Ｙ^＊）を、酸素飽和度の座標軸であるＶ軸と、血管深さの座標軸であるＵ軸にそれぞれ射影して、座標（Ｕ^＊，Ｖ^＊）を特定する。これにより、血管領域内の画素について、血管深さ情報Ｕ^＊及び酸素飽和度情報Ｖ^＊が求まる。

なお、本例においては、第１及び第２狭帯域光Ｎ１、Ｎ２の波長域として、吸光度の大小関係が逆転している２つの波長域（４４０±１０ｎｍと４７０±１０ｎｍ）を使用しているが、吸光度の大小関係が逆転している２つの波長域を用いなくてもよい。ただし、吸光度の大小関係が逆転しない２つの波長域を使用した場合には、二次元空間においてはU軸とV軸とは直交しなくなる。この場合には、例えば、三次元の立体空間を用いてＵ軸とＶ軸の関係を規定すれば、輝度座標系６６において特定された座標（Ｘ^＊，Ｙ^＊）から、血管情報座標系６７における座標（Ｕ^＊，Ｖ^＊）を特定することが可能である。もちろん、Ｕ軸とＶ軸が直交していた方が、相関関係を規定するテーブルデータなど演算に必要なデータを作成しやすいため、第１及び第２狭帯域光Ｎ１、Ｎ２の波長域としては、吸光度の大小関係が逆転している２つの波長域を使用することが好ましい。

血管深さ画像生成部６３は、血管深さの程度に応じてカラー情報が割り当てられたカラーマップ６３ａ（ＣＭ（Color Map））を備えている。カラーマップ６３ａには、例えば、血管の深さが表層のときは青、中層のときは緑、深層のときは赤というように、血管深さの程度に応じて、明瞭に区別することができる色が割り当てられている。ここでいう血管深さは、第１狭帯域光Ｎ１、Ｎ２の深達度の範囲内における深さである。第１狭帯域光Ｎ１、Ｎ２は、青色領域であるため、観察部位の表面からの深達度は、より波長が長い赤色領域の光に比べて短いため、第１狭帯域光Ｎ１、Ｎ２によって、主として表層領域内の深さの程度を判別することができる。血管深さ画像生成部６３は、カラーマップ６３ａから、血管深さ−酸素飽和度算出部６２で算出された血管深さ情報Ｕ^＊に対応するカラー情報を特定する。

血管深さ画像生成部６３は、血管領域内の全ての画素についてカラー情報が特定されると、カラー情報を、通常観察画像に合成することで、通常観察画像に反映させる。通常観察画像としては、例えば、血管情報取得モードに切り替わる直前にフレームメモリ５６に記憶しておいた画像データが使用される。これにより、通常観察画像に対して血管深さの情報が反映された血管深さ画像データが生成される。生成された血管深さ画像データは再度フレームメモリ５６に記憶される。なお、カラー情報は、通常観察画像にではなく、血管情報取得モードにおいて得られる、画像データＮ１、Ｎ２、Ｇのいずれか、あるいはこれらを合成した合成画像に対して反映させてもよい。

酸素飽和度画像生成部６４は、酸素飽和度の程度に応じてカラー情報が割り当てられたカラーマップ６４ａ（ＣＭ（Color Map））を備えている。カラーマップ６４ａには、例えば、低酸素飽和度であるときにはシアン、中酸素飽和度であるときにはマゼンダ、高酸素飽和度であるときにはイエローというように、酸素飽和度の程度に応じて、明瞭に区別することができる色が割り当てられている。酸素飽和度画像生成部６４は、血管深さ画像生成部と同様に、カラーマップ６４ａから血管深さ−酸素飽和度算出部で算出された酸素飽和度情報Ｖ^＊に対応するカラー情報を特定する。そして、このカラー情報を通常観察画像データに反映させることにより、酸素飽和度画像データを生成する。生成された酸素飽和度画像データは、血管深さ画像データと同様、フレームメモリ５６に記憶される。なお、血管深さ画像と同様に、酸素飽和度画像は、通常観察画像の代わりに、画像データＮ１、Ｎ２、Ｇやこれらの合成画像をベースにカラー情報を反映させたものでもよい。

