JP5611891B2

JP5611891B2 - Endoscope system and method for operating endoscope system

Info

Publication number: JP5611891B2
Application number: JP2011115883A
Authority: JP
Inventors: 小澤　聡; 聡小澤; 牧斎藤; 斎藤　　牧
Original assignee: Fujifilm Corp
Current assignee: Fujifilm Corp
Priority date: 2011-05-24
Filing date: 2011-05-24
Publication date: 2014-10-22
Anticipated expiration: 2031-05-24
Also published as: JP2012239815A

Description

本発明は、診断の目的に応じて、表示装置に表示する内視鏡画像を切り替える内視鏡システム及び内視鏡画像の表示方法に関する。 The present invention relates to an endoscope system and an endoscope image display method for switching an endoscope image to be displayed on a display device in accordance with the purpose of diagnosis.

現在の医療分野においては、内視鏡を使ったガン診断が広く行われている。内視鏡のガン診断では、まず、遠景状態から、ガンの可能性がある部位を拾い上げるスクリーニングが行われる。そして、スクリーニングで拾い上げた部位に接近して近景状態にした上で、ガンか否かの詳細な診断を行う。この詳細診断は、極めて肥大化したガンなどであれば、白色光の通常観察で十分に識別できる。しかしながら、炎症との区別が難しいガンや周辺の組織に埋もれているガンなどの場合は、通常観察ではガンか否かの識別が困難である。 In the current medical field, cancer diagnosis using an endoscope is widely performed. In endoscopic cancer diagnosis, screening is first performed to pick up a possible cancer site from a distant view. Then, after making a close-up view by approaching the part picked up by screening, a detailed diagnosis of whether or not it is cancer is performed. This detailed diagnosis can be sufficiently identified by normal observation of white light if the cancer is extremely enlarged. However, in the case of cancer that is difficult to distinguish from inflammation or cancer that is buried in surrounding tissues, it is difficult to identify whether or not it is cancer by normal observation.

そこで、遠景状態のスクリーニングでは、生体組織から発せられる自家蛍光の強弱を観察することによって、ガンの可能性のある病変可能性部位を拾い上げることが行われている（特許文献１参照）。そして、その後の詳細診断では、その拾い上げた部位に狭帯域光を照射し、表層血管などガンに関わる血管構造等を明瞭化することによって、ガンを識別し易くすること行われている（特許文献２参照）。 Therefore, in the distant view screening, the possibility of cancerous lesions is picked up by observing the intensity of autofluorescence emitted from living tissue (see Patent Document 1). In subsequent detailed diagnosis, the picked-up part is irradiated with narrow-band light, and the blood vessel structure related to the cancer such as the surface blood vessel is clarified, thereby making it easy to identify the cancer (Patent Literature). 2).

特開平８−２５２２１８号公報JP-A-8-252218 特開２００１−１７０００９号公報Japanese Patent Laid-Open No. 2001-170009

これまでは、遠景状態のスクリーニング時にディスプレイに表示するスクリーニング用画像（例えば、特許文献１のような自家蛍光画像）から病変可能性部位を検出したときには、その病変可能性部位に内視鏡のスコープ先端部を接近させて近景状態にした上で、ディスプレイの表示を、表層血管や凹凸構造などが明瞭化された詳細診断用画像（例えば、特許文献２のような狭帯域光画像）に手動で切り替えていた。このような手動での画像切替は、診断を行う医者にとって負担となる場合があることから、診断の目的に応じて、スクリーニング用画像と詳細診断用画像とを自動的に切り替えることができる内視鏡システムが求められていた。 Until now, when a possible lesion site is detected from a screening image (for example, autofluorescence image as in Patent Document 1) displayed on a display at the time of screening in a distant view state, an endoscope scope is applied to the possible lesion site. The display is manually displayed on a detailed diagnostic image (for example, a narrow-band light image as in Patent Document 2) in which the surface blood vessels and the concavo-convex structure are clarified after the tip portion is brought close to a close-up state. I was switching. Since such manual image switching may be a burden on the doctor who performs the diagnosis, it is possible to automatically switch between the screening image and the detailed diagnosis image according to the purpose of the diagnosis. A mirror system was required.

本発明は、遠景状態で使用するスクリーニング用画像と、近景状態で使用する詳細診断用画像を自動で切り替えることができる内視鏡システム及び内視鏡画像の表示方法を提供することを目的とする。 An object of the present invention is to provide an endoscope system and an endoscopic image display method capable of automatically switching between a screening image used in a distant view state and a detailed diagnosis image used in a close view state. .

上記問題点を解決するために、本発明の内視鏡システムは、白色光で照明された被検体を撮像して得られる通常光画像を取得するとともに、第１の光量比の関係にある青色狭帯域光及び白色光で照明された被検体を撮像して得られる第１青色強調画像を取得する第１画像取得部と、第１青色強調画像と通常光画像とを合成して第１特殊光画像を生成する第１特殊光画像生成部と、第２の光量比の関係にある青色狭帯域光及び白色光で照明された被検体を撮像して得られる第２特殊光画像を取得する第２画像取得部と、被検体上の観察領域との間の距離を示す観察距離を求める観察距離算出手段と、観察距離が一定値以上のときには第１特殊光画像を表示手段に表示させ、観察距離が一定値未満のときには第２特殊光画像を表示手段に表示させる表示制御手段とを備え、第１の光量比においては白色光の比率が大きく、第２の光量比においては、青色狭帯域光の比率のほうが大きいことを特徴とする。前記第１青色強調画像には、帯域幅が低周波から高周波に及ぶ周波数フィルタリング処理が施されることが好ましい。
In order to solve the above problems, the endoscope system according to the present invention acquires a normal light image obtained by imaging a subject illuminated with white light, and has a blue color having a first light quantity ratio relationship. A first image acquisition unit that acquires a first blue enhanced image obtained by imaging a subject illuminated with narrowband light and white light, and a first special image by combining the first blue enhanced image and the normal light image. A first special light image generation unit that generates a light image and a second special light image obtained by imaging a subject illuminated with blue narrowband light and white light having a second light quantity ratio relationship are acquired. An observation distance calculating means for obtaining an observation distance indicating a distance between the second image acquisition unit and an observation region on the subject; and a first special light image is displayed on the display means when the observation distance is a predetermined value or more, It is displayed on the display unit of the second special light image when the viewing distance is less than a predetermined value And a display control unit, in the first light amount ratio Ratio of the white light is large, in the second light amount ratio, being greater the more the ratio of the blue narrow-band light. The first blue enhanced image is preferably subjected to a frequency filtering process with a bandwidth ranging from a low frequency to a high frequency .

血中ヘモグロビンの酸素飽和度を画像化した酸素飽和度画像を生成する酸素飽和度画像化部を備え、表示制御手段は、観察距離が前記一定値未満のときには、第２特殊光画像に加えて、酸素飽和度画像を表示手段に表示させることが好ましい。血中ヘモグロビンの酸素飽和度の情報を前記第１特殊光画像に反映させた第３特殊光画像を取得する第３画像取得部を備え、前記詳細診断画像は前記第３特殊光画像であることが好ましい。
An oxygen saturation imaging unit that generates an oxygen saturation image in which the oxygen saturation of blood hemoglobin is imaged; and the display control means adds to the second special light image when the observation distance is less than the predetermined value. The oxygen saturation image is preferably displayed on the display means. A third image acquisition unit that acquires a third special light image in which information on oxygen saturation of blood hemoglobin is reflected in the first special light image; and the detailed diagnostic image is the third special light image Is preferred.

血中ヘモグロビンの酸素飽和度を、中心波長４７３nmの狭帯域光の撮像により得られる酸素飽和度用信号と通常光画像信号に基づいて、算出する場合において、酸素飽和度用信号の青色信号Ｂ１と通常光画像信号の緑色信号Ｇ２との信号比Ｂ１／Ｇ２と、通常光画像信号の緑色信号Ｇ２と赤色信号Ｒ２との信号比Ｒ２／Ｇ２とを求め、信号比Ｂ１／Ｇ２及び信号比Ｒ２／Ｇ２と血液量及び酸素飽和度との相関関係を使って、酸素飽和度を求めることが好ましい。
When the oxygen saturation of blood hemoglobin is calculated based on an oxygen saturation signal obtained by imaging a narrow band light having a center wavelength of 473 nm and a normal light image signal , the blue signal B1 of the oxygen saturation signal is calculated. A signal ratio B1 / G2 of the normal light image signal to the green signal G2 and a signal ratio R2 / G2 of the green signal G2 of the normal light image signal to the red signal R2 are obtained, and the signal ratio B1 / G2 and the signal ratio R2 / It is preferable to obtain the oxygen saturation using the correlation between G2, blood volume and oxygen saturation.

酸素飽和度画像を表示する前に、酸素飽和度画像を表示手段に表示することを報知するガイダンスを表示手段に出すことが好ましい。
Before displaying the oxygen saturation level image, it is preferable to put the display unit guidance for notifying to display an oxygen saturation level image on the display means.

本発明の内視鏡システムの作動方法は、観察距離算出手段が、被検体上の観察領域との間の距離を示す観察距離を、観察距離算出手段により求めるステップと、観察距離が一定値以上のときには、第１画像取得部が、白色光で照明された被検体を撮像して得られる通常光画像を取得し、第１の光量比の関係にある青色狭帯域光及び白色光で照明された被検体を撮像して得られる第１青色強調画像を取得し、第１特殊光画像生成部が、第１青色強調画像と通常光画像とを合成して第１特殊光画像を生成し、表示制御手段が、第１特殊光画像を表示手段に表示し、観察距離が一定値未満のときには、第２画像取得部が、第２の光量比の関係にある青色狭帯域光及び白色光で照明された被検体を撮像して得られる第２特殊光画像を取得し、表示制御手段が第２特殊光画像を表示手段に表示するステップとを有し、第１の光量比においては白色光の比率が大きく、第２の光量比においては、青色狭帯域光の比率のほうが大きいことを特徴とする。 Operation method of the endoscope system of the present invention, the viewing distance calculating means, the observation distance indicating a distance between the observation area on the object, and determined Mel step by the observation distance calculating means, the viewing distance constant When the value is equal to or greater than the value, the first image acquisition unit acquires a normal light image obtained by imaging the subject illuminated with white light, and the blue narrow band light and the white light that are in the relationship of the first light quantity ratio. A first blue enhanced image obtained by imaging the illuminated subject is acquired, and a first special light image generation unit generates the first special light image by combining the first blue enhanced image and the normal light image. Then, the display control means displays the first special light image on the display means, and when the observation distance is less than a certain value, the second image acquisition unit obtains the blue narrow band light and the white light having the second light quantity ratio relationship. A second special light image obtained by imaging a subject illuminated with light is acquired and displayed. And a step of stage is displayed on the display means the second special light image, in the first light amount ratio larger proportion of white light in the second light amount ratio, the larger the ratio of the blue narrow-band light It is characterized by that.

