JP5948191B2

JP5948191B2 - Endoscope probe device and endoscope system

Info

Publication number: JP5948191B2
Application number: JP2012195213A
Authority: JP
Inventors: 美範森本
Original assignee: Fujifilm Corp
Current assignee: Fujifilm Corp
Priority date: 2012-09-05
Filing date: 2012-09-05
Publication date: 2016-07-06
Anticipated expiration: 2032-09-05
Also published as: JP2014050458A

Description

本発明は、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取得する内視鏡用プローブ装置及び内視鏡システムに関する。 The present invention relates to an endoscopic probe device and an endoscope system that acquire an oxygen saturation image obtained by imaging the oxygen saturation of blood hemoglobin.

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。この内視鏡のガンの診断においては、内視鏡の挿入部を検体内に挿入し、その先端部から検体に照明光を照射した状態で、先端部の撮像素子で検体を撮像して画像を取得する。照明光として、青色から赤色にまで及ぶ広帯域光を用いた場合には、可視光の反射像が写し出された通常光画像が得られ、また、照明光として、特定波長の照明光を用いた場合には、検体上に表れる様々な生体情報が反映された特殊光画像が得られる。例えば、特許文献１では、通常光画像の他に、酸化ヘモグロビンの吸光係数と還元ヘモグロビンの吸光係数が異なる異吸収波長域の光（酸素飽和度測定光）を照明光として用いることで、検体上における血中ヘモグロビンの酸素飽和度の分布を画像化した酸素飽和度画像を取得している。 In the current medical field, cancer diagnosis using an endoscope is widely performed. In this endoscope cancer diagnosis, the endoscope is inserted into the specimen, and the specimen is imaged with the imaging element at the distal end while the specimen is irradiated with illumination light from the distal end. To get. When broadband light ranging from blue to red is used as illumination light, a normal light image in which a reflected image of visible light is projected is obtained, and illumination light of a specific wavelength is used as illumination light Can obtain a special light image reflecting various biological information appearing on the specimen. For example, in Patent Document 1, in addition to a normal light image, light (oxygen saturation measurement light) in a different absorption wavelength range in which the absorption coefficient of oxyhemoglobin and the absorption coefficient of reduced hemoglobin are different is used as illumination light. An oxygen saturation image obtained by imaging the oxygen saturation distribution of blood hemoglobin is obtained.

この特許文献１のように、通常光画像に加えて、酸素飽和度画像を取得するためには、酸素飽和度測定光を生成するための照明手段が別途必要となり、また、撮像で得られた画像から酸素飽和度画像を生成するための画像処理プログラムや処理回路が別途必要となるため、内視鏡システムの光源装置やプロセッサ装置を大幅に設計変更する必要がある。そこで、特許文献２に示すように、内視鏡スコープの鉗子チャンネルに挿通した測定用プローブにより、酸素飽和度測定光を照射するとともに、酸素飽和度測定光で照明された体腔内を撮像することによって酸素飽和度画像を生成する。このように、内視鏡スコープとは別体の測定用プローブを用いることで、内視鏡システムを大幅に設計変更することなく、酸素飽和度画像を取得することができる。 As in Patent Document 1, in order to acquire an oxygen saturation image in addition to a normal light image, an illuminating means for generating oxygen saturation measurement light is separately required and obtained by imaging. Since an image processing program and a processing circuit for generating an oxygen saturation image from an image are separately required, it is necessary to significantly change the design of the light source device and the processor device of the endoscope system. Therefore, as shown in Patent Document 2, the measurement probe inserted into the forceps channel of the endoscope scope irradiates the oxygen saturation measurement light and images the inside of the body cavity illuminated by the oxygen saturation measurement light. To generate an oxygen saturation image. Thus, by using a measurement probe that is separate from the endoscope scope, an oxygen saturation image can be acquired without significantly changing the design of the endoscope system.

特許２６４８４９４号公報Japanese Patent No. 2648494 特開平９−２４８２８１号公報JP-A-9-248281

特許文献２では、測定用プローブから測定用の照明光を発する（図２）だけでなく、内視鏡スコープから測定用の照明光を発し、その反射像を撮像専用の測定用プローブで撮像することについても記載がある（図３１）。このような撮像専用の測定用プローブを用いた場合には、測定用プローブ専用の光源装置を必要としないためコストを抑えることができ、また、測定用の照明光を導光するためのライトガイドも省略することができるため、測定用プローブ全体を細径化することができる。 In Patent Document 2, not only the measurement illumination light is emitted from the measurement probe (FIG. 2), but also the measurement illumination light is emitted from the endoscope scope, and the reflected image is captured by the measurement probe dedicated to imaging. This is also described (FIG. 31). When such a measurement probe dedicated for imaging is used, a light source device dedicated to the measurement probe is not required, so that the cost can be reduced, and a light guide for guiding illumination light for measurement is used. Since the measurement probe can also be omitted, the diameter of the entire measurement probe can be reduced.

特許文献２では、撮像専用の測定用プローブを用いた場合、内視鏡スコープから発せられる照明光の発光タイミングと測定用プローブでの撮像タイミングとを同期させるために、光源装置から発光タイミング信号を発信し、その発光タイミング信号に基づいて、測定用プローブの撮像を制御している。したがって、発光タイミング信号を外部に出力するための信号出力手段（コネクタ、信号ケーブル等）を光源装置に別途設ける必要があるため、光源装置の設計変更が必要となる。 In Patent Document 2, when a measurement probe dedicated to imaging is used, a light emission timing signal is output from the light source device in order to synchronize the emission timing of illumination light emitted from the endoscope scope and the imaging timing of the measurement probe. Based on the light emission timing signal, the imaging of the measurement probe is controlled. Therefore, since it is necessary to separately provide the light source device with signal output means (connector, signal cable, etc.) for outputting the light emission timing signal to the outside, it is necessary to change the design of the light source device.

本発明は、内視鏡システム全体の設計変更を行うことなく、簡単に、酸素飽和度画像を取得することができる内視鏡用プローブ及び内視鏡システムを提供することを目的とする。 An object of the present invention is to provide an endoscope probe and an endoscope system that can easily obtain an oxygen saturation image without changing the design of the entire endoscope system.

上記目的を達成するために、本発明は、検体に向けて第１ないし第３の色の照明光を異なる発光タイミングで照射する内視鏡装置と組み合わせて使用され、内視鏡装置からの第１ないし第３の色の照明光で照明された検体から第１ないし第３色の照明光に対応する第１ないし第３の色の反射光を受光する内視鏡用プローブ装置において、第１の色の反射光のうち酸化ヘモグロビンの吸光係数と還元ヘモグロビンの吸光係数が異なる第１波長帯域の光を透過させ、第２及び第３の色の反射光はそのまま透過させる帯域制限手段と、帯域制限手段を透過した第１波長帯域の光と前記第２及び第３の色の反射光を受光して撮像する撮像手段と、第１ないし第３の色の照明光の発光タイミングと、第１波長帯域の光と第２及び第３の色の反射光の撮像タイミングとが同じになるように、撮像手段を制御する撮像制御部と、撮像手段により得られる画像情報に基づいて、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生成手段とを備えることを特徴とする。 In order to achieve the above object, the present invention is used in combination with an endoscope apparatus that irradiates illumination light of first to third colors toward a specimen at different emission timings . An endoscopic probe apparatus that receives reflected light of first to third colors corresponding to illumination light of first to third colors from a specimen illuminated with illumination light of first to third colors . the light of the first wavelength band absorption coefficient of reduced hemoglobin and the absorption coefficient of oxyhemoglobin is different is transmitted out of the color of the reflected light, the reflected light of the second and third color and band limiting means which transmits it, the band Imaging means for receiving and imaging the light in the first wavelength band transmitted through the limiting means and the reflected light of the second and third colors, the emission timing of the illumination light of the first to third colors, and the first Imaging light of wavelength band and reflected light of second and third colors As the timing is the same, and an imaging control section for controlling the imaging means, on the basis of image information obtained by the imaging means, the oxygen saturation of producing oxygen saturation level image obtained by imaging the oxygen saturation of hemoglobin in blood Degree image generating means.

第１の色の光は青色光であり、第２の色の光は緑色光であり、第３の色の光は赤色光であることが好ましい。 It is preferable that the first color light is blue light, the second color light is green light, and the third color light is red light.

帯域制限手段は、青色帯域から赤色帯域に及ぶ広帯域光の反射光を受光するとともに、前記広帯域の反射光のうち、第１波長帯域の光と、この第１波長帯域とは異なる第２及び第３の波長帯域の光とを透過させることが好ましい。帯域制限手段は、第１波長帯域の光、第２波長帯域の光、第３波長帯域の光を、異なるタイミングで透過させる回転フィルタであり、撮像手段は、各波長帯域の光の透過タイミングに合わせてモノクロの撮像素子で撮像することがこのましい。帯域制限手段は、第１波長帯域の光と、第２及び第３波長帯域の光とを、異なるタイミングで透過させる回転フィルタであり、撮像手段は、各波長帯域の光の透過タイミングに合わせてカラーの撮像素子で撮像することが好ましい。帯域制限手段は、第１波長帯域の光、第２波長帯域の光、第３波長帯域の光を透過させる帯域制限フィルタであり、撮像手段は、帯域制限フィルタを透過した第１ないし第３波長帯域の光を、カラーの撮像素子で受光して撮像することが好ましい。 The band limiting means receives the reflected light of the broadband light ranging from the blue band to the red band, and among the reflected light of the broadband, the light of the first wavelength band and the second and second different from the first wavelength band. It is preferable to transmit light in the third wavelength band. The band limiting means is a rotary filter that transmits the light of the first wavelength band, the light of the second wavelength band, and the light of the third wavelength band at different timings, and the imaging means is configured to transmit the light of each wavelength band. In addition, it is preferable to capture images with a monochrome image sensor. The band limiting unit is a rotary filter that transmits the light of the first wavelength band and the light of the second and third wavelength bands at different timings, and the imaging unit matches the transmission timing of the light of each wavelength band. It is preferable to image with a color image sensor. The band limiting unit is a band limiting filter that transmits light in the first wavelength band, light in the second wavelength band, and light in the third wavelength band, and the imaging unit transmits the first to third wavelengths that have passed through the band limiting filter. It is preferable to pick up an image by receiving light in a band with a color image sensor.