表示制御回路５８は、通常観察画像と同様に、フレームメモリ５６から血管深さ画像や酸素飽和度画像を読み出して、これをビデオ信号に変換してモニタ１４に出力する。血管情報取得モードにおける画像の表示形態としては様々なパターンが考えられる。

例えば、図１３に示すように、モニタ１４の一方の側に通常観察画像７２を表示させ、他方の側に、画像切替ＳＷ６８（図２参照）により選択された血管深さ画像７３または酸素飽和度画像７４のいずれかを表示させるようにしてもよい。図１３の血管深さ画像７３では、血管画像７５は表層血管を示す青色で、血管画像７６は中層血管を示す緑色で、血管画像７７は深層血管を示す赤色で表されている。また、酸素飽和度画像７４では、血管画像８０は低酸素飽和度を示すシアンで、血管画像８１は中酸素飽和度を示すマゼンダで、血管画像８２は高酸素飽和度を示すイエローで表されている。

また、図１４に示すように、血管深さ画像７３及び酸素飽和度画像７４の両方を同時に表示するようにしてもよい。さらに、図１５に示すように、血管深さ画像７３及び酸素飽和度画像７４を表示せず、通常観察画像７２のうち所定の血管画像８５を指定し、その指定した血管画像８５について血管深さ（Ｄ（Depth））及び酸素飽和度（ＳｔＯ_２（Saturated Oxygen））を文字情報として表示するようにしてもよい。

次に、上記構成による作用を図１６に示すフローチャートを用いて説明する。まず、電子内視鏡システム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６に示すように、シャッタ板４０は回転せずに、透過部４０ｂが白色光ＢＢの光路に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４９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５０を通じてＣＣＤ４４で撮像され、ＣＣＤ４４は、撮像信号Ｂ、Ｇ、Ｒを順次出力する。ＤＳＰ５５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、フレームメモリ５６に記憶される。表示制御回路５８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２３の操作により、通常観察モードから血管情報取得モードへの切り替え指示が入力されると、血管情報取得モードに切り替えられる。血管情報取得モードに切り替えられると、シャッタ板４０が、透過部４０ｂを、ロータリフイルタ３４のＧフイルタ部３４ｂ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。

光源制御部３２は、シャッタ板４０の遮光部４０ａが白色光ＢＢの光路に挿入されている間に、ＣＣＤ４４のフレームレートに同期させて、第１及び第２のレーザ光源３１ａ、３１ｂを順次点灯させる。第１及び第２のレーザ光源３１ａ、３１ｂが発する第１及び第２狭帯域光Ｎ１、Ｎ２は、電子内視鏡１１に供給されて、照明窓４９から観察部位に順次照射される。第１及び第２狭帯域光Ｎ１、Ｎ２の像光は、観察窓５０を通じてＣＣＤ４４に入射して、ＣＣＤ４４は、第１及び第２狭帯域光Ｎ１、Ｎ２に対応する撮像信号Ｎ１、Ｎ２を出力する。

そして、光源制御部３２は、シャッタ板４０の透過部４０ｂが白色光ＢＢの光路に挿入されている間は、第１及び第２のレーザ光源３１ａ、３１ｂの両方を消灯させる。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に入射してＧ色光が生成される。Ｇ色光は、電子内視鏡１１に供給されて、観察部位に照射される。Ｇ色光の像光が観察窓５０を通じてＣＣＤ４４に入射して、ＣＣＤ４４は、Ｇ色光に対応する撮像信号Ｇを出力する。

血管画像生成部５７は、撮像信号Ｎ１、Ｎ２、Ｇに対応する画像データＮ１、Ｎ２、Ｇに基づいて、図１２で説明した手順で、酸素飽和度情報及び血管深さ情報を取得する。血管画像生成部５７は、これらの情報を、カラーマップ６３ａ、６４ａを用いて通常観察画像に反映させて、酸素飽和度画像及び血管深さ画像を生成する。生成された画像は、図１３〜図１５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、第１及び第２レーザ光源３１ａ、３１ｂ、ロータリフイルタ３４、シャッタ板４０が停止される。

