JP6234350B2 - 内視鏡システム、プロセッサ装置、内視鏡システムの作動方法、及びプロセッサ装置の作動方法 - Google Patents

Description

本発明は、観察対象を撮像して得た画像信号を用いて、観察対象の血管を抽出する内視鏡システム、プロセッサ装置、内視鏡システムの作動方法、及びプロセッサ装置の作動方法に関する。

医療分野においては、光源装置、内視鏡システム、及びプロセッサ装置を備える内視鏡システムを用いた診断が広く行われている。内視鏡システムを用いる医療診断においては、内視鏡の挿入部を被検体内に挿入し、その先端部から観察対象に照明光を照射する。そして、照明光で照射中の観察対象を先端部の撮像センサで撮像し、得られた画像信号を用いて観察対象の画像を生成してモニタに表示する。

また、内視鏡システムを用いた診断では、血管の形状や分布等が重要であるため、近年では、様々な方法で血管を抽出する内視鏡システムが知られている。例えば、パターンマッチングによって血管を抽出する内視鏡システムが知られている（特許文献１，２）。この他にも、画像信号から血管を抽出する方法としては、ガボールフィルタやニューラルネットワーク等を用いる方法も知られている（非特許文献１）。また、青色の狭帯域光と緑色の狭帯域光を用いて得た各画像に重み付けをすることで、表層と呼ばれる粘膜下の比較的浅い位置にある血管（以下、表層血管という）を抽出し、かつ、中層や深層と呼ばれる粘膜下の深い位置にある血管（以下、中深層血管という）を抽出する内視鏡システムも知られている（特許文献３）。

特許第０５４３５７４６号 特開２０１３−２５５８０８号公報 特許第５３９３５２５号

An Automated Tracking Approach for Extraction of Retinal Vasculature in Fundus Images, A.Osareh et al., J Ophthalmic Vis Res 2010; 5(1): 20-26

近年では、血管の有無だけでなく、粘膜下の特定深さにある血管の情報が、疾患の進行度（癌のステージ等）の判断に利用できることが分かってきている。例えば、特定深さにある血管の密度は、消化管の表在癌の進行度の判断に利用できる。より具体的な例を上げれば、食道の疾患であるバレット腺癌では、バレット食道からバレット腺癌に進行する過程において、粘膜表面付近にある血管（以下、表層血管という）の中でも粘膜下の特に浅い位置にある血管（以下、極表層血管という）の密度変化が大きい。このため、極表層血管を強調して表示することができれば、あるいは極表層血管の血管密度を算出することができれば、バレット腺癌のステージ判別精度が向上すると考えられている。

一方、従来の内視鏡システムで血管を抽出し、強調する方法では、観察対象を撮像するときに照射する照明光の深達度によって観察可能な血管が存在する粘膜下の深さが概ね決まっている。例えば、表層血管は、青色光や紫色光等の短波長帯域の光を照明光に用いれば観察可能である。しかし、バレット腺癌のステージ間で差が顕著に表れるのは極表層血管の密度であり、極表層血管を含んでいても、従来のように表層という深さ方向に広い範囲の血管を全て重畳して観察していたのでは、バレット腺癌のステージとの判別精度は低下する。

また、特許文献３の内視鏡システムが、二種類の画像の重み付けによって表層血管と中深層血管のいずれかだけを抽出することができるのは、表層血管と中深層血管は粘膜下の深さ位置に大きな違いがあるからであり、この方法では、表層血管の中から極表層血管を抽出するのは容易ではない。二種類の画像の重み付けによって表層血管の中から極表層血管だけを抽出することができるとしても、重み付けのバランスは極めてシビアであり、観察対象には個体差もあるので、安定して表層血管の中から極表層血管だけを抽出するのは困難である。

本発明は、特定の深さ方向の範囲（以下、特定深さという）にある血管の情報が得られる内視鏡システム、プロセッサ装置、内視鏡システムの作動方法、及びプロセッサ装置の作動方法を提供することを目的とする。

本発明の第１の内視鏡システムは、照明光を発生させる光源と、照明光が照射された観察対象を撮像する撮像センサと、照明光のうち中心波長が５００±１０ｎｍである第１照明光に対応する第１画像信号を撮像センサから取得し、照明光のうち、第１照明光に対して観察対象の散乱係数が異なり、ヘモグロビンの吸光係数が等しく、かつ、中心波長が６００±１０ｎｍである第２照明光に対応する第２画像信号を撮像センサから取得する画像信号取得部と、第１画像信号と第２画像信号とを用いて演算をして演算画像信号を生成する演算画像信号生成部と、を備える。
本発明の第２の内視鏡システムは、照明光を発生させる光源と、照明光が照射された観察対象を撮像する撮像センサと、照明光のうち中心波長が５００ｎｍ未満である第１照明光に対応する第１画像信号を撮像センサから取得し、照明光のうち、第１照明光に対して観察対象の散乱係数が異なり、ヘモグロビンの吸光係数が等しく、かつ、中心波長が５００ｎｍ以上である第２照明光に対応する第２画像信号を撮像センサから取得する画像信号取得部と、第１画像信号と第２画像信号とを用いて演算をして演算画像信号を生成する演算画像信号生成部と、を備える。

光源は、第１照明光と、第１照明光よりも長波長帯域を有する第２照明光とを順次発生することが好ましい。

第２の内視鏡システムにおいては、第１照明光の散乱係数に対する第２照明光の散乱係数の比が０．８以下であることが好ましい。

第１画像信号または第２画像信号の少なくとも一方を補正し、第１画像信号が表す観察対象と、第２画像信号が表す観察対象との位置合わせをする位置合わせ処理部を備え、演算画像信号生成部は、位置合わせ処理部によって観察対象が位置合わせされた第１画像信号及び第２画像信号を用いて演算画像信号を生成することが好ましい。

第１画像信号または第２画像信号の少なくとも一方の明るさを補正する明るさ補正処理部を備え、演算画像信号生成部は、明るさ補正処理部によって明るさが補正された第１画像信号または第２画像信号を用いて演算画像信号を生成することが好ましい。

明るさ補正処理部は、第１画像信号が表す観察対象の粘膜の明るさと、第２画像信号が表す観察対象の粘膜の明るさを一致させることが好ましい。

演算画像信号生成部は、第１画像信号と第２画像信号の比または差を画素毎に算出して演算画像信号を生成することが好ましい。

光源は、前記第１照明光と前記第２照明光を含む広帯域の照明光を発生し、撮像センサは、ＲＧＢのカラー撮像センサであり、画像信号取得部は、第１画像信号をカラー撮像センサのＢ画素またはＧ画素から取得し、第２画像信号をカラー撮像センサのＧ画素またはＲ画素から取得することが好ましい。

本発明の第１のプロセッサ装置は、照明光を発生させる光源と、照明光が照射された観察対象を撮像する撮像センサと、を有する内視鏡システムのプロセッサ装置において、照明光のうち中心波長が５００±１０ｎｍである第１照明光に対応する第１画像信号を撮像センサから取得し、照明光のうち、第１照明光に対して観察対象の散乱係数が異なり、ヘモグロビンの吸光係数が等しく、かつ、中心波長が６００±１０ｎｍである第２画像信号を撮像センサから取得する画像信号取得部と、第１画像信号と第２画像信号とを用いて演算をして演算画像信号を生成する演算画像信号生成部と、を備える。
本発明の第２のプロセッサ装置は、照明光を発生させる光源と、照明光が照射された観察対象を撮像する撮像センサと、を有する内視鏡システムのプロセッサ装置において、照明光のうち中心波長が５００ｎｍ未満である第１照明光に対応する第１画像信号を撮像センサから取得し、照明光のうち、第１照明光に対して観察対象の散乱係数が異なり、ヘモグロビンの吸光係数が等しく、かつ、中心波長が５００ｎｍ以上である第２照明光に対応する第２画像信号を撮像センサから取得する画像信号取得部と、第１画像信号と第２画像信号とを用いて演算をして演算画像信号を生成する演算画像信号生成部と、を備える。

