JP6356122B2 - 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装置の作動方法及び装置 - 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及び装置に関する。

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、生体組織内に何らかの病変部の存在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一連の画像情報から構成されるが、分光画像の波長分解能が高い（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分光情報を得ることができる。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及び装置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、所定の波長域における吸収スペクトルが短波長側から順に第１、第２、第３及び第４の等吸収点を有する生体組織に含まれる第１及び第２の生体物質のモル濃度比の分布画像を生成する方法であって、第１の等吸収点と第２の等吸収点とで区画された第１の波長域、第２の等吸収点と第３の等吸収点とで区画された第２の波長域及び第３の等吸収点と第４の等吸収点とで区画された第３の波長域の光を纏めて選択的に取り出す第１の光学フィルタにより白色光から第１照明光を取り出すステップと、第１照明光の照明下で撮像された生体組織の第１の撮像データＧ_１を取得するステップと、第２の波長域の光を選択的に取り出す第２の光学フィルタにより白色光から第２照明光を取り出すステップと、第２照明光の照明下で撮像された生体組織の第２の撮像データＧ_２を取得するステップと、第１の撮像データＧ_１及び第２の撮像データＧ_２に基づいて分布画像を生成するステップと、を含むものが提供される。

また、上記の方法において、第１の撮像データＧ_１及び第２の撮像データＧ_２に基づいて分布画像を生成するステップは、第１の撮像データＧ_１に基づいて第１の光学フィルタの透過波長域における生体組織の吸収Ａ_１を取得するステップと、第２の撮像データＧ_２に基づいて第２の光学フィルタの透過波長域における生体組織の吸収Ａ_２を取得するステップと、吸収Ａ_１及びＡ_２に基づいて分布画像を生成するステップと、を更に含む構成としてもよい。

また、上記の方法において、吸収Ａ_１を取得するステップは、数式１又は数式２により吸収Ａ_１を計算するステップを含み、
吸収Ａ_２を取得するステップは、数式３又は数式４により吸収Ａ_２を計算するステップを含む構成としてもよい。

また、上記の方法において、吸収Ａ_１及びＡ_２に基づいて分布画像を生成するステップは、数式５により指標Ｘを計算するステップと、
（但し、ｋは定数。）
指標Ｘに基づいて分布画像を生成するステップと、を含む構成としてもよい。

また、上記の方法において、定数ｋが１である構成としてもよい。

また、上記の方法において、所定の波長域と比べて生体組織の吸収が十分に低い第４の波長域の光を選択的に取り出す第３の光学フィルタにより白色光から第３照明光を取り出すステップと、第３照明光の照明下で撮像された生体組織の第３の撮像データＲ_３を取得するステップと、を更に含み、吸収Ａ_１を取得するステップは、第１の撮像データＧ_１を第３の撮像データＲ_３で除算して第１の規格化反射率ＳＲ_１を計算するステップと、数式６又は数式７により吸収Ａ_１を計算するステップと、を含み、
吸収Ａ_２を取得するステップは、第２の撮像データＧ_２を第３の撮像データＲ_３で除算して第２の規格化反射率ＳＲ_２を計算するステップと、数式８又は数式９により吸収Ａ_２を計算するステップと、を含む構成としてもよい。

また、上記の方法において、第１の光学フィルタにより白色光から取り出した光を用いて無彩色の色基準板を撮像して第１のベースライン画像データＢＬ_１を取得するステップと、第２の光学フィルタにより白色光から取り出した光を用いて色基準板を撮像して第２のベースライン画像データＢＬ_２を取得するステップと、を更に含み、第１の規格化反射率ＳＲ_１を計算するステップは、第１の撮像データＧ_１を第１のベースライン画像データＢＬ_１で除算するステップを含み、第２の規格化反射率ＳＲ_２を計算するステップは、第２の撮像データＧ_２を第２のベースライン画像データＢＬ_２で除算するステップを含む構成としてもよい。

また、上記の方法において、第４の波長域は６５０ｎｍ帯であり、第３の撮像データＲ_３は、ＲＧＢカラーフィルタを備えた撮像素子のＲフィルタが装着された受光素子によって撮像された撮像データである構成としてもよい。

また、上記の方法において、モル濃度比が既知の生体組織が撮像された第１の撮像データＧ_１及び第２の撮像データＧ_２に基づいて取得した指標Ｘの値がその理論値に最も近づくように定数ｋの値を決定する構成としてもよい。

