JP6284451B2 - 内視鏡装置 - Google Patents

Description

本発明は、生体組織中の生体物質の濃度分布を示す画像を生成する方法に関する。

近年、分光画像撮影機能を備えた内視鏡装置（分光内視鏡装置）が提案されている。このような分光内視鏡装置によれば、消化器の粘膜等の生体組織の分光特性に関する情報（例えば反射スペクトル）を得ることができる。この生体組織の反射スペクトルは、測定対象となる生体組織の表層近傍に含まれる物質の種類や濃度の情報を反映していることが知られている。具体的には、生体組織の反射スペクトルより算出される吸収は、その生体組織を構成する複数の物質の吸収を線形的に重畳したものとなることが知られている。

病変部の生体組織は、健常部の生体組織とは、その組成、成分量において異なることが知られている。特に、癌などに代表される病変部の異常は、血液の状態、とりわけ全血液量や酸素飽和度の状態と深く関わることが多くの先行研究で報告されている。ここで、注目する２つの生体組織を、それらが有する可視域の分光学的特徴量を利用して、定性、定量することは、分光分析化学の分野では良く利用されている手法である。よって病変部を含む生体組織の血液の分光特性と、健常部のみの生体組織のそれとを比較して、生体組織に何らかの病変部が含まれるかどうかを推定することができる。

分光画像は、異なる波長の光で撮像された複数の画像情報から構成されるが、分光画像に含まれる波長情報（画像情報を取得する波長の数）が多いほど、より詳細な生体組織の情報を分光画像から得ることができる。特許文献１には、４００〜８００ｎｍの波長域において５ｎｍの波長間隔で分光画像を取得する分光内視鏡装置の構成例が開示されている。

特開２０１２−２４５２２３号公報

しかしながら、特許文献１に記載されているような波長分解能の高い分光画像を得るには、波長を変えながら多数の画像を撮像する必要がある。さらに、画像の解析に必要な計算量も多く、長い計算時間を要する。すなわち、有効な診断支援情報を得るためには、比較的に煩雑な撮影操作と計算を繰り返すことが必要となり、長い時間を要するという問題がある。

本発明は上記の事情に鑑みてなされたものであり、酸素飽和度分布等の生体物質の分布を表わす画像情報を短時間で取得可能な方法を提供することを目的とする。

本発明の一実施形態によれば、光吸収スペクトルが複数の等吸収点を有する生体組織に含まれ、それぞれ光吸収を有する第１生体物質と第２生体物質とのモル濃度比の分布画像を生成する方法であって、モル濃度比の増大と共に光吸収が増大する第１種波長域を含む一種以上の光のそれぞれを用いて生体組織を撮像して一つ以上の第１撮像データを取得するステップと、モル濃度比の増大と共に光吸収が減少する第２種波長域を含む一種以上の光のそれぞれを用いて生体組織を撮像して一つ以上の第２撮像データを取得するステップと、各撮像データに基づいて、各画素について、該撮像データの取得に用いた光に対する生体組織の光吸収を計算するステップと、各画素について、一つ以上の第１撮像データに基づいて計算した生体組織の光吸収の和と一つ以上の第２撮像データに基づいて計算した生体組織の光吸収の和との差分に基づいて第１生体物質と第２生体物質とのモル濃度比を示す指標を計算するステップと、指標に基づいて分布画像を生成するステップと、を含む方法が提供される。

上記の方法において、第１撮像データを取得するステップにおいて、第１種波長域のみを含む光を用いて生体組織を撮像する構成としてもよい。また、第２撮像データを取得するステップにおいて、第２種波長域のみを含む光を用いて生体組織を撮像する構成としてもよい。

上記の方法において、第１撮像データを取得するステップが、少なくとも一つの第１種波長域の光を選択的に分離する少なくとも一つの第１光学フィルタにより白色光から分離した光を用いて撮像するステップを含み、第２撮像データを取得するステップが、少なくとも一つの第２種波長域の光を選択的に分離する少なくとも一つの第２光学フィルタにより白色光から分離した光を用いて撮像するステップを含む構成としてもよい。

上記の方法において、少なくとも一つの第１光学フィルタと少なくとも一つの第２光学フィルタを順次切り替えながら、少なくとも一つの第１撮像データ及び少なくとも一つの第２撮像データを取得する構成としてもよい。

上記の方法において、第１光学フィルタ及び第２光学フィルタの少なくとも一方が、複数の第１種波長域又は第２種波長域を選択的に分離する多峰性の光学フィルタである構成としてもよい。

上記の方法において、指標に基づいて分布画像を生成するステップが、指標を画素値とする画像データを生成するステップを含む構成としてもよい。

上記の方法において、第１生体物質が酸素化ヘモグロビンであり、第２生体物質が還元ヘモグロビンであり、酸素飽和度の分布画像を生成する構成としてもよい。

上記の方法において、少なくとも一つの第１撮像データに基づいて計算した生体組織の光吸収と、少なくとも一つの第２撮像データに基づいて計算した生体組織の光吸収との合計に基づいて、生体組織の総ヘモグロビン量を計算するステップを更に含む構成としてもよい。

上記の方法において、生体組織の光吸収スペクトルにおいて、モル濃度比による光吸収の変化が十分に小さな波長を等吸収点とみなす構成としてもよい。

本発明によれば、酸素飽和度分布等の生体物質の分布を表わす画像情報を短時間で取得することが可能になる。

図１は、ヘモグロビンの吸収スペクトルに各光学フィルタの透過波長域を併せて示した図である。 図２は、本発明の実施の形態に係る内視鏡装置のブロック図である。 図３は、本発明の実施の形態に係る内視鏡装置の撮像素子に内蔵されるカラーフィルタの透過スペクトルである。 図４は、回転フィルタの外観図である。 図５は、本発明の実施形態に係る画像生成処理を説明するフローチャートである。 図６は、本発明の実施の形態に係る内視鏡装置によって生成された内視鏡画像の例である。（ａ）は通常観察画像であり、（ｂ）は酸素飽和度分布画像である。

