JP5611892B2 - 内視鏡システム及び内視鏡システムの作動方法 - Google Patents

Description

本発明は、ガンなどの病変の可能性がある部位の検出を自動的に行う内視鏡システム及び内視鏡システムの作動方法に関する。

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。

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）。

特開平８−２５２２１８号公報 特開２００１−１７０００９号公報

しかしながら、特許文献１のように自家蛍光で病変可能性部位の拾い上げを行った場合には、自家蛍光は微弱であるため、拾い上げの精度が落ちることが多い。そのため、ガンでない偽陽性の部位を多く検出してしまうおそれがある。このような場合には、近景状態で行う詳細診断が無駄に増えてしまうため、効率良く診断を行うことが難しくなる。

本発明は、スクリーニング時点で、ガンの可能性がある部位を確実に拾い上げることによって、偽陽性部位の検出を回避し、ガンの診断を効率良く行うことができる内視鏡システム及び内視鏡システムの作動方法を提供することを目的とする。

上記目的を達成するために、本発明の内視鏡システムは、被検体を撮像して得られる被検体画像を取得する画像取得手段と、被検体画像から、被検体上の病変可能性部位を検出する病変可能性部位検出手段と、検出された病変可能性部位の酸素飽和度を求める酸素飽和度算出手段と、病変可能性部位の酸素飽和度が所定範囲の低酸素状態にあるか否かを判定する判定手段と、病変可能性部位を検出するまでの間は、被検体画像を表示手段に表示させ、病変可能性部位の検出後であって判定手段で病変可能性部位が低酸素状態にあるか否かの判定が出るまでの間は、酸素飽和度を画像化した酸素飽和度画像を表示手段に表示させ、判定手段で病変可能性部位が低酸素状態にあると判定された場合は、酸素飽和度画像を表示手段に表示させ、判定手段で病変可能性部位が低酸素状態にないと判定された場合は、被検体画像を表示手段に表示させる表示制御手段とを備えることを特徴とする。

前記判定手段で前記病変可能性部位が低酸素状態にあると判定された後、前記酸素飽和度画像を表示手段に表示する前に、前記酸素飽和度画像を前記表示手段に表示することを報知するガイダンスを前記表示手段に出すことが好ましい。

前記画像取得手段は、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、所定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青色強調画像を取得する画像取得部と、所定の画像処理が施された青色強調画像と前記通常光画像とを合成して特殊光画像を生成する特殊光画像生成部とを備え、前記被検体画像は前記特殊光画像であることが好ましい。前記所定の画像処理は、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であることが好ましい。

前記酸素飽和度算出手段は、前記酸素飽和度の変化により吸光係数が変化する波長範囲の光で照明された被検体を撮像して得られる酸素飽和度算出用の信号に基づいて、前記酸素飽和度を算出することが好ましい。前記酸素飽和度を算出する際には、複数の生体情報が含まれる酸素飽和度算出用の信号から酸素飽和度の情報を分離することが好ましい。

本発明の内視鏡システムの作動方法は、画像取得手段が、被検体を撮像して得られる被検体画像を取得し、病変可能性部位検出手段が、被検体画像から、被検体上の病変可能性部位を検出し、酸素飽和度算出手段が、検出された病変可能性部位の酸素飽和度を求め、判定手段が、病変可能性部位の酸素飽和度が所定範囲の低酸素状態にあるか否かを判定し、表示制御手段が、病変可能性部位を検出するまでの間は、被検体画像を表示手段に表示させ、病変可能性部位の検出後であって判定手段で病変可能性部位が低酸素状態にあるか否かの判定が出るまでの間は、酸素飽和度を画像化した酸素飽和度画像を表示手段に表示させ、判定手段で病変可能性部位が低酸素状態にあると判定された場合は、酸素飽和度画像を表示手段に表示させ、判定手段で病変可能性部位が低酸素状態にないと判定された場合は、被検体画像を表示手段に表示させることを特徴とする。

本発明によれば、被検体上の病変可能性部位を被検体画像から検出し、検出された病変可能性部位が低酸素状態か否かを判定することから、スクリーニング時点で、ガンなどの病変可能性部位を確実に拾い上げることができる。これにより、偽陽性部位の検出を回避し、ガンの診断を効率良く行うことができる。