なお、本例においては、血管情報取得モードにおいては、通常観察画像の生成を行わない例で説明したが、血管情報取得モードの実行中に、通常観察画像を得るためのＢ、Ｇ、Ｒの照射と、血管画像を得るための第１及び第２狭帯域光Ｎ１、Ｎ２、Ｇの照射を交互に行って、血管画像の生成と通常観察画像の生成を両方行ってもよい。こうすれば、血管情報取得モードにおいても、通常観察画像を更新することができる。

以上説明したように、本発明においては、青色領域の２つの狭帯域光Ｎ１、Ｎ２と、白色光ＢＢから色分離されたＧ色光の３つの光によって、酸素飽和度情報と血管深さ情報を取得している。既存の光源装置の構成である白色光源３０の光を参照光として利用しているので、特許文献３に記載の３つの狭帯域光を半導体光源で構成する従来技術と比較して、部品点数、設置スペースの低減が可能となる。これにより、既存の光源装置の構成が利用しやすく、部品点数も低減できるため、コストダウンが可能となる。

また、青色領域の狭帯域光を発する２つのレーザ光源３１ａ、３１ｂを使用しているため、良好な測定精度を確保できる。まず、本発明において、第１狭帯域光Ｎ１、Ｎ２として、青色領域の光が選択される理由は、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ためである。こうした要請に応えるため、本発明においては、深達度が浅く、表層血管の情報を良好に取得できる青色領域の光が採用される。

そして、狭帯域光が使用される理由は、次のとおりである。図１０に示すヘモグロビンの吸光スペクトルで明らかなように、青色領域においては、緑色領域や赤色領域と比較して、吸光度の変化が急峻であり、波長が少しずれると、吸光度が大きく変化する。また、各ヘモグロビン７０、７１の吸光度の大小関係に逆転が生じる等吸収点の間隔も狭い。波長域が広いと、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。そのため、青色領域の光を利用して表層血管の血管情報を得るためには、２つの等吸収点の間隔に近い幅の波長域、好ましくは、２つの等吸収点の間隔に収まる波長域を持つ狭い狭帯域光を用いる必要がある。

さらに、表層血管は、中深層血管と比較して細いため、照射される光量が不足しがちであり、表層血管を観察する場合には、光量が大きな光源が必要になる。

このように、表層血管に関する血管情報の測定精度を高めるには、青色領域の狭帯域光で、かつ高い光量の光を発する光源が適しており、こうした理由から、本発明においては、第１及び第２狭帯域光Ｎ１、Ｎ２を発光可能な第１及び第２のレーザ光源３１ａ、３１ｂを採用している。第１及び第２のレーザ光源３１ａ、３１ｂを用いることで、白色光ＢＢをフイルタで色分離する場合と比較して、大光量の狭帯域光Ｎ１、Ｎ２が得られる。

参照光は、第１及び第２狭帯域光Ｎ１、Ｎ２に対応する輝度値Ｓ１、Ｓ２を規格化するための参照信号（輝度値Ｓ３）として利用されるものであるので、観察部位の明るさのレベルが分かればよいので、白色光ＢＢから色分離したＧ色光を用いても実用上問題はない。なお、上記実施形態において、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３４ｂ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。

なお、本例においては、第１狭帯域光Ｎ１として、波長域が４４０±１０ｎｍ、好ましくは４４５ｎｍ、第２狭帯域光Ｎ２として、波長域が４７０±１０ｎｍ、好ましくは４７３ｎｍの狭帯域光を使用しているが、上述したとおり、ともに各ヘモグロビン７０、７１の吸光度に差があり、かつ、その差の大きさが異なる２つの波長域の光であれば、他の波長域でもよい。

また、上記実施形態においては、半導体光源ユニット３１の狭帯域光Ｎ１、Ｎ２を、光合流部３９によって、白色光源３０から集光レンズ３６へ向かう白色光ＢＢの光路に合流させている。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る。上記実施形態のような構成であれば、白色光ＢＢの光路に大幅な変更を加えずに、光合流部３９とシャッタ板４０を追加するだけで済むため、既存の光源装置に組み込みやすい。