本発明の第１の内視鏡システムの作動方法は、光源が、照明光を発生させるステップと、撮像センサが、照明光が照射された観察対象を撮像するステップと、画像信号取得部が、照明光のうち中心波長が５００±１０ｎｍである第１照明光に対応する第１画像信号を撮像センサから取得し、照明光のうち、第１照明光に対して観察対象の散乱係数が異なり、ヘモグロビンの吸光係数が等しく、かつ、中心波長が６００±１０ｎｍである第２照明光に対応する第２画像信号を前記撮像センサから取得するステップと、演算画像信号生成部が、第１画像信号と第２画像信号とを用いて演算をして演算画像信号を生成するステップと、を備える。
本発明の第２の内視鏡システムの作動方法は、光源が、照明光を発生させるステップと、撮像センサが、照明光が照射された観察対象を撮像するステップと、画像信号取得部が、照明光のうち中心波長が５００ｎｍ未満である第１照明光に対応する第１画像信号を撮像センサから取得し、照明光のうち、第１照明光に対して観察対象の散乱係数が異なり、ヘモグロビンの吸光係数が等しく、かつ、中心波長が５００ｎｍ以上である第２照明光に対応する第２画像信号を前記撮像センサから取得するステップと、演算画像信号生成部が、第１画像信号と第２画像信号とを用いて演算をして演算画像信号を生成するステップと、を備える。

本発明の第１のプロセッサ装置の作動方法は、照明光を発生させる光源と、照明光が照射された観察対象を撮像する撮像センサと、を有する内視鏡システムのプロセッサ装置の作動方法において、画像信号取得部が、照明光のうち中心波長が５００±１０ｎｍである第１照明光に対応する第１画像信号を撮像センサから取得し、照明光のうち、第１照明光に対して観察対象の散乱係数が異なり、ヘモグロビンの吸光係数が等しく、かつ、中心波長が６００±１０ｎｍである第２照明光に対応する第２画像信号を前記撮像センサから取得するステップと、演算画像信号生成部が、第１画像信号と第２画像信号とを用いて演算をして演算画像信号を生成するステップと、を備える。
本発明の第２のプロセッサ装置の作動方法は、照明光を発生させる光源と、照明光が照射された観察対象を撮像する撮像センサと、を有する内視鏡システムのプロセッサ装置の作動方法において、画像信号取得部が、照明光のうち中心波長が５００ｎｍ未満である第１照明光に対応する第１画像信号を撮像センサから取得し、照明光のうち、第１照明光に対して観察対象の散乱係数が異なり、ヘモグロビンの吸光係数が等しく、かつ、中心波長が５００ｎｍ以上である第２照明光に対応する第２画像信号を前記撮像センサから取得するステップと、演算画像信号生成部が、第１画像信号と第２画像信号とを用いて演算をして演算画像信号を生成するステップと、を備える。

本発明によれば、特定深さにある血管の情報が得られる内視鏡システム、プロセッサ装置、内視鏡システムの作動方法、及びプロセッサ装置の作動方法を提供することができる。

内視鏡システムの外観図である。 内視鏡システムの機能を示すブロック図である。 紫色光、青色光、緑色光、及び赤色光の分光スペクトルを示すグラフである。 観察対象の散乱係数を示すグラフである。 ヘモグロビンの吸光係数を示すグラフである。 カラーフィルタの分光特性を示すグラフである。 特殊画像処理部の機能を示すブロック図である。 血管の深さと血管のコントラストの関係を模式的に表すグラフである。 特定深さ血管強調画像の生成方法を示す説明図である。 特殊観察モード時のフローチャートである。 Ｂ１画像信号の模式図である。 Ｂ２画像信号の模式図である。 演算画像信号の模式図である。 低解像度化処理後の演算画像信号の模式図である。 特定深さ血管強調画像の模式図である。 変形例の特定深さ血管強調画像の生成方法を示す説明図である。 特殊画像処理部と位置合わせ処理部の連携関係を示すブロック図である。 カプセル内視鏡の概略図である。

図１に示すように、内視鏡システム１０は、内視鏡１２と、光源装置１４と、プロセッサ装置１６と、モニタ１８と、コンソール１９とを有する。内視鏡１２は、光源装置１４と光学的に接続されるとともに、プロセッサ装置１６と電気的に接続される。内視鏡１２は、被検体内に挿入される挿入部１２ａと、挿入部１２ａの基端部分に設けられた操作部１２ｂと、挿入部１２ａの先端側に設けられた湾曲部１２ｃ及び先端部１２ｄを有している。操作部１２ｂのアングルノブ１２ｅを操作することにより、湾曲部１２ｃは湾曲動作する。この湾曲動作によって、先端部が所望の方向に向けられる。

また、操作部１２ｂには、アングルノブ１２ｅの他、モード切り替えスイッチ１３ａ、ズーム操作部１３ｂ、静止画取得指示部（図示しない）等が設けられている。モード切り替えスイッチ１３ａは、観察モードの切り替え操作に用いられる。内視鏡システム１０は、観察モードとして通常観察モードと特殊観察モードとを有している。通常観察モードは、照明光に白色光を用いて観察対象を撮像して得た自然な色合いの画像（以下、通常画像という）をモニタ１８に表示する。特殊観察モードでは、観察対象を撮像して得た画像信号を用いて、観察対象に含まれる血管のうち、特定深さにある血管を抽出し、表示する。

プロセッサ装置１６は、モニタ１８及びコンソール１９と電気的に接続される。モニタ１８は、観察対象の画像や、観察対象の画像に付帯する情報等を出力表示する。コンソール１９は、機能設定等の入力操作を受け付けるユーザインタフェースとして機能する。なお、プロセッサ装置１６には、画像や画像情報等を記録する外付けの記録部（図示省略）を接続しても良い。

図２に示すように、光源装置１４は、光源２０と、光源２０を制御する光源制御部２２と、を備えている。光源２０は、例えば複数の半導体光源を有し、これらをそれぞれ点灯または消灯し、点灯する場合には各半導体光源の発光量を制御することにより、観察対象に照射する照明光を発生する。本実施形態では、光源２０は、Ｖ−ＬＥＤ（Violet Light Emitting Diode）２３ａ、Ｂ−ＬＥＤ（Blue Light Emitting Diode）２３ｂ、Ｇ−ＬＥＤ（Green Light Emitting Diode）２３ｃ、及びＲ−ＬＥＤ（Red Light Emitting Diode）２３ｄの四色のＬＥＤを有する。図３に示すように、Ｖ−ＬＥＤ２３ａは、中心波長４０５ｎｍ、波長帯域３８０〜４２０ｎｍの紫色光Ｖを発光する紫色光源である。Ｂ−ＬＥＤ２３ｂは、中心波長４６０ｎｍ、波長帯域４２０〜５００ｎｍの青色光Ｂを発する青色半導体光源である。Ｇ−ＬＥＤ２３ｃは、波長帯域が４８０〜６００ｎｍに及ぶ緑色光Ｇを発する緑色半導体光源である。Ｒ−ＬＥＤ２３ｄは、中心波長６２０〜６３０ｎｍで、波長帯域が６００〜６５０ｎｍに及び赤色光Ｒを発光する赤色半導体光源である。なお、Ｖ−ＬＥＤ２３ａとＢ−ＬＥＤ２３ｂの中心波長は±５ｎｍから±１０ｎｍ程度の幅を有する。

これらの各ＬＥＤ２３ａ〜２３ｄの点灯や消灯、点灯時の発光量等は、光源制御部２２が各々に独立した制御信号を入力するによって各々に制御することができる。通常観察モードの場合、光源制御部２２は、Ｖ−ＬＥＤ２３ａ、Ｂ−ＬＥＤ２３ｂ、Ｇ−ＬＥＤ２３ｃ、及びＲ−ＬＥＤ２３ｄを全て点灯させる。このため、通常観察モードでは、紫色光Ｖ、青色光Ｂ、緑色光Ｇ、及び赤色光Ｒを含む白色光が照明光として用いられる。一方、特殊観察モードの場合、光源制御部２２は、Ｖ−ＬＥＤ２３ａだけを点灯し、Ｂ−ＬＥＤ２３ｂ等の他のＬＥＤを消灯する第１発光パターンと、Ｖ−ＬＥＤ２３ａを消灯し、Ｂ−ＬＥＤ２３ｂを点灯し、Ｖ−ＬＥＤ２３ａ等の他のＬＥＤを消灯する第２発光パターンとで光源２０を制御する。すなわち、特殊観察モードでは、紫色光Ｖと青色光Ｂとを順次発生し、観察対象に照射する。したがって、紫色光Ｖが第１照明光であり、青色光Ｂが、第１照明光とは波長帯域が異なる第２照明光である。