以下、本発明の実施の形態について、図面を参照しながら説明する。
以下に説明する本発明の実施形態に係る内視鏡装置は、波長域の異なる光で撮像した複数の画像に基づいて被写体の生体情報（例えば、酸素飽和度）を定量的に分析して、分析結果を画像化して表示する装置である。以下に説明する本実施形態の内視鏡装置を用いた酸素飽和度の定量分析では、可視域における血液の分光特性（すなわち、ヘモグロビンの分光特性）が酸素飽和度に応じて連続的に変化する性質が利用される。

（ヘモグロビンの分光特性及び酸素飽和度の計算原理）
本発明の実施形態に係る内視鏡装置の詳しい構成を説明する前に、可視域におけるヘモグロビンの分光特性と、本実施形態における酸素飽和度の計算原理について説明する。

図１に、ヘモグロビンの透過スペクトルを示す。ヘモグロビンの分光スペクトルは、酸素飽和度（全ヘモグロビンのうち酸素化ヘモグロビンが占める割合）に応じて変化する。図１における実線の波形は、酸素飽和度が１００％の場合（すなわち、酸素化ヘモグロビンHbO₂）の透過スペクトルであり、長破線の波形は、酸素飽和度が０％の場合（すなわち、還元ヘモグロビンHb）の透過スペクトルである。また、短破線は、その中間の酸素飽和度（１０、２０、３０、・・・９０％）におけるヘモグロビン（酸素化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンの混合物）の透過スペクトルである。

なお、ヘモグロビンの吸収（吸光度）Ａは、光透過率Ｔから以下の数式１により計算される。

図１に示されるヘモグロビンの透過スペクトルは、各成分（酸素化ヘモグロビン、還元ヘモグロビン）の濃度の和が一定となる２成分系の分光スペクトルであるため、各成分の濃度比（すなわち、酸素飽和度）によらず吸収Ａ（すなわち透過率Ｔ）が一定となる等吸収点Ｅ１（４２２ｎｍ）、Ｅ２（４５２ｎｍ）、Ｅ３（５０２ｎｍ）、Ｅ４（５２６ｎｍ）、Ｅ５（５４６ｎｍ）、Ｅ６（５７０ｎｍ）及びＥ７（５８６ｎｍ）が現れる。以下の説明では、等吸収点Ｅ１とＥ２とで挟まれた波長領域を波長域Ｗ１、等吸収点Ｅ２とＥ３とで挟まれた波長領域を波長域Ｗ２、等吸収点Ｅ３とＥ４とで挟まれた波長領域を波長域Ｗ３、等吸収点Ｅ４とＥ５とで挟まれた波長領域を波長域Ｗ４、等吸収点Ｅ５とＥ６とで挟まれた波長領域を波長域Ｗ５、等吸収点Ｅ６とＥ７とで挟まれた波長領域を波長域Ｗ６と定義する。

隣接する等吸収点間では、酸素飽和度の増加に応じて吸収が単調に増加又は減少する。また、隣接する等吸収点間では、ヘモグロビンの吸収Ａは、酸素飽和度に対してほぼ線形的に変化する。

また、波長４００ｎｍから等吸収点Ｅ１までの波長域Ｗ０と、等吸収点Ｅ７から波長６２０ｎｍまでの波長域Ｗ７においても、酸素飽和度の増加に対する吸収の増減の傾向が一様となる。また、波長４００ｎｍ及び６２０ｎｍにおいては、酸素飽和度が変化してもヘモグロビンの吸収Ａは殆ど変化しない。したがって、波長４００ｎｍ及び６２０ｎｍを等吸収点に準ずる波長として考えることができるため、本明細書では、波長４００ｎｍを準等吸収点Ｅ０、波長６２０ｎｍを準等吸収点Ｅ８と定義する。また、本実施形態の分光分析においては、準等吸収点Ｅ０、Ｅ８を等吸収点とみなすことができる。また、準等吸収点Ｅ８よりも長波長側には、モグロビンの吸収が少ない領域が存在する。ここで、準等吸収点Ｅ８から８００ｎｍまでの波長領域を波長域ＷＲと定義する。

偶数番目の波長域Ｗ０、Ｗ２、Ｗ４、Ｗ６におけるヘモグロビンの吸収Ａ_Ｗ０、Ａ_Ｗ２、Ａ_Ｗ４、Ａ_Ｗ６は酸素化ヘモグロビンの濃度（酸素飽和度）の増加に対して線形的に単調増加し、奇数番目の波長域Ｗ１、Ｗ３、Ｗ５、Ｗ７におけるヘモグロビンの吸収Ａ_Ｗ１、Ａ_Ｗ３、Ａ_Ｗ５、Ａ_Ｗ７は還元ヘモグロビンの濃度（１−酸素飽和度）の増加に対して線形的に単調増加する。従って、次の数式２により定義される指標Ｘは、酸素化ヘモグロビンの濃度（酸素飽和度）に対して線形的に単調増加する。

従って、予め実験的に酸素飽和度と指標Ｘとの定量的な関係を取得すれば、指標Ｘの値から酸素飽和度を計算することができる。

上記の数式２は、波長４００ｎｍから６２０ｎｍまでの波長範囲に含まれる全ての波長域Ｗ０〜Ｗ７の吸収Ａ_Ｗ０〜Ａ_Ｗ７を使用して指標Ｘを計算する場合のものであるが、偶数番目の波長域Ｗ０、Ｗ２、Ｗ４、Ｗ６の吸収Ａ_Ｗ０、Ａ_Ｗ２、Ａ_Ｗ４、Ａ_Ｗ６の任意の一つ以上の和（部分和）から、奇数番目の波長域Ｗ１、Ｗ３、Ｗ５、Ｗ７の吸収Ａ_Ｗ１、Ａ_Ｗ３、Ａ_Ｗ５、Ａ_Ｗ７の任意の一つ以上の和を差し引いた値を指標Ｘとすることもできる。

（内視鏡装置の構成）
図２は、本発明の実施形態に係る内視鏡装置１のブロック図である。本実施形態の内視鏡装置１は、電子内視鏡１００、プロセッサ２００及びモニタ３００を備えている。電子内視鏡１００及びモニタ３００は、プロセッサ２００に着脱可能に接続されている。また、プロセッサ２００には、光源部４００及び画像処理部５００が内蔵されている。