また、光合流部３９は、白色光を透過する透過部３９ａと、第１及び第２狭帯域光Ｎ１、Ｎ２を反射させる反射部３９ｂとを有するため、構成の複雑化を防止できる。というのは、光合流部３９を反射部３９ｂのみで構成した場合には、通常観察モードにおいては光合流部３９を光路から退避させ、血管情報取得モードにおいては光路に挿入させるというように、光合流部３９を移動させるための移動機構が必要になる。光合流部３９に透過部３９ａを設ければ、移動機構を設けずに済むため、既存の光源装置に追加する構成を簡素にできるので、既存の光源装置を利用しやすい。

なお、反射部３９ｂは、白色光ＢＢに含まれる、第１及び第２狭帯域光Ｎ１、Ｎ２の波長域の光を透過させないため、反射部３９ｂのサイズが大きい場合には、その波長域について無視できない程度の光量の低下を招く懸念もある。その場合には、通常観察モードにおいて、Ｂ色光を照射するときに第１及び第２のレーザ光源３１ａ、３１ｂを点灯させて、反射部３９ｂでカットされる光量を補ってもよい。

また、シャッタ板４０を回転板で構成して、回転動作により遮光部４０ａの光路への挿入と退避を行っているが、例えば、シャッタ板４０を直線的に移動させて挿入と退避を行ってもよい。しかし、本例のようにシャッタ板４０を回転動作させる構成によれば、直線移動させる場合と比較して、直線移動させるためのリンク機構が不要な分、構成を簡素化できる。

［第２実施形態］
上記実施形態では、ロータリフイルタ３４とシャッタ板４０を別々に設けた例で説明したが、図１７に示すように、シャッタ板の機能を設けたロータリフイルタ９１を使用してもよい。ロータリフイルタ９１は、内周領域と外周領域の２つの領域からなる二重円で構成されている。内周領域には、Ｂ、Ｇ、Ｒのフイルタ部が設けられており、外周領域には遮光部とＧフイルタ部が設けられている。内周領域は、上記実施形態のロータリフイルタ３４として機能し、外周領域は、上記実施形態のシャッタ板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を用いれば、ロータリフイルタ３４とシャッタ板４０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、図１８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６分割して、通常観察用のＢ，Ｇ１，Ｒの各フイルタ部の間に、血管情報取得用の２つの遮光部と、Ｇ２フイルタ部の３つの領域を設けてもよい。２つの遮光部は、第１及び第２の狭帯域光Ｎ１、Ｎ２用にそれぞれ割り当てられる。Ｇ１とＧ２は、同じ分光透過率でもよいし、異なっていてもよい。こうした構成であれば、移動機構９２は不要である。

［第３実施形態］
上記実施形態では、電子内視鏡１１のＣＣＤ４４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ＣＣＤとして、図１９に示すような、カラーＣＣＤ１００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ＣＣＤ１００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。

図２０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。その他の構成は、図６及び７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２１（Ａ）に示すように、通常観察モードにおいて、同時式の光源装置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４９から観察部位に照射されて、その反射光をカラーＣＣＤ１００で撮像する。カラーＣＣＤ１００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ＣＣＤ１００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。Ｂ、Ｇ、Ｒの各マイクロカラーフイルタの分光透過率は、図８に示すロータリフイルタ３４の場合と同様である。

図２１（Ｂ）に示すように、血管情報取得モードの場合には、シャッタ板４０を回転させて、シャッタ板４０の遮光部４０ａで白色光ＢＢを遮光している間に、第１及び第２レーザ光源３１ａ、３１ｂを順次点灯させて、第１及び第２狭帯域光Ｎ１、Ｎ２を順次照射する。図８に示すように、第１狭帯域光Ｎ１は、Ｂ画素が感応する光であるので、Ｂ画素に対応する撮像信号を撮像信号Ｎ１として抽出する。第２狭帯域光Ｎ２は、Ｂ画素及びＧ画素が感応する光であるので、Ｂ画素及びＧ画素に対応する撮像信号を撮像信号Ｎ２として抽出する。これにより、第１及び第２狭帯域光Ｎ１、Ｎ２に対応する撮像信号Ｎ１、Ｎ２が得られる。