第１波長帯域は青色帯域に含まれ、第２波長帯域は緑色帯域に含まれ、第３波長帯域は赤色帯域に含まれることが好ましい。第１波長帯域は４６０nm以上４８０nm以下であることが好ましい。 Preferably, the first wavelength band is included in the blue band, the second wavelength band is included in the green band, and the third wavelength band is included in the red band. The first wavelength band is preferably 460 nm or more and 480 nm or less.

本発明の内視鏡システムは、検体に向けて第１ないし第３の色の照明光を異なる発光タイミングで照射する内視鏡装置と、内視鏡装置と組み合わせて使用され、内視鏡装置からの第１ないし第３の色の照明光で照明された検体から第１ないし第３色の照明光に対応する第１ないし第３の色の反射光を受光する内視鏡用プローブ装置とを備え、内視鏡用プローブ装置は、第１の色の反射光のうち酸化ヘモグロビンの吸光係数と還元ヘモグロビンの吸光係数が異なる第１波長帯域の光を透過させ、第２及び第３の色の反射光はそのまま透過させる帯域制限手段と、帯域制限手段を透過した第１波長帯域の光と第２及び第３の色の反射光を受光して撮像する撮像手段と、第１ないし第３の色の照明光の発光タイミングと、第１波長帯域の光と第２及び第３の色の反射光の撮像タイミングとが同じになるように、撮像手段を制御する撮像制御部と、撮像手段により得られる画像情報に基づいて、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生成手段とを有することを特徴とする。 An endoscope system according to the present invention is used in combination with an endoscope apparatus that irradiates a specimen with illumination light of first to third colors at different emission timings, and an endoscope apparatus. An endoscopic probe device for receiving first to third color reflected light corresponding to the first to third color illumination light from the specimen illuminated with the first to third color illumination light from The endoscopic probe device transmits light in a first wavelength band in which the extinction coefficient of oxyhemoglobin and the extinction coefficient of reduced hemoglobin of the reflected light of the first color are different, and the second and third colors Band limiting means for transmitting the reflected light as it is, imaging means for receiving and imaging the light of the first wavelength band and the reflected light of the second and third colors transmitted through the band limiting means, and first to third The emission timing of the illumination light of the color, the light in the first wavelength band and the second and second light The oxygen saturation of blood hemoglobin is imaged based on the imaging control unit that controls the imaging unit and the image information obtained by the imaging unit so that the imaging timing of the reflected light of the third color is the same. And oxygen saturation image generation means for generating an oxygen saturation image .

本発明によれば、検体内からの反射光のうち、第１波長帯域を含む光を帯域制限手段で切り出し、その切り出した第１波長帯域を含む光に基づいて酸素飽和度画像を作成している。そのため、内視鏡装置と内視鏡用プローブ装置の間に、コネクタ、信号ケーブル等の電気的な接続手段を設ける必要がない。したがって、内視鏡システム全体を設計変更することなく、簡単に、酸素飽和度画像を取得することができる。 According to the present invention, out of the reflected light from within the specimen, light including the first wavelength band is cut out by the band limiting unit, and an oxygen saturation image is created based on the cut out light including the first wavelength band. Yes. Therefore, it is not necessary to provide electrical connection means such as a connector and a signal cable between the endoscope apparatus and the endoscope probe apparatus. Therefore, it is possible to easily obtain an oxygen saturation image without changing the design of the entire endoscope system.

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. 第１実施形態の内視鏡システムの内部構成を示す図である。It is a figure which shows the internal structure of the endoscope system of 1st Embodiment. 第１実施形態の回転フィルタを示す図である。It is a figure which shows the rotation filter of 1st Embodiment. 第１実施形態の回転フィルタにおける各フィルタ部の分光透過率を示すグラフである。It is a graph which shows the spectral transmittance of each filter part in the rotation filter of a 1st embodiment. 第１実施形態におけるメイン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 main image pick-up element in 1st Embodiment. BPFの分光透過率を示すグラフである。It is a graph which shows the spectral transmittance of BPF. 撮像制御部の内部構成を示す図である。It is a figure which shows the internal structure of an imaging control part. 第１実施形態におけるサブ撮像素子の第２撮像制御を説明するための図である。It is a figure for demonstrating the 2nd imaging control of the sub image pick-up element in 1st Embodiment. 画像処理装置の内部構成を示す図である。It is a figure which shows the internal structure of an image processing apparatus. 強度比B／G、R／Gと酸素飽和度との相関関係を示すグラフである。It is a graph which shows correlation with intensity ratio B / G, R / G, and oxygen saturation. 酸化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンの吸光係数の分布を表す図である。It is a figure showing distribution of the extinction coefficient of oxyhemoglobin and reduced hemoglobin. 図９の相関関係から強度比B^＊／G^＊、R^＊／G^＊に対応する酸素飽和度を算出する方法を説明するための図である。FIG. 10 is a diagram for explaining a method for calculating oxygen saturation corresponding to intensity ratios B ^* / G ^* and R ^* / G ^* from the correlation of FIG. 9. 第１実施形態における別実施形態の内視鏡システムの内部構成を示す図である。It is a figure which shows the internal structure of the endoscope system of another embodiment in 1st Embodiment. 第２実施形態の内視鏡システムの内部構成を示す図である。It is a figure which shows the internal structure of the endoscope system of 2nd Embodiment. 第２実施形態の回転フィルタを示す図である。It is a figure which shows the rotation filter of 2nd Embodiment. 第２実施形態におけるサブ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 sub image pick-up element in 2nd Embodiment. 第２実施形態における別実施形態の回転フィルタを示す図である。It is a figure which shows the rotary filter of another embodiment in 2nd Embodiment. 図１６の回転フィルタを用いた場合のサブ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 sub image pick-up element at the time of using the rotation filter of FIG. 図１３とは異なる実施形態の内視鏡システムの内部構成を示す図である。It is a figure which shows the internal structure of the endoscope system of embodiment different from FIG. 図１８の内視鏡システムにおけるサブ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 sub image pick-up element in the endoscope system of FIG. 測定用プローブの先端部を挟持する一対のバルーンを示す図である。It is a figure which shows a pair of balloon which clamps the front-end | tip part of the probe for a measurement.

図１に示すように、第１実施形態の内視鏡システム１０は、検体内を照明する光を発生する光源装置１１と、光源装置１１からの光を検体の被観察領域に照射し、その反射像を撮像する内視鏡装置１２と、内視鏡装置１２での撮像により得られた画像信号を画像処理するメインプロセッサ装置１３と、メインプロセッサ装置１３での画像処理によって得られた内視鏡画像を表示するメイン表示装置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。なお、内視鏡装置１２とメインプロセッサ装置１３との間はユニバーサルケーブル２０で接続されており、メインプロセッサ装置１３とメイン表示装置１４との間はケーブル２１で接続されている。 As shown in FIG. 1, an endoscope system 10 according to the first embodiment irradiates a region to be observed of a specimen with a light source device 11 that generates light for illuminating the inside of the specimen, An endoscope apparatus 12 that captures a reflected image, a main processor apparatus 13 that performs image processing on an image signal obtained by imaging with the endoscope apparatus 12, and an endoscope obtained by image processing in the main processor apparatus 13 A main display device 14 for displaying a mirror image and an input device 15 including a keyboard or the like are provided. The endoscope apparatus 12 and the main processor apparatus 13 are connected by a universal cable 20, and the main processor apparatus 13 and the main display apparatus 14 are connected by a cable 21.

また、内視鏡システム１０は、血中ヘモグロビンの酸素飽和度を測定するとともに、測定により得られた酸素飽和度を酸素飽和度画像として画像化する測定用プローブ装置２３を備えている。測定用プローブ装置２３は、内視鏡装置１２の鉗子チャンネル１２ａ（図２参照）に挿通され、検体内からの光を受光して撮像する測定用プローブ２４と、測定用プローブ２４の撮像により得られた画像情報を画像処理するサブプロセッサ装置２５と、サブプロセッサ装置２５での画像処理により得られる酸素飽和度画像を表示するサブ表示装置２６とを備えている。なお、測定用プローブ２４とサブプロセッサ装置２５の間はケーブル２７で接続されており、サブプロセッサ装置２５とサブ表示装置２６の間はケーブル２８で接続されている。 The endoscope system 10 includes a measurement probe device 23 that measures the oxygen saturation of blood hemoglobin and images the oxygen saturation obtained by the measurement as an oxygen saturation image. The measurement probe device 23 is inserted through the forceps channel 12a (see FIG. 2) of the endoscope device 12, and is obtained by imaging the measurement probe 24 that receives light from the inside of the specimen and images the measurement probe 24. A sub-processor device 25 that performs image processing on the obtained image information, and a sub-display device 26 that displays an oxygen saturation image obtained by image processing in the sub-processor device 25. The measurement probe 24 and the sub processor device 25 are connected by a cable 27, and the sub processor device 25 and the sub display device 26 are connected by a cable 28.