本実施形態では、上記のように、特殊観察モードにおいて、Ｖ−ＬＥＤ２３ａが発する紫色光Ｖと、Ｂ−ＬＥＤ２３ａが発する青色光Ｂとを、第１照明光及び第２照明光としてそのまま用いているが、光源２０に波長帯域を制限する光学フィルタ等を設けることによって、紫色光Ｖと青色光Ｂとはそれぞれさらに波長帯域を制限してから、特殊観察モードの照明光として利用することが好ましい。

これは第１照明光と第２照明光とが、観察対象の散乱係数が互いに異なり、かつ、ヘモグロビンの吸光係数がほぼ等しい二つの波長帯域の光であると、特定深さの血管の抽出を特に鮮明に抽出することができるからである。例えば、各照明光の波長帯域における観察対象の散乱係数は、観察対象への深達度、すなわち、その波長帯域で観察可能な血管の粘膜下の深さに関連する。一方、ヘモグロビンの吸光係数は、各照明光で観察可能な血管のコントラストに関連する。したがって、特殊観察モード時に用いる第１照明光と第２照明光に要求する、観察対象の散乱係数が異なり、かつ、ヘモグロビンの吸光係数がほぼ等しいという条件は、観察可能な血管の粘膜下の深さがそれぞれ異なり、かつ、粘膜下での深さが異なる血管が同程度のコントラストに観察可能である二つの波長帯域の光を選択して用いるという条件である。光源２０に用いるＬＥＤ等の特性（中心波長）等によっては、上記条件を完全には満たせない場合があるが、このような場合には、少なくとも観察対象の散乱係数が異なる範囲内で、できる限りヘモグロビンの吸光係数が近い二つの波長帯域の光を第１照明光及び第２照明光とすれば良い。なお、第１照明光が第２照明光よりも短波長帯域の光であるとすると、観察対象の散乱係数が異なるとは、第１照明光の散乱係数に対する第２照明光の散乱係数の比が０．８以下であることを言う。また、第１照明光と第２照明光の散乱係数の差は７０（ｃｍ^−１）以上あると良い。

特殊観察モード時に照明光として用いる紫色光Ｖと青色光Ｂとでは、図４に示すように、紫色光Ｖの散乱係数に対する青色光Ｂの散乱係数の比は０．７５あり、図５に示すように、ヘモグロビンの吸光係数（酸化ヘモグロビンの吸光係数：還元ヘモグロビンの吸光係数＝３：７）は概ね同程度である。

各ＬＥＤ２３ａ〜２３ｄが発する各色の光は、ミラーやレンズ等で形成される光路結合部（図示しない）を介して、挿入部１２ａ内に挿通されたライトガイド４１に入射される。ライトガイド４１は、内視鏡１２及びユニバーサルコード（内視鏡１２と、光源装置１４及びプロセッサ装置１６を接続するコード）に内蔵されている。ライトガイド４１は、光源２０が発生した照明光を、内視鏡１２の先端部１２ｄまで伝搬する。

内視鏡１２の先端部１２ｄには、照明光学系３０ａと撮像光学系３０ｂが設けられている。照明光学系３０ａは照明レンズ４５を有しており、ライトガイド４１によって伝搬された照明光は照明レンズ４５を介して観察対象に照射される。撮像光学系３０ｂは、対物レンズ４６、ズームレンズ４７、撮像センサ４８を有している。照明光を照射したことによる観察対象からの反射光、散乱光、及び蛍光等の各種の光は、対物レンズ４６及びズームレンズ４７を介して撮像センサ４８に入射する。これにより、撮像センサ４８に観察対象の像が結像される。なお、ズームレンズ４７は、ズーム操作部１３ｂを操作することでテレ端とワイド端との間で自在に移動され、撮像センサ４８に結像する観察対象の反射像を拡大または縮小する。

撮像センサ４８は、照明光が照射された観察対象を撮像するカラー撮像センサである。撮像センサ４８の各画素には、図６に示すＲ（赤色）カラーフィルタ、Ｇ（緑色）カラーフィルタ、Ｂ（青色）カラーフィルタのいずれかが各画素に設けられている。このため、撮像センサ４８は、ＲＧＢのカラー撮像センサであり、紫色から青色の光をＢカラーフィルタが設けられたＢ画素（青色画素）で受光し、緑色の光をＧカラーフィルタが設けられたＧ画素（緑色画素）で受光し、赤色の光をＲカラーフィルタが設けられたＲ画素（赤色画素）で受光する。そして、各色の画素から、ＲＧＢ各色の画像信号を出力する。特殊観察モードでは、光源２０の発光パターンが第１発光パターンの場合には、紫色光Ｖが照明光として用いられるので、撮像センサ４８は、紫色光Ｖが照射された観察対象を撮像し、紫色光Ｖに対応する第１画像信号（以下、Ｂ１画像信号という）をＢ画素から出力する。また、光源２０の発光パターンが第２発光パターンの場合には、青色光Ｂが照明光として用いられるので、撮像センサ４８は、青色光Ｂに対応する第２画像信号（以下、Ｂ２画像信号という）をＢ画素から出力する。

撮像センサ４８としては、ＣＣＤ（Charge Coupled Device）撮像センサやＣＭＯＳ（Complementary Metal-Oxide Semiconductor）撮像センサを利用可能である。また、原色の撮像センサ４８の代わりに、Ｃ（シアン）、Ｍ（マゼンタ）、Ｙ（イエロー）及びＧ（緑）の補色フィルタを備えた補色撮像センサを用いても良い。補色撮像センサを用いる場合には、ＣＭＹＧの四色の画像信号が出力されるので、補色−原色色変換によって、ＣＭＹＧの四色の画像信号をＲＧＢの三色の画像信号に変換することにより、撮像センサ４８と同様のＲＧＢ画像信号を得ることができる。また、撮像センサ４８の代わりに、カラーフィルタを設けていないモノクロセンサを用いても良い。

ＣＤＳ／ＡＧＣ回路５１は、撮像センサ４８から得られるアナログの画像信号に相関二重サンプリング（ＣＤＳ；Correlated Double Sampling）や自動利得制御（ＡＧＣ；Automatic Gain Control）を行う。ＣＤＳ／ＡＧＣ回路５１を経た画像信号は、Ａ／Ｄ（Analog to Digital）コンバータ５２により、デジタル画像信号に変換される。Ａ／Ｄ変換後のデジタル画像信号がプロセッサ装置１６に入力される。

プロセッサ装置１６は、画像信号取得部５３と、ＤＳＰ（Digital Signal Processor）５６と、ノイズ除去部５８と、画像処理切替部６１と、通常画像処理部６６と、特殊画像処理部６７と、映像信号生成部６８と、を備えている。画像信号取得部５３は、ＣＤＳ／ＡＧＣ回路５１及びＡ／Ｄコンバータ５２を介して、撮像センサ４８からデジタルの画像信号を取得する。

ＤＳＰ５６は、取得した画像信号に対して、欠陥補正処理、オフセット処理、ゲイン補正処理、リニアマトリクス処理、ガンマ変換処理、デモザイク処理等の各種信号処理を施す。欠陥補正処理では、撮像センサ４８の欠陥画素の信号が補正される。オフセット処理では、欠陥補正処理が施された画像信号から暗電流成分が除かれ、正確な零レベルが設定される。ゲイン補正処理では、オフセット処理後の画像信号に特定のゲインを乗じることにより信号レベルが整えられる。

ゲイン補正処理後の画像信号には、色再現性を高めるためのリニアマトリクス処理が施される。その後、ガンマ変換処理によって明るさや彩度が整えられる。ガンマ変換処理後の画像信号には、デモザイク処理（等方化処理、または同時化処理とも言う）が施され、各画素で不足した色の信号が補間によって生成される。このデモザイク処理によって、全画素がＲＧＢ各色の信号を有するようになる。ノイズ除去部５８は、ＤＳＰ５６でデモザイク処理等が施された画像信号に対してノイズ除去処理（例えば移動平均法やメディアンフィルタ法等による）を施すことによってノイズを除去する。ノイズが除去された画像信号は、画像処理切替部６１に送信される。モード切り替えスイッチ１３ａの操作によって通常観察モードにセットされている場合、画像処理切替部６１は、受信した画像信号を通常画像処理部６６に送信し、特殊観察モードにセットされている場合には、受信した画像信号を特殊画像処理部６７に送信する。