電子内視鏡１００は、体腔内に挿入される挿入管１１０を有している。電子内視鏡１００の内部には、全長に亘って延びるライトガイド１３１が設けられている。ライトガイド１３１の一端部（先端部１３１ａ）は、挿入管１１０の先端部（挿入管先端部１１１）の近傍に配置されており、ライトガイド１３１の他端部（基端部１３１ｂ）は、プロセッサ２００に接続されている。プロセッサ２００は、キセノンランプ等の光量の大きい白色光ＷＬを生成する光源ランプ４３０等を備えた光源部４００を内蔵しており、この光源部４００によって生成された照明光ＩＬは、ライトガイド１３１の基端１３１ｂに入射するようになっている。ライトガイド１３１の基端１３１ｂに入射した光は、ライトガイド１３１を通ってその先端部１３１ａに導かれ、先端部１３１ａから放射される。電子内視鏡１００の挿入管先端部１１１には、ライトガイド１３１の先端部１３１ａと対向して配置された配光レンズ１３２が設けられており、ライトガイド１３１の先端部１３１ａから放射される照明光ＩＬは、配光レンズ１３２を透過して、挿入管先端部１１１の近傍の生体組織Ｔを照明する。

また、挿入管先端部１１１には対物光学系１２１及び撮像素子１４１が設けられている。生体組織Ｔの表面で反射又は散乱された光の一部（戻り光）は、対物光学系１２１に入射し、集光されて、撮像素子１４１の受光面に結像する。本実施形態の撮像素子１４１は、その受光面にカラーフィルタ１４１ａを備えたカラー画像撮像用のＣＣＤ（Charge Coupled Device）イメージセンサであるが、ＣＭＯＳ（Complementary Metal Oxide Semiconductor）イメージセンサ等の他の種類の撮像素子を使用してもよい。カラーフィルタ１４１ａは、赤色の光を透過させるＲフィルタと、緑色の光を透過させるＧフィルタと、青色の光を透過させるＢフィルタとが配列され、撮像素子１４１の各受光素子上に直接形成された、いわゆるオンチップフィルタである。Ｒ、Ｇ、Ｂの各フィルタは、図３に示すような分光特性を有している。すなわち、本実施形態のＲフィルタは、波長約５７０ｎｍ以上の光を透過させるフィルタであり、Ｇフィルタは、波長約４７０ｎｍ〜６２０ｎｍの光を透過させるフィルタであり、Ｂフィルタは、波長約５３０ｎｍ以下の光を透過させるフィルタである。

撮像素子１４１は、後述する信号処理回路５５０と同期して駆動するように制御され、受光面に結像した像に対応する撮像信号を、周期的に（例えば、１／３０秒間隔で）出力する。撮像素子１４１から出力された撮像信号は、ケーブル１４２を介してプロセッサ２００の画像処理部５００に送られる。

画像処理部５００は、Ａ／Ｄ変換回路５１０、一時記憶メモリ５２０、コントローラ５３０、ビデオメモリ５４０及び信号処理回路５５０を備えている。Ａ／Ｄ変換回路５１０は、電子内視鏡１００の撮像素子１４１からケーブル１４２を介して入力される撮像信号をＡ／Ｄ変換してデジタル画像データを出力する。Ａ／Ｄ変換回路５１０から出力されるデジタル画像データは、一時記憶メモリ５２０に送られ記憶される。なお、デジタル画像データ（撮像信号）には、Ｒフィルタが装着された受光素子によって撮像されたＲデジタル画像データ（Ｒ撮像信号）、Ｇフィルタが装着された受光素子によって撮像されたＧデジタル画像データ（Ｇ撮像信号）及びＢフィルタが装着された受光素子によって撮像されたＢデジタル画像データ（Ｂ撮像信号）が含まれている。

コントローラ５３０は、一時記憶メモリ５２０に記憶された単数又は複数のデジタル画像データを処理して一枚の表示用画像データを生成し、これをビデオメモリ５４０に送る。例えば、コントローラ５３０は、単一のデジタル画像データから生成された表示用画像データ、複数のデジタル画像データの画像が並べられた表示用画像データ、或いは複数のデジタル画像データに基づいて画素（ｘ，ｙ）毎に生体組織Ｔの反射スペクトルを生成し、これによって健常部と病変部とを識別した表示用画像データや、特定の画素（ｘ，ｙ）に対応する生体組織Ｔの反射スペクトルのグラフを表示する表示用画像データ等を生成して、これをビデオメモリ５４０に記憶させる。信号処理回路５５０は、ビデオメモリ５４０に記憶されている表示用画像データに基づいて所定の形式（例えば、ＮＴＳＣ規格やＤＶＩ規格に準拠した形式）のビデオ信号を生成して出力する。信号処理回路５５０から出力されたビデオ信号は、モニタ３００に入力される。この結果、電子内視鏡１００によって撮像された内視鏡画像等が、モニタ３００に表示される。

このように、プロセッサ２００は、電子内視鏡１００の撮像素子１４１から出力される撮像信号を処理するビデオプロセッサとしての機能と、被写体である生体組織Ｔを照明するための照明光ＩＬを電子内視鏡１００のライトガイド１３１に供給する光源装置としての機能とを兼ね備えたものである。

光源部４００は、上述の光源４３０の他に、コリメータレンズ４４０、回転フィルタ４１０、フィルタ制御部４２０及び集光レンズ４５０を備えている。光源４３０から出射される白色光ＷＬは、コリメータレンズ４４０によって平行光となり、回転フィルタ４１０を通過した後、集光レンズ４５０によってライトガイド１３１の基端１３１ｂに入射する。

回転フィルタ４１０は、複数の光学フィルタを備えた円盤型の光学ユニットであり、その回転角度に応じて透過波長域が切り替わるように構成されている。回転フィルタ４１０の回転角度は、コントローラ５３０に接続されたフィルタ制御部４２０によって制御される。コントローラ５３０がフィルタ制御部４２０を介して回転フィルタ４１０の回転角度を制御することにより、回転フィルタ４１０を透過してライトガイド１３１に供給される照明光ＩＬのスペクトルが切り替えられる。