内視鏡装置１２には、操作部１６側から順に、軟性部１７、湾曲部１８、スコープ先端部１９が設けられている。軟性部１７は可撓性を有しているため、屈曲自在にすることができる。湾曲部１８は、操作部１６に配置されたアングルノブ１６ａ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１８は、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１９を所望の観察部位に向けることができる。 The endoscope device 12 is provided with a flexible portion 17, a bending portion 18, and a scope distal end portion 19 in order from the operation portion 16 side. Since the soft part 17 has flexibility, it can be bent freely. The bending portion 18 is configured to be bendable by a turning operation of an angle knob 16 a disposed in the operation portion 16. Since the bending portion 18 can be bent in an arbitrary direction and an arbitrary angle in accordance with the region of the specimen, the scope distal end portion 19 can be directed to a desired observation region.

図２に示すように、光源装置１１は、白色光源３０と、この白色光源３０からの広帯域光ＢＢを青、緑、赤の３色のＲＧＢ光に波長分離する回転フィルタ３１と、回転フィルタ３１の回転軸に接続され、一定の回転速度で回転フィルタ３１を回転させるモータ３２とを備えている。白色光源３０は、光源本体３０ａと、絞り３０ｂとを備えている。光源本体３０ａはキセノンランプで構成され、青色帯域から赤色帯域に及ぶ可視光帯域の広帯域光ＢＢを発光する。絞り３０ｂは、その開度を調整することによって、白色光源３０から出射して回転フィルタ３１に入射する広帯域光ＢＢの光量を調整する。なお、光源本体３０ａは、キセノンランプの他、白色ＬＥＤなどの半導体光源であってもよい。 As shown in FIG. 2, the light source device 11 includes a white light source 30, a rotary filter 31 that wavelength-separates the broadband light BB from the white light source 30 into RGB light of three colors of blue, green, and red, and a rotary filter 31. And a motor 32 that rotates the rotary filter 31 at a constant rotational speed. The white light source 30 includes a light source body 30a and a diaphragm 30b. The light source body 30a is composed of a xenon lamp, and emits broadband light BB in the visible light band extending from the blue band to the red band. The diaphragm 30b adjusts the amount of the broadband light BB emitted from the white light source 30 and incident on the rotary filter 31 by adjusting the opening. The light source body 30a may be a semiconductor light source such as a white LED in addition to a xenon lamp.

図３に示すように、回転フィルタ３１は、モータ３２に接続された回転軸３１ａを回転中心として回転する。この回転フィルタ３１には、回転軸３１ａを中心として、１２０°間隔で、それぞれＢフィルタ部３４ａ、Ｇフィルタ部３４ｂ、Ｒフィルタ部３８ｃが設けられている。また、Ｂフィルタ３４ａとＧフィルタ３４ｂとの間、Ｇフィルタ３４ｂとＲフィルタ３４ｃとの間、Ｒフィルタ３４ｃとＢフィルタ３４ａとの間は、広帯域光ＢＢを遮光する遮光部３４ｄとなっている。 As shown in FIG. 3, the rotary filter 31 rotates around the rotation shaft 31 a connected to the motor 32. The rotary filter 31 is provided with a B filter portion 34a, a G filter portion 34b, and an R filter portion 38c at intervals of 120 ° around the rotation shaft 31a. Further, between the B filter 34a and the G filter 34b, between the G filter 34b and the R filter 34c, and between the R filter 34c and the B filter 34a, a light shielding part 34d that shields the broadband light BB is provided.

図４に示すように、Ｂフィルタ部３４ａは広帯域光ＢＢから青色帯域（３８０〜５００nm）のＢ光を透過させ、Ｇフィルタ部３４ｂは広帯域光ＢＢから緑色帯域（４８０〜６２０nm）のＧ光を透過させ、Ｒフィルタ部３４ｃは広帯域光ＢＢから赤色帯域（５８０〜７２０nm）のＲ光を透過させる。したがって、回転フィルタ３１が回転することで、Ｂ光、Ｇ光、Ｒ光が回転フィルタ３１から順次出射する。その際、回転フィルタ３１には遮光部３４ｄが設けられているため、ある色の光の照射が終わって、次の色の光の照射が開始するまでの間には、一定の遮光期間が存在する。これらＢ光、Ｇ光、Ｒ光は、集光レンズ３６及び光ファイバ４１を通して、内視鏡装置１２のライドガイド２８，２９に入射する。 As shown in FIG. 4, the B filter unit 34a transmits B light in the blue band (380 to 500 nm) from the broadband light BB, and the G filter unit 34b transmits G light in the green band (480 to 620 nm) from the broadband light BB. The R filter unit 34c transmits the R light in the red band (580 to 720 nm) from the broadband light BB. Therefore, when the rotary filter 31 rotates, B light, G light, and R light are sequentially emitted from the rotary filter 31. At this time, since the light shielding portion 34d is provided in the rotary filter 31, there is a certain light shielding period between the end of the irradiation of the light of one color and the start of the irradiation of the light of the next color. To do. These B light, G light, and R light are incident on the ride guides 28 and 29 of the endoscope apparatus 12 through the condenser lens 36 and the optical fiber 41.

図２に示すように、内視鏡装置１２は電子内視鏡から構成され、ライトガイド２８，２９で導光された２系統（２灯）の光を被観察領域に向けて照射する照明部４０と、被観察領域を撮像する１系統の撮像部４１と、内視鏡装置１２と光源装置１１及びメインプロセッサ装置１３とを着脱自在に接続するコネクタ部４２を備えている。 As shown in FIG. 2, the endoscope apparatus 12 is configured by an electronic endoscope, and illuminates an irradiation unit that irradiates two systems (two lamps) of light guided by light guides 28 and 29 toward an observation area. 40, a system of imaging unit 41 that images the observation region, and a connector unit 42 that detachably connects the endoscope device 12, the light source device 11, and the main processor device 13.

照明部４０は、撮像部４１の両脇に設けられた２つの照明窓４３，４４を備えており、各照明窓４３，４４の奥には、それぞれ投光ユニット４７，５４が収納されている。各投光ユニット４７，５４は、ライトガイド２８，２９からの光を、照明レンズ５１を通して被観察領域に照射する。撮像部４１は、スコープ先端部１９の略中心位置に、被観察領域からの反射光を、対物レンズユニット（図示省略）を通して受光する１つの観察窓４２を備えている。 The illumination unit 40 includes two illumination windows 43 and 44 provided on both sides of the imaging unit 41, and light projecting units 47 and 54 are housed in the back of the illumination windows 43 and 44, respectively. . Each of the light projecting units 47 and 54 irradiates the observation area through the illumination lens 51 with the light from the light guides 28 and 29. The imaging unit 41 includes one observation window 42 that receives reflected light from the observation region through an objective lens unit (not shown) at a substantially central position of the scope distal end 19.

観察窓４２奥には、検体の被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、被観察領域を撮像するＣＣＤ（Charge Coupled Device）などのメイン撮像素子６０が設けられている。このメイン撮像素子６０は各画素にカラーフィルタが設けられていないモノクロの撮像素子であり、対物レンズユニットからの光を受光面（撮像面）で受光し、受光した光を光電変換して撮像信号（アナログ信号）を出力する。なお、メイン撮像素子６０として、ＩＴ（インターライントランスファー）型のＣＣＤを使用するが、そのほか、グローバルシャッターを有するＣＭＯＳ（Complementary Metal-Oxide Semiconductor）を使用してもよい。 An optical system such as an objective lens unit (not shown) for capturing the image light of the observation region of the specimen is provided in the back of the observation window 42, and further, the observation region is provided in the back of the objective lens unit. A main image sensor 60 such as a CCD (Charge Coupled Device) for imaging is provided. The main image sensor 60 is a monochrome image sensor in which no color filter is provided for each pixel. The main image sensor 60 receives light from the objective lens unit on a light receiving surface (imaging surface), and photoelectrically converts the received light to obtain an imaging signal. (Analog signal) is output. Note that an IT (interline transfer) type CCD is used as the main image sensor 60, but a CMOS (Complementary Metal-Oxide Semiconductor) having a global shutter may also be used.

メイン撮像素子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。変換後の画像信号は、コネクタ部４２を介して、メインプロセッサ装置１３に入力される。 An imaging signal (analog signal) output from the main imaging element 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 converted image signal is input to the main processor device 13 via the connector unit 42.

撮像制御部７０は、メイン撮像素子６０の撮像制御を行う。この撮像制御部７０では、図５に示すように、Ｂ光、Ｇ光、Ｒ光が検体内に順次照射されたときに、その検体内の反射像をメイン撮像素子６０で順次撮像して電荷を蓄積する。そして、蓄積した電荷に基づいて、青色信号Bｃ、緑色信号Gｃ、赤色信号Rｃを順次出力する。この一連の動作は、内視鏡システム１０の電源がＯＮになっている限り、繰り返し行われる。 The imaging control unit 70 performs imaging control of the main image sensor 60. As shown in FIG. 5, in the imaging control unit 70, when B light, G light, and R light are sequentially irradiated into the specimen, the reflected image in the specimen is sequentially captured by the main imaging element 60 and charged. Accumulate. Then, based on the accumulated charges, a blue signal Bc, a green signal Gc, and a red signal Rc are sequentially output. This series of operations is repeated as long as the power of the endoscope system 10 is ON.