そして、シャッタ板４０の遮光部４０ａが白色光ＢＢの光路から退避している間に、白色光ＢＢが照射される。血管画像生成部５７は、カラーＣＣＤ１００が出力する撮像信号からＧ画素に対応する撮像信号Ｇを抽出する。そして、図１２で説明した手順に従って、撮像信号Ｎ１、Ｎ２、Ｇに基づいて血管情報を取得して、血管画像を生成して表示する。本例において、参照光として、Ｇ色光を利用しているが、第１実施形態と同様に、Ｂ色光やＲ色光、白色光を利用してもよい。

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ＣＣＤ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２２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。

上記実施形態では、酸素飽和度を画像化しているが、本発明の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、半導体光源としてレーザダイオードからなるレーザ光源を例示したが、レーザダイオードの代わりにＬＥＤを使用したＬＥＤ光源でもよい。撮像素子としては、上記実施形態のＣＣＤに限らずＣＭＯＳイメージセンサを用いてもよい。また、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。

なお、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
３１ 半導体光源ユニット
３１ａ、３１ｂ 第１及び第２レーザ光源
３２ 光源制御部
３４ 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
３９ 光合流部
３９ａ 透過部
３９ｂ 反射部
４０ シャッタ板
４０ａ 遮光部
４０ｂ 透過部
４４ ＣＣＤ
５５ ＤＳＰ
５７ 血管画像生成部
１００ カラーＣＣＤ

Claims (16)