また、上記の方法において、モル濃度比の既知の値が異なる複数の生体組織のそれぞれについて指標Ｘの実測値を取得し、モル濃度比の既知の値と指標Ｘの実測値との関係を示す検量線が、モル濃度比の値と指標Ｘの理論値との関係を示す基準線に最も近づくように定数ｋの値を決定する構成としてもよい。

また、上記の方法において、第１の撮像データＧ_１ が撮像される際の露出と第２の撮像データＧ_２ が撮像される際の露出が同程度となるように、第１照明光を減光するステップを含む構成としてもよい。

また、上記の方法において、２種類の生体物質は酸素化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンであり、第１及び第２の生体物質の生体組織中のモル濃度比は酸素飽和度である構成としてもよい。

また、上記の方法において、所定の波長域はヘモグロビンのＱ帯であり、第１の撮像データＧ_１及び第２の撮像データＧ_２は、ＲＧＢカラーフィルタを備えた撮像素子のＧフィルタが装着された受光素子によって撮像された撮像データである構成としてもよい。

また、本発明の一実施形態によれば、所定の波長域における吸収スペクトルが短波長側から順に第１、第２、第３及び第４の等吸収点を有する生体組織に含まれる第１及び第２の生体物質のモル濃度比の分布画像を生成する装置であって、白色光を発生する光源と、白色光から第１の等吸収点と第２の等吸収点とで区画された第１の波長域、第２の等吸収点と第３の等吸収点とで区画された第２の波長域及び第３の等吸収点と第４の等吸収点とで区画された第３の波長域の光を纏めて選択的に取り出す第１の光学フィルタと、白色光から第２の波長域の光を選択的に取り出す第２の光学フィルタと、第１及び第２の光学フィルタを切り替えるフィルタ切換え手段と、光源が発生した光を用いて生体組織を撮像する撮像装置と、撮像装置が生成した撮像データに基づいて分布画像を生成する画像処理部と、を備えた装置が提供される。

また、上記の装置において、撮像装置が先端部に設けられた内視鏡を備えた内視鏡装置である構成としてもよい。

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、へモグロビンのＱ帯の吸収スペクトルである。 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、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、補正係数ｋの決定に使用される検量線の例である。 図７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。以下に説明する酸素飽和度の定量分析では、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、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、５５０ｎｍ付近のヘモグロビンの吸収スペクトルを示す。ヘモグロビンは、５５０ｎｍ付近にポルフィリンに由来するＱ帯と呼ばれる強い吸収帯を有している。ヘモグロビンの吸収スペクトルは、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％の場合の（すなわち、酸素化ヘモグロビンHbOの）吸収スペクトルであり、長破線の波形は、酸素飽和度が０％の場合の（すなわち、還元ヘモグロビンHbの）吸収スペクトルである。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）の吸収スペクトルである。

図１に示されるように、Ｑ帯において、酸素化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンは互いに異なるピーク波長を有している。具体的には、酸素化ヘモグロビンは、波長５４２ｎｍ付近の吸収ピークＰ１と、波長５７６ｎｍ付近の吸収ピークＰ３を有している。一方、還元ヘモグロビンは、５５６ｎｍ付近に吸収ピークＰ２を有している。図１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成分系の吸収スペクトルであるため、各成分の濃度（すなわち、酸素飽和度）によらず吸収が一定となる等吸収点Ｅ１、Ｅ２、Ｅ３、Ｅ４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Ｒ１、等吸収点Ｅ２とＥ３とで挟まれた波長領域を波長域Ｒ２、等吸収点Ｅ３とＥ４とで挟まれた波長領域を波長域Ｒ３と呼ぶ。また、等吸収点Ｅ１とＥ４とで挟まれた波長領域（すなわち波長域Ｒ１、Ｒ２及びＲ３を合わせたもの）を波長域Ｒ０と呼ぶ。

図１に示されるように、隣接する等吸収点間では、酸素飽和度に対し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は、酸素飽和度に対してほぼ線形的に変化する。

具体的には、波長域Ｒ１、Ｒ３におけるヘモグロビンの吸収Ａ_Ｒ１、Ａ_Ｒ３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し、波長域Ｒ２におけるヘモグロビンの吸収Ａ_Ｒ２は還元ヘモグロビンの濃度（１−酸素飽和度）に対して線形的に単調増加する。従って、次の数式１０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。