図２に示すように、メインプロセッサ装置１３は、制御部７１と、画像処理部７２と、記憶部７４とを備えており、制御部７１にはメイン表示装置１４及び入力装置１５が接続されている。制御部７１はメインプロセッサ装置１３内の各部を制御するとともに、入力装置１５から入力される入力情報に基づいて、内視鏡装置１２の撮像制御部７０及びメイン表示装置１４の動作を制御する。 As shown in FIG. 2, the main processor 13 includes a control unit 71, an image processing unit 72, and a storage unit 74, the main display device 14 and input device 15 is connected to the control unit 7 1 ing. The control unit 71 is to control each unit of the main processor device 13, based on input information inputted from the input device 15, controls the operation of the endoscope apparatus imaging control unit 70 and a main display device 14 of the 12 .

画像処理部７２は、内視鏡装置１２から順次送信される青色信号Bｃ、緑色信号Gｃ、赤色信号Rｃに対して、ホワイトバランスなどの各種画像処理を施す。そして、各種画像処理が施された青色信号Bｃ、緑色信号Gｃ、赤色信号Rｃは、それぞれメイン表示装置１４のBチャンネル、Gチャンネル、Rチャンネルに割り当てられる。これにより、メイン表示装置１４上に、通常光画像が表示される。 The image processing unit 72 performs various image processing such as white balance on the blue signal Bc, the green signal Gc, and the red signal Rc that are sequentially transmitted from the endoscope apparatus 12. Then, the blue signal Bc, the green signal Gc, and the red signal Rc that have been subjected to various image processes are assigned to the B channel, the G channel, and the R channel of the main display device 14, respectively. As a result, the normal light image is displayed on the main display device 14.

測定用プローブ２４は、内視鏡装置１２によってＢ光、Ｇ光、Ｒ光で照明された検体からの反射光のうち、所定帯域の光のみを透過させる帯域制限フィルタ（Band Pass Filter）（以下「ＢＰＦ」とする）１００と、このＢＰＦ１００を透過した光を受光して撮像するサブ撮像素子１０１とを備えている。なお、図示は省略するが、検体内からの反射光は、対物レンズユニットを通して、ＢＰＦ１００及びサブ撮像素子１０１に入射する。また、図２では、ＢＰＦ１００は、サブ撮像素子１０１の撮像面上に貼り付けているが、これに限らず、測定用プローブ２４の先端受光面とサブ撮像素子１０１との間に設けてもよい。 The measurement probe 24 is a band pass filter (hereinafter referred to as a band pass filter) that transmits only light in a predetermined band among reflected light from the specimen illuminated by the endoscope apparatus 12 with B light, G light, and R light. 100) and a sub imaging element 101 that receives light that has passed through the BPF 100 and images it. Although not shown, the reflected light from the specimen enters the BPF 100 and the sub image sensor 101 through the objective lens unit. In FIG. 2, the BPF 100 is affixed on the imaging surface of the sub imaging device 101, but is not limited thereto, and may be provided between the tip light receiving surface of the measurement probe 24 and the sub imaging device 101. .

図６に示すように、ＢＰＦ１００は、４６０nm以上の波長帯域の光を透過させる一方で、４６０nmを下回る波長帯域の光をカットする。したがって、ＢＰＦ１００は、内視鏡装置１２から発せられる３色のＢ光、Ｇ光、Ｒ光のうち、Ｂ光については、４６０nmを下回る波長帯域の光がカットされて、４６０〜５００nmの第１波長帯域の光が透過する。一方、Ｇ光、Ｒ光については、ＢＰＦ１００でほとんどカットされることなく、そのまま透過する。したがって、ＢＰＦ１００を透過したＧ光は、４８０〜６２０nmの広帯域に及ぶ第２波長帯域を有しており、ＢＰＦ１００を透過したＲ光は、５８０〜７２０nmの広帯域に及ぶ第３波長帯域を有している。なお、以下においては、ＢＰＦ１００透過後のＢ光をＢｎ光と表記する一方、ＢＰＦ１００透過後のＧ光、Ｒ光については、そのままＧ光、Ｒ光と表記する。 As shown in FIG. 6, the BPF 100 transmits light having a wavelength band of 460 nm or more, while cutting light having a wavelength band lower than 460 nm. Therefore, the BPF 100 cuts light in the wavelength band lower than 460 nm out of the three colors of B light, G light, and R light emitted from the endoscope device 12, so that the first light of 460 to 500 nm is cut. Light in the wavelength band is transmitted. On the other hand, the G light and the R light are transmitted as they are without being cut by the BPF 100. Therefore, the G light transmitted through the BPF 100 has a second wavelength band extending over a wide band of 480 to 620 nm, and the R light transmitted through the BPF 100 has a third wavelength band extending over a wide band of 580 to 720 nm. Yes. In the following, the B light after passing through the BPF 100 is expressed as Bn light, while the G light and R light after passing through the BPF 100 are expressed as G light and R light as they are.

サブ撮像素子１０１は、メイン撮像素子６０と同様、各画素にカラーフィルタが設けられていないモノクロの撮像素子である。このサブ撮像素子１０１は、ＢＰＦ１０１を対物レンズユニットからの光を受光面（撮像面）で受光し、受光した光を光電変換して撮像信号（アナログ信号）を出力する。なお、サブ撮像素子１０１としては、メイン撮像素子６０と同様、ＩＴ型のＣＣＤのほか、グローバルシャッターを有するＣＭＯＳを使用してもよい。 Similar to the main image sensor 60, the sub image sensor 101 is a monochrome image sensor in which no color filter is provided in each pixel. The sub-imaging device 10 1 is received by the light receiving surface light from the objective lens unit and BPF101 (imaging surface), and outputs an imaging signal (analog signal) received light by photoelectric conversion. As the sub image sensor 101, a CMOS having a global shutter may be used in addition to the IT type CCD as in the main image sensor 60.

図２に示すように、サブ撮像素子１０１から出力される撮像信号（アナログ信号）は、プローブ用ケーブル１０２を通じてＡ／Ｄ変換器１０４に入力される。Ａ／Ｄ変換器１０４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。変換後の画像信号は、サブプロセッサ装置２５に入力される。 As shown in FIG. 2, the imaging signal (analog signal) output from the sub imaging element 101 is input to the A / D converter 104 through the probe cable 102. The A / D converter 104 converts the imaging signal (analog signal) into an image signal (digital signal) corresponding to the voltage level. The converted image signal is input to the sub processor device 25.

撮像制御部１０６は、サブ撮像素子１０１の撮像制御を行う。この撮像制御部１０６には、図７Ａに示すように、メモリ１０６ａに撮像制御プログラム１０７が予めインストールされている。この撮像制御プログラムに従って撮像制御を行うことで、Ｂ光、Ｇ光、Ｒ光の発光とサブ撮像素子１０１の撮像は、ほぼ同時に行われる。これにより、撮像制御部１０６は、光源装置１１からＢ光、Ｇ光、Ｒ光の発光タイミングに関する情報を逐次取得することなく、サブ撮像素子１０１の撮像を制御することができる。 The imaging control unit 106 performs imaging control of the sub imaging element 101. As shown in FIG. 7A, the imaging control unit 106 has an imaging control program 107 installed in advance in the memory 106a. By performing the imaging control according to this imaging control program, the emission of the B light, the G light, and the R light and the imaging of the sub imaging element 101 are performed almost simultaneously. Thereby, the imaging control unit 106 can control the imaging of the sub imaging element 101 without sequentially acquiring information regarding the emission timings of the B light, the G light, and the R light from the light source device 11.

サブ撮像素子１０１の撮像制御は、Ｂ光、Ｇ光、Ｒ光の発光タイミングとサブ撮像素子１０１の撮像タイミングとを略一致させるための第１撮像制御と、この第１撮像制御の完了後、撮像制御プログラム１０７のみで、サブ撮像素子１０１の駆動制御を行う第２撮像制御とからなる。 The imaging control of the sub imaging element 101 includes the first imaging control for substantially matching the emission timing of the B light, the G light, and the R light and the imaging timing of the sub imaging element 101, and after the completion of the first imaging control, The image capturing control program 107 alone includes second image capturing control that controls the driving of the sub image sensor 101.