通常画像処理部６６は、通常観察モードに設定されている場合に作動し、受信した画像信号に対して、色変換処理、色彩強調処理、及び構造強調処理を行い、通常画像信号を生成する。色変換処理では、ＲＧＢ画像信号に対して３×３のマトリックス処理、階調変換処理、及び３次元ＬＵＴ（ルックアップテーブル）処理などにより色変換処理を行う。色彩強調処理は、色変換処理済みの画像信号に対して行われる。構造強調処理は、例えば表層血管やピットパターン等の観察対象の構造を強調する処理であり、色彩強調処理後の画像信号に対して行われる。上記のように、構造強調処理まで各種画像処理等を施した通常画像信号を用いたカラー画像が通常画像である。

特殊画像処理部６７は、特殊観察モードに設定されている場合に作動する画像処理部であり、紫色光Ｖに対応するＢ１画像信号と、青色光Ｂに対応するＢ２画像信号と、を用いて特定深さの血管を抽出し、他の血管に対して抽出した血管を色の違いで表す画像を生成する。また、特殊画像処理部６７に入力されるＢ１画像信号とＢ２画像信号は、位置合わせ処理部６２及び明るさ補正処理部６３を介して入力される。

位置合わせ処理部６２は、順次取得されたＢ１画像信号が表す観察対象とＢ２画像信号が表す観察対象との位置合わせを行う。位置合わせ処理部６２は、Ｂ１画像信号、または、Ｂ２画像信号のうち少なくとも一方を補正する。

明るさ補正処理部６３は、位置合わせ処理部６２によって位置合わせされたＢ１画像信号及びＢ２画像信号の明るさが特定比になるように、Ｂ１画像信号、または、Ｂ２画像信号のうち少なくとも一方の明るさを補正する。具体的には、第１発光パターンの紫色光Ｖと第２発光パターンの青色光Ｂの光量比は既知なので、これらの光量比を用いて、それぞれ同等の光量の紫色光Ｖ及び青色光Ｂを観察対象に照射して得る場合の明るさになるように、Ｂ１画像信号の明るさを、Ｂ２画像信号の明るさに一致させるようにゲイン補正をする。例えば、明るさ補正処理部６３は、Ｂ１画像信号の全画素の画素値の平均値を算出することにより、Ｂ１画像信号が表す観察対象の粘膜の明るさを算出し、かつ、Ｂ２画像信号の全画素の画素値の平均値を算出することにより、Ｂ２画像信号が表す観察対象の粘膜の明るさを算出する。そして、Ｂ１画像信号が表す観察対象の粘膜の明るさと、Ｂ２画像信号が表す観察対象の粘膜の明るさを一致させるゲインを算出し、算出したゲインを用いてＢ１画像信号の明るさを補正する。

図７に示すように、特殊画像処理部６７は、演算画像信号生成部７６と、低解像度化処理部７７と、画像生成部７８とを備える。

演算画像信号生成部７６は、位置合わせ処理及び明るさ補正処理が施されたＢ１画像信号とＢ２画像信号とを用いて演算をし、演算画像信号を生成する。具体的には、Ｂ１画像信号とＢ２画像信号の差または比を算出する。本実施形態では、演算画像信号生成部７６は、Ｂ１画像信号及びＢ２画像信号を対数変換し、対数変換後のＢ１画像信号とＢ２画像信号の差、より具体的にはＢ２画像信号からＢ１画像信号を減算した演算画像信号ΔＢを生成する。Ｂ１画像信号とＢ２画像信号を対数変換せずにそのまま用いる場合には、Ｂ１画像信号とＢ２画像信号の比を画素毎に演算することにより、演算画像信号を生成する。Ｂ１画像信号及びＢ２画像信号は、各画素が受光量に比例する画素値を有するが、対数変換をすると、濃度に比例する画素値を有することになるので、各画像信号を得たときの照明光の照度によらず、安定した演算結果を得ることができる。特殊観察モードで照明光として用いる紫色光Ｖと青色光Ｂの照度には差がないとし、上記のようにＢ１画像信号とＢ２画像信号の差によって演算画像信号ΔＢを生成する。

演算画像信号ΔＢを算出することは、粘膜下の特定深さにある血管を抽出することに対応する。例えば、図８に示すように、紫色光Ｖと青色光Ｂは、これらを照明光として用いると、概ね表層血管（深さＡｓ及び深さＡｄの全範囲の血管）を観察可能であるが、紫色光Ｖは青色光Ｂと比較して波長が短いので、観察対象への深達度が小さく、青色光Ｂに対して相対的に粘膜下の浅い位置Ａｓにある血管しか写し出せない代わりに、浅い位置Ａｓにある血管のコントラスト（血管からの反射光量に対する周辺の粘膜からの反射光量の比）は青色光Ｂを用いる場合よりも大きい。一方、青色光Ｂは紫色光Ｖと比較して波長が長いので、観察対象への深達度が大きく、紫色光Ｖに対して相対的に粘膜下の深い位置Ａｄにある血管まで写し出せる代わりに、浅い位置Ａｓにある血管のコントラストは紫色光Ｖを用いる場合よりも小さい。このため、青色光Ｂに対応するＢ２画像信号から紫色光Ｖに対応するＢ１画像信号を減算すれば、特に粘膜下の浅い位置Ａｓにある極表層血管を表す画素の画素値は強調されて、大きい値（白色）になる。逆に、極表層血管よりも深い位置Ａｄにある血管を表す画素の画素値は小さい値（黒色）になる。

低解像度化処理部７７は、いわゆるローパスフィルタ（以下、ＬＰＦという）であり、演算画像信号生成部７６が生成した演算画像信号ΔＢを低解像度化する。低解像度化処理部７７が演算画像信号ΔＢに施す低解像度化処理の強度は、ＬＰＦのカットオフ周波数で定まる。ＬＰＦのカットオフ周波数は予め設定され、少なくとももとの演算画像信号ΔＢの解像度よりは低解像度化する。

画像生成部７８は、特殊画像処理部６７が受信するＢ１画像信号またはＢ２画像信号のいずれかと、低解像度化された演算画像信号ΔＢとを用いて、複数の出力チャンネルを有する画像を生成する。より具体的には、画像生成部７８は、輝度チャンネルＹ（第１チャンネル）と色差に関する二つの色差チャンネルＣｂ，Ｃｒ（第２チャンネル及び第３チャンネル）とを有する画像を生成する。画像生成部７８は、Ｂ１画像信号またはＢ２画像信号のいずれかを輝度チャンネルＹに割り当て、低解像度化された演算画像信号ΔＢを二つの色差チャンネルＣｂ，Ｃｒに割り当てることにより、特定深さの血管の走行パターンを色で強調した画像（以下、特定深さ血管強調画像という）を生成する。本実施形態の場合、輝度チャンネルＹにＢ１画像信号を割り当てるのは、表層血管の中から極表層血管を選り分けて強調するからであり、図９に示すように、Ｂ１画像信号とＢ２画像信号のうち、相対的に短波長帯域の光（紫色光Ｖ）に対応し、極表層血管のコントラストが高いＢ１画像信号を輝度チャンネルＹに割り当てる。そして、色差チャンネルＣｂ，Ｃｒには演算画像信号ΔＢを割り当てる。また、演算画像信号ΔＢを色差チャンネルＣｂ，Ｃｒに割り当てる際には、それぞれ係数αと係数βを乗じる。これは、表層血管等を強調観察する内視鏡システムが表示する画像と色味を揃えるためである。

具体的には、表層血管を強調観察する強調観察モードを有する従来の内視鏡システムでは、強調観察モードの場合に、狭帯域の青色光を照射して観察対象を撮像してＢ画像信号を取得し、かつ、狭帯域の緑色光を照射して観察対象を撮像してＧ画像信号を取得する。そして、Ｂ画像信号を表示用の画像のＢチャンネルとＧチャンネルに割り当て、Ｇ画像信号をＲチャンネルに割り当てることにより、粘膜下の深い位置にある中深層血管を緑色系（シアン系）の色にし、粘膜下の浅い位置にある表層血管を赤色系（マゼンタ系）の色にして強調表示する。ＩＴＵ−Ｒ．６０１では、ＲＧＢ各画像信号と輝度チャンネルＹ及び色差チャンネルＣｂ，Ｃｒの関係は、下記式（１），（２），及び（３）で表される。
Ｙ＝０．２９９Ｒ＋０．５８７Ｇ＋０．１１４Ｂ ・・・（１）
Ｃｂ＝−０．１６９−０．３３１Ｇ＋０．５Ｇ ・・・（２）
Ｃｒ＝０．５Ｒ−０．４１９Ｇ−０．０８１Ｂ ・・・（３）