図４は、回転フィルタ４１０の外観図（正面図）である。回転フィルタ４１０は、略円盤状のフレーム４１１と、５つの扇形の光学フィルタＦ１、Ｆ２、Ｆ３、Ｆ４及びＦ５を備えている。フレーム４１１の中心軸の周りには５つの扇状の窓４１４ａ、４１４ｂ、４１４ｃ、４１４ｄ及び４１４ｅが等間隔で形成されており、各窓４１４ａ、４１４ｂ、４１４ｃ、４１４ｄ及び４１４ｅには、それぞれ光学フィルタＦ１、Ｆ２、Ｆ３、Ｆ４及びＦ５が嵌め込まれている。なお、本実施形態の光学フィルタは、いずれも誘電体多層膜フィルタであるが、他の方式の光学フィルタ（例えば、吸収型の光学フィルタや誘電体多層膜を反射膜として用いたエタロンフィルタ等）を用いてもよい。

また、フレーム４１１の中心軸上にはボス穴４１２が形成されている。ボス穴４１２には、フィルタ制御部４２０が備えるサーボモータ（不図示）の出力軸が差し込まれて固定され、回転フィルタ４１０はサーボモータの出力軸と共に回転する。

図４には、白色光ＷＬが光学フィルタＦ１に入射する状態が示されているが、回転フィルタ４１０が矢印で示される方向に回転すると、白色光ＷＬが入射する光学フィルタは、Ｆ１、Ｆ２、Ｆ３、Ｆ４、Ｆ５の順に切り替わり、これにより回転フィルタ４１０を透過する照明光ＩＬのスペクトルが切り替えられる。

光学フィルタＦ１は、４５０−５００ｎｍ帯の光を選択的に透過させる光バンドパスフィルタである。図１に示すように、光学フィルタＦ１は、波長域Ｗ２の光を低損失で透過させ、それ以外の波長領域の光を遮断するように構成されている。

光学フィルタＦ１の透過波長域（図１）は、カラーフィルタ１４１ａのＢフィルタの透過波長域（図３）に含まれている。従って、光学フィルタＦ１を通過した光によって形成される像は、Ｂフィルタが装着された受光素子によって撮像され、Ｂデジタル画像データ（Ｂ撮像信号）として得られる。

光学フィルタＦ２及びＦ３は、５５０ｎｍ帯の光を選択的に透過させる光バンドパスフィルタである。図１に示すように、光学フィルタＦ２は、等吸収点Ｅ４からＥ７までの波長域Ｗ４、Ｗ５及びＷ６の光を低損失で透過させ、それ以外の波長域の光を遮断するように構成されている。また、光学フィルタＦ３は、波長域Ｗ５の光を低損失で透過させ、それ以外の波長域の光を遮断するように構成されている。

光学フィルタＦ２及びＦ３の透過波長域（図１）は、カラーフィルタ１４１ａのＧフィルタの透過波長域（図３）に含まれている。従って、光学フィルタＦ２又はＦ３を通過した光によって形成される像は、Ｇフィルタが装着された受光素子によって撮像され、Ｇデジタル画像データ（Ｇ撮像信号）として得られる。

光学フィルタＦ４は、生体組織Ｔの吸収が低い波長域である等吸収点Ｅ８よりも長波長側の波長域ＷＲの光のみを選択的に透過させるように設計されている。光学フィルタＦ４の透過波長域は、カラーフィルタ１４１ａのＲフィルタの透過波長域（図３）に含まれている。従って、光学フィルタＦ４を通過した光の像は、Ｒフィルタが装着された受光素子によって撮像され、Ｒデジタル画像データ（Ｒ撮像信号）として得られる。波長域ＷＲの照明光ＩＬを使用して取得される画像データは、後述する規格化処理に使用される。

また、光学フィルタＦ５は、紫外線カットフィルタであり、可視光に対しては透明である。光学フィルタＦ５を透過した照明光ＩＬ（すなわち白色光）は、通常観察像の撮像に使用される。なお、光学フィルタＦ５を使用せず、フレーム４１１の窓４１４ｅを開放した構成としてもよい。

フレーム４１１の周縁部には、中心軸と平行に延びる貫通孔４１３が形成されている。貫通孔４１３は、フレーム４１１の回転方向において、窓４１４ａと窓４１４ｅとの境界部と同じ位置に形成されている。フレーム４１１の周囲には、貫通孔４１３を検出するためのフォトインタラプタ４２２が、フレーム４１１の周縁部の一部を囲むように配置されている。フォトインタラプタ４２２は、フィルタ制御部４２０に接続されている。

本実施形態の内視鏡装置１は、通常観察モード、分光分析（酸素飽和度分布画像表示）モード及びベースライン測定モードの３つの動作モードを有している。通常観察モードは、光学フィルタＦ５を通過した白色光を用いてカラー画像を撮影する動作モードである。分光分析モードは、光学フィルタＦ１、Ｆ２、Ｆ３及びＦ４のそれぞれを通過した照明光ＩＬを用いて撮像したデジタル画像データに基づいて分光分析を行い、生体組織中の生体分子の分布画像（例えば酸素飽和度分布画像）を表示するモードである。ベースライン測定モードは、実際の内視鏡観察を行う前に（又は行った後で）、無彩色の拡散板（磨りガラス等）や標準反射板等の色基準板を被写体として、光学フィルタＦ１、Ｆ２、Ｆ３及びＦ４のそれぞれを通過した照明光ＩＬを用いて撮像を行い、後述する規格化処理に使用するデータを取得するモードである。

通常観察モードにおいては、コントローラ５３０は、フィルタ制御部４２０を制御して、白色光ＷＬが光学フィルタＦ５に入射する位置で回転フィルタ４１０を静止させる。そして、撮像素子１４１によって撮像されたデジタル画像データを、必要に応じて画像処理を施した後に、ビデオ信号に変換して、モニタ３００に表示させる。