第１撮像制御では、以下の手順に従って行われる。Ｂ光、Ｇ光、Ｒ光で照明された検体内に測定用プローブ２４が挿入されると、サブ撮像素子１０１は、ＢＰＦ１００を通して、Ｂｎ光、Ｇ光、Ｒ光のいずれかを検出する。そして、撮像制御部１０６は、サブ撮像素子１０１での検出結果及び撮像制御プログラム１０７に基づいて、Ｂ光、Ｇ光、Ｒ光の発光タイミングとサブ撮像素子１０１の撮像タイミングとが同じになるように、サブ撮像素子１０１の撮像を制御する。そして、両者のタイミングがほぼ一致したときに、第１撮像制御が完了する。なお、両者のタイミングが一致したか否かの判定方法としては、例えば、一定期間に撮像した画像のうち一定の明るさ以上の画像が一定数以上となった場合に、両者のタイミングがほぼ一致したと判定することが好ましい（一方、両者のタイミングが合っていない場合には、遮光期間に撮像された画像の数が多いため、一定の明るさ以上の画像の数は少ない）。 The first imaging control is performed according to the following procedure. When the measurement probe 24 is inserted into the specimen illuminated with the B light, the G light, and the R light, the sub imaging element 101 detects any of the Bn light, the G light, and the R light through the BPF 100. Then, the imaging control unit 106 makes the emission timing of the B light, the G light, and the R light and the imaging timing of the sub imaging element 101 the same based on the detection result in the sub imaging element 101 and the imaging control program 107. In addition, the imaging of the sub imaging element 101 is controlled. Then, the first imaging control is completed when both timings substantially coincide. In addition, as a method for determining whether or not the timings of the two are the same, for example, when the number of images of a certain brightness or more among the images captured in a certain period exceeds a certain number, the timings of the two are almost the same. (On the other hand, if the timings of both are not correct, the number of images captured during the light-shielding period is large, so the number of images with a certain brightness or more is small).

第１撮像制御の次に行われる第２撮像制御は、撮像制御プログラム１０７のみに基づいて、Ｂ光、Ｇ光、Ｒ光の発光タイミングとサブ撮像素子１０１の撮像タイミングとがずれないように制御する。図７Ｂに示すように、内視鏡装置１２からＢ光が検体に照射されると、その反射光が測定用プローブ２４のＢＰＦ１００を透過して、第１波長帯域の光を有するＢｎ光がサブ撮像素子１０１に入射する。そして、サブ撮像素子１０１が、Ｂｎ光を光電変換して電荷を蓄積するとともに、蓄積した電荷に基づいて、青色信号Bを出力する。また、内視鏡装置１２からＧ光、Ｒ光が照射されて、Ｇ光、Ｒ光がサブ撮像素子１０１に入射したときについても、同様の制御が行われる。これにより、サブ撮像素子１０１から緑色信号Ｇ、赤色信号Ｒが出力される。これら出力された青色信号Ｂ、緑色信号Ｇ、赤色信号Ｒは、サブプロセッサ装置２５に順次送信される。以上の一連の動作は、測定用プローブ装置２３の電源がＯＮになっている限り、繰り返し行われる。 The second imaging control performed after the first imaging control is controlled based on only the imaging control program 107 so that the emission timing of the B light, the G light, and the R light and the imaging timing of the sub imaging element 101 do not deviate. To do. As shown in FIG. 7B, when the sample is irradiated with B light from the endoscope apparatus 12, the reflected light passes through the BPF 100 of the measurement probe 24, and Bn light having light in the first wavelength band is sub Incident on the image sensor 101. Then, the sub image sensor 101 photoelectrically converts Bn light to accumulate charges, and outputs a blue signal B based on the accumulated charges. The same control is also performed when G light and R light are irradiated from the endoscope apparatus 12 and the G light and R light are incident on the sub image sensor 101. As a result, a green signal G and a red signal R are output from the sub image sensor 101. The output blue signal B, green signal G, and red signal R are sequentially transmitted to the sub-processor device 25. Above series of operations, as long as the power supply of the measuring probe device 2 3 is turned ON, is repeated.

図２に示すように、サブプロセッサ装置２５は、制御部１１０と、画像処理部１１２と、記憶部１１４とを備えており、制御部１１０にはサブ表示装置２６が接続されている。制御部１１０はサブプロセッサ装置２５内の各部を制御するとともに、測定用プローブ２４の撮像制御部１０６及びメイン表示装置１４の動作を制御する。 As illustrated in FIG. 2, the sub processor device 25 includes a control unit 110, an image processing unit 112, and a storage unit 114, and a sub display device 26 is connected to the control unit 110. The control unit 110 controls each unit in the sub-processor device 25 and controls operations of the imaging control unit 106 and the main display device 14 of the measurement probe 24.

図８に示すように、画像処理部１１２は、測定用プローブ２４から送信された青色信号Ｂ、緑色信号Ｇ、赤色信号Ｒに基づいて、酸素飽和度画像を生成する酸素飽和度画像処理部１２２を備えている。酸素飽和度画像処理部１２２は、強度比算出部１２３と、相関関係記憶部１２４と、酸素飽和度算出部１２６と、画像生成部１２７とを備えている。強度比算出部８４は、青色信号Ｂ、緑色信号Ｇ、赤色信号Ｒのうち、青色信号Ｂと緑色信号Ｇ間の信号強度の比を示す強度比Ｂ／Ｇと、緑色信号Ｇと赤色信号Ｒ間の信号強度の比を示す強度比Ｒ／Ｇとを求める。強度比算出部１２３では、同じ位置にある画素間の強度比を算出し、また、強度比は画像信号の全ての画素に対して算出される。なお、強度比は画像信号のうち血管部分の画素のみ求めてもよい。この場合、血管部分は、血管部分の画像信号とそれ以外の部分の画像信号との差に基づいて特定される。 As shown in FIG. 8, the image processing unit 112, the blue signal B transmitted from the measuring probe 2 4, green signal G, based on the red signal R, the oxygen saturation level image processing unit producing oxygen saturation level image 122 is provided. The oxygen saturation image processing unit 122 includes an intensity ratio calculation unit 123, a correlation storage unit 124, an oxygen saturation calculation unit 126, and an image generation unit 127. The intensity ratio calculator 84 includes an intensity ratio B / G indicating a signal intensity ratio between the blue signal B and the green signal G among the blue signal B, the green signal G, and the red signal R, and the green signal G and the red signal R. An intensity ratio R / G indicating a signal intensity ratio is obtained. The intensity ratio calculation unit 123 calculates the intensity ratio between the pixels at the same position, and the intensity ratio is calculated for all the pixels of the image signal. Note that the intensity ratio may be obtained only for pixels of the blood vessel portion in the image signal. In this case, the blood vessel portion is specified based on the difference between the image signal of the blood vessel portion and the image signal of the other portion.

相関関係記憶部１２４は、強度比Ｂ／Ｇ及びＲ／Ｇと酸素飽和度との相関関係を記憶している。この相関関係は、図９に示すように、二次元空間上に酸素飽和度の等高線を定義した２次元テーブルで記憶されている。この等高線の位置、形は光散乱の物理的なシミュレーションで得られ、血液量に応じて変わるように定義されている。なお、強度比Ｂ／Ｇ，Ｒ／Ｇはlogスケールで記憶されている。 The correlation storage unit 124 stores the correlation between the intensity ratios B / G and R / G and the oxygen saturation. As shown in FIG. 9, this correlation is stored in a two-dimensional table in which contour lines of oxygen saturation are defined in a two-dimensional space. The positions and shapes of the contour lines are obtained by a physical simulation of light scattering, and are defined to change according to the blood volume. The intensity ratios B / G and R / G are stored on a log scale.

上記相関関係は、図１０に示すような酸化ヘモグロビンや還元ヘモグロビンの吸光特性や光散乱特性と密接に関連性し合っている。ここで、曲線１３０は酸化ヘモグロビンの吸光係数を、曲線１３１は還元ヘモグロビンの吸光係数を示している。例えば、４７３ｎｍのように吸光係数の差が大きい波長では、酸素飽和度の情報を取り易い。しかしながら、４７３ｎｍの光に対応する信号を含む青色信号Ｂは、酸素飽和度だけでなく血液量にも依存度が高い。そこで、青色信号Ｂに加え、主として血液量に依存して変化する赤色信号Ｒと、青色信号Ｂと赤色信号Ｒのリファレンス信号（規格化用信号）となる緑色信号Ｇから得られる強度比Ｂ／Ｇ及びＲ／Ｇを用いることで、血液量に依存することなく、酸素飽和度を正確に求めることができる。 The above correlation is closely related to the light absorption characteristics and light scattering characteristics of oxyhemoglobin and reduced hemoglobin as shown in FIG. Here, the curve 130 shows the extinction coefficient of oxyhemoglobin, and the curve 131 shows the extinction coefficient of reduced hemoglobin. For example, at a wavelength with a large difference in extinction coefficient such as 473 nm, it is easy to obtain information on oxygen saturation. However, the blue signal B including the signal corresponding to the light of 473 nm is highly dependent not only on the oxygen saturation but also on the blood volume. Therefore, in addition to the blue signal B, the intensity ratio B / obtained from the red signal R which changes mainly depending on the blood volume, and the green signal G which is the reference signal (standardization signal) of the blue signal B and the red signal R. By using G and R / G, the oxygen saturation can be accurately determined without depending on the blood volume.

また、４７０〜７００ｎｍの波長範囲の光は、粘膜組織内での散乱係数が小さく、かつ波長依存性が小さいという性質がある。このため、この波長範囲の光を照明光として用いることによって、血管の深さの影響を低減しつつ、血液量および酸素飽和度の情報を含む血液情報を得ることができる。 In addition, light in the wavelength range of 470 to 700 nm has a property that the scattering coefficient in the mucosal tissue is small and the wavelength dependency is small. Therefore, by using light in this wavelength range as illumination light, blood information including information on blood volume and oxygen saturation can be obtained while reducing the influence of blood vessel depth.

なお、相関関係記憶部１２４には、強度比Ｒ／Ｇと血液量との相関関係についても記憶させてもよい。この相関関係は、強度比Ｒ／Ｇが大きくなればなるほど血液量も大きくなるように定義される１次元テーブルとして記憶されている。この強度比Ｒ／Ｇと血液量の相関関係は血液量の算出時に用いられる。 The correlation storage unit 124 may also store the correlation between the intensity ratio R / G and the blood volume. This correlation is stored as a one-dimensional table that is defined such that the blood volume increases as the intensity ratio R / G increases. The correlation between the intensity ratio R / G and the blood volume is used when calculating the blood volume.