本発明によれば、被検体上の観察領域との間の距離を示す観察距離を求め、その求めた観察距離が一定値以上のときにはスクリーニング用画像を表示手段に表示させ、観察距離が一定値未満のときには詳細診断用画像を表示手段に表示させることから、診断の目的に応じて、スクリーニング用画像と詳細診断用画像とは自動的に切り替えられる。 According to the present invention, an observation distance indicating a distance to an observation region on a subject is obtained, and when the obtained observation distance is equal to or greater than a certain value, a screening image is displayed on the display means, and the observation distance is a certain value. Since the detailed diagnostic image is displayed on the display means when the number is less than the range, the screening image and the detailed diagnostic image are automatically switched according to the purpose of diagnosis.

また、スクリーニング用画像の一つとして使用される第１特殊光画像は、全体的に明るい通常光画像上に、観察対象の血管及び構造を明瞭化した第１青色強調画像を合成した画像であるため、例えば、遠景状態のように光量が不足する状況下においても、確実に病変可能性部位を検出することができる。 The first special light image used as one of the screening images is an image obtained by synthesizing the first blue enhanced image in which the blood vessel and the structure to be observed are clarified on the generally bright normal light image. Therefore, for example, even in a situation where the amount of light is insufficient, such as in a distant view, it is possible to reliably detect a lesion possibility site.

また、詳細診断用画像の一つして使用される酸素飽和度画像は、血中ヘモグロビンの酸素飽和度を画像化したものであるため、ガンに特有な酸素状態（ガンの中心部が低酸素状態となる一方で、その周辺部は高酸素状態となる）を把握することができる。 In addition, the oxygen saturation image used as one of the images for detailed diagnosis is an image of the oxygen saturation of blood hemoglobin, so that the oxygen state peculiar to cancer (the center of the cancer is hypoxic) It is possible to grasp that the surrounding portion is in a high oxygen state).

内視鏡システムの外観を表す図である。It is a figure showing the external appearance of an endoscope system. 内視鏡システムの内部構成を表す図である。It is a figure showing the internal structure of an endoscope system. 第１〜第４狭帯域光Ｎ１〜Ｎ４及び蛍光の発光スペクトルを表すグラフである。It is a graph showing the emission spectrum of 1st-4th narrow-band light N1-N4 and fluorescence. スコープ先端部の正面を表す図である。It is a figure showing the front of a scope front-end | tip part. カラーＣＣＤのＢ画素、Ｇ画素、Ｒ画素の分光透過率を表すグラフである。It is a graph showing the spectral transmittance of B pixel, G pixel, and R pixel of a color CCD. 通常光画像信号取得フレームにおける撮像素子の動作を説明するための図である。It is a figure for demonstrating operation | movement of the image pick-up element in a normal light image signal acquisition frame. 特殊観察画像処理部の構成を示す図である。It is a figure which shows the structure of a special observation image process part. 遠景状態のときに使用する周波数フィルタリングの帯域を表すグラフである。It is a graph showing the band of the frequency filtering used in a distant view state. 近景状態のときに使用する周波数フィルタリングの帯域を表すグラフであるIt is a graph showing the frequency filtering band used in the foreground state 通常光画像信号取得フレーム及び第１青色強調信号取得フレームにおける撮像素子の動作を説明するための図である。It is a figure for demonstrating operation | movement of the image pick-up element in a normal light image signal acquisition frame and a 1st blue emphasis signal acquisition frame. 信号比Ｓ２／Ｓ１，Ｓ３／Ｓ１と血管深さ及び酸素飽和度との相関関係を表すグラフである。It is a graph showing correlation with signal ratio S2 / S1, S3 / S1, and blood vessel depth and oxygen saturation. 図１０の相関関係を使って、酸素飽和度の算出方法を説明するための図である。It is a figure for demonstrating the calculation method of oxygen saturation using the correlation of FIG. 酸化ヘモグロビン（Hb02）と還元ヘモグロビン（Hb）の吸光係数を表すグラフである。It is a graph showing the extinction coefficient of oxygenated hemoglobin (Hb02) and reduced hemoglobin (Hb). 第１〜第４酸素飽和度用信号取得フレームにおける撮像素子の動作を説明するための図である。It is a figure for demonstrating operation | movement of the image pick-up element in the 1st-4th oxygen saturation signal acquisition frame. 観察距離を説明するための図である。It is a figure for demonstrating observation distance. 第１−１特殊観察モードにおける表示画像の切り替えを説明するための図である。It is a figure for demonstrating switching of the display image in 1-1st special observation mode. 第１−２特殊観察モードにおける表示画像の切り替えを説明するための図である。It is a figure for demonstrating switching of the display image in the 1-2 special observation mode. 第１−３特殊観察モードにおける表示画像の切り替えを説明するための図である。It is a figure for demonstrating switching of the display image in the 1-3 special observation mode. 第１−４特殊観察モードにおける表示画像の切り替えを説明するための図である。It is a figure for demonstrating switching of the display image in the 1-4 special observation mode. 第１−５特殊観察モードにおける表示画像の切り替えを説明するための図である。It is a figure for demonstrating switching of the display image in the 1-5 special observation mode. 第２特殊観察モードにおける表示画像の切り替えを説明するための図である。It is a figure for demonstrating switching of the display image in 2nd special observation mode. 信号比Ｂ１／Ｇ２，Ｒ２／Ｇ２と酸素飽和度との相関関係を表すグラフである。It is a graph showing the correlation between signal ratio B1 / G2, R2 / G2 and oxygen saturation. 図２１の相関関係を使って酸素飽和度を算出する方法を説明するための図である。It is a figure for demonstrating the method of calculating oxygen saturation using the correlation of FIG.

図１及び２に示すように、内視鏡システム１０は、所定の波長範囲の光を発生する光源装置１１と、光源装置１１から発せられる光を導光して被検体の観察領域に照明光を照射し、その反射光等を撮像する内視鏡装置１２と、内視鏡装置１２で得られた画像信号を画像処理するプロセッサ装置１３と、画像処理によって得られた内視鏡画像等を表示する表示装置１４と、キーボード等で構成される入力装置１５とを備えている。 As shown in FIGS. 1 and 2, an endoscope system 10 includes a light source device 11 that generates light in a predetermined wavelength range, and guides light emitted from the light source device 11 to illuminate an observation region of a subject. An endoscope device 12 that captures the reflected light and the like, a processor device 13 that performs image processing on an image signal obtained by the endoscope device 12, an endoscope image obtained by image processing, and the like. A display device 14 for displaying and an input device 15 including a keyboard or the like are provided.

内視鏡システム１０は、表示装置１４に表示する表示画像として、波長範囲が青色から赤色に及ぶ可視光の被検体像からなる通常光画像を表示する通常観察モードと、被検体の観察領域Ｒと内視鏡装置１２のスコープ先端部４０との間の観察距離（図１４参照）が遠い遠景状態と観察距離が近い近景状態とで、表示画像の内容を変更する第１特殊観察モードと、スポットやブラウニッシュエリアなどの病変である可能性が高い病変可能性部位を検出する第２特殊観察モードとを備えている。第１特殊観察モードは、近景状態で表示する表示画像の内容の違いによって、更に、５つの第１−１〜第１−５特殊観察モードに分けられる。これらモードの切替は、内視鏡装置１２に設けられた切り替えスイッチ１７によって行われる。 The endoscope system 10 includes, as a display image displayed on the display device 14, a normal observation mode for displaying a normal light image including a visible light subject image having a wavelength range from blue to red, and a subject observation region R. A first special observation mode for changing the content of the display image between a distant view state where the observation distance (see FIG. 14) between the endoscope and the scope distal end portion 40 of the endoscope apparatus 12 is long and a close view state where the observation distance is close; And a second special observation mode for detecting a likely lesion portion such as a spot or a brownish area. The first special observation mode is further divided into five first to first 1-5 special observation modes depending on the difference in the content of the display image displayed in the foreground state. Switching between these modes is performed by a changeover switch 17 provided in the endoscope apparatus 12.

光源装置１１は、４種のレーザ光源ＬＤ１，ＬＤ２，ＬＤ３，ＬＤ４と、光源制御部２０と、コンバイナ２１と、カプラ２２とを備えている。図３に示すように、レーザ光源ＬＤ１は中心波長４０５ｎｍの第１狭帯域光Ｎ１を発生し、レーザ光源ＬＤ２は中心波長４４５ｎｍの第２狭帯域光Ｎ２を発生し、レーザ光源ＬＤ３は中心波長４７３ｎｍの第３狭帯域光Ｎ３を発生し、レーザ光源ＬＤ４は中心波長６５０ｎｍの第４狭帯域光Ｎ４を発生する。これら４種類の狭帯域光Ｎ１〜Ｎ４のうち、第２狭帯域光Ｎ２は内視鏡装置のスコープ先端部４０に配置された蛍光体５０から白色光（疑似白色光）を発生させるための励起光として用いられ、第１〜第４狭帯域光Ｎ１〜Ｎ４は血中ヘモグロビンの酸素飽和度の算出に用いられる。なお、レーザ光源ＬＤ１，ＬＤ２は、ブロードエリア型のＩｎＧａＮ系レーザダイオードが使用でき、また、ＩｎＧａＮＡｓ系レーザダイオードやＧａＮＡｓ系レーザダイオード等を用いることもできる。 The light source device 11 includes four types of laser light sources LD1, LD2, LD3, and LD4, a light source control unit 20, a combiner 21, and a coupler 22. As shown in FIG. 3, the laser light source LD1 generates a first narrowband light N1 having a center wavelength of 405 nm, the laser light source LD2 generates a second narrowband light N2 having a center wavelength of 445 nm, and the laser light source LD3 has a center wavelength of 473 nm. The third narrow-band light N3 is generated, and the laser light source LD4 generates the fourth narrow-band light N4 having a center wavelength of 650 nm. Of these four types of narrowband light N1 to N4, the second narrowband light N2 is excitation for generating white light (pseudo white light) from the phosphor 50 arranged at the scope distal end portion 40 of the endoscope apparatus. It is used as light, and the first to fourth narrowband lights N1 to N4 are used to calculate the oxygen saturation of blood hemoglobin. The laser light sources LD1 and LD2 can use broad area type InGaN laser diodes, and can also use InGaNAs laser diodes, GaNAs laser diodes, or the like.