分光分析モードにおいては、コントローラ５３０は、フィルタ制御部４２０を制御して、回転フィルタ４１０を一定の回転数で回転駆動させながら、光学フィルタＦ１、Ｆ２、Ｆ３、Ｆ４及びＦ５をそれぞれ透過した照明光ＩＬによる生体組織Ｔの撮像を順次行う。そして、光学フィルタＦ１、Ｆ２、Ｆ３及びＦ４を用いて取得したデジタル画像データに基づいて生体組織中の生体分子の分布を示す画像を生成し、これと光学フィルタＦ５を用いて取得した通常観察画像とを並べた表示画面を生成して、更にビデオ信号に変換して、モニタ３００に表示させる。

分光分析モードでは、フィルタ制御部４２０は、フォトインタラプタ４２２が貫通孔４１３を検出するタイミングに基づいて、回転フィルタ４１０の回転の位相を検出し、これをコントローラ５３０から供給されるタイミング信号の位相と比較して、回転フィルタ４１０の回転の位相を調整する。コントローラ５３０からのタイミング信号は、撮像素子１４１の駆動信号と同期している。従って、回転フィルタ４１０は、撮像素子１４１の駆動と同期して、略一定の回転数で回転駆動される。具体的には、回転フィルタ４１０の回転は、撮像素子１４１による１画像分（Ｒ，Ｇ，Ｂの３フレーム）の撮像が行われる毎に、白色光ＷＬが入射する光学フィルタＦ１〜Ｆ４（窓４１４ａ〜ｄ）が切り替わるように制御される。

ベースライン測定モードにおいては、コントローラ５３０は、フィルタ制御部４２０を制御して回転フィルタ４１０を回転させながら、光学フィルタＦ１、Ｆ２、Ｆ３及びＦ４を透過した照明光ＩＬによる色基準板の撮像を順次行う。光学フィルタＦ１を透過した照明光ＩＬを用いて撮影されたＢデジタル画像データは、ベースライン画像データＢＬ_Ｆ１（ｘ，ｙ）として、コントローラ５３０の内部メモリ５３１に記憶される。また、光学フィルタＦ２、Ｆ３をそれぞれ透過した照明光ＩＬを用いて撮影されたＧデジタル画像データは、それぞれベースライン画像データＢＬ_Ｆ２（ｘ，ｙ）、ＢＬ_Ｆ３（ｘ，ｙ）として、コントローラ５３０の内部メモリ５３１に記憶される。また、光学フィルタＦ４を透過した照明光ＩＬを用いて撮影されたＲデジタル画像データは、ベースライン画像データＢＬ_Ｆ４（ｘ，ｙ）としてコントローラ５３０の内部メモリ５３１に記憶される。

次に、分光分析モードにおいて、画像処理部５００によって実行される画像生成処理について説明する。図５は、画像生成処理を説明するフローチャートである。

ユーザ操作によって、分光分析モードが選択されている場合は、上述のように、フィルタ制御部４２０は回転フィルタ４１０を一定の回転数で回転駆動する。そして、光源部４００からは、光学フィルタＦ１、Ｆ２、Ｆ３、Ｆ４及びＦ５のそれぞれを透過した照明光ＩＬが順次供給され、各照明光ＩＬを用いた撮像が順次行われる（Ｓ１）。具体的には、光学フィルタＦ１を透過した照明光ＩＬを用いて撮像したＢデジタル画像データＢ_Ｆ１（ｘ，ｙ）、光学フィルタＦ２を透過した照明光ＩＬを用いて撮像したＧデジタル画像データＧ_Ｆ２（ｘ，ｙ）、光学フィルタＦ３を透過した照明光ＩＬを用いて撮像したＧデジタル画像データＧ_Ｆ３（ｘ，ｙ）、光学フィルタＦ４を透過した照明光ＩＬを用いて撮像したＲデジタル画像データＲ_Ｆ４（ｘ，ｙ）並びに光学フィルタ（紫外線カットフィルタ）Ｆ５を透過した照明光ＩＬ（白色光）を用いて撮像したＲデジタル画像データＲ_Ｆ５（ｘ，ｙ）、Ｇデジタル画像データＧ_Ｆ５（ｘ，ｙ）及びＢデジタル画像データＢ_Ｆ５（ｘ，ｙ）がコントローラ５３０の内部メモリ５３２に記憶される。

次に、画像処理部５００は、処理Ｓ１にて取得したＲデジタル画像データＲ_Ｆ５（ｘ，ｙ）、Ｇデジタル画像データＧ_Ｆ５（ｘ，ｙ）及びＢデジタル画像データＢ_Ｆ５（ｘ，ｙ）を用いて、以下の分析処理（処理Ｓ３−Ｓ７）の対象とする画素を選別する画素選別処理Ｓ２を行う。血液を含んでいない箇所や、組織の色がヘモグロビン以外の物質により支配的な影響を受けている箇所については、画素の色情報から酸素飽和度や血流量を計算しても意味のある値は得られず、単なるノイズとなる。このようなノイズを算出して医師に提供すると、医師による迅速な診断の妨げとなるだけでなく、画像処理部５００に無用な負荷を与えて処理速度を低下させるという弊害が生じる。そこで、本実施形態の画像生成処理は、分析処理に適した画素（すなわち、ヘモグロビンの分光学的特徴が記録された画素）を選別して、選別された画素に対してのみ分析処理を行うように構成されている。

画素選別処理Ｓ２では、以下の数式３、数式４及び数式５の条件を全て充足する画素のみが分析処理の対象画素として選別される。
ここで、ａ_１、ａ_２、ａ_３は正の定数である。

上記の３つの条件式は、血液の透過スペクトルにおける、Ｇ成分＜Ｂ成分＜Ｒ成分の値の大小関係に基づいて設定されている。なお、上記の３つの条件式のうちの１つ又は２つのみを使用して（例えば、血液に特有の赤色に注目して数式４及び数式５のみを使用して）画素選別処理Ｓ２を行っても良い。

次に、画像処理部５００は、規格化処理を行う。本実施形態の規格化処理には、内視鏡装置１自体の特性（例えば光学フィルタの透過率や撮像素子の受光感度）を補正するための第１規格化処理Ｓ３と、被写体である生体組織Ｔの表面状態や、生体組織Ｔへの照明光ＩＬの入射角の違いによる反射率の変動を補正するための第２規格化処理Ｓ４とが含まれる。