酸素飽和度算出部１２６は、相関関係記憶部１２４に記憶された相関関係と強度比算出部１２３で求めた強度比Ｂ／Ｇ、Ｒ／Ｇとを用いて、各画素における酸素飽和度を求める。なお、以下の説明においては、酸素飽和度の算出に使用する青色信号B、緑色信号G、赤色信号Rの所定画素の輝度値を、それぞれＢ^＊、Ｇ^＊、Ｒ^＊する。これに伴い、各画素における強度比は、Ｂ^＊／Ｇ^＊、Ｒ^＊／Ｇ^＊となる。 The oxygen saturation calculation unit 126 calculates the oxygen saturation in each pixel using the correlation stored in the correlation storage unit 124 and the intensity ratios B / G and R / G calculated by the intensity ratio calculation unit 123. . In the following description, the luminance values of the predetermined pixels of the blue signal B, the green signal G, and the red signal R used for calculating the oxygen saturation are B ^* , G ^* , and R ^*, respectively. Accordingly, the intensity ratio in each pixel is B ^* / G ^* , R ^* / G ^* .

酸素飽和度算出部１２６は、図１１に示すように、相関関係記憶部１２４に記憶した相関関係から、強度比Ｂ^＊／Ｇ^＊、Ｒ^＊／Ｇ^＊に対応する対応点Ｐを特定する。そして、対応点Ｐが酸素飽和度＝０％限界の等高線１３３と酸素飽和度＝１００％限界の等高線１３４との間にある場合に、その対応点Ｐが示すパーセント値を酸素飽和度とする。例えば、図１１の場合であれば、対応点Ｐは６０％の等高線上に位置するため、酸素飽和度は６０％となる。 As shown in FIG. 11, the oxygen saturation calculation unit 126 specifies corresponding points P corresponding to the intensity ratios B ^* / G ^* and R ^* / G ^* from the correlation stored in the correlation storage unit 124. When the corresponding point P is between the contour line 133 where the oxygen saturation = 0% limit and the contour line 134 where the oxygen saturation = 100% limit, the percentage value indicated by the corresponding point P is defined as the oxygen saturation. For example, in the case of FIG. 11, since the corresponding point P is located on the contour line of 60%, the oxygen saturation is 60%.

一方、対応点が等高線１３３と等高線１３４との間から外れている場合、対応点が等高線１３３よりも上方に位置するときには酸素飽和度を０％とし、対応点が等高線１３４よりも下方に位置するときには酸素飽和度を１００％とする。なお、対応点が等高線１３３と等高線１３４との間から外れている場合には、その画素における酸素飽和度の信頼度を下げてサブ表示装置２６に表示しないようにしてもよい。 On the other hand, when the corresponding point is off between the contour line 133 and the contour line 134, the oxygen saturation is 0% when the corresponding point is located above the contour line 133, and the corresponding point is located below the contour line 134. Sometimes the oxygen saturation is 100%. If the corresponding point is out of the contour line 133 and the contour line 134, the reliability of the oxygen saturation in the pixel may be lowered and not displayed on the sub display device 26.

画像生成部１２７は、青色信号Ｂ、緑色信号Ｇ、赤色信号Ｒに基づいてベース画像を生成するとともに、このベース画像の色を酸素飽和度に応じて変化させた酸素飽和度画像を生成する。ベース画像を生成するに際して、狭帯域波長のＢｎ光で生成された青色信号Ｂに対しては、明るさをアップさせる明るさ調整処理が施される。これは、青色信号Ｂは、広帯域波長のＧ光、Ｒ光で生成された緑色信号Ｇ、赤色信号Ｒと比較して、明るさが不足するためである。そして、明るさ調整処理後の青色信号Ｂ´、緑色信号Ｇ、赤色信号Ｒからベース画像が生成される。ベース画像は、青色信号Ｂ´の強度値を有するＢ画素と、緑色信号Ｇの強度値を有するＧ画素と、赤色信号Ｒの強度値を有するＲ画素で構成される。 The image generation unit 127 generates a base image based on the blue signal B, the green signal G, and the red signal R, and generates an oxygen saturation image in which the color of the base image is changed according to the oxygen saturation. When generating the base image, a brightness adjustment process for increasing the brightness is performed on the blue signal B generated with the Bn light having a narrow band wavelength. This is because the blue signal B is deficient in brightness as compared with the green signal G and the red signal R generated by the G light and R light of the broadband wavelength. Then, a base image is generated from the blue signal B ′, the green signal G, and the red signal R after the brightness adjustment processing. The base image is composed of a B pixel having an intensity value of a blue signal B ′, a G pixel having an intensity value of a green signal G, and an R pixel having an intensity value of a red signal R.

そして、画像生成部１２７は、ベース画像の各画素の画素値に対して、酸素飽和度に応じたゲインを施す。例えば、酸素飽和度が６０％以上の場合には、ベース画像のＢ画素の画素値、Ｇ画素の画素値、Ｒ画素の画素値のいずれに対しても、同じゲイン「１」が施される。これに対して、酸素飽和度が６０％未満の場合は、Ｂ画素の画素値に対して「１」未満のゲインが施される一方で、Ｇ画素の画素値、Ｒ画素の画素値に対しては「１」を超えるゲインが施される。このゲイン処理後のベース画像のＢ画素の画素値、Ｇ画素の画素値、Ｒ画素の画素値が、表示装置１４のＢ、Ｇ、Ｒチャンネルにそれぞれ割り当てられる。これにより、サブ表示装置２６には酸素飽和度画像が表示される。 Then, the image generation unit 127 applies a gain corresponding to the oxygen saturation to the pixel value of each pixel of the base image. For example, when the oxygen saturation is 60% or more, the same gain “1” is applied to all of the pixel value of the B pixel, the pixel value of the G pixel, and the pixel value of the R pixel of the base image. . On the other hand, when the oxygen saturation is less than 60%, a gain of less than “1” is applied to the pixel value of the B pixel, while the pixel value of the G pixel and the pixel value of the R pixel are In this case, a gain exceeding “1” is applied. Pixel value of the B pixel of the base image after the gain processing, a pixel value of the G pixel, the pixel value of the R pixels, the display device 1 4 B, G, are allocated to the R channel. Thereby, an oxygen saturation image is displayed on the sub display device 26.

この酸素飽和度画像上においては、高酸素の領域は通常画像の色で表示されるのに対して、酸素飽和度が一定値を下回る低酸素の領域では疑似カラーで表示される。なお、酸素飽和度画像では、低酸素領域だけでなく高酸素の領域（６０〜１００％）も疑似カラーで表示してもよい。 On this oxygen saturation image, the high oxygen region is displayed in the color of the normal image, whereas in the low oxygen region where the oxygen saturation is below a certain value, it is displayed in a pseudo color. In the oxygen saturation image, not only the low oxygen region but also the high oxygen region (60 to 100%) may be displayed in a pseudo color.

なお、上記第１実施形態では、測定用プローブ２４の先端部に、ＢＰＦ１００及びサブ撮像素子１０１を設けたが、これに代えて、図１２に示すように、サブプロセッサ装置２５内にＢＰＦ１００及びサブ撮像素子１０１を設けてもよい。この場合には、測定用プローブ２４には、検体からの光を受光してサブプロセッサ装置２５まで導光するライトガイド１４０が設けられる。ライトガイド１４０からの光は、集光レンズ１４１を通して、ＢＰＦ１００及びサブ撮像素子１０１に入射する。なお、Ａ／Ｄ変換器１０４及び撮像制御部１０６は、測定用プローブ２４の内部ではなく、サブプロセッサ装置２５の内部に設けられる。 In the first embodiment, the BPF 100 and the sub imaging device 101 are provided at the distal end portion of the measurement probe 24. Instead of this, as shown in FIG. An imaging element 101 may be provided. In this case, the measurement probe 24 is provided with a light guide 140 that receives light from the specimen and guides it to the sub-processor device 25. The light from the light guide 140 enters the BPF 100 and the sub image sensor 101 through the condenser lens 141. The A / D converter 104 and the imaging control unit 106 are provided not in the measurement probe 24 but in the sub processor device 25.