そして、色差チャンネルＣｂ，Ｃｒの式（２）及び式（３）において、ＲにＧを代入し、ＧにＢを代入すると、式（４）及び式（５）に示すように色差チャンネルＣｂ，Ｃｒを（Ｇ−Ｂ）で表すことができる。
Ｃｂ＝−０．１６９Ｇ＋０．１６９Ｂ＝０．１６９（Ｇ−Ｂ） ・・・（４）
Ｃｒ＝０．５Ｇ−０．５Ｂ＝０．５（Ｇ−Ｂ） ・・・（５）
本実施形態では、極表層血管を抽出及び表示するので、この（Ｇ−Ｂ）信号に代えて、演算画像信号ΔＢを用いる。すなわち、係数α＝０．１６９を乗じて演算画像信号ΔＢを色差信号Ｃｂに割り当て、係数β＝０．５を乗じて演算画像信号ΔＢを色差信号Ｃｒに割り当てる。これにより、内視鏡システム１０では、従来の内視鏡システムとほぼ同配色の画像を表示する。但し、極表層血管と、比較的深い位置にある表層血管との色の違いを強調するために、設定等に応じて、上記係数α及び係数βにさらに係数を乗じる場合がある。

なお、輝度チャンネルＹ及び色差チャンネルＣｂ，ＣｒからＲＧＢの特定深さ血管強調画像を生成するには、ＩＴＵ−Ｒ．６０１の逆変換にしたがって、
Ｒ＝Ｙ＋１．４０２Ｃｒ ・・・（７）
Ｇ＝Ｙ−０．３４４Ｃｂ−０．７１４Ｃｒ ・・・（８）
Ｂ＝Ｙ＋１．７７２Ｃｂ ・・・（９）
によって行う。

通常画像処理部６６が生成する通常画像、及び、特殊画像処理部６７が生成する特定深さ血管強調画像は、映像信号生成部６８に入力される。映像信号生成部６８は通常画像や特定深さ血管強調画像をモニタ１８で表示可能な画像として表示するための映像信号に変換する。この映像信号を用いて、モニタ１８は、通常画像や特定深さ血管強調画像を表示する。

次に、特殊観察モードにおける画像処理の一連の流れを図１０に沿って説明する。まず、光源２０が紫色光Ｖを発生し、発生した紫色光Ｖを観察対象に照射する（Ｓ１１）。撮像センサ４８は、紫色光Ｖが照射された観察対象を撮像し（Ｓ１２）、画像信号取得部５３は、紫色光Ｖに対応するＢ１画像信号を取得する（Ｓ１３）。図１１に示すように、Ｂ１画像信号１１０は、紫色光Ｖによって観察対象を撮像して得た画像信号なので、観察対象の起伏等の形状１１２の他、極表層血管１２４が観察可能である。また、極表層血管１２４よりも粘膜下の深い位置にある表層血管１２３も、Ｂ１画像信号１１０によって観察可能である。

次に、光源２０が青色光Ｂを発生し、発生した青色光Ｂを観察対象に照射し（Ｓ１４）、撮像センサ４８は青色光Ｂが照射された観察対象を撮像する（Ｓ１５）。そして、画像信号取得部５３は、青色光Ｂに対応するＢ２画像信号を取得する（Ｓ１６）。図１２に示すように、Ｂ２画像信号１２０は、青色光Ｂによって観察対象を撮像して得た画像信号なので、観察対象の形状１１２の他、比較的深い位置にある表層血管１２３が観察可能である。また、極表層血管１２４もＢ２画像信号１２０によって観察可能である。Ｂ１画像信号１１０とＢ２画像信号１２０を比較すると、Ｂ１画像信号１１０の方が極表層血管１２４のコントラストが高く、Ｂ２画像信号１２０の方が極表層血管１２４に比べて比較的深い位置にある表層血管１２３のコントラストが高い。

上記のようにして得られたＢ１画像信号とＢ２画像信号は、位置合わせ処理部６２で位置合わせされ（Ｓ１７）、さらに明るさ補正処理部６３によって明るさ補正処理が施された後（Ｓ１８）、特殊画像処理部６７に入力される。特殊画像処理部６７では、演算画像信号生成部７６によって、演算画像信号ΔＢを生成する（Ｓ１９）。演算画像信号ΔＢは、元の画像信号（例えば図１１のＢ１画像信号や図１２のＢ２画像信号）に対して、比較的深い位置にある表層血管１２３の画素値は小さく、かつ、極表層血管１２４の画素値は大きくなる。このため、図１３に示すように、演算画像信号ΔＢでは、極表層血管１２４と比較的深い位置にある表層血管１２３の違いが元の画像信号よりも顕著になる。特殊画像処理部６７は、演算画像信号ΔＢを生成すると、さらに低解像度化処理部７７によって演算画像信号ΔＢを低解像度化する（Ｓ２０）。図１４に示すように、低解像度化処理部７７を経た演算画像信号ΔＢでは、表層血管１２３や極表層血管１２４はぼやけた状態になる。

その後、特殊画像処理部６７は、画像生成部７８によって、極表層血管１２４のコントラストが高いＢ１画像信号を輝度チャンネルＹに割り当て、低解像度化された演算画像信号ΔＢを色差チャンネルＣｒ，Ｃｂを割り当てることにより、特定深さ血管強調画像を生成する。図１５に示すように、特定深さ血管強調画像１３０では、表層血管１２３はシアン系の色に着色して表示され、極表層血管１２４がマゼンタ系に着色して表示される。このため、特定深さ血管強調画像１３０では、表層血管１２３と極表層血管１２４を色で識別可能であり、実質的に極表層血管１２４が観察しやすい強調画像として表示される。

上記のように、内視鏡システム１０は、紫色光Ｖに対応するＢ１画像信号と青色光Ｂに対応するＢ２画像信号との差（または比）によって演算画像信号ΔＢを算出し、輝度チャンネルＹに強調したい血管のコントラストが高い画像信号を割り当て、かつ、色差チャンネルＣｂ，Ｃｒに演算画像信号ΔＢを割り当てる。これにより、従来では識別が難しかった極表層血管１２４と、極表層血管１２４に対して比較的深い位置にある表層血管１２３とを、色の違いで可視化し、強調表示することができる。

また、Ｂ１画像信号とＢ２画像信号の取得タイミングの違いによって、輝度チャンネルＹに割り当てるＢ１画像信号と演算画像信号ΔＢと間に齟齬が生じ、結果として、特定深さ血管強調画像１３０に色ずれが表れることがある。このため、内視鏡システム１０では、演算画像信号ΔＢを色差チャンネルＣｂ，Ｃｒに割り当てるときに、低解像度化処理部７７によって低解像度化してから演算画像信号ΔＢを色差チャンネルＣｂ，Ｃｒに割り当てるので色ずれは低減されている。

なお、上記実施形態では、画像生成部７８は、Ｂ１画像信号とＢ２画像信号のうち相対的に極表層血管１２４のコントラストが高いＢ１画像信号を輝度チャンネルＹに割り当て、かつ、演算画像信号ΔＢを色差チャンネルＣｂ，Ｃｒに割り当てることで、極表層血管１２４を選択的に強調する特定深さ血管強調画像１３０を生成しているが、画像生成部７８は、比較的深い位置にある極表層血管１２４を強調した特定深さ血管画像を生成しても良い。この場合、演算画像信号生成部７６は、上記実施形態とは逆に、対数変換後のＢ１画像信号からＢ２画像信号を減算して演算画像信号ΔＢを生成する。そして、画像生成部７８は、Ｂ１画像信号とＢ２画像信号のうち比較的深い位置にある表層血管１２３のコントラストが高いＢ２画像信号を輝度チャンネルＹに割り当て、かつ、Ｂ１画像信号からＢ２画像信号を減算して生成された演算画像信号ΔＢを色差チャンネルＣｂ，Ｃｒに割り当てて、特定深さ血管強調画像を生成する。

上記実施形態の特定深さ血管強調画像１３０が極表層血管１２４を強調することができるのは、演算画像信号ΔＢをＢ２画像信号からＢ１画像信号を減算して生成した演算画像信号を用いているからである。このため、上記実施形態では、画像生成部７８は、極表層血管１２４を強調する特定深さ血管強調画像１３０を生成するときに、Ｂ１画像信号とＢ２画像信号のうち極表層血管１２４のコントラストが高いＢ１画像信号を輝度チャンネルＹに割り当てているが、Ｂ２画像信号を輝度チャンネルＹに割り当てた場合でも、極表層血管１２４を強調する特定深さ血管強調画像を生成することができる。