規格化処理においては、画像処理部５００は、光学フィルタＦ１を透過した照明光ＩＬを用いて取得したＢデジタル画像データＢ_Ｆ１（ｘ，ｙ）、光学フィルタＦ４を透過した照明光ＩＬを用いて取得したＲデジタル画像データＲ_Ｆ４（ｘ，ｙ）及びベースライン画像データＢＬ_Ｆ１（ｘ，ｙ）、ＢＬ_Ｆ４（ｘ，ｙ）から、次の数式６により、規格化反射率ＳＲ_Ｆ１（ｘ，ｙ）が計算される。なお、各デジタル画像データＢ_Ｆ１（ｘ，ｙ）、Ｒ_Ｆ４（ｘ，ｙ）をそれぞれ対応するベースライン画像データＢＬ_Ｆ１（ｘ，ｙ）、ＢＬ_Ｆ４（ｘ，ｙ）で除算することにより、内視鏡装置１の特性に依存する要素（装置関数）が取り除かれる（第１規格化処理Ｓ３）。また、Ｂデジタル画像データＢ_Ｆ１（ｘ，ｙ）をＲデジタル画像データＲ_Ｆ４（ｘ，ｙ）で除算することにより、生体組織Ｔの表面状態や生体組織Ｔへの照明光ＩＬの入射角の違いによる反射率の変動が補正される（第２規格化処理Ｓ４）。

同様に、次の数式７及び数式８により、規格化反射率ＳＲ_Ｆ２（ｘ，ｙ）及びＳＲ_Ｆ３（ｘ，ｙ）が計算される。

光学フィルタＦ１、Ｆ２，Ｆ３を透過した照明光ＩＬに対する生体組織Ｔの吸収Ａ_Ｆ１（ｘ，ｙ）、Ａ_Ｆ２（ｘ，ｙ）、Ａ_Ｆ３（ｘ，ｙ）は、それぞれ次の数式９、１０、１１により計算される（Ｓ５）。

なお、吸収Ａ_Ｆ１（ｘ，ｙ）、Ａ_Ｆ２（ｘ，ｙ）及びＡ_Ｆ３（ｘ，ｙ）は、それぞれ次の数式１２、１３及び１４により近似的に計算することもできる。

また、上述した規格化処理（Ｓ３、Ｓ４）を省略して、簡易的に分光分析を行うこともできる。その場合には、吸収Ａ_Ｆ１（ｘ，ｙ）、Ａ_Ｆ２（ｘ，ｙ）及びＡ_Ｆ３（ｘ，ｙ）は、それぞれ次の数式１５、１６及び１７により計算される。

また、この場合、吸収Ａ_Ｆ１（ｘ，ｙ）、Ａ_Ｆ２（ｘ，ｙ）及びＡ_Ｆ３（ｘ，ｙ）は、それぞれ次の数式１８、１９及び２０により近似的に計算することもできる。

また、図１に示すヘモグロビンの吸収波長域Ｗ４、Ｗ５、Ｗ６と光学フィルタＦ２、Ｆ３の透過波長域との関係から明らかなように、波長域Ｗ４、Ｗ５、Ｗ６に対する生体組織Ｔの吸収Ａ_Ｗ４（ｘ，ｙ）、Ａ_Ｗ５（ｘ，ｙ）、Ａ_Ｗ６（ｘ，ｙ）と、光学フィルタＦ２、Ｆ３を透過した照明光ＩＬに対する生体組織Ｔの吸収Ａ_Ｆ２（ｘ，ｙ）、Ａ_Ｆ３（ｘ，ｙ）との間には、次の数式２１及び２２に示す関係がある。

また、ヘモグロビンの吸収波長域Ｗ２に対する生体組織Ｔの吸収Ａ_Ｗ２（ｘ，ｙ）と光学フィルタＦ１を透過した照明光ＩＬに対する生体組織Ｔの吸収Ａ_Ｆ１（ｘ，ｙ）との間には、次の数式２３に示す関係がある。

従って、指標Ｘは、次の数式２４によって表わされる。

更に、数式９、１０、１１及び数式６、７、８を用いて数式２４を整理すると、次の数式２５が得られる。

従って、数式２５を用いて、Ｂデジタル画像データＢ_Ｆ１（ｘ，ｙ）、Ｇデジタル画像データＧ_Ｆ２（ｘ，ｙ）、Ｇ_Ｆ３（ｘ，ｙ）及びベースライン画像データＢＬ_Ｆ１（ｘ，ｙ）、ＢＬ_Ｆ２（ｘ，ｙ）、ＢＬ_Ｆ３（ｘ，ｙ）から指標Ｘの値を計算することができる（Ｓ６）。

また、指標Ｘは、次の数式２６によっても近似的に求めることができる。

コントローラ５３０が備える不揮発性のメモリ５３２には、予め実験的に取得されたヘモグロビンの酸素飽和度と指標Ｘの値との定量的関係を示す数値表が記憶されている。コントローラ５３０は、この数値表を参照して、数式２５又は数式２６から算出した指標Ｘの値に対応する酸素飽和度ＳａｔＯ_２（ｘ，ｙ）を取得する。そして、コントローラ５３０は、取得した酸素飽和度ＳａｔＯ_２（ｘ，ｙ）に所定の定数を乗じた値を各画素（ｘ，ｙ）の画素値とする画像データ（酸素飽和度分布画像データ）を生成する（Ｓ７）。

また、コントローラ５３０は、光学フィルタ（紫外線カットフィルタ）Ｆ４を透過した照明光ＩＬ（白色光）を用いて取得したＲデジタル画像データＲ_Ｆ４（ｘ，ｙ）、Ｇデジタル画像データＧ_Ｆ４（ｘ，ｙ）及びＢデジタル画像データＢ_Ｆ４（ｘ，ｙ）から、通常観察画像データを生成する。図６にコントローラ５３０が生成する画像データの表示例を示す。図６（ａ）が通常観察画像データの表示例であり、図６（ｂ）が酸素飽和度分布画像データの表示例である。なお、図６は、中指の近位指節間関節付近を輪ゴムで圧迫した状態の右手を観察したものである。図６（ｂ）には、右中指の圧迫部よりも遠位側において、圧迫によって血流が阻害されたことにより、酸素飽和度が低くなっていることが示されている。また、圧迫部の近位側直近では、動脈血が滞留して、局所的に酸素飽和度が高くなっていることが読み取れる。