第１、第３、第４狭帯域光Ｎ１，Ｎ３，Ｎ４は、集光レンズ２３ａ，２３ｄ，２３ｅを介して、第１、第３、第４光ファイバ２４ａ，２４ｄ，２４ｅに入射する。一方、第２狭帯域光Ｎ２は、白色光を励起発光させる励起光として用いるときには、集光レンズ２３ｂを介して第２−１光ファイバ２４ｂに入射させ、酸素飽和度の算出に用いるときには中継ミラー２５ａ，２５ｂ及び集光レンズ２３ｃを介して、第２−２光ファイバ２４ｃに入射させる。 The first, third, and fourth narrowband lights N1, N3, and N4 are incident on the first, third, and fourth optical fibers 24a, 24d, and 24e via the condenser lenses 23a, 23d, and 23e. On the other hand, the second narrow-band light N2 is incident on the 2-1 optical fiber 24b via the condenser lens 23b when used as excitation light for exciting white light, and is used for calculation of oxygen saturation. The light is incident on the second-second optical fiber 24c via the 25a and 25b and the condenser lens 23c.

中継ミラー２５ａは、レーザ光源ＬＤ２と第２−１光ファイバ２４ｂの間に設けられている。この中継ミラー２５ａには、レーザ光源ＬＤ２の光路上から退避する退避位置と、レーザ光源ＬＤ２の光路上に挿入され、第２狭帯域光Ｎ２を中継ミラーに向けて反射させる挿入位置との間で、中継ミラー２５ａを移動させるシフト機構３０が設けられている。シフト機構３０は、プロセッサ装置１３内の制御部７２によって駆動制御される。もう一方の中継ミラー２５ｂは、中継ミラー２５ａからの第２狭帯域光Ｎ２を集光レンズ２３ｃに向けて反射させる。 The relay mirror 25a is provided between the laser light source LD2 and the 2-1 optical fiber 24b. The relay mirror 25a has a retracted position that retracts from the optical path of the laser light source LD2 and an insertion position that is inserted on the optical path of the laser light source LD2 and reflects the second narrowband light N2 toward the relay mirror. A shift mechanism 30 for moving the relay mirror 25a is provided. The shift mechanism 30 is driven and controlled by the control unit 72 in the processor device 13. The other relay mirror 25b reflects the second narrowband light N2 from the relay mirror 25a toward the condenser lens 23c.

光源制御部２０は、レーザ光源ＬＤ１〜ＬＤ４を制御することによって、各レーザ光源の発光タイミングや各レーザ光源間の光量比を調節する。これら発光タイミングまたは光量比は、観察モードによって異なっている。コンバイナ２１は、各光ファイバ２４ａ〜２４ｅからの光を合波させる。合波した光は、分波器であるカプラ２２によって４系統の光に分波される。 The light source control unit 20 adjusts the light emission timing of each laser light source and the light amount ratio between the laser light sources by controlling the laser light sources LD1 to LD4. These light emission timings or light quantity ratios differ depending on the observation mode. The combiner 21 combines the light from each optical fiber 24a-24e. The combined light is demultiplexed into four systems of light by a coupler 22 which is a demultiplexer.

分波された４系統の光のうち、第１、第２−２、第３、第４光ファイバ２４ａ，２４ｃ，２４ｄ，２４ｅからの光は特殊光用ライトガイド２６，２７で伝送され、第２−１光ファイバ２４ｂからの光は通常光用ライトガイド２８，２９で伝送される。これらライトガイド２６〜２９は多数の光ファイバを束ねたバンドルファイバなどから構成される。なお、コンバイナ２１及びカプラ２２を用いずに、各レーザ光源ＬＤ１〜ＬＤ４からの光を直接ライトガイドに入れる構成としてもよい。 Of the four lines of demultiplexed light, the light from the first, second, third, and fourth optical fibers 24a, 24c, 24d, and 24e is transmitted by the special light guides 26 and 27. The light from the 2-1 optical fiber 24b is transmitted by the normal light guides 28 and 29. These light guides 26 to 29 are composed of bundle fibers in which a large number of optical fibers are bundled. In addition, it is good also as a structure which puts the light from each laser light source LD1-LD4 directly in a light guide, without using the combiner 21 and the coupler 22. FIG.

内視鏡装置１２は電子内視鏡から構成され、内視鏡スコープ３２と、通常光用及び特殊光用ライトガイド２６〜２９で伝送される４系統（４灯）の光を照射する照明部３３と、観察領域を撮像する１系統の撮像部３４と、内視鏡スコープ３２のスコープ先端部４０の湾曲操作や観察のための操作を行う操作部３５と、内視鏡スコープ３２と光源装置１１及びプロセッサ装置１３とを着脱自在に接続するコネクタ部３６を備えている。 The endoscope apparatus 12 is composed of an electronic endoscope, and an illumination unit that irradiates four systems (four lamps) of light transmitted by an endoscope scope 32 and light guides 26 to 29 for normal light and special light. 33, a system of imaging unit 34 that images the observation region, an operation unit 35 that performs an operation for bending and observing the scope distal end 40 of the endoscope scope 32, the endoscope scope 32, and the light source device 11 and the processor unit 13 are detachably connected to each other.

内視鏡スコープ３２には、操作部３５側から順に、軟性部３８、湾曲部３９、スコープ先端部４０が設けられている。軟性部３８は、可撓性を有しているため、内視鏡スコープ挿入時には被検体内で屈曲自在とすることができる。湾曲部３９は、操作部３５に配置されたアングルノブ３５ａの回動操作により湾曲自在に構成されている。この湾曲部３９は、被検体の部位等に応じて、任意の方向、任意の角度に湾曲させることができるため、スコープ先端部４０を所望の観察部位に向けることができる。 The endoscope scope 32 is provided with a flexible portion 38, a bending portion 39, and a scope distal end portion 40 in this order from the operation portion 35 side. Since the flexible portion 38 has flexibility, it can be bent in the subject when the endoscope is inserted. The bending portion 39 is configured to be freely bent by a turning operation of an angle knob 35 a disposed in the operation portion 35. Since the bending portion 39 can be bent in an arbitrary direction and an arbitrary angle according to the region of the subject, the scope distal end portion 40 can be directed to a desired observation region.

スコープ先端部４０には照明部３３と撮像部３４が設けられている。撮像部３４は、スコープ先端部４０の略中心位置に、被検体からの反射光等を撮像する１つの観察窓４２を備えている。照明部３３は、撮像部３４の両脇に設けられた２つの照明窓４３，４４を備えている。 The scope tip 40 is provided with an illumination unit 33 and an imaging unit 34. The imaging unit 34 includes one observation window 42 that images reflected light from the subject at a substantially central position of the scope distal end 40. The illumination unit 33 includes two illumination windows 43 and 44 provided on both sides of the imaging unit 34.

一方の照明窓４３の奥には２つの投光ユニット４６，４７が収納されている。一方の投光ユニット４６では、特殊光用ライトガイド２６，２７からの第１〜第４狭帯域光Ｎ１〜Ｎ４を、レンズ４８を介して観察領域に向けて照射する。もう一方の投光ユニット４７では、通常光用ライトガイド２８，２９からの第２狭帯域光Ｎ２を蛍光体５０に当てて白色光を励起発光させる。そして、その励起発光した白色光を、レンズ５１を介して観察領域に照射する。なお、他方の照明窓４４の奥にも、上記投光ユニット４６と同様の投光ユニット５３と、上記投光ユニット４７と同様の投光ユニット５４の２つが収納されている。 Two light projecting units 46 and 47 are housed in the back of one illumination window 43. In one light projecting unit 46, the first to fourth narrow-band lights N1 to N4 from the special light light guides 26 and 27 are irradiated toward the observation region via the lens 48. In the other light projecting unit 47, the second narrow-band light N2 from the normal light guides 28 and 29 is applied to the phosphor 50 to excite and emit white light. The excited white light is irradiated to the observation region via the lens 51. Two light projection units 53 similar to the light projection unit 46 and light projection units 54 similar to the light projection unit 47 are accommodated in the other illumination window 44.

図４に示すように、照明窓４３，４４は、スコープ先端部４０において、観察窓４２を挟んでその両側に配置されている。また、４つの投光ユニット４６，４７，５３，５４は、白色光を発する投光ユニット４７，５４の出射面間を結ぶ直線Ｌ１と、第１〜第４狭帯域光Ｎ１〜Ｎ４を発する投光ユニット４６，５３の出射面間を結ぶ直線Ｌ２とが、観察窓４２の中心部で交差するように、互い違いに配置されている。このような配置にすることによって、照明ムラの発生を防止することができる。 As shown in FIG. 4, the illumination windows 43 and 44 are arranged on both sides of the observation window 42 at the scope distal end portion 40. Further, the four light projecting units 46, 47, 53, 54 emit a straight line L1 connecting the emission surfaces of the light projecting units 47, 54 that emit white light, and the first to fourth narrowband lights N1 to N4. The straight lines L2 connecting the emission surfaces of the optical units 46 and 53 are alternately arranged so as to intersect at the center of the observation window 42. With such an arrangement, it is possible to prevent uneven illumination.