（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より長波長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より短波長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、４つの扇形の光学フィルタ４１５、４１６、４１７及び４１８を備えている。フレーム４１１の中心軸の周りには４つの扇状の窓４１４ａ、４１４ｂ、４１４ｃ及び４１４ｄが等間隔で形成されており、各窓４１４ａ、４１４ｂ、４１４ｃ及び４１４ｄには、それぞれ光学フィルタ４１５、４１６、４１７及び４１８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４１５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、４１５、４１６、４１７、４１８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４１５及び４１６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４１５は、等吸収点Ｅ１からＥ４までの波長域（すなわち、波長域Ｒ０）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。また、光学フィルタ４１６は、等吸収点Ｅ２からＥ３までの波長域（すなわち、波長域Ｒ２）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４１５及び４１６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４１５又は４１６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４１７は、生体組織Ｔ内のヘモグロビンの吸収が低い波長域である６５０ｎｍ帯（６３０〜６５０ｎｍ）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４１７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４１７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。６５０ｎｍ帯の照明光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４１８は、紫外線カットフィルタであり、光学フィルタ４１８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４１８を使用せず、フレーム４１１の窓４１４ｄを開放した構成としてもよい。

また、窓４１４ａには、光学フィルタ４１５に重ねて、減光フィルタ４１９が取り付けられている。減光フィルタ４１９は、可視光全域に亘って波長依存性が無く、照明光ＩＬのスペクトルを変化させずに光量のみを低減する。減光フィルタ４１９の使用によって、光学フィルタ４１５及び減光フィルタ４１９を透過した照明光ＩＬの光量が、光学フィルタ４１６を透過した照明光ＩＬの光量と略同程度に調整される。これにより、光学フィルタ４１５、４１６のいずれを透過した照明光ＩＬを用いた場合でも、同じ露出時間で適正露出での撮像が可能になる。

本実施形態では、減光フィルタ４１９として、目の細かな金属メッシュが使用されている。金属メッシュ以外にも、ハーフミラー等の他方式の減光フィルタを使用してもよい。また、減光フィルタを使用せずに、光学フィルタ４１５、４１６自体の透過率を調整してもよい。また、窓４１４ｃ、４１４ｄにも減光フィルタを取り付けてもよい。また、窓４１４ａ〜４１４ｄの中心角（すなわち開口面積）を変えることで透過光量を調整してもよい。また、減光フィルタを使用せずに、使用する光学フィルタ毎に露出時間を調整してもよい。

フレーム４１１の周縁部には、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４１４ｄ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、ベースライン測定モード及び検量モードの４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４１８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４１５、４１６及び４１７を通過した照明光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４１５、４１６及び４１７を通過した照明光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。検量モードは、酸素飽和度等の特性が既知のサンプルについて分光分析を行い、分析結果と理論値との差異が解消するようにパラメータ（後述する補正係数ｋ）を調整する処理である。

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４１８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４１５、４１６、４１７及び４１８を透過した照明光による生体組織Ｔの撮像を順次行う。そして、各光学フィルタ４１５、４１６及び４１７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４１８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４１５〜４１８（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４１５、４１６及び４１７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４１５、４１６を透過した照明光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_４１５（ｘ，ｙ）、ＢＬ_４１６（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４１７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_４１７（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４１５、４１６、４１７、４１８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４１５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_４１５（ｘ，ｙ）、光学フィルタ４１６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_４１６（ｘ，ｙ）、光学フィルタ４１７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_４１７（ｘ，ｙ）並びに光学フィルタ（紫外線カットフィルタ）４１８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_４１８（ｘ，ｙ）、Ｇデジタル画像データＧ_４１８（ｘ，ｙ）及びＢデジタル画像データＢ_４１８（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_４１８（ｘ，ｙ）、Ｇデジタル画像データＧ_４１８（ｘ，ｙ）及びＢデジタル画像データＢ_４１８（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１１、数式１２及び数式１３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１２及び数式１３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４１５を透過した照明光ＩＬを用いて取得したＧデジタル画像データＧ_４１５（ｘ，ｙ）、光学フィルタ４１７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_４１７（ｘ，ｙ）及びベースライン画像データＢＬ_４１５（ｘ，ｙ）、ＢＬ_４１７（ｘ，ｙ）から、次の数式１４により、規格化反射率ＳＲ_４１５（ｘ，ｙ）が計算される。なお、各デジタル画像データＧ_４１５（ｘ，ｙ）、Ｒ_４１７（ｘ，ｙ）をそれぞれ対応するベースライン画像データＢＬ_４１５（ｘ，ｙ）、ＢＬ_４１７（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、Ｇデジタル画像データＧ_４１５（ｘ，ｙ）をＲデジタル画像データＲ_４１７（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１５により、規格化反射率ＳＲ_４１６（ｘ，ｙ）が計算される。