図１３に示すように、第２実施形態の内視鏡システム２００は、第１実施形態のように、Ｒ光、Ｇ光、Ｂ光を順次検体に照射するのではなく、広帯域光ＢＢをそのまま検体上に照射する。そのため、内視鏡システム２００においては、広帯域光ＢＢを色分離するための回転フィルタ３１が設けられていない。その代わりに、内視鏡装置１２内で、カラーのメイン撮像素子２０１によって広帯域光ＢＢの色分離を行う。メイン撮像素子２０１は、回転フィルタ３１のＢフィルタ部３４ａと同様の透過特性を有するＢ画素と、回転フィルタ３１のＧフィルタ部３４ｂと同様の透過特性を有するＧ画素と、回転フィルタ３１のＲフィルタ部３４ｃと同様の透過特性を有するＲ画素から構成される。したがって、第２実施形態では、メイン撮像素子２０１のＢ画素、Ｇ画素、Ｒ画素から出力される青色信号Ｂｃ、緑色信号Ｇｃ、赤色信号Ｒｃに基づいて、通常光画像がメイン表示装置１４に表示される。なお、その他については、第１実施形態の光源装置１１、内視鏡装置１２、メインプロセッサ装置１３と略同様である。 As shown in FIG. 13, the endoscope system 200 according to the second embodiment does not irradiate the specimen with the R light, the G light, and the B light sequentially as in the first embodiment, but directly applies the broadband light BB. Irradiate on the specimen. Therefore, in the endoscope system 200, the rotary filter 31 for color-separating the broadband light BB is not provided. Instead, the color separation of the broadband light BB is performed by the color main imaging element 201 in the endoscope apparatus 12. The main imaging element 201 includes a B pixel having the same transmission characteristics as the B filter unit 34 a of the rotary filter 31, a G pixel having the same transmission characteristics as the G filter unit 34 b of the rotary filter 31, and an R filter of the rotary filter 31. It is composed of R pixels having the same transmission characteristics as the portion 34c. Therefore, in the second embodiment, the normal light image is displayed on the main display device 14 based on the blue signal Bc, the green signal Gc, and the red signal Rc output from the B pixel, G pixel, and R pixel of the main image sensor 201. Is done. Others are substantially the same as those of the light source device 11, the endoscope device 12, and the main processor device 13 of the first embodiment.

一方、測定用プローブ装置２３では、サブプロセッサ装置２５内に設けた回転フィルタ２０５によって、広帯域光ＢＢの色分離を行う。そのため、検体内で反射した広帯域光ＢＢの反射光を、測定用プローブ２４内のライトガイド１４０を通して、回転フィルタ２０５まで導光させる。回転フィルタ２０５で色分離された光は、集光レンズ２０７を通して、モノクロのサブ撮像素子２０８に入射する。なお、その他については、図１２に示す第１実施形態の測定用プローブ装置２３と略同様である。 On the other hand, in the measurement probe device 23, color separation of the broadband light BB is performed by the rotary filter 205 provided in the sub processor device 25. Therefore, the reflected light of the broadband light BB reflected in the specimen is guided to the rotary filter 205 through the light guide 140 in the measurement probe 24. The light color-separated by the rotary filter 205 is incident on the monochrome sub-imaging device 208 through the condenser lens 207. Others are substantially the same as those of the measurement probe device 23 of the first embodiment shown in FIG.

図１４に示すように、回転フィルタ２０５には、回転軸２０６を中心として、１２０°間隔で、Ｂｎフィルタ部２０５ａと、Ｇフィルタ部２０５ｂと、Ｒフィルタ部２０５ｃとが設けられている。また、各フィルタ部２０５ａ〜２０５ｃの間には、遮光部２０５ｄが設けられている。Ｂｎフィルタ部２０５ａは、広帯域光ＢＢのうち４６０〜５００nmの第１波長帯域の光であるＢｎ光を透過させ、Ｇフィルタ部２０５ｂは、広帯域光ＢＢのうち４８０〜６２０nmの第２波長帯域の光であるＧ光を透過させ、Ｒフィルタ部２０５ｃは、広帯域光ＢＢのうち５８０〜７２０nmの第３波長帯域の光であるＲ光を透過させる。したがって、回転フィルタ２０５が回転することで、Ｂｎ光、Ｇ光、Ｒ光が回転フィルタ２０５から順次出射する。 As shown in FIG. 14, the rotary filter 205 is provided with a Bn filter unit 205 a, a G filter unit 205 b, and an R filter unit 205 c with an interval of 120 ° around the rotation axis 206. Further, a light shielding unit 205d is provided between the filter units 205a to 205c. The Bn filter unit 205a transmits Bn light that is light in the first wavelength band of 460 to 500 nm in the broadband light BB, and the G filter unit 205b is light in the second wavelength band of 480 to 620 nm in the broadband light BB. And the R filter unit 205c transmits the R light that is the light in the third wavelength band of 580 to 720 nm in the broadband light BB. Therefore, when the rotary filter 205 rotates, Bn light, G light, and R light are sequentially emitted from the rotary filter 205.

回転フィルタ２０５からの光が入射するサブ撮像素子２０８の撮像制御は、図１５に示す手順で行われる。サブ撮像素子２０８にＢｎ光が入射すると、サブ撮像素子２０８は、Ｂｎ光を光電変換して電荷を蓄積するとともに、蓄積した電荷に基づいて、青色信号Bを出力する。また、回転フィルタ２０５からサブ撮像素子２０８にＧ光、Ｒ光が入射したときについても、同様の制御が行われる。これにより、サブ撮像素子２０８から緑色信号Ｇ、赤色信号Ｒが出力される。 Imaging control of the sub imaging element 208 to which light from the rotary filter 205 enters is performed according to the procedure shown in FIG. When the Bn light is incident on the sub image sensor 208, the sub image sensor 208 photoelectrically converts the Bn light to accumulate charges, and outputs a blue signal B based on the accumulated charges. The same control is performed when G light and R light are incident on the sub image sensor 208 from the rotary filter 205. As a result, a green signal G and a red signal R are output from the sub image sensor 208.

一方、図１３〜図１５に示す測定用プローブ装置２３では、３色の色分離機能を持つ回転フィルタ２０５で広帯域光ＢＢの色分離を行ったが、これに代えて、図１６及び図１７に示すように、２色の色分離機能を持つ回転フィルタ２１０及びＲＧＢのカラーフィルタが設けられたカラーのサブ撮像素子（図示省略）を用いて、広帯域光ＢＢの色分離を行ってもよい。 On the other hand, in the measurement probe device 23 shown in FIGS. 13 to 15, the broadband light BB is color-separated by the rotary filter 205 having the color separation function of three colors. As shown, color separation of the broadband light BB may be performed using a color sub-imaging device (not shown) provided with a rotation filter 210 having a color separation function of two colors and an RGB color filter.

図１６に示すように、回転フィルタ２１０は、Ｂｎフィルタ部２１０ａとＧ，Ｒフィルタ部２１０ｂとが、回転軸２１１に関して対称の位置に設けられている。また、各フィルタ部２０１ａ、ｂの間には、遮光部２１０ｃが設けられている。Ｂｎフィルタ部２１０ａは、Ｂｎフィルタ部２０５ａと同様、広帯域光ＢＢのうちＢｎ光を透過させる。もう一方のＧ，Ｒフィルタ部２１０ｂは、広帯域光ＢＢのうち第２及び第３波長帯域の光であるＧ、Ｒ光（Ｇ光、Ｒ光の混色光で黄色っぽい色の光）を透過させる。したがって、回転フィルタ２１０が回転することで、Ｂｎ光と、Ｇ，Ｒ光とが交互に回転フィルタ２１０から出射する。 As shown in FIG. 16, in the rotary filter 210, the Bn filter unit 210 a and the G and R filter units 210 b are provided at symmetrical positions with respect to the rotation axis 211. A light shielding part 210c is provided between the filter parts 201a and 201b. Similar to the Bn filter unit 205a, the Bn filter unit 210a transmits Bn light in the broadband light BB. The other G and R filter unit 210b transmits G and R light (light of yellowish color by mixed light of G light and R light) that is light in the second and third wavelength bands in the broadband light BB. . Therefore, when the rotary filter 210 rotates, Bn light and G, R light are emitted from the rotary filter 210 alternately.

回転フィルタ２１０からの光が入射するカラーのサブ撮像素子の撮像制御は、図１７に示す手順で行われる。カラーのサブ撮像素子にＢｎ光が入射すると、カラーのサブ撮像素子は、Ｂｎ光を光電変換して電荷を蓄積するとともに、蓄積した電荷に基づいて、青色信号B１、緑色信号Ｇ１、赤色信号Ｒ１の３色分の信号を出力する。次に、カラーのサブ撮像素子２０８にＧ、Ｒ光が入射すると、上記同様の制御が行われることにより、カラーのサブ撮像素子は、青色信号Ｂ２、緑色信号Ｇ２、赤色信号Ｒ２の３色分の信号を出力する。これら２フレーム分の画像信号のうち、青色信号Ｂ１、緑色信号Ｇ２、赤色信号Ｒ２が酸素飽和度の算出及び画像化に用いられる。なお、青色信号Ｂ１は第１実施形態の青色信号Ｂに、緑色信号Ｇ２は第１実施形態の緑色信号Ｇに、赤色信号Ｒ２は第１実施形態の赤色信号Ｒに、それぞれ対応している。 Imaging control of the color sub-imaging device on which the light from the rotary filter 210 is incident is performed according to the procedure shown in FIG. When the Bn light is incident on the color sub-image sensor, the color sub-image sensor photoelectrically converts the Bn light and accumulates charges, and based on the accumulated charges, the blue signal B1, the green signal G1, and the red signal R1. The signals for the three colors are output. Next, when G and R lights are incident on the color sub-image sensor 208, the same control as described above is performed, so that the color sub-image sensor has three colors of blue signal B2, green signal G2, and red signal R2. The signal is output. Of these two frames of image signals, the blue signal B1, the green signal G2, and the red signal R2 are used for oxygen saturation calculation and imaging. The blue signal B1 corresponds to the blue signal B of the first embodiment, the green signal G2 corresponds to the green signal G of the first embodiment, and the red signal R2 corresponds to the red signal R of the first embodiment.