蛍光体５０は、励起光である第２狭帯域光Ｎ２の一部を吸収して緑色〜黄色に励起発光する複数種の蛍光物質（例えばＹＡＧ系蛍光物質、或いはＢＡＭ（ＢａＭｇＡｌ_１０Ｏ_１７）等の蛍光物質）を含んで構成される。蛍光体５０から発せられる緑色〜黄色の励起発光光（蛍光）は、蛍光体５０により吸収されず透過した第２狭帯域光Ｎ２と合波することによって、白色光（疑似白色光）が生成される。なお、蛍光体は、商品名としてマイクロホワイト（登録商標）（Micro White（ＭＷ））とも呼ばれている。 The phosphor 50 absorbs a part of the second narrow-band light N2 that is excitation light and emits green to yellow excitation light (for example, YAG fluorescent material, BAM (BaMgAl ₁₀ O ₁₇ ), etc.) A fluorescent substance). The green to yellow excitation light (fluorescence) emitted from the phosphor 50 is combined with the second narrowband light N2 that is transmitted without being absorbed by the phosphor 50, thereby generating white light (pseudo white light). The The phosphor is also referred to as a trade name, Micro White (registered trademark) (Micro White (MW)).

なお、ここで、本発明でいう白色光とは、厳密に可視光の全ての波長成分を含むものに限らず、例えば、上述した疑似白色光を始めとして、基準色であるＲ（赤），Ｇ（緑），Ｂ（青）等、特定の波長帯の光を含むものであればよい。つまり、本発明のいう白色光には、例えば、緑色から赤色にかけての波長成分を含む光や、青色から緑色にかけての波長成分を含む光等も広義に含まれるものとする。 Here, the white light referred to in the present invention is not limited to the one that strictly includes all wavelength components of visible light. For example, R (red), which is a reference color, including the above-described pseudo white light, Any material including light in a specific wavelength band such as G (green) and B (blue) may be used. That is, the white light referred to in the present invention broadly includes, for example, light including a wavelength component from green to red, light including a wavelength component from blue to green, and the like.

図２に示すように、観察窓４２の奥には、被検体の観察領域の像光を取り込むための対物レンズユニット（図示省略）等の光学系が設けられており、さらにその対物レンズユニットの奥には、被観察領域の像光を受光して観察領域を撮像するＣＣＤ（Charge Coupled Device）やＣＭＯＳ（Complementary Metal-Oxide Semiconductor）などの撮像素子６０が設けられている。 As shown in FIG. 2, an optical system such as an objective lens unit (not shown) for capturing image light in the observation region of the subject is provided in the back of the observation window 42, and further, the objective lens unit In the back, an image sensor 60 such as a CCD (Charge Coupled Device) or a CMOS (Complementary Metal-Oxide Semiconductor) that receives the image light of the observation region and images the observation region is provided.

撮像素子６０は撮像制御部７０により制御され、対物レンズユニットからの光を受光面（撮像面）で受光する。受光した光は、光電変換されて電荷として蓄積される。そして、一定期間電荷を蓄積した後に、蓄積した電荷を撮像信号（アナログ信号）として出力する。撮像信号の出力は１フレーム毎に行われる。撮像素子６０はカラーＣＣＤであり、その受光面には、図５に示す分光透過率６３を有するＢ画素、分光透過率６４を有するＧ画素、分光透過率６５を有するＲ画素を１組とする画素群が、多数マトリックス状に配列されている。 The imaging element 60 is controlled by the imaging control unit 70 and receives light from the objective lens unit on a light receiving surface (imaging surface). The received light is photoelectrically converted and accumulated as electric charges. Then, after accumulating charges for a certain period, the accumulated charges are output as an imaging signal (analog signal). The output of the imaging signal is performed for each frame. The image sensor 60 is a color CCD, and on its light receiving surface, a set of a B pixel having a spectral transmittance 63, a G pixel having a spectral transmittance 64, and an R pixel having a spectral transmittance 65 shown in FIG. A large number of pixel groups are arranged in a matrix.

撮像素子６０から出力される撮像信号（アナログ信号）は、スコープケーブル６７を通じてＡ／Ｄ変換器６８に入力される。Ａ／Ｄ変換器６８は、撮像信号（アナログ信号）をその電圧レベルに対応する画像信号（デジタル信号）に変換する。画像信号には、Ｂ画素から出力される撮像信号がＡ／Ｄ変換された青色信号と、Ｇ画素から出力される撮像信号がＡ／Ｄ変換された緑色信号と、Ｒ画素から出力される撮像信号がＡ／Ｄ変換された赤色信号が含まれている。変換後の画像信号は、コネクタ部３６を介して、プロセッサ装置１３の画像処理部７３に入力される。 An imaging signal (analog signal) output from the imaging device 60 is input to the A / D converter 68 through the scope cable 67. The A / D converter 68 converts the imaging signal (analog signal) into an image signal (digital signal) corresponding to the voltage level. The image signal includes a blue signal obtained by A / D conversion of the image pickup signal output from the B pixel, a green signal obtained by A / D conversion of the image pickup signal output from the G pixel, and an image output output from the R pixel. A red signal obtained by A / D converting the signal is included. The converted image signal is input to the image processing unit 73 of the processor device 13 via the connector unit 36.

なお、図示はしていないが、内視鏡装置１２における操作部３５及び内視鏡スコープ３２の内部には、組織採取用処置具等を挿入する鉗子チャンネルや、送気・送水用のチャンネル等、各種のチャンネルが設けられている。 Although not shown, a forceps channel for inserting a tissue collection treatment tool or the like, an air supply / water supply channel, or the like inside the operation unit 35 and the endoscope scope 32 in the endoscope apparatus 12. Various channels are provided.

図２に示すように、プロセッサ装置１３は、制御部７２と、画像処理部７３と、記憶部７４とを備えており、制御部７２には表示装置１４及び入力装置１５が接続されている。制御部７２は、内視鏡装置１２の切り替えスイッチ１７からの切り替え信号、入力装置１５からの入力信号、画像処理部７３での処理結果に基づいて、画像処理部７３、光源装置１１の光源制御部２０やシフト機構２５ａ、内視鏡装置１２の撮像制御部７０、及び表示装置１４の動作を制御する。 As illustrated in FIG. 2, the processor device 13 includes a control unit 72, an image processing unit 73, and a storage unit 74, and the display device 14 and the input device 15 are connected to the control unit 72. The control unit 72 controls the light source of the image processing unit 73 and the light source device 11 based on the switching signal from the changeover switch 17 of the endoscope device 12, the input signal from the input device 15, and the processing result in the image processing unit 73. The operations of the unit 20, the shift mechanism 25a, the imaging control unit 70 of the endoscope apparatus 12, and the display device 14 are controlled.

画像処理部７３は、通常光画像処理部８０と、特殊観察画像処理部８１と、観察距離算出部８２と、表示画像切替部８３と、病変可能性部位自動検出部８４とを備えている。通常光画像処理部８０は、白色光で照明された被検体を撮像することにより得られる通常光画像信号に基づいて、通常光画像を生成する。 The image processing unit 73 includes a normal light image processing unit 80, a special observation image processing unit 81, an observation distance calculation unit 82, a display image switching unit 83, and a lesion possibility site automatic detection unit 84. The normal light image processing unit 80 generates a normal light image based on a normal light image signal obtained by imaging a subject illuminated with white light.

なお、通常光画像を生成する際には、通常光画像信号を取得する通常光画像信号取得フレームで、レーザ光源ＬＤ２を点灯し、その他のレーザ光源ＬＤ１、ＬＤ３、ＬＤ４は消灯する。そして、レーザ光源ＬＤ２からの第２狭帯域光Ｎ２を第２−１光ファイバ２４ｂに入射させる。そして、図６に示すように、第２狭帯域光Ｎ２で蛍光体５０から白色光を励起発光させることにより、白色光を被検体に照射する。そして、その被検体からの戻り光を撮像素子６０で撮像することにより、通常光画像信号を取得する。以上の通常光画像信号の取得は、１フレーム毎に行われる。 When generating the normal light image, the laser light source LD2 is turned on and the other laser light sources LD1, LD3, and LD4 are turned off in the normal light image signal acquisition frame for acquiring the normal light image signal. Then, the second narrowband light N2 from the laser light source LD2 is made incident on the 2-1 optical fiber 24b. Then, as shown in FIG. 6, white light is excited and emitted from the phosphor 50 with the second narrowband light N <b> 2 to irradiate the subject with white light. Then, the normal light image signal is acquired by imaging the return light from the subject with the imaging device 60. The above acquisition of the normal light image signal is performed for each frame.

図７に示すように、特殊観察画像処理部８１は、通常光画像上で表層血管を強調させた第１特殊光画像を生成する第１特殊光画像生成部９０と、表層血管及び中深層血管を強調させた第２特殊光画像を生成する第２特殊光画像生成部９１と、血中ヘモグロビンの酸素飽和度を算出するとともに、算出した酸素飽和度を画像化した酸素飽和度画像を生成する酸素飽和度画像生成部９２とを備えている。 As shown in FIG. 7, the special observation image processing unit 81 includes a first special light image generation unit 90 that generates a first special light image in which the surface blood vessels are emphasized on the normal light image, and the surface layer blood vessels and the middle-layer blood vessels. A second special light image generation unit 91 that generates a second special light image with emphasis on the oxygen, and calculates the oxygen saturation of blood hemoglobin, and generates an oxygen saturation image in which the calculated oxygen saturation is imaged And an oxygen saturation image generation unit 92.

第１特殊光画像生成部９０は、上記の通常光画像信号に基づいて通常光画像を生成するとともに、白色光及び青色帯域の第１狭帯域光Ｎ１が照明された被検体を撮像することにより得られる第１青色強調画像信号に基づいて第１青色強調画像を生成する。第１青色強調画像に対しては、所定帯域の周波数フィルタリングを施すことによって、観察対象の血管や構造を強調する。なお、第１青色強調画像には、周波数フィルタリング処理の他、血管と粘膜との色味の差を付けるための色彩処理や、シャープネスや輪郭強調等の構造処理などを行ってもよい。 The first special light image generation unit 90 generates a normal light image based on the normal light image signal and images the subject illuminated with the white light and the first narrowband light N1 in the blue band. A first blue enhanced image is generated based on the obtained first blue enhanced image signal. By applying frequency filtering of a predetermined band to the first blue enhanced image, the blood vessel or structure to be observed is enhanced. In addition to the frequency filtering process, the first blue enhanced image may be subjected to a color process for adding a color difference between the blood vessel and the mucous membrane, a structural process such as sharpness and contour enhancement, and the like.