更に、コントローラ５３０は、生成した酸素飽和度分布画像データ及び通常観察画像データから、１画面上に通常観察画像と酸素飽和度分布画像を並べて表示する画面データを生成して、ビデオメモリ５４０に記憶させる。なお、コントローラ５３０は、ユーザ操作に応じて、酸素飽和度分布画像のみを表示する表示画面や、通常観察画像のみを表示する表示画面、酸素飽和度分布画像及び／又は通常観察画像に患者のＩＤ情報や観察条件等の付帯情報をスーパーインポーズ表示した表示画面等、種々の表示画面を生成することができる。

また、波長域Ｗ４、Ｗ５及びＷ６から構成される５５０ｎｍ付近の波長領域（すなわち、光学フィルタＦ２の透過波長域）に着目すると、酸素飽和度の変化に応じて各波長域Ｗ４、Ｗ５、Ｗ６の吸収Ａ_Ｗ４、Ａ_Ｗ５、Ａ_Ｗ６は変化するが、これらの和Ｙ（数式２７に示す）は一定となる。また、この吸収の和Ｙは、生体組織中の総ヘモグロビン量（酸素化ヘモグロビンHbO₂と還元ヘモグロビンHbの合計量）に比例するため、総ヘモグロビン量を示す良い指標となる。

悪性腫瘍の組織では、血管新生により正常な組織よりも総ヘモグロビン量が多く、尚且つ、酸素の代謝が顕著であるため酸素飽和度は正常な組織よりも低いことが知られている。そこで、コントローラ５３０は、数式２７により計算した総ヘモグロビン量を示す指標Ｙが所定の基準値（第１基準値）よりも大きく、且つ、数式２５等により計算した酸素飽和度を示す指標Ｘが所定の基準値（第２基準値）よりも小さい画素を抽出して、例えば通常観察画像データの対応する画素に対して強調表示処理を行った病変部強調画像データを生成し、通常観察画像及び／又は酸素飽和度分布画像と共に（或いは単独で）病変部強調画像をモニタ３００に表示することもできる。

強調表示処理としては、例えば、該当する画素の画素値を増加させる処理や、色相を変化させる処理（例えば、Ｒ成分を増加させて赤味を強くする処理や、色相を所定角度だけ回転させる処理）、該当する画素を明滅させる（あるいは、周期的に色相を変化させる）処理がある。

また、コントローラ５３０が、病変部強調画像データの代わりに、例えば、指標Ｘ（ｘ，ｙ）の平均値からの偏差と、指標Ｙ（ｘ，ｙ）の平均値からの偏差に基づいて、悪性腫瘍の疑いの度合を示す指標Ｚ（ｘ，ｙ）を計算して、指標Ｚを画素値とする画像データ（悪性疑い度画像データ）を生成する構成としてもよい。

以上が本発明の実施形態および該実施形態の具体的実施例の説明であるが、本発明は、上記の構成に限定されるものではなく、本発明の技術的思想の範囲内において様々な変形が可能である。

上記の実施形態では、連続する単一の透過波長域を有する光学フィルタが使用されるが、不連続な複数の透過波長域を有する所謂多峰性の光学フィルタを使用することもできる。例えば、図１に示される４つの偶数番目の波長域Ｗ０、Ｗ２、Ｗ４、Ｗ６のみを透過する光学フィルタＦ１１と、４つの奇数番目の波長域Ｗ１、Ｗ３、Ｗ５、Ｗ７のみを透過する光学フィルタＦ１２とを使用して分光分析を行うことができる。この場合、４００〜６２０ｎｍの波長範囲の全域を使用するため、光エネルギーの利用効率が高く、よりノイズの少ない高精度の分析が可能となる。また、カラーフィルタ１４１ａを備えていない撮像素子１４１を使用すると、光エネルギーの利用効率を更に高めることができる。

この場合、次の数式２８によって指標Ｘが計算される。
但し、
Ａ_Ｆ１１：光学フィルタＦ１１を透過した照明光ＩＬに対する生体組織の吸収
Ａ_Ｆ１２：光学フィルタＦ１２を透過した照明光ＩＬに対する生体組織の吸収
Ｉ_Ｆ１１：光学フィルタＦ１１を使用して撮像したデジタル画像データ
Ｉ_Ｆ１２：光学フィルタＦ１２を使用して撮像したデジタル画像データ
ＢＬ_Ｆ１１：光学フィルタＦ１１を使用して取得したベースライン画像データ
ＢＬ_Ｆ１２：光学フィルタＦ１２を使用して取得したベースライン画像データ

また、上記の実施形態では、指標Ｘの値に基づいて数値表から酸素飽和度の値を取得し、更に所定の定数を乗じて酸素飽和度分布画像の画素値を計算しているが、本発明はこの構成に限定されるものではない。指標Ｘは酸素飽和度に対して単調に増加する数値であるため、指標Ｘの値をそのまま（又は所定の定数を乗じて）酸素飽和度分布画像の画素値として用いることもできる。

また、本実施形態の撮像素子１４１は、その前面にＲ、Ｇ、Ｂの原色系カラーフィルタを備えたカラー画像撮像用の撮像素子であるとして説明したが、この構成に限定されるものではなく、例えば、Ｙ、Ｃｙ、Ｍｇ、Ｇの補色系カラーフィルタを備えたカラー画像撮像用の撮像素子を用いてもよい。

また、本実施形態の撮像素子１４１は、オンチップのカラーフィルタ１４１ａを備えたカラー画像撮像用の撮像素子であるとして説明したが、この構成に限定されるものではなく、例えば、白黒画像撮像用の撮像素子を用い、いわゆる面順次方式のカラーフィルタを備えた構成としてもよい。また、カラーフィルタ１４１ａは、オンチップの構成に限定されるものではなく、光源４３０から撮像素子１４１までの光路中への配置が可能である。