画像生成部７８が、特定深さ血管強調画像を生成するときに、Ｂ１画像信号とＢ２画像信号のうちどちらを輝度チャンネルＹに割り当てるかを選択できるようにすることが好ましい。例えば、画像生成部７８の動作モードに、Ｂ１画像信号を輝度チャンネルＹに割り当てる第１モードと、Ｂ２画像信号を輝度チャンネルＹに割り当てる第２モードとを用意しておき、第１モードと第２モードうち選択されたモードで画像を生成するようにしておくことができる。また、輝度チャンネルＹに割り当てる画像信号を選択可能にする場合には、画像生成部７８が輝度チャンネルＹに割り当てる画像信号を自動的に選択しても良い。例えば、Ｂ１画像信号とＢ２画像信号とを比較し、画像信号全体または指定された関心領域内のノイズが少ない方の画像信号を自動的に輝度チャンネルＹに自動的に割り当てても良いし、画像信号全体または指定された関心領域内のコントラストが高い方の画像信号を輝度チャンネルＹに自動的に割り当てても良い。

また、上記実施形態では、画像生成部７８は、Ｂ１画像信号を輝度チャンネルＹに割り当て、かつ、演算画像信号ΔＢを色差チャンネルＣｂ，Ｃｒに割り当てて、ＹＣｂＣｒ形式の特定深さ血管強調画像１３０を生成しているが、赤色の出力チャンネル（以下、Ｒチャンネルという）と緑色の出力チャンネル（以下、Ｇチャンネルという）と青色の出力チャンネル（以下、Ｂチャンネルという）を有するＲＧＢ形式の画像を生成しても良い。この場合、画像生成部７８は、図１６に示すように、輝度に最も寄与するＧチャンネル（第１チャンネル）にＢ１画像信号を割り当て、残りのＢチャンネル（第２チャンネル）及びＲチャンネル（第３チャンネル）に演算画像信号ΔＢを割り当てる。

上記実施形態では、低解像度化処理部７７で用いるＬＰＦのカットオフ周波数は予め設定されているが、ＬＰＦのカットオフ周波数を可変にし、ＬＰＦのカットオフ周波数を動的に設定することが好ましい。例えば、図１７に示すように、低解像度化処理部７７に、位置合わせ処理部６２からＢ１画像信号とＢ２画像信号の位置合わせ精度が入力されるようにする。そして、低解像度化処理部７７は、Ｂ１画像信号とＢ２画像信号の位置合わせ精度に応じてＬＰＦのカットオフ周波数（低解像度化処理の強度）を変更する。具体的には、Ｂ１画像信号とＢ２画像信号の位置合わせ精度が高いほど、ＬＰＦのカットオフ周波数を高周波数に設定して低解像度化処理の強度を小さくし、Ｂ１画像信号とＢ２の位置合わせ精度が低いほど、ＬＰＦのカットオフ周波数を低周波数に設定して低解像度化処理の強度を大きくすると良い。こうすると、低解像度化処理部７７による演算画像信号ΔＢの低解像度化の程度が最適化され、特定深さの血管（例えば、極表層血管１２４）を適切に強調表示することができる。

なお、特定深さ血管強調画像を静止画として表示または保存する場合、ＬＦＰのカットオフ周波数は、生成する特定深さ血管強調画像の解像度を基準として、少なくともナイキスト周波数の１／８以下の周波数を残す範囲内で設定することが好ましい。

上記変形例では、位置合わせ処理部６２の位置合わせ処理の精度に応じて、低解像度化処理部７７が低解像度化処理の強度を調節しているが、これとは逆に、低解像度化処理部７７が行う低解像度化処理の強度に応じて、位置合わせ処理部６２が位置合わせ処理の精度を調節しても良い。この場合、位置合わせ処理部６２は、ＬＰＦのカットオフ周波数が大きく、低解像度化処理の強度が小さく設定されているほど、Ｂ１画像信号とＢ２画像信号の位置合わせ精度を高く設定する。

位置合わせ処理部６２が行うＢ１画像信号とＢ２画像信号との位置合わせ処理の精度は可変にし、特定深さ血管強調画像の静止画を表示または保存する場合と、特定深さ血管強調画像の動画を表示する場合とで位置合わせ処理の精度を変えることが好ましい。例えば、モニタ１８に特定深さ血管画像で構成される動画を表示する場合には、位置合わせ処理部６２は、特定深さ血管画像の静止画をモニタ１８に表示する（あるいは保存する）場合よりも低い第１精度で、Ｂ１画像信号とＢ２画像信号との位置合わせをする。これとは逆に、特定深さ血管画像の静止画をモニタ１８に表示する場合、位置合わせ処理部６２は、特定深さ血管画像の動画をモニタ１８に表示する場合よりも高い第２精度で、Ｂ１画像信号とＢ２画像信号の位置合わせをする。こうすると、動画表示時には、色ずれが目立たない範囲内で高速に特定深さ血管強調画像を生成することができ、かつ、色ずれが目立ちやすい静止画の取得時には、色ずれがない特定深さ血管強調画像を生成することができる。

また、位置合わせ処理部６２は、生成する特定深さ血管画像の大きさによって、Ｂ１画像信号とＢ２画像信号との位置合わせ精度を変更しても良い。例えば、生成する特定深さ血管画像が大きい場合には、僅かな位置ずれも目立つので、位置合わせ処理部６２は高精度にＢ１画像信号とＢ２画像信号の位置合わせをし、生成する特定深さ血管画像が小さい場合には、位置ずれは目立ち難いので、低精度でＢ１画像信号とＢ２画像信号の位置合わせをする。また、これとは逆に、位置合わせ処理部６２は、生成する特定深さ血管画像が大きい場合に低精度でＢ１画像信号とＢ２画像信号の位置合わせをし、生成する特定深さ血管画像が小さい場合には高精度でＢ１画像信号とＢ２画像信号の位置合わせをしても良い。こうすると、プロセッサ装置１６の処理負担を最適化することができる。

上記のように、位置合わせ処理部６２が動画表示時と静止画取得時とで位置合わせ処理の精度を変更する場合や特定深さ血管画像の大きさに応じて位置合わせ精度を変更する場合に、低解像度化処理部７７は位置合わせ精度によってＬＰＦのカットオフ周波数を変更することが好ましい。例えば、動画表示時には、位置合わせ処理部６２はＢ１画像信号とＢ２画像信号の位置合わせ精度を低下させ、その代わりに、低解像度化処理部７７ではＬＰＦのカットオフ周波数を低周波数側にシフトさせると良い。また、静止画取得時には、位置合わせ処理部６２は、Ｂ１画像信号とＢ２画像信号の位置合わせ精度を上げ、その代わりに、低解像度化処理部７７ではＬＦＰのカットオフ周波数を高周波側にシフトさせると良い。すなわち、動画表示時にはプロセッサ装置１６の処理負担が小さい低解像度化処理部７７のＬＰＦを優先し、静止画取得時には位置合わせ処理部６２による正確な位置合わせを優先すると良い。

なお、位置合わせ処理部６２は、動画表示時にはＢ１画像信号とＢ２画像信号との位置合わせを行わず、静止画取得時にだけＢ１画像信号とＢ２画像信号との位置合わせを行っても良い。

上記実施形態では、低解像度化処理部７７は、ＬＰＦによって演算画像信号ΔＢを低解像度化しているが、ＬＰＦの代わりに、演算画像信号ΔＢを縮小し、その後元の大きさにまで拡大することでも低解像度化することができる。このように、演算画像信号ΔＢを縮小及び拡大して低解像度課する場合、演算画像信号ΔＢの縮小時には、エリアジングの少ない縮小方法を採用することが好ましい。例えば、面積平均法によって縮小した後、キュービックスプライン補間によって拡大して、演算画像信号ΔＢを低解像度化することができる。

上記実施形態では、第１発光モードでは紫色光Ｖを照明光として用い、第２発光モードでは青色光Ｂを照明光として用いているが、特殊観察モード時に用いる互いに波長帯域が異なる二つの照明光は、他の波長帯域の光でも良い。波長帯域を変えることにより、強調する血管の深さを任意に変更した特定深さ血管画像を得ることができる。