ここで、第１青色強調画像に周波数フィルタリングを行う際には、遠景状態にあるときには、図８Ａに示すように、低周波〜高周波にわたる広帯域の周波数フィルタリングを行うことによって、スポットや、ブラウニッシュ領域（表層微細血管が密集し、塊として存在する茶色の領域）などの表層血管や表層微細構造を強調する。その一方で、近景状態にあるときには、図８Ｂに示すように、中周波付近の狭帯域の周波数フィルタリング処理を行うことによって、表層よりも深い位置にある太い血管や構造を強調する。 Here, when performing frequency filtering on the first blue-enhanced image, when in a distant state, as shown in FIG. 8A, by performing broadband frequency filtering from low frequency to high frequency, spots and brownish regions are obtained. Emphasize superficial blood vessels and superficial fine structures such as (brown region where superficial microvessels are dense and exist as a lump). On the other hand, when in the foreground state, as shown in FIG. 8B, a thick blood vessel or structure deeper than the surface layer is emphasized by performing a frequency filtering process in a narrow band near the middle frequency.

そして、周波数フィルタリングが施された第１青色強調画像と通常光画像とを合成することにより、第１特殊光画像が得られる。ここで、通常光画像と第１青色強調画像を合成する際には、第１青色強調画像のうち青色信号に基づくＢ画像及び緑色信号に基づくＧ画像を、通常光画像に合成することが好ましい。得られた第１特殊光画像は、全体的に明るい通常光画像上に、観察対象の血管及び構造を明瞭化した第１青色強調画像が加わっているため、例えば、遠景状態のように光量が不足する状況下においても、確実に病変可能性部位を検出することができる。 Then, the first special light image is obtained by synthesizing the first blue enhanced image subjected to frequency filtering and the normal light image. Here, when the normal light image and the first blue enhanced image are combined, it is preferable that the B image based on the blue signal and the G image based on the green signal in the first blue enhanced image are combined with the normal light image. . In the obtained first special light image, the first blue enhanced image in which the blood vessels and structures to be observed are clarified is added to the generally bright normal light image. Even under a shortage situation, it is possible to reliably detect a possible lesion site.

なお、第１特殊光画像の生成に必要な通常光画像信号及び第１青色強調画像信号は、図９に示すように、通常光画像信号取得フレームと第１青色強調画像信号取得フレームの合計２フレームで取得する。通常光画像信号取得フレームについては、上記と同様である。一方、第１青色強調画像信号取得フレームでは、レーザ光源ＬＤ１とＬＤ２を点灯し、その他のレーザ光源ＬＤ３、ＬＤ４は消灯する。これにより、第１及び第２狭帯域光Ｎ１，Ｎ２を発生させる。 As shown in FIG. 9, the normal light image signal and the first blue enhanced image signal necessary for generating the first special light image are a total of 2 of the ordinary light image signal acquisition frame and the first blue enhanced image signal acquisition frame. Get by frame. The normal optical image signal acquisition frame is the same as described above. On the other hand, in the first blue enhanced image signal acquisition frame, the laser light sources LD1 and LD2 are turned on, and the other laser light sources LD3 and LD4 are turned off. Thereby, the first and second narrowband lights N1 and N2 are generated.

その際、第２狭帯域光Ｎ２（４４５ｎｍ）の光量を第１狭帯域光Ｎ１（４０５ｎｍ）の光量よりも大きくする（第２狭帯域光Ｎ２（４４５ｎｍ）の光量＞第１狭帯域光Ｎ１（４０５ｎｍ）の光量）。これにより、第１狭帯域光Ｎ１と第２狭帯域光Ｎ２により励起発光する白色光との光量比（第１光量比）において、白色光の比率のほうを大きくする。 At this time, the light amount of the second narrowband light N2 (445 nm) is made larger than the light amount of the first narrowband light N1 (405 nm) (the light amount of the second narrowband light N2 (445 nm)> the first narrowband light N1 ( 405 nm)). Thereby, the ratio of the white light is increased in the light quantity ratio (first light quantity ratio) between the first narrow band light N1 and the white light excited and emitted by the second narrow band light N2.

そして、レーザ光源ＬＤ１からの第１狭帯域光Ｎ１は、第１光ファイバ２４ａを介して、そのまま被検体に照射させる。一方、レーザ光源ＬＤ２からの第２狭帯域光Ｎ２は、第２−１光ファイバ２４ｂに入射させる。そして、第２−１光ファイバ２４ｂからの第２狭帯域光Ｎ２を蛍光体５０に当てて白色光を励起発光させ、その白色光を被検体に照射する。そして、第１狭帯域光Ｎ１及び白色光が照明された被検体からの戻り光を、撮像素子６０で撮像する。これにより、第１青色強調画像信号が得られる。以上の第１青色強調画像信号の取得は、１フレーム毎に行われる。 Then, the first narrowband light N1 from the laser light source LD1 is irradiated to the subject as it is through the first optical fiber 24a. On the other hand, the second narrowband light N2 from the laser light source LD2 is incident on the 2-1 optical fiber 24b. Then, the second narrowband light N2 from the 2-1 optical fiber 24b is applied to the phosphor 50 to excite and emit white light, and the subject is irradiated with the white light. Then, the imaging device 60 images the return light from the subject illuminated with the first narrowband light N1 and the white light. Thereby, a first blue enhanced image signal is obtained. The above acquisition of the first blue enhanced image signal is performed for each frame.

第２特殊光画像生成部は、中心波長４１５ｎｍの青色狭帯域光と中心波長５４０ｎｍの緑色狭帯域光により生成される狭帯域光画像と略同様の画像である第２特殊光画像を生成する。狭帯域光画像は、中心波長４１５ｎｍの青色狭帯域光の反射光をモノクロの撮像素子で撮像して得られる青色狭帯域信号と、中心波長５４０ｎｍの緑色狭帯域光の反射光をモノクロの撮像素子で撮像して得られる緑色狭帯域信号を用い、青色狭帯域信号を、表示装置１４に送る表示信号のＢチャンネルとＧチャンネルに割り当て、緑色狭帯域信号を表示信号のＲチャンネルに割り当てることによって生成される。この狭帯域光画像は、血中ヘモグロビンの吸光度が高い４１５ｎｍと５４０ｎｍの狭帯域光を使用して生成しているため、表層の微細血管や構造のみならず、中深層の太い血管や構造が明瞭に写し出されている。 The second special light image generation unit generates a second special light image that is substantially the same as the narrow band light image generated by the blue narrow band light having the center wavelength of 415 nm and the green narrow band light having the center wavelength of 540 nm. The narrow-band light image is obtained by imaging a blue narrow-band signal obtained by imaging a reflected light of blue narrow-band light having a center wavelength of 415 nm with a monochrome image sensor and a reflected light of green narrow-band light having a center wavelength of 540 nm. Using the green narrowband signal obtained by imaging in Step 1, the blue narrowband signal is assigned to the B and G channels of the display signal sent to the display device 14, and the green narrowband signal is assigned to the R channel of the display signal. Is done. This narrow-band light image is generated using 415 nm and 540 nm narrow-band light, which has high blood hemoglobin absorbance, so that not only superficial fine blood vessels and structures, but also deep middle blood vessels and structures are clear. It is projected on.

第２特殊光画像は、第１の光量比とは異なる第２の光量比の関係を有する白色光及び第１狭帯域光の撮像により得られる第２青色強調画像信号に基づいて、生成される。なお、第２青色強調画像信号を取得するための第２特殊光画像信号取得フレームは、第１狭帯域光Ｎ１（４０５ｎｍ）の光量を第２狭帯域光Ｎ２（４４５ｎｍ）の光量よりも大きくする（第１狭帯域光Ｎ１（４０５ｎｍ）の光量＞第２狭帯域光Ｎ２（４４５ｎｍ）の光量）、即ち、第２の光量比において第１狭帯域光Ｎ１の比率のほうを大きくする以外は、第１青色強調画像信号取得フレームと同様である。 The second special light image is generated based on a second blue enhanced image signal obtained by imaging white light and first narrowband light having a second light amount ratio relationship different from the first light amount ratio. . In the second special light image signal acquisition frame for acquiring the second blue enhanced image signal, the light amount of the first narrowband light N1 (405 nm) is made larger than the light amount of the second narrowband light N2 (445 nm). (Amount of light of the first narrowband light N1 (405 nm)> amount of light of the second narrowband light N2 (445 nm)), that is, except that the ratio of the first narrowband light N1 is increased in the second light quantity ratio. This is the same as the first blue enhanced image signal acquisition frame.

図７に示すように、酸素飽和度画像生成部９２は、血中ヘモグロビンの酸素飽和度を算出する酸素飽和度算出部９２ａと、算出した酸素飽和度を画像化して酸素飽和度画像を生成する酸素飽和度画像化部９２ｂと、第１特殊光画像上に酸素飽和度の情報を反映させた第３特殊光画像を生成する第３特殊光画像生成部９２ｃとを備えている。酸素飽和度算出部９２ａは、第１狭帯域光Ｎ１〜第３狭帯域光Ｎ３の撮像により得られる第１〜第３酸素飽和度用信号Ｓ１〜Ｓ３を用いて表層〜中深層の血管の酸素飽和度を求めるとともに、第１酸素飽和度用信号Ｓ１及び第３酸素飽和度用信号Ｓ３に加え、第４狭帯域光Ｎ４の撮像により得られる第４酸素飽和度用信号Ｓ４とを用いて中深層血管の酸素飽和度を求める。 As shown in FIG. 7, the oxygen saturation image generation unit 92 generates an oxygen saturation image by imaging the oxygen saturation calculation unit 92a that calculates the oxygen saturation of blood hemoglobin and the calculated oxygen saturation. An oxygen saturation level imaging unit 92b and a third special light image generation unit 92c that generates a third special light image in which oxygen saturation information is reflected on the first special light image are provided. The oxygen saturation calculation unit 92a uses the first to third oxygen saturation signals S1 to S3 obtained by imaging the first narrowband light N1 to the third narrowband light N3, and oxygen of the blood vessels in the surface layer to the middle depth layer. In addition to obtaining the saturation, the second oxygen saturation signal S4 obtained by imaging the fourth narrowband light N4 is used in addition to the first oxygen saturation signal S1 and the third oxygen saturation signal S3. Determine the oxygen saturation of deep blood vessels.