また、上記の実施形態では、回転フィルタ４１０が使用されるが、本発明はこの構成に限定されるものではなく、透過波長域が切換え可能な他の方式の波長可変フィルタを使用することもできる。

また、上記の実施形態では、回転フィルタ４１０が光源側に設けられ、照射光ＩＬに対してフィルタリングを行う構成が採用されているが、本発明はこの構成に限定されるものではなく、回転フィルタ４１０を撮像素子側（例えば、対物光学系１２１と撮像素子１３１との間）に設けて、被写体からの戻り光をフィルタリングする構成とすることもできる。

また、上記の実施形態では、分光分析モードにおいて、回転フィルタ４１０を一定の回転数で回転させながら、所定の時間間隔で撮像を行う構成が採用されているが、本発明はこの構成に限定されるものではなく、例えば、回転フィルタ４１０の回転位置を所定の時間間隔で段階的に変化させ、回転フィルタ４１０が静止した状態で撮像を行う構成としてもよい。

また、上記の実施形態は、本発明をデジタルカメラの一形態である電子内視鏡装置に適用した例であるが、他の種類のデジタルカメラ（例えば、デジタル一眼レフカメラやデジタルビデオカメラ）を使用したシステムに本発明を適用することもできる。例えば、本発明をデジタルスチルカメラに適用すると、体表組織の観察や開頭手術時の脳組織の観察（例えば、脳血流量の迅速検査）を行うことができる。

１ 内視鏡装置
１００ 電子内視鏡
１１０ 挿入管
１１１ 挿入管先端部
１２１ 対物光学系
１３１ ライトガイド
１３１ａ 先端部
１３１ｂ 基端部
１３２ レンズ
１４１ 撮像素子
１４１ａ カラーフィルタ
１４２ ケーブル
２００ プロセッサ
３００ モニタ
４００ 光源部
４１０ 回転フィルタ
４２０ フィルタ制御部
４３０ 光源
４４０ コリメータレンズ
４５０ 集光レンズ
５００ 画像処理部
５１０ Ａ／Ｄ変換回路
５２０ 一時記憶メモリ
５３０ コントローラ
５４０ ビデオメモリ
５５０ 信号処理回路

Claims (10)

1. 光吸収スペクトルが複数の等吸収点を有する生体組織に含まれ、それぞれ光吸収を有する第１生体物質と第２生体物質とのモル濃度比の分布画像を生成する内視鏡装置であって、
   前記モル濃度比の増大と共に光吸収が増大する複数種類の第１種波長域を含む第１の光を用いて前記生体組織を撮像して、該複数種類の第１種波長域に対応する複数種類の第１撮像データを取得する手段と、
   前記モル濃度比の増大と共に光吸収が減少する複数種類の第２種波長域を含む第２の光を用いて前記生体組織を撮像して、該複数種類の第２種波長域に対応する複数種類の第２撮像データを取得する手段と、
   前記複数種類の第１撮像データ及び前記複数種類の第２撮像データの各撮像データに基づいて、各画素について、該各撮像データの取得に用いた光に対する前記生体組織の光吸収を計算する手段と、
   各画素について、前記複数種類の第１撮像データに基づいて計算した前記生体組織の光吸収の和と前記複数種類の第２撮像データに基づいて計算した前記生体組織の光吸収の和との差分に基づいて前記第１生体物質と前記第２生体物質とのモル濃度比を示す指標を計算する手段と、
   前記指標に基づいて前記分布画像を生成する手段と、
   を備え、
   前記第１の光に含まれる各前記第１種波長域及び前記第２の光に含まれる各前記第２種波長域は、前記等吸収点によって区画されている、
   内視鏡装置。
2. 前記第１撮像データを取得する手段は、前記複数種類の第１種波長域のみを含む光を用いて前記生体組織を撮像する、
   請求項１に記載の内視鏡装置。
3. 前記第２撮像データを取得する手段は、前記複数種類の第２種波長域のみを含む光を用いて前記生体組織を撮像する、
   請求項１又は請求項２に記載の内視鏡装置。
4. 前記第１撮像データを取得する手段は、
   前記第１の光を選択的に分離する少なくとも一つの第１光学フィルタにより白色光から分離した光を用いて撮像する手段を含み、
   前記第２撮像データを取得する手段は、
   前記第２の光を選択的に分離する少なくとも一つの第２光学フィルタにより白色光から分離した光を用いて撮像する手段を含む、
   請求項１から請求項３のいずれか一項に記載の内視鏡装置。
5. 前記少なくとも一つの第１光学フィルタと前記少なくとも一つの第２光学フィルタを順次切り替えながら、前記複数種類の第１撮像データ及び前記複数種類の第２撮像データを取得する、
   請求項４に記載の内視鏡装置。
6. 前記第１光学フィルタ及び前記第２光学フィルタの少なくとも一方が、複数の前記第１種波長域又は前記第２種波長域を選択的に分離する多峰性の光学フィルタである、
   請求項１から請求項５のいずれか一項に記載の内視鏡装置。
7. 前記指標に基づいて前記分布画像を生成する手段が、前記指標を画素値とする画像データを生成する手段を含む、
   請求項１から請求項６のいずれか一項に記載の内視鏡装置。
8. 前記第１生体物質が酸素化ヘモグロビンであり、
   前記第２生体物質が還元ヘモグロビンであり、
   酸素飽和度の分布画像を生成する、
   請求項１から請求項７のいずれか一項に記載の内視鏡装置。
9. 前記複数種類の第１撮像データに基づいて計算した前記生体組織の光吸収と、前記複数種類の第２撮像データに基づいて計算した前記生体組織の光吸収との合計に基づいて、前記生体組織の総ヘモグロビン量を示す指標を計算する手段を更に含む、
   請求項８に記載の内視鏡装置。
10. 前記生体組織の光吸収スペクトルにおいて、前記モル濃度比による光吸収の変化が十分に小さな波長を等吸収点とみなす、
    請求項１から請求項９のいずれか一項に記載の内視鏡装置。