以上のように、図１４に示す回転フィルタ２０５を用いた場合には、１フレームの酸素飽和度画像を生成するために３フレーム分の画像信号を取得する必要があるのに対して、図１６及び図１７に示すような回転フィルタ２１０及びカラーのサブ撮像素子（図示省略）を用いた場合には、１フレーム少ない２フレーム分の画像信号で酸素飽和度画像を生成することができる。そのため、時間分解能を優先するとともに、解像度もある程度確保しておきたい場合には、この方法で酸素飽和度画像を生成することが好ましい。 As described above, when the rotary filter 205 shown in FIG. 14 is used, it is necessary to acquire an image signal for three frames in order to generate an oxygen saturation image of one frame, whereas FIG. When the rotary filter 210 and the color sub-imaging device (not shown) as shown in FIG. 17 are used, an oxygen saturation image can be generated with an image signal for two frames, which is one frame less. For this reason, when priority is given to time resolution and a certain degree of resolution is desired, it is preferable to generate an oxygen saturation image by this method.

図１３〜図１５と図１６及び図１７に示す測定用プローブ装置２３では、回転フィルタ２０５、２１０などで広帯域光ＢＢの色分離を行ったが、これに代えて、図１８に示すように、第１実施形態で示したＢＰＦ１００及びＲＧＢのカラーフィルタが設けられたカラーのサブ撮像素子２５１を用いて、広帯域光ＢＢの色分離を行ってもよい。この場合には、図１９に示すように、検体で反射した広帯域光ＢＢがＢＰＦ１００を透過することにより、第１〜第３波長帯域を持つＢｎ、Ｇ、Ｒ光が同時にサブ撮像素子２５１に入射する。このＢｎ、Ｇ、Ｒ光の入射により、サブ撮像素子２５１は、Ｂｎ、Ｇ、Ｒ光を光電変換して電荷を蓄積するとともに、蓄積した電荷に基づいて、青色信号B、緑色信号Ｇ、赤色信号Ｒの３色分の信号を出力する。この１フレーム分の青色信号Ｂ、緑色信号Ｇ、赤色信号Ｒ２が酸素飽和度の算出及び画像化に用いられる。 In the measurement probe device 23 shown in FIGS. 13 to 15 and FIGS. 16 and 17, the color separation of the broadband light BB is performed by the rotary filters 205 and 210, but instead, as shown in FIG. Color separation of the broadband light BB may be performed using the color sub-imaging device 251 provided with the BPF 100 and the RGB color filters shown in the first embodiment. In this case, as shown in FIG. 19, the broadband light BB reflected by the specimen is transmitted through the BPF 100, so that Bn, G, and R lights having the first to third wavelength bands are simultaneously incident on the sub-imaging element 251. To do. By the incidence of the Bn, G, and R light, the sub image sensor 251 photoelectrically converts the Bn, G, and R light to accumulate charges, and based on the accumulated charges, the blue signal B, the green signal G, and red Signals for three colors of signal R are output. The blue signal B, green signal G, and red signal R2 for one frame are used for oxygen saturation calculation and imaging.

以上のように、図１４や図１６に示す回転フィルタ２０５、２１０などを用いた場合には、１フレームの酸素飽和度画像を生成するために複数フレーム分の画像信号が必要となるのに対して、図１８に示すＢＰＦ１００及びカラーのサブ撮像素子２５１を用いた場合には、１フレームだけで酸素飽和度画像を生成することができる。そのため、解像度よりも時間分解能を優先する場合には、この方法で酸素飽和度画像を生成することが好ましい。 As described above, when the rotary filters 205 and 210 shown in FIGS. 14 and 16 are used, an image signal for a plurality of frames is required to generate an oxygen saturation image of one frame. When the BPF 100 and the color sub-imaging device 251 shown in FIG. 18 are used, an oxygen saturation image can be generated with only one frame. Therefore, when priority is given to temporal resolution over resolution, it is preferable to generate an oxygen saturation image by this method.

なお、図１８では、測定用プローブ２４の先端部にＢＰＦ１００及びサブ撮像素子２５１を設けたが、これに代えて、サブプロセッサ装置２５内にＢＰＦ１００及びサブ撮像素子２５１を設けてもよい（図１２参照）。この場合には、図１２と同様、検体からの広帯域光ＢＢをサブプロセッサ装置２５まで導光するライドガイド１４０を測定用プローブ２４内に設ける必要がある。 In FIG. 18, the BPF 100 and the sub image sensor 251 are provided at the distal end of the measurement probe 24. Instead, the BPF 100 and the sub image sensor 251 may be provided in the sub processor device 25 (FIG. 12). reference). In this case, it is necessary to provide a ride guide 140 in the measurement probe 24 for guiding the broadband light BB from the specimen to the sub-processor device 25 as in FIG.

なお、上記第１及び第２実施形態では、図２０に示すように、内視鏡装置１２の鉗子チャンネル１２ａの先端部に、測定用プローブ２４の位置を調整するための一対のバルーン３００を設けてもよい。この一対のバルーン３００は、測定用プローブ２４の先端部を挟み込むことによって、測定用プローブ２４の先端部の位置を固定する。そして、バルーン３００を膨らませたり、縮ませたりすることによって、測定用プローブ２４の位置を微調整することができる。なお、このバルーンを用いる場合には、スネアなどの処置具を挿通するための鉗子チャンネルとは別系統の鉗子チャンネルに対して、一対のバルーン３００を設けることが好ましい。 In the first and second embodiments, as shown in FIG. 20, a pair of balloons 300 for adjusting the position of the measurement probe 24 are provided at the distal end portion of the forceps channel 12a of the endoscope apparatus 12. May be. The pair of balloons 300 fix the position of the distal end portion of the measurement probe 24 by sandwiching the distal end portion of the measurement probe 24. The position of the measurement probe 24 can be finely adjusted by inflating or contracting the balloon 300. When this balloon is used, it is preferable to provide a pair of balloons 300 for a forceps channel that is different from a forceps channel for inserting a treatment tool such as a snare.

なお、上記第１及び第２実施形態では、血液量（酸化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンの和）のうち酸化ヘモグロビンの占める割合である酸素飽和度を用いて酸素飽和度画像を生成したが、これに代えて又は加えて、「血液量×酸素飽和度（％）」から求まる酸化ヘモグロビンインデックスや、「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用いてもよい。 In the first and second embodiments, the oxygen saturation image is generated using the oxygen saturation, which is the proportion of oxygenated hemoglobin in the blood volume (the sum of oxygenated hemoglobin and reduced hemoglobin). In addition or in addition, an oxygenated hemoglobin index obtained from “blood volume × oxygen saturation (%)” or a reduced hemoglobin index obtained from “blood volume × (100−oxygen saturation) (%)” may be used.

１０，２００内視鏡システム
１１光源装置
２３測定用プローブ装置
２４測定用プローブ
３１，２０５，２１０回転フィルタ
１００ＢＰＦ
１０１，２０８，２５１サブ撮像素子
１０６撮像制御部
１０７撮像制御プログラム
１２２酸素飽和度画像処理部 10,200 Endoscope system 11 Light source device 23 Measuring probe device 24 Measuring probe 31, 205, 210 Rotating filter 100 BPF
101, 208, 251 Sub imaging device 106 Imaging control unit 107 Imaging control program 122 Oxygen saturation image processing unit

Claims

Used in combination with an endoscope apparatus that irradiates the specimen with illumination light of the first to third colors at different emission timings, and with the illumination light of the first to third colors from the endoscope apparatus. In an endoscope probe device that receives reflected light of first to third colors corresponding to illumination light of the first to third colors from an illuminated specimen ,
The first is transmitted through the first wavelength band light absorption coefficient of the absorption coefficient and reduced hemoglobin oxygenated hemoglobin are different among the reflected light color, the second and third color light reflected band and transmits it limits Means,
Imaging means for receiving and imaging the light of the first wavelength band and the reflected light of the second and third colors transmitted through the band limiting means;
The imaging means is arranged so that the emission timing of the illumination light of the first to third colors is the same as the imaging timing of the light of the first wavelength band and the reflected light of the second and third colors. An imaging control unit to control ;
An endoscopic probe device comprising: an oxygen saturation image generating unit that generates an oxygen saturation image obtained by imaging oxygen saturation of blood hemoglobin based on image information obtained by the imaging unit .

The light of the first color is blue light, the second color light is green light, the endoscope according to claim 1, wherein the light of said third color is red light Mirror probe device.

The endoscopic probe device according to claim 1 or 2, wherein the first wavelength band is not less than 460 nm and not more than 480 nm.

An endoscope apparatus that irradiates the specimen with illumination light of the first to third colors at different emission timings;
The first corresponding to the first to third color illumination light from the specimen that is used in combination with the endoscope apparatus and illuminated with the first to third color illumination light from the endoscope apparatus. Or an endoscopic probe device that receives reflected light of the third color,
The endoscopic probe device comprises:
Band limitation for transmitting light in the first wavelength band in which the absorption coefficient of oxyhemoglobin and the absorption coefficient of deoxyhemoglobin differ among the reflected light of the first color, and transmitting the reflected light of the second and third colors as they are Means,
Imaging means for receiving and imaging the first wavelength band light transmitted through the band limiting means and the reflected light of the second and third colors;
The imaging means is arranged so that the emission timing of the illumination light of the first to third colors is the same as the imaging timing of the light of the first wavelength band and the reflected light of the second and third colors. An imaging control unit to control;
An endoscope system, comprising: an oxygen saturation image generation unit that generates an oxygen saturation image obtained by imaging the oxygen saturation of blood hemoglobin based on image information obtained by the imaging unit .