表層〜中深層の血管の酸素飽和度の算出に際しては、まず、第２酸素飽和度用信号Ｓ２と第１酸素飽和度用信号Ｓ１間の信号比Ｓ２／Ｓ１と、第３酸素飽和度用信号Ｓ３と第１酸素飽和度用信号Ｓ１間の信号比Ｓ３／Ｓ１とを求める。次に、図１０に示すような、これまでの診断等で得られた信号比Ｓ２／Ｓ１，Ｓ３／Ｓ１と血管深さ及び酸素飽和度との相関関係を使って、各画素における酸素飽和度を求める。この相関関係は記憶部７４に予め記憶されている。例えば、図１１に示すように、信号比がＳ２^＊／Ｓ１^＊，Ｓ３^＊／Ｓ１^＊の場合であれば、この信号比に対応する酸素飽和度は、Ｘ（％）となる。 When calculating the oxygen saturation of the blood vessels in the surface layer to the middle depth, first, the signal ratio S2 / S1 between the second oxygen saturation signal S2 and the first oxygen saturation signal S1, and the third oxygen saturation signal A signal ratio S3 / S1 between S3 and the first oxygen saturation signal S1 is obtained. Next, as shown in FIG. 10, using the correlation between the signal ratios S2 / S1, S3 / S1, the blood vessel depth, and the oxygen saturation obtained in the diagnosis so far, the oxygen saturation in each pixel is obtained. Ask for. This correlation is stored in the storage unit 74 in advance. For example, as shown in FIG. 11, if the signal ratio is S2 ^* / S1 ^* , S3 ^* / S1 ^* , the oxygen saturation corresponding to this signal ratio is X (%).

なお、信号比Ｓ２／Ｓ１のうち波長域４４５ｎｍの「Ｓ２」と，信号比Ｓ３／Ｓ１のうち波長域４７３ｎｍの「Ｓ３」は、図１２に示すように、酸化ヘモグロビン（ＨｂＯ２）の吸光度と還元ヘモグロビン（Ｈｂ）の吸光度に差がある波長域の信号であるため、血中の酸化飽和度の変化に伴って吸光度にも差が出る、即ち信号値に変化が生ずる。したがって、信号比Ｓ２／Ｓ１，Ｓ３／Ｓ１には酸素飽和度の情報が含まれている。 Note that “S2” in the wavelength region 445 nm of the signal ratio S2 / S1 and “S3” in the wavelength region 473 nm of the signal ratio S3 / S1 are the absorbance and reduction of oxyhemoglobin (HbO2) as shown in FIG. Since it is a signal in a wavelength region where there is a difference in the absorbance of hemoglobin (Hb), the absorbance also varies as the oxidative saturation in the blood changes, that is, the signal value changes. Therefore, the signal ratios S2 / S1 and S3 / S1 contain oxygen saturation information.

しかしながら、波長域４４５ｎｍの「Ｓ２」と波長域４７３ｎｍの「Ｓ３」とは光の深達度の違いがあるので、信号比Ｓ２／Ｓ１，Ｓ３／Ｓ１には、酸素飽和度の情報のみならず、血管深さの情報も含まれている。そのため、信号比Ｓ２／Ｓ１，Ｓ３／Ｓ１自体は、酸素飽和度の情報を正確に表していないことが多い。そこで、図１０の相関関係を使って、酸素飽和度の情報と血管深さの情報とを分離し、酸素飽和度の情報のみを抽出することによって、正確な酸素飽和度の情報を得ることができる。 However, since “S2” in the wavelength region 445 nm and “S3” in the wavelength region 473 nm have a difference in the depth of light, the signal ratios S2 / S1, S3 / S1 include not only oxygen saturation information. Also included is vessel depth information. Therefore, the signal ratios S2 / S1 and S3 / S1 themselves often do not accurately represent the oxygen saturation information. Therefore, by using the correlation shown in FIG. 10, oxygen saturation information and blood vessel depth information are separated, and only oxygen saturation information is extracted to obtain accurate oxygen saturation information. it can.

中深層の血管の酸素飽和度の算出に際しても、上記と同様に、第３酸素飽和度用信号Ｓ３と第１酸素飽和度用信号Ｓ１間の信号比Ｓ３／Ｓ１と、第４酸素飽和度用信号Ｓ４と第１酸素飽和度用信号Ｓ１間の信号比Ｓ４／Ｓ１とを求める。そして、これまでの診断等で得られた信号比Ｓ３／Ｓ１，Ｓ４／Ｓ１と酸素飽和度との相関関係を使って、各画素における酸素飽和度を求める。 When calculating the oxygen saturation of the blood vessel in the middle and deep layers, similarly to the above, the signal ratio S3 / S1 between the third oxygen saturation signal S3 and the first oxygen saturation signal S1 and the fourth oxygen saturation signal are used. A signal ratio S4 / S1 between the signal S4 and the first oxygen saturation signal S1 is obtained. Then, using the correlation between the signal ratios S3 / S1, S4 / S1 and the oxygen saturation obtained in the diagnosis so far, the oxygen saturation in each pixel is obtained.

なお、第１〜第４酸素飽和度用信号は、図１３に示すように、第１〜第４酸素飽和度用信号取得フレームの合計４フレームで取得する。第１酸素飽和度用信号取得フレームにおいては、レーザ光源ＬＤ１を点灯し、その他のレーザ光源ＬＤ２、ＬＤ３、ＬＤ４は消灯する。そして、レーザ光源LD１の点灯により発生する第１狭帯域光Ｎ１を、第１光ファイバ２４ａに入射させる。入射した第１狭帯域光Ｎ１は、そのまま被検体に照射される。そして、被検体からの戻り光を撮像素子６０で撮像することにより、第１酸素飽和度用信号を取得する。以上の第１酸素飽和度用信号の取得は、１フレーム毎に行われる。 The first to fourth oxygen saturation signals are acquired in a total of four frames of the first to fourth oxygen saturation signal acquisition frames as shown in FIG. In the first oxygen saturation signal acquisition frame, the laser light source LD1 is turned on, and the other laser light sources LD2, LD3, and LD4 are turned off. Then, the first narrowband light N1 generated by turning on the laser light source LD1 is incident on the first optical fiber 24a. The incident first narrow band light N1 is irradiated to the subject as it is. Then, the first oxygen saturation signal is acquired by imaging the return light from the subject with the imaging device 60. The above acquisition of the first oxygen saturation signal is performed every frame.

第２酸素飽和度用信号取得フレームにおいては、レーザ光源LD２を点灯し、その他のレーザ刻限LD１、LD３、LD４は消灯する。そして、レーザ光源LD２の点灯により発生する第２狭帯域光N２を、第２−２光ファイバ２４ｃに入射させる。この第２−２光ファイバ２４ｃからの第２狭帯域光N２は、そのまま被検体に照射される。そして、被検体からの戻り光を撮像素子６０で撮像することにより、第２酸素飽和度用信号を取得する。以上の第２酸素飽和度用信号の取得は、１フレーム毎に行われる。 In the second oxygen saturation signal acquisition frame, the laser light source LD2 is turned on, and the other laser ticks LD1, LD3, and LD4 are turned off. Then, the second narrowband light N2 generated by turning on the laser light source LD2 is made incident on the 2-2 optical fiber 24c. The second narrowband light N2 from the 2-2 optical fiber 24c is irradiated to the subject as it is. Then, the second oxygen saturation signal is acquired by imaging the return light from the subject with the imaging device 60. The above acquisition of the second oxygen saturation signal is performed every frame.

第３酸素飽和度用信号取得フレームでは、第１酸素飽和度用信号取得フレームと同様に、レーザ光源LD３を点灯し、その点灯により発生する第３狭帯域光N３を、第３光ファイバ２４ｄを介して、被検体に照射する。そして、その戻り光を撮像素子６０で撮像することにより、第３酸素飽和度用信号を取得する。また、第４酸素飽和度用信号取得フレームでは、第１酸素飽和度用信号取得フレームと同様に、レーザ光源LD４を点灯し、その点灯により発生する第４狭帯域光N４を、第４光ファイバ２４ｅを介して、被検体に照射する。そして、その戻り光を撮像素子６０で撮像することにより、第４酸素飽和度用信号を取得する。以上の第３及び第４酸素飽和度用信号のそれぞれの取得は、１フレーム毎に行われる。 In the third oxygen saturation signal acquisition frame, similarly to the first oxygen saturation signal acquisition frame, the laser light source LD3 is turned on, and the third narrowband light N3 generated by the lighting is supplied to the third optical fiber 24d. Through the subject. Then, the third oxygen saturation signal is acquired by imaging the return light with the imaging device 60. In the fourth oxygen saturation signal acquisition frame, similarly to the first oxygen saturation signal acquisition frame, the laser light source LD4 is turned on, and the fourth narrowband light N4 generated by the lighting is supplied to the fourth optical fiber. The subject is irradiated through 24e. Then, the fourth oxygen saturation signal is acquired by imaging the return light with the imaging device 60. The acquisition of the third and fourth oxygen saturation signals is performed for each frame.

酸素飽和度画像化部９２ｂは、酸素飽和度算出部９２ａで求めた酸素飽和度を画像化して酸素飽和度画像を生成する。画像化する方法としては、例えば、酸素飽和度に応じて異なる色を割り当てた疑似カラー化の他、酸素飽和度を濃淡で表すモノクロ画像化などが挙げられる。 The oxygen saturation imaging unit 92b images the oxygen saturation obtained by the oxygen saturation calculation unit 92a to generate an oxygen saturation image. Examples of the imaging method include pseudo-colorization in which different colors are assigned according to the oxygen saturation, and monochrome imaging in which the oxygen saturation is expressed by shading.