また、病変可能性部位の検出に使用される被検体画像の一つである特殊光画像は、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。

内視鏡システムの外観を表す図である。 内視鏡システムの内部構成を表す図である。 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。 スコープ先端部の正面を表す図である。 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。 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。 特殊観察画像処理部の構成を示す図である。 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。 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。 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。 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。 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。 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。 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。 観察距離を説明するための図である。 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。 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。 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。 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。 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。 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。 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。 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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

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。

１０ 内視鏡システム
８１ 特殊観察画像処理部
８３ 表示画像切替部
８４ 病変可能性部位自動検出部
９０ 第１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
１００ 第１特殊光画像
１０１ 酸素飽和度画像

Claims (7)

1. 被検体を撮像して得られる被検体画像を取得する画像取得手段と、
   前記被検体画像から、被検体上の病変可能性部位を検出する病変可能性部位検出手段と、
   検出された病変可能性部位の酸素飽和度を求める酸素飽和度算出手段と、
   前記病変可能性部位の酸素飽和度が所定範囲の低酸素状態にあるか否かを判定する判定手段と、
   前記病変可能性部位を検出するまでの間は、前記被検体画像を表示手段に表示させ、前記病変可能性部位の検出後であって前記判定手段で前記病変可能性部位が低酸素状態にあるか否かの判定が出るまでの間は、前記酸素飽和度を画像化した酸素飽和度画像を表示手段に表示させ、前記判定手段で前記病変可能性部位が低酸素状態にあると判定された場合は、前記酸素飽和度画像を表示手段に表示させ、前記判定手段で前記病変可能性部位が低酸素状態にないと判定された場合は、前記被検体画像を表示手段に表示させる表示制御手段とを備えることを特徴とする内視鏡システム。
2. 前記判定手段で前記病変可能性部位が低酸素状態にあると判定された後、前記酸素飽和度画像を表示手段に表示する前に、前記酸素飽和度画像を前記表示手段に表示することを報知するガイダンスを前記表示手段に出すことを特徴とする請求項１記載の内視鏡システム。
3. 前記画像取得手段は、
   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、所定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青色強調画像を取得する画像取得部と、
   所定の画像処理が施された青色強調画像と前記通常光画像とを合成して特殊光画像を生成する特殊光画像生成部とを備え、
   前記被検体画像は前記特殊光画像であることを特徴とする請求項１または２記載の内視鏡システム。
4. 前記所定の画像処理は、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であることを特徴とする請求項３記載の内視鏡システム。
5. 前記酸素飽和度算出手段は、前記酸素飽和度の変化により吸光係数が変化する波長範囲の光で照明された被検体を撮像して得られる酸素飽和度算出用の信号に基づいて、前記酸素飽和度を算出することを特徴とする請求項１ないし４いずれか１項記載の内視鏡システム。
6. 前記酸素飽和度を算出する際には、複数の生体情報が含まれる酸素飽和度算出用の信号から酸素飽和度の情報を分離することを特徴とする請求項５記載の内視鏡システム。
7. 画像取得手段が、被検体を撮像して得られる被検体画像を取得し、
   病変可能性部位検出手段が、前記被検体画像から、被検体上の病変可能性部位を検出し、
   酸素飽和度算出手段が、検出された病変可能性部位の酸素飽和度を求め、
   判定手段が、前記病変可能性部位の酸素飽和度が所定範囲の低酸素状態にあるか否かを判定し、
   表示制御手段が、前記病変可能性部位を検出するまでの間は、前記被検体画像を表示手段に表示させ、前記病変可能性部位の検出後であって前記判定手段で前記病変可能性部位が低酸素状態にあるか否かの判定が出るまでの間は、前記酸素飽和度を画像化した酸素飽和度画像を表示手段に表示させ、前記判定手段で前記病変可能性部位が低酸素状態にあると判定された場合は、前記酸素飽和度画像を表示手段に表示させ、前記判定手段で前記病変可能性部位が低酸素状態にないと判定された場合は、前記被検体画像を表示手段に表示させることを特徴とする内視鏡システムの作動方法。

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