1. 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表す酸素飽和度情報と、前記観察部位の表面からの前記血管の深さを表す血管深さ情報とを含む血管情報を取得するために前記観察部位に照射される光であり、ともに青色領域の一部の狭い波長域で、かつ、それぞれが異なる波長域を有する第１及び第２の青色狭帯域光を発する第１及び第２の半導体光源とを有し、
   前記第１及び第２の青色狭帯域光を前記電子内視鏡に供給し、かつ、前記第１及び第２の青色狭帯域光の反射光を受光して前記撮像素子が出力する第１及び第２の撮像信号の規格化に利用される参照信号を得るための参照光として、前記白色光源が発する前記白色光に含まれる少なくとも一部の波長域の光を前記電子内視鏡に供給する光源装置と、
   前記第１及び第２の撮像信号と前記参照信号の３つの信号に基づいて、前記血管情報を求めるプロセッサ装置とを備えていることを特徴とする電子内視鏡システム。
2. 前記光源装置は、前記白色光源が発する白色光を前記電子内視鏡に入射させるために前記白色光を集光する集光レンズと、前記白色光源から前記集光レンズに向かう前記白色光の光路上に配置され、前記第１及び第２の半導体光源が発する第１及び第２の青色狭帯域光を前記白色光の光路に合流させる光合流部とを有していることを特徴とする請求項１に記載の電子内視鏡システム。
3. 前記光合流部は、前記白色光を透過する透過部と、前記第１及び第２の青色狭帯域光を前記集光レンズに向けて反射する反射部とを有していることを特徴とする請求項２に記載の電子内視鏡システム。
4. 前記光源装置は、前記白色光の光路に挿入されて前記白色光を遮光する挿入位置と前記光路から退避する退避位置との間で移動可能なシャッタとを有しており、
   前記血管情報を取得する際に、前記シャッタを前記挿入位置に移動して前記白色光を遮光した状態で、前記第１及び第２の青色狭帯域光を前記電子内視鏡に供給し、前記シャッタを前記退避位置に移動して、前記参照光を前記電子内視鏡に供給することを特徴とする請求項１〜３のいずれか１項に記載の電子内視鏡システム。
5. 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撮像する際に、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１〜４のいずれか１項に記載の電子内視鏡システム。
6. 請求項４を引用する請求項５に記載の電子内視鏡システムにおいて、
   前記フイルタには、前記三色の透過領域に加えて、前記シャッタを構成する遮光部が設けられていることを特徴とする電子内視鏡システム。
7. 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撮像する際に、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１〜４のいずれか１項に記載の電子内視鏡システム。
8. 前記第１及び第２の青色狭帯域光の２つの波長は、還元ヘモグロビンと酸化ヘモグロビンのそれぞれの吸光スペクトルにおいて、それぞれの吸光度に差が生じる波長であることを特徴とする請求項１〜７のいずれか１項に記載の電子内視鏡システム。
9. 前記２つの波長は、還元ヘモグロビンと酸化ヘモグロビンのそれぞれの吸光度の大小関係が逆転していることを特徴とする請求項８に記載の電子内視鏡システム。
10. 前記第１青色狭帯域光の波長は４４０±１０ｎｍであり、前記第２青色狭帯域光の波長は４７０±１０ｎｍであることを特徴とする請求項９に記載の電子内視鏡システム。
11. 前記プロセッサ装置は、前記第１撮像信号と前記参照信号の比である第１輝度比と、第２撮像信号と前記参照信号の比である第２輝度比とに基づいて、前記血管情報を求めることを特徴とする請求項１〜１０のいずれか１項に記載の電子内視鏡システム。
12. 前記第１及び第２輝度比と、前記血管の深さ及び前記酸素飽和度との相関関係を予め記憶する記憶手段を備えており、
    前記プロセッサ装置は、前記相関関係に基づいて前記血管情報を求めることを特徴とする請求項１１記載の電子内視鏡システム。
13. 前記相関関係は、２つの座標軸にそれぞれ前記第１及び第２輝度比を割り当てた輝度座標系と、２つの座標軸にそれぞれ血管の深さ及び酸素飽和度を割り当てた血管情報座標系との対応関係を表しており、
    前記プロセッサ装置は、
    前記輝度座標系において、前記第１及び第２輝度比に対応する第１座標を特定し、
    前記血管情報座標系において、前記第１座標を、前記酸素飽和度の座標軸と前記血管の深さの座標軸にそれぞれ射影することにより第２座標を特定して、前記酸素飽和度情報と前記血管深さ情報とを求めることを特徴とする請求項１２記載の電子内視鏡システム。
14. 前記プロセッサ装置は、前記酸素飽和度情報及び前記血管深さ情報のうち少なくとも１つを表す画像を生成する画像生成手段と、
    生成された画像を表示手段に出力する表示制御手段とを備えていることを特徴とする請求項１〜１３のいずれか１項に記載の内視鏡システム。
15. 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表す酸素飽和度情報と、前記血管に関する、前記観察部位の表面からの深さを表す血管深さ情報とを含む血管情報を取得するために前記観察部位に照射され、ともに青色領域の一部の狭帯域で、かつ、それぞれが異なる波長域を有する第１及び第２の青色狭帯域光を発する第１及び第２の半導体光源とを有し、
    前記第１及び第２の青色狭帯域光を前記電子内視鏡に供給し、かつ、前記第１及び第２の青色狭帯域光の反射光を受光して前記撮像素子が出力する第１及び第２の撮像信号の規格化に利用される参照信号を得るための参照光として、前記白色光源が発する前記白色光に含まれる少なくとも一部の波長域の光を前記電子内視鏡に供給することを特徴とする光源装置。
16. 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とを有する電子内視鏡システムであって、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表す酸素飽和度情報と、前記血管に関する、前記観察部位の表面からの深さを表す血管深さ情報とを含む血管情報を取得するための電子内視鏡システムの作動方法において、
    前記光源装置が有する第１及び第２の半導体光源が発する第１及び第２の青色狭帯域光であり、ともに青色領域の一部の狭帯域で、かつ、それぞれが異なる波長域を有する第１及び第２の青色狭帯域光が前記観察部位に照射されるように前記光源装置を制御する第１照射制御ステップと、
    前記第１及び第２の青色狭帯域光の反射光を受光した前記撮像素子が出力する第１及び第２の撮像信号を取得する第１信号取得ステップと、
    前記光源装置が有する白色光源が発光する白色光に含まれる少なくとも一部の波長域の光が、第１及び第２の撮像信号の規格化に利用される参照信号を得るための参照光として前記観察部位に照射されるように前記光源装置を制御する第２照射制御ステップと、
    前記参照光の反射光を受光した前記撮像素子が出力する参照信号を取得する第２信号取得ステップと、
    前記第１及び第２の撮像信号と前記参照信号の３つの信号に基づいて、前記血管情報を求めるステップとを含むことを特徴とする電子内視鏡システムの作動方法。
    

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