第３特殊光画像生成部９２ｃは、酸素飽和度算出部９２ａで求めた酸素飽和度を、第１特殊光画像上に反映させることにより、第３特殊光画像を生成する。酸素飽和度を反映させる方法としては、酸素飽和度が所定範囲外の領域（例えば所定範囲を０〜６０％とした場合、酸素飽和度が６０％を超える領域）に対しては、酸素飽和度の情報を反映させない。一方、酸素飽和度が所定範囲内の低酸素状態にある領域に対しては、酸素飽和度の情報を疑似カラーなどで反映させる。したがって、第３特殊光画像からは、血管の酸素状態だけでなく、通常光画像上に表れる凹凸形状などの情報をも把握することができるため、診断能を向上させることができる。なお、一例として挙げた上記所定範囲の下限は「０％」としたが、これに限らず、「０％」を超える所定値であってもよい。 The third special light image generation unit 92c generates a third special light image by reflecting the oxygen saturation obtained by the oxygen saturation calculation unit 92a on the first special light image. As a method of reflecting the oxygen saturation, the oxygen saturation is in a region where the oxygen saturation is outside a predetermined range (for example, a region where the oxygen saturation exceeds 60% when the predetermined range is 0 to 60%). Do not reflect the information. On the other hand, the oxygen saturation information is reflected in a pseudo color or the like for a region in which the oxygen saturation is in a low oxygen state within a predetermined range. Therefore, from the third special light image, not only the oxygen state of the blood vessel but also information such as the uneven shape appearing on the normal light image can be grasped, so that the diagnostic ability can be improved. In addition, although the lower limit of the predetermined range mentioned as an example is “0%”, it is not limited to this and may be a predetermined value exceeding “0%”.

なお、酸素飽和度画像化部で酸素飽和度を画像化し、または第３特殊光画像生成部で第１特殊光画像に酸素飽和度を反映する際には、第１〜第３酸素飽和度用信号S１〜S３により求めた酸素飽和度と第１、第３、第４酸素飽和度用信号S１，S３，S４により求めた酸素飽和度用の平均値、またはいずれか一方を画像化することが好ましい。 When the oxygen saturation is imaged by the oxygen saturation imaging unit, or when the oxygen saturation is reflected in the first special light image by the third special light image generation unit, the first to third oxygen saturations are used. The oxygen saturation obtained from the signals S1 to S3 and the average value for oxygen saturation obtained from the first, third and fourth oxygen saturation signals S1, S3 and S4, or one of them may be imaged. preferable.

観察距離算出部８２は、通常光画像処理部８０及び特殊観察画像処理部８１で得られる各種画像に基づいて、図１４に示すようなスコープ先端部４０と観察領域Ｒとの間の観察距離を求める。観察距離算出部８２では、各種画像から露光量の平均値を求め、この求めた露光量に応じて観察距離を決める。観察距離は、露光量が大きければ大きいほど、観察距離が短いと判定される。例えば、露光量が大きいときには、スコープ先端部４０が観察領域Ｒに接近して、スコープ先端部４０に戻ってくる光の光量が多くなると考えられることから、近景状態にあると判定される。一方、露光量が小さいときには、スコープ先端部４０が観察領域Ｒから離れて、スコープ先端部４０に戻ってくる光の光量が少なくなると考えられることから、遠景状態にあると判定される。 Based on various images obtained by the normal light image processing unit 80 and the special observation image processing unit 81, the observation distance calculation unit 82 calculates the observation distance between the scope tip 40 and the observation region R as shown in FIG. Ask. The observation distance calculation unit 82 obtains an average value of the exposure amount from various images, and determines the observation distance according to the obtained exposure amount. The observation distance is determined to be shorter as the exposure amount is larger. For example, when the exposure amount is large, the scope tip 40 approaches the observation region R, and the amount of light returning to the scope tip 40 is considered to be large. On the other hand, when the exposure amount is small, it is considered that the scope distal end portion 40 is separated from the observation region R and the amount of light returning to the scope distal end portion 40 is reduced.

なお、露光量を用いて観察距離の測定を行うが、これに代えて、適正な露光量となるように自動的に設定されるAE値を用いて観察距離の測定を行ってもよい。一般的に、光量が適正値よりも多くなる近景状態では、露光量を減らすために、AE値は小さい値に設定される。反対に、光量が適正値よりも少なくなる遠景状態では、露光量を増やすために、AE値は大きい値に設定される。 Although the observation distance is measured using the exposure amount, the observation distance may be measured using an AE value that is automatically set so as to obtain an appropriate exposure amount instead. In general, in a foreground state where the amount of light exceeds a proper value, the AE value is set to a small value in order to reduce the exposure amount. On the contrary, in a distant view where the light amount is less than the appropriate value, the AE value is set to a large value in order to increase the exposure amount.

表示画像切替部８３は、第１−１〜第１−５特殊観察モードに設定されている場合に、観察距離に応じて、表示画像の内容を切り替える。第１−１特殊観察モードに設定されている場合には、図１５に示すように、遠景状態では、通常光画像上において表層血管が明瞭化された第１特殊光画像１００が、表示装置１４に表示される。したがって、遠景状態でのスクリーニングにおいては、スポットやブラウニッシュ領域などの病変可能性部位を確実に検出することができる。一方、観察距離算出部８２で測定される観察距離が一定値未満となり、遠景状態となったときには、第１特殊光画像１００に加えて、酸素飽和度画像１０１が表示装置１４に表示される。この酸素飽和度画像１０１を、近景状態でのガン識別診断に用いることによって、ガンの識別精度を向上させることができる。 The display image switching unit 83 switches the contents of the display image according to the observation distance when the first to first to fifth special observation modes are set. When the 1-1 special observation mode is set, as shown in FIG. 15, in the distant view state, the first special light image 100 in which the surface blood vessels are clarified on the normal light image is displayed on the display device 14. Is displayed. Therefore, in screening in a distant view, it is possible to reliably detect a possible lesion site such as a spot or a brownish region. On the other hand, when the observation distance measured by the observation distance calculation unit 82 is less than a certain value and a distant view is obtained, the oxygen saturation image 101 is displayed on the display device 14 in addition to the first special light image 100. By using this oxygen saturation image 101 for cancer identification diagnosis in the foreground state, the accuracy of cancer identification can be improved.

第１−２特殊観察モードに設定されている場合には、図１６に示すように、遠景状態では、第１特殊光画像１００を表示装置上に表示する。そして、観察距離算出部８２で測定される観察距離が一定値未満となり、近景状態になったときには、第１特殊光画像１００に代えて、酸素飽和度画像１０１のみを表示装置１４に表示する。 When the first-second special observation mode is set, as shown in FIG. 16, the first special light image 100 is displayed on the display device in the distant view state. Then, when the observation distance measured by the observation distance calculation unit 82 becomes less than a certain value and a close-up state is reached, only the oxygen saturation image 101 is displayed on the display device 14 instead of the first special light image 100.

第１−３特殊観察モードに設定されている場合には、図１７に示すように、遠景状態では、第１特殊光画像１００を表示装置１４上に表示する。そして、観察距離算出部８２で測定される観察距離が一定値未満となり、近景状態になったときには、第１特殊光画像１００に代えて、中心波長４１５ｎｍの青色狭帯域光及び５４０ｎｍの緑色狭帯域光により生成される狭帯域光画像と略同様の第２特殊光画像１０２と、酸素飽和度画像１０１の２種類の画像を表示装置１４に表示する。 When the 1-3 special observation mode is set, as shown in FIG. 17, the first special light image 100 is displayed on the display device 14 in the distant view state. Then, when the observation distance measured by the observation distance calculation unit 82 is less than a certain value and a foreground state is obtained, instead of the first special light image 100, a blue narrowband light having a center wavelength of 415 nm and a green narrowband having a wavelength of 540 nm are used. Two types of images, a second special light image 102 that is substantially the same as the narrow-band light image generated by light, and the oxygen saturation image 101 are displayed on the display device 14.

ガンとの関連性を示す生体情報のうち、血管パターン、凹凸形状は第２特殊光画像１０２から明瞭に把握され、血中ヘモグロビンの酸素状態は酸素飽和度画像１０１から明瞭に把握される。したがって、これら２種類の画像を用いて診断を行うことで、ガンの識別を確実に行うことができる。なお、第２特殊光画像１０２及び酸素飽和度画像１０１を表示する際、酸素飽和度画像１０１の動画性を優先する場合には、酸素飽和度画像１０１の更新タイミングを、第２特殊光画像１０２の更新タイミングより速くすることが好ましい。 Among the biological information indicating the relationship with cancer, the blood vessel pattern and the uneven shape are clearly grasped from the second special light image 102, and the oxygen state of blood hemoglobin is clearly grasped from the oxygen saturation image 101. Therefore, cancer can be reliably identified by performing diagnosis using these two types of images. When the second special light image 102 and the oxygen saturation image 101 are displayed, when priority is given to the moving image property of the oxygen saturation image 101, the update timing of the oxygen saturation image 101 is set to the second special light image 102. It is preferable to make the update timing faster.

第１−４特殊観察モードに設定されている場合には、図１８に示すように、遠景状態では、第１特殊光画像１００を表示装置１４上に表示する。そして、観察距離算出部８２で測定される観察距離が一定値未満となり、近景状態になったときには、第１特殊光画像１００に代えて、第１特殊光画像１００上に酸素飽和度の情報が反映された第３特殊光画像を１０３表示する。 When the 1-4 special observation mode is set, as shown in FIG. 18, the first special light image 100 is displayed on the display device 14 in the distant view state. Then, when the observation distance measured by the observation distance calculation unit 82 is less than a predetermined value and the foreground state is entered, the oxygen saturation information is displayed on the first special light image 100 instead of the first special light image 100. 103 of the reflected third special light image is displayed.

第１−５特殊観察モードに設定されている場合には、図１９に示すように、遠景状態では、第１特殊光画像１００を表示装置１４上に表示する。そして、観察距離算出部８２で測定される観察距離が近景状態を示す一定値にまで接近した時には、「これ以上接近すると酸素飽和度画像に自動切替する」旨のガイダンス１４ａを表示装置１４に表示する。そして、近景状態となったときに、第１−１特殊観察モードと同様、第１特殊光画像１００に加えて、酸素飽和度画像１０１を表示装置に表示する。なお、近景状態には、第１−２〜第１−５特殊観察モードで近景状態時に表示した画像を表示してもよい。 When the 1-5 special observation mode is set, as shown in FIG. 19, the first special light image 100 is displayed on the display device 14 in the distant view state. When the observation distance measured by the observation distance calculation unit 82 approaches a certain value indicating a foreground state, a guidance 14a that “automatically switches to an oxygen saturation image when approaching further” is displayed on the display device 14. To do. And when it becomes a foreground state, in addition to the 1st special light image 100, the oxygen saturation image 101 is displayed on a display apparatus similarly to the 1-1 special observation mode. In the foreground state, an image displayed in the foreground state in the 1-2 to 1-5 special observation mode may be displayed.