また、撮像センサ４８のＢカラーフィルタは緑色光Ｇにも感度がある（図６参照）。そして、緑色光Ｇの反射光等のうちＢ画素で受光可能な波長帯域の光と、緑色光Ｇの反射光等のうちＧ画素で受光可能な波長帯域の光は、観察対象の散乱係数に差があり、かつ、ヘモグロビンの吸光係数がほぼ等しい。このため、例えば、光源２０は特殊観察モードで使用する第１照明光と第２照明光とを含む広帯域の緑色光Ｇを照明光として使用し、緑色光Ｇが照射された観察対象をＢ画素が撮像して出力するＢ_Ｇ画像信号（第１画像信号）と、緑色光Ｇが照射された観察対象をＧ画素が撮像して出力するＧ_Ｇ画像信号（第２画像信号）とを、上記実施形態のＢ１画像信号及びＢ２画像信号の代わりに用いることができる。このように、Ｂ_Ｇ画像信号とＧ_Ｇ画像信号とを用いる場合、例えば、中深層血管のうち比較的浅い位置にある中深層血管、または、中深層血管のうち比較的深い位置にある中深層血管を、中深層血管の中から選り分けて強調表示することができる。

同様に、撮像センサ４８のＲカラーフィルタは緑色光Ｇにも感度があり（図６）、緑色光Ｇの反射光等のうちＧ画素で受光可能な波長帯域の光と、緑色光Ｇの反射光等のうちＲ画素で受光可能な波長帯域の光は、観察対象の散乱係数に差があり、かつ、ヘモグロビンの吸光係数がほぼ等しい。このため、光源２０は特殊観察モードで使用する第１照明光と第２照明光とを含む広帯域の緑色光Ｇを照明光として使用し、緑色光Ｇが照射された観察対象をＧ画素が撮像して出力するＧ_Ｇ画像信号（第１画像信号）と、緑色光Ｇが照射された観察対象をＲ画素が撮像して出力するＲ_Ｇ画像信号（第２画像信号）とを、上記実施形態のＢ１画像信号及びＢ２画像信号の代わりに用いることができる。すなわち、光源２０が緑色光Ｇのように第１照明光と第２照明光を含む広帯域の照明光を発生する場合、画像信号取得部５３は、第１画像信号をＢ画素またはＧ画素から取得し、第２画像信号をＧ画素またはＲ画素から取得することができる。

また、撮像センサ４８のＧカラーフィルタが紫色光Ｖや青色光Ｂにも感度があることを利用して、撮像センサ４８が受光する紫色光Ｖや青色光Ｂに対応する信号を補っても良い。例えば、紫色光Ｖを照射したときに、Ｂ画素から得られる信号値に、Ｇ画素から得られる信号値を加算することで、紫色光Ｖに対応する信号値を増大させることができる。同様に、青色光Ｂを照射したときに、Ｇ画素から得られる信号値を加算することで、青色光Ｂに対応する信号値を増大させることができる。

上記実施形態のように、極表層血管１２４を表層血管１２３と峻別して強調表示する場合には、第１照明光及び第２照明光の波長帯域は、ともに波長５００ｎｍ以下の範囲内であることが好ましい。具体的には、上記実施形態の通り、４０５±１０ｎｍに中心波長を有する紫色光Ｖと、４６０±１０ｎｍに中心波長を有する青色光Ｂとを、第１照明光及び第２照明光として用いることが好ましい。４０５±１０ｎｍに中心波長を有する紫色光と４４５±１０ｎｍに中心波長を有する青色光を第１照明光及び第２照明光として用いることがさらに好ましい。４４５±１０ｎｍに中心波長を有する青色光は、例えば、Ｂ−ＬＥＤ２３ｂの長波長側をカットする光学フィルタをＢ−ＬＥＤ２３ｂの光路中に用いることで、上記青色光Ｂから生成することができる。また、Ｂ−ＬＥＤ２３ｂを４４５±１０ｎｍに中心波長を有する青色光を発する別のＬＥＤに替えても良い。

中深層血管を、比較的浅い位置にある中深層血管と比較的深い位置にある中深層血管とに分けて強調表示をする場合には、第１照明光及び第２照明光の波長帯域は、ともに５００ｎｍ以上であることが好ましい。具体的には、中心波長が約５００±１０ｎｍの光と、中心波長が約６００±１０ｎｍの光とを、第１照明光及び第２照明光として用いることが好ましい。

なお、上記実施形態では、演算画像信号生成部７６は、粘膜下の特定深さにある極表層血管１２４の走行パターンを表す演算画像信号ΔＢを生成しているが、代わりに、血管密度を表す演算画像信号Ｄや血管等に含まれるヘモグロビンの酸素飽和度（以下、血管の酸素飽和度という）を表す演算画像信号Ｓを生成しても良い。

血管密度を表す演算画像信号Ｄは、上記実施形態の演算画像信号ΔＢを用いて算出することができる。例えば、上記実施形態の演算画像信号ΔＢは、極表層血管１２４を抽出した画像信号になっているので（図１３参照）、演算画像信号ΔＢを用いて単位面積中の極表層血管１２４の面積の割合を各画素について算出することにより、極表層血管１２４の血管密度を表す演算画像信号Ｄを生成することができる。このように演算画像信号Ｄを生成する場合、画像生成部７８は、輝度チャンネルＹにＢ１画像信号を割り当て、かつ、演算画像信号Ｄを色差チャンネルＣｂ，Ｃｒに割り当てることにより、極表層血管１２４の血管密度を表す血管密度画像を生成する。血管密度画像は、バレット腺癌のステージ判別等の診断に直接的な示唆を与えることができる。

血管の酸素飽和度を表す演算画像信号Ｓを生成する場合は、例えば、中心波長４４５±１０ｎｍの第１青色光と緑色光Ｇと赤色光Ｒとを照射して観察対象を撮像し、かつ、中心波長４７３±１０ｎｍの第２青色光と緑色光Ｇと赤色光Ｒとを照射して観察対象を撮像する。第１青色光は、上記中心波長４４５±１０ｎｍになるようにＢ−ＬＥＤ２３ｂが発する青色光Ｂの波長帯域を制限する第１光学フィルタ（例えば、青色光Ｂの長波長側をカットする光学フィルタ）を用いることで、青色光Ｂから生成することができる。同様に、第２青色光は、上記中心波長４７３±１０ｎｍとなるようにＢ−ＬＥＤ２３ｂが発する青色光Ｂの波長帯域を制限する第２光学フィルタ（例えば、青色光Ｂの短波長側をカットする光学フィルタ）を用いることで、青色光Ｂから生成することができる。

上記第１青色光は、酸化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンの吸光係数に差が殆どない波長帯域を有する。一方、上記第２青色光は、酸化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンの吸光係数に差がある波長帯域を有する。このため、第１青色光及び第２青色光が照射された観察対象を撮像して得る各画像信号の比または差は、酸素飽和度と相関がある。したがって、第１青色光及び第２青色光に対応する各画像信号の比または差を、酸素飽和度に対応付ける相関関係を実験等により予め求め、演算画像信号生成部７６はこの相関関係を予め保持しておく。そして、演算画像信号生成部７６は、第１青色光及び第２青色光に対応する各画像信号の比または差を算出して上記相関関係と照らし合わせることで、各画素が観察対象の酸素飽和度の値を表す演算画像信号Ｓを生成する。画像生成部７８は、通常画像処理部６６と同様にして、第１青色光と緑色光Ｇと赤色光とを照射して観察対象を撮像して得た各画像信号を用いて通常画像信号を生成する。そして、輝度チャンネルＹに通常画像信号を割り当て、かつ、酸素飽和度を表す演算画像信号Ｓを色差チャンネルＣｂ，Ｃｒに割り当てることにより、観察対象の酸素飽和度を表す酸素飽和度画像を生成する。こうして生成される酸素飽和度画像は、酸素飽和度という診断に有益な情報を表示することができる。

なお、上記実施形態では、撮像センサ４８が設けられた内視鏡１２を被検体内に挿入して観察を行う内視鏡システム１０によって本発明を実施しているが、カプセル内視鏡システムにも本発明は好適である。例えば、図１８に示すように、カプセル内視鏡システムでは、カプセル内視鏡４００と、プロセッサ装置（図示しない）とを少なくとも有する。

カプセル内視鏡４００は、光源４０２と光源制御部４０３と、撮像センサ４０４と、信号処理部４０６と、送受信アンテナ４０８とを備えている。光源４０２は、上記各実施形態の光源２０と同様に構成される。光源制御部４０３は、上記各実施形態の光源制御部２２と同様にして光源４０２の駆動を制御する。また、光源制御部４０３は、送受信アンテナ４０８によって、カプセル内視鏡システムのプロセッサ装置と無線で通信可能である。カプセル内視鏡システムのプロセッサ装置は、上記各実施形態のプロセッサ装置１６とほぼ同様であるが、信号処理部４０６は、通常画像処理部６６及び特殊画像処理部６７の機能を有している。信号処理部４０６が生成した血管強調画像信号等は、送受信アンテナ４０８を介してプロセッサ装置に送信される。撮像センサ４０４は上記各実施形態の撮像センサ４８と同様に構成される。

１０ 内視鏡システム
１２ 内視鏡
１４ 光源装置
１６ プロセッサ装置
２０ 光源
５３ 画像信号取得部
６７ 特殊画像処理部
７６ 演算画像信号生成部
７７ 低解像度化処理部
７８ 画像生成部

Claims (15)

1. 照明光を発生させる光源と、
   前記照明光が照射された観察対象を撮像する撮像センサと、
   前記照明光のうち中心波長が５００±１０ｎｍである第１照明光に対応する第１画像信号を前記撮像センサから取得し、前記照明光のうち、前記第１照明光に対して前記観察対象の散乱係数が異なり、ヘモグロビンの吸光係数が等しく、かつ、中心波長が６００±１０ｎｍである第２照明光に対応する第２画像信号を前記撮像センサから取得する画像信号取得部と、
   前記第１画像信号と前記第２画像信号とを用いて演算をして演算画像信号を生成する演算画像信号生成部と、
   を備える内視鏡システム。
2. 照明光を発生させる光源と、
   前記照明光が照射された観察対象を撮像する撮像センサと、
   前記照明光のうち中心波長が５００ｎｍ未満である第１照明光に対応する第１画像信号を前記撮像センサから取得し、前記照明光のうち、前記第１照明光に対して前記観察対象の散乱係数が異なり、ヘモグロビンの吸光係数が等しく、かつ、中心波長が５００ｎｍ以上である第２照明光に対応する第２画像信号を前記撮像センサから取得する画像信号取得部と、
   前記第１画像信号と前記第２画像信号とを用いて演算をして演算画像信号を生成する演算画像信号生成部と、
   を備える内視鏡システム。
3. 前記光源は、前記第１照明光と、前記第１照明光よりも長波長帯域を有する前記第２照明光とを順次発生する請求項１または２に記載の内視鏡システム。
4. 前記第１照明光の散乱係数に対する前記第２照明光の散乱係数の比が０．８以下である請求項２に記載の内視鏡システム。
5. 前記第１画像信号または前記第２画像信号の少なくとも一方を補正し、前記第１画像信号が表す前記観察対象と、前記第２画像信号が表す前記観察対象との位置合わせをする位置合わせ処理部を備え、
   前記演算画像信号生成部は、前記位置合わせ処理部によって前記観察対象が位置合わせされた前記第１画像信号及び前記第２画像信号を用いて前記演算画像信号を生成する請求項１または２に記載の内視鏡システム。
6. 前記第１画像信号または前記第２画像信号の少なくとも一方の明るさを補正する明るさ補正処理部を備え、
   前記演算画像信号生成部は、前記明るさ補正処理部によって明るさが補正された前記第１画像信号または前記第２画像信号を用いて前記演算画像信号を生成する請求項１または２に記載の内視鏡システム。
7. 前記明るさ補正処理部は、前記第１画像信号が表す前記観察対象の粘膜の明るさと、前記第２画像信号が表す前記観察対象の粘膜の明るさを一致させる請求項６に記載の内視鏡システム。
8. 前記演算画像信号生成部は、前記第１画像信号と前記第２画像信号の比または差を画素毎に算出して前記演算画像信号を生成する請求項１または２に記載の内視鏡システム。
9. 前記光源は、前記第１照明光と前記第２照明光を含む広帯域の照明光を発生し、
   前記撮像センサは、ＲＧＢのカラー撮像センサであり、
   前記画像信号取得部は、前記第１画像信号を前記カラー撮像センサのＢ画素またはＧ画素から取得し、前記第２画像信号を前記カラー撮像センサのＧ画素またはＲ画素から取得する請求項１または２に記載の内視鏡システム。
10. 照明光を発生させる光源と、前記照明光が照射された観察対象を撮像する撮像センサと、を有する内視鏡システムのプロセッサ装置において、
    前記照明光のうち中心波長が５００±１０ｎｍである第１照明光に対応する第１画像信号を前記撮像センサから取得し、前記照明光のうち、前記第１照明光に対して前記観察対象の散乱係数が異なり、ヘモグロビンの吸光係数が等しく、かつ、中心波長が６００±１０ｎｍである第２照明光に対応する第２画像信号を前記撮像センサから取得する画像信号取得部と、
    前記第１画像信号と前記第２画像信号とを用いて演算をして演算画像信号を生成する演算画像信号生成部と、
    を備えるプロセッサ装置。
11. 照明光を発生させる光源と、前記照明光が照射された観察対象を撮像する撮像センサと、を有する内視鏡システムのプロセッサ装置において、
    前記照明光のうち中心波長が５００ｎｍ未満である第１照明光に対応する第１画像信号を前記撮像センサから取得し、前記照明光のうち、前記第１照明光に対して前記観察対象の散乱係数が異なり、ヘモグロビンの吸光係数が等しく、かつ、中心波長が５００ｎｍ以上である第２照明光に対応する第２画像信号を前記撮像センサから取得する画像信号取得部と、
    前記第１画像信号と前記第２画像信号とを用いて演算をして演算画像信号を生成する演算画像信号生成部と、
    を備えるプロセッサ装置。
12. 光源が、照明光を発生させるステップと、
    撮像センサが、前記照明光が照射された観察対象を撮像するステップと、
    画像信号取得部が、前記照明光のうち中心波長が５００±１０ｎｍである第１照明光に対応する第１画像信号を前記撮像センサから取得し、前記照明光のうち、前記第１照明光に対して前記観察対象の散乱係数が異なり、ヘモグロビンの吸光係数が等しく、かつ、中心波長が６００±１０ｎｍである第２照明光に対応する第２画像信号を前記撮像センサから取得するステップと、
    演算画像信号生成部が、前記第１画像信号と前記第２画像信号とを用いて演算をして演算画像信号を生成するステップと、
    を備える内視鏡システムの作動方法。
13. 光源が、照明光を発生させるステップと、
    撮像センサが、前記照明光が照射された観察対象を撮像するステップと、
    画像信号取得部が、前記照明光のうち中心波長が５００ｎｍ未満である第１照明光に対応する第１画像信号を前記撮像センサから取得し、前記照明光のうち、前記第１照明光に対して前記観察対象の散乱係数が異なり、ヘモグロビンの吸光係数が等しく、かつ、中心波長が５００ｎｍ以上である第２画像信号を前記撮像センサから取得するステップと、
    演算画像信号生成部が、前記第１画像信号と前記第２画像信号とを用いて演算をして演算画像信号を生成するステップと、
    を備える内視鏡システムの作動方法。
14. 照明光を発生させる光源と、前記照明光が照射された観察対象を撮像する撮像センサと、を有する内視鏡システムのプロセッサ装置の作動方法において、
    画像信号取得部が、前記照明光のうち中心波長が５００±１０ｎｍである第１照明光に対応する第１画像信号を前記撮像センサから取得し、前記照明光のうち、前記第１照明光に対して前記観察対象の散乱係数が異なり、ヘモグロビンの吸光係数が等しく、かつ、中心波長が６００±１０ｎｍである第２照明光に対応する第２画像信号を前記撮像センサから取得するステップと、
    演算画像信号生成部が、前記第１画像信号と前記第２画像信号とを用いて演算をして演算画像信号を生成するステップと、
    を備えるプロセッサ装置の作動方法。
15. 照明光を発生させる光源と、前記照明光が照射された観察対象を撮像する撮像センサと、を有する内視鏡システムのプロセッサ装置の作動方法において、
    画像信号取得部が、前記照明光のうち中心波長が５００ｎｍ未満である第１照明光に対応する第１画像信号を前記撮像センサから取得し、前記照明光のうち、前記第１照明光に対して前記観察対象の散乱係数が異なり、ヘモグロビンの吸光係数が等しく、かつ、中心波長が５００ｎｍ以上である第２照明光に対応する第２画像信号を前記撮像センサから取得するステップと、
    演算画像信号生成部が、前記第１画像信号と前記第２画像信号とを用いて演算をして演算画像信号を生成するステップと、
    を備えるプロセッサ装置の作動方法。

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