病変可能性部位自動検出部８４は、第２特殊観察モード時において、遠景状態で病変可能性部位を検出する。図２０に示すように、遠景状態では、第１特殊光画像１００を取得し、その取得した第１特殊光画像を表示装置に表示する。このとき、一定時間毎に、第１特殊光画像１００から病変可能性部位の一つであるスポットＳＰの検出が行われる。スポットの検出はパターンマッチング等の画像処理により行われる。 The lesion-possible site automatic detection unit 84 detects a lesion-possible site in a distant view state in the second special observation mode. As shown in FIG. 20, in the distant view state, the first special light image 100 is acquired, and the acquired first special light image is displayed on the display device. At this time, the spot SP, which is one of the possible lesions, is detected from the first special light image 100 at regular time intervals. Spot detection is performed by image processing such as pattern matching.

そして、一定の大きさ以上のスポットＳＰが検出された場合または一定大きさ未満のスポットＳＰが複数個検出された場合には、一時的に酸素飽和度画像１０１を取得し、その取得した酸素飽和度画像１０１からスポットＳＰの酸素飽和度が所定範囲内の低酸素状態にあるか否かを検出する。このとき、一時的に取得した酸素飽和度を表示装置１４に表示するとともに、「一時的に酸素飽和度画像に切り替える」旨のガイダンス１４ｂを表示装置１４に表示する。 When a spot SP of a certain size or more is detected or when a plurality of spots SP of less than a certain size are detected, an oxygen saturation image 101 is temporarily acquired, and the acquired oxygen saturation It is detected from the degree image 101 whether or not the oxygen saturation of the spot SP is in a low oxygen state within a predetermined range. At this time, the oxygen saturation temporarily acquired is displayed on the display device 14, and guidance 14 b for “temporarily switching to the oxygen saturation image” is displayed on the display device 14.

検出の結果、低酸素状態のスポットＳＰｘが存在しない場合には、酸素飽和度画像の表示を停止し、第１特殊光画像１００の表示を再開する。一方、低酸素状態のスポットＳＰｘが一つでも存在する場合には、そのまま酸素飽和度画像１０１の表示を継続する。その際、「完全に酸素飽和度画像に切り替える」旨のガイダンス１４ｃを表示装置１４に表示する。 As a result of detection, when there is no hypoxic spot SPx, the display of the oxygen saturation image is stopped and the display of the first special light image 100 is resumed. On the other hand, when even one spot SPx in the low oxygen state exists, the display of the oxygen saturation image 101 is continued as it is. At this time, guidance 14c indicating “completely switch to the oxygen saturation image” is displayed on the display device 14.

なお、上記実施形態では、第１〜第４酸素飽和度用信号の４種類の信号を用いて、酸素飽和度の算出を行ったが、その他に、中心波長４７３ｎｍの第３狭帯域光Ｎ３の撮像により得られる第３酸素飽和度用信号と通常光画像信号の２種類の信号で、酸素飽和度の算出を行うことも可能である。なお、第３酸素飽和度用信号と通常光画像信号は別々のフレームで取得する。 In the above embodiment, the oxygen saturation is calculated using the four kinds of signals of the first to fourth oxygen saturation signals. In addition, the third narrowband light N3 having a center wavelength of 473 nm is used. It is also possible to calculate the oxygen saturation by using two types of signals, that is, a third oxygen saturation signal obtained by imaging and a normal light image signal. The third oxygen saturation signal and the normal light image signal are acquired in separate frames.

この酸素飽和度の算出は、まず、第３酸素飽和度用信号の青色信号Ｂ１と通常光画像信号の緑色信号Ｇ２との信号比Ｂ１／Ｇ２と、通常光画像信号の緑色信号Ｇ２と赤色信号Ｒ２との信号比Ｒ２／Ｇ２とを求める。次に、図２１に示すような、これまでの診断等で得られた信号比Ｂ１／Ｇ２，Ｒ２／Ｇ２と血液量及び酸素飽和度との相関関係を使って、各画素における酸素飽和度を求める。この相関関係は記憶部７４に記憶されている。例えば、図２２に示すように、信号比がＢ１^＊／Ｇ２^＊，Ｒ２^＊／Ｇ２^＊の場合であれば、この信号比に対応する酸素飽和度は、６０（％）となる。 The oxygen saturation is calculated by first comparing the signal ratio B1 / G2 between the blue signal B1 of the third oxygen saturation signal and the green signal G2 of the normal light image signal, and the green signal G2 and red signal of the normal light image signal. A signal ratio R2 / G2 with R2 is obtained. Next, using the correlation between the signal ratios B1 / G2 and R2 / G2 obtained by the conventional diagnosis and the like, as shown in FIG. 21, and the blood volume and the oxygen saturation, the oxygen saturation in each pixel is calculated. Ask. This correlation is stored in the storage unit 74. For example, as shown in FIG. 22, if the signal ratio is B1 ^* / G2 ^* , R2 ^* / G2 ^* , the oxygen saturation corresponding to this signal ratio is 60 (%).

なお、上記実施形態では、レーザ光源を使って、被検体に照明を行ったが、これに代えて、白色光を発するキセノンランプなどの広帯域光源と、白色光から各観察モードで使用する光の波長域のみを透過させる複数のバンドパスフィルタが周方向に沿って設けられた回転フィルタとを用いる面順次方式で、被検体に照明を行ってもよい。 In the above embodiment, the subject is illuminated using the laser light source. Instead, a broadband light source such as a xenon lamp that emits white light and light used in each observation mode from white light are used. The subject may be illuminated by a surface sequential method using a rotary filter provided with a plurality of bandpass filters that transmit only the wavelength region along the circumferential direction.

なお、上記実施形態では、観察距離が一定値未満になったとき、即ち遠景状態から近景状態になったときに、表示装置に表示する表示画像の内容の切り替え（スクリーニング用画像から詳細診断用画像への切り替え）を自動的に行ったが、反対に、近景状態から遠景状態になったときにも、表示画像の切り替え（詳細診断用画像からスクリーニング用画像への切り替え）を自動的に行ってもよい。 In the above embodiment, when the observation distance becomes less than a certain value, that is, when the distant view state changes to the foreground state, the content of the display image displayed on the display device is switched (from the screening image to the detailed diagnosis image). On the other hand, when the foreground state changes from the foreground state, the display image is automatically changed (switching from the image for detailed diagnosis to the image for screening). Also good.

１０内視鏡システム
８１特殊観察画像処理部
８２観察距離算出部
８３表示画像切替部
９０第１特殊光画像生成部
９１第２特殊光画像生成部
９２酸素飽和度画像生成部
９２ａ酸素飽和度算出部
９２ｂ酸素飽和度画像化部
９２ｃ第３特殊光画像生成部
１００第１特殊光画像
１０１酸素飽和度画像
１０２第２特殊光画像
１０３第３特殊光画像 DESCRIPTION OF SYMBOLS 10 Endoscope system 81 Special observation image processing part 82 Observation distance calculation part 83 Display image switching part 90 1st special light image generation part 91 2nd special light image generation part 92 Oxygen saturation image generation part 92a Oxygen saturation calculation part 92b Oxygen saturation imaging unit 92c Third special light image generation unit 100 First special light image 101 Oxygen saturation image 102 Second special light image 103 Third special light image

Claims

A normal light image obtained by imaging a subject illuminated with white light is obtained, and obtained by imaging a subject illuminated with blue narrowband light and white light having a first light quantity ratio relationship A first image acquisition unit for acquiring a first blue enhanced image;
A first special light image generation unit configured to combine the first blue enhanced image and the normal light image to generate a first special light image;
A second image acquisition unit that acquires a second special light image obtained by imaging a subject illuminated with blue narrowband light and white light having a second light quantity ratio relationship;
An observation distance calculating means for obtaining an observation distance indicating a distance between the observation region on the subject;
Wherein when the observation distance is more than a predetermined value is displayed on the display unit the first special light image, the when the viewing distance is less than the predetermined value and a display control means for displaying the second special light image on the display means Prepared ,
The endoscope system according to claim 1, wherein the ratio of the white light is large in the first light quantity ratio, and the ratio of the blue narrow band light is larger in the second light quantity ratio .

Wherein the first blue-enhanced image, the endoscope system according to claim 1, wherein the bandwidth is characterized in that the frequency filtering processing ranging frequency from the low frequency is applied.

An oxygen saturation imaging unit that generates an oxygen saturation image in which the oxygen saturation of blood hemoglobin is imaged;
Said display control means, when the viewing distance is less than the predetermined value, in addition to the second special light image, of claim 1, wherein the displaying the oxygen saturation level image on said display means Endoscopic system.

In the case where the oxygen saturation of blood hemoglobin is calculated based on an oxygen saturation signal obtained by imaging a narrow-band light having a center wavelength of 473 nm and a normal light image signal , the blue signal of the oxygen saturation signal A signal ratio B1 / G2 between B1 and the green signal G2 of the normal light image signal and a signal ratio R2 / G2 between the green signal G2 and the red signal R2 of the normal light image signal are obtained, and the signal ratio B1 / G2 4. The endoscope system according to claim 3 , wherein the oxygen saturation is obtained using a correlation between the signal ratio R2 / G2 and the blood volume and oxygen saturation .

5. The endoscope system according to claim 3 , wherein a guidance for notifying that the oxygen saturation image is displayed on the display unit is issued to the display unit before the oxygen saturation image is displayed. .

Viewing distance calculating means, the observation distance indicating a distance between the observation area on the object, and determined Mel step by the observation distance calculating means,
When the observation distance is greater than or equal to a certain value, the first image acquisition unit acquires a normal light image obtained by imaging a subject illuminated with white light, and a blue narrow band having a first light quantity ratio relationship A first blue enhanced image obtained by imaging a subject illuminated with light and white light is acquired, and a first special light image generating unit combines the first blue enhanced image and the normal light image. A first special light image is generated, and the display control means displays the first special light image on the display means;
Wherein when the observation distance is less than the predetermined value, the second image acquisition unit, a blue narrow band light and the second special light obtained by imaging the illuminated object was white light which is in relation of the second light amount ratio An image is acquired, and the display control means displays the second special light image on the display means,
The method of operating an endoscope system , wherein the ratio of the white light is large in the first light quantity ratio, and the ratio of the blue narrow band light is larger in the second light quantity ratio .