光学フィルタ４１５、４１６を透過した照明光ＩＬに対する生体組織Ｔの吸収Ａ_４１５（ｘ，ｙ）、Ａ_４１６（ｘ，ｙ）は、それぞれ次の数式１６、１７により計算される（Ｓ５）。

なお、吸収Ａ_４１５（ｘ，ｙ）及びＡ_４１６（ｘ，ｙ）は、それぞれ次の数式１８、１９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_４１５（ｘ，ｙ）及びＡ_４１６（ｘ，ｙ）は、次の数式２０、２１により計算される。

また、この場合、吸収Ａ_４１５（ｘ，ｙ）及びＡ_４１６（ｘ，ｙ）は、それぞれ次の数式２２、２３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Ｒ１、Ｒ２、Ｒ３と光学フィルタ４１５、４１６の透過波長域との関係から明らかなように、波長域Ｒ１、Ｒ２、Ｒ３に対する生体組織Ｔの吸収Ａ_Ｒ１（ｘ，ｙ）、Ａ_Ｒ２（ｘ，ｙ）、Ａ_Ｒ３（ｘ，ｙ）と、光学フィルタ４１５、４１６を透過した照明光ＩＬに対する生体組織Ｔの吸収Ａ_４１５（ｘ，ｙ）、Ａ_４１６（ｘ，ｙ）との間には、次の数式２４、２５に示す関係がある。

従って、指標Ｘ（数式１０）は、次の数式２６によって表わされる。

ここで、ｋは、定数（補正係数）である。光学フィルタ４１５と４１６とは、透過波長域の幅が大きく異なるため、両者を透過する光量の違いも大きい。そのため、上述したように、光学フィルタが切り替わっても同じ露出時間で適正露出が得られるように、透過光量の大きい光学フィルタ４１５に減光フィルタ４１９を重ねて、光量を調整している。その結果、光学フィルタ４１５を使用して取得した吸収Ａ_４１５（ｘ，ｙ）と、光学フィルタ４１６を使用して取得した吸収Ａ_４１６（ｘ，ｙ）との定量的な関係が崩れている。また、光学フィルタ４１５、４１６の透過波長域内の透過率は１００％ではなく、個体によって異なる透過損失を有している。また、光学フィルタ４１５、４１６の透過波長域にも誤差がある。そのため、減光フィルタ４１９を使用しなくても、吸収Ａ_４１５（ｘ，ｙ）と吸収Ａ_４１６（ｘ，ｙ）との定量関係には一定の誤差が含まれる。補正係数ｋは、吸収Ａ_４１５（ｘ，ｙ）と吸収Ａ_４１６（ｘ，ｙ）との定量関係の誤差を補正するものである。補正係数ｋを取得する方法については後述する。なお、この補正を行わない場合は、補正係数ｋを１とする。

更に、数式１６、１７を用いて数式２６を整理すると、次の数式２７が得られる。

従って、数式２７を用いて、Ｇデジタル画像データＧ_４１５（ｘ，ｙ）、Ｇ_４１６（ｘ，ｙ）、Ｒデジタル画像データＲ_４１７（ｘ，ｙ）及びベースライン画像データＢＬ_４１５（ｘ，ｙ）、ＢＬ_４１６（ｘ，ｙ）、ＢＬ_４１７（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２８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２７又は数式２８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）４１８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_４１８（ｘ，ｙ）、Ｇデジタル画像データＧ_４１８（ｘ，ｙ）及びＢデジタル画像データＢ_４１８（ｘ，ｙ）から、通常観察画像データを生成する。図７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７（ａ）が通常観察画像データの表示例であり、図７（ｂ）が酸素飽和度分布画像データの表示例である。

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。

次に、検量モードにおいて、補正係数ｋを決定する方法について説明する。本実施形態では、指標Ｘの理論計算値と実測値とを比較して、実測値が理論計算値に最も近い値となるように補正係数ｋの値を決定する。

図６に、本発明の実施形態における補正係数ｋの決定に使用される検量線の例を示す。図６（ａ）は、一般的な検量線の一例であり、横軸に指標Ｘの理論値をとり、縦軸に上記の分析処理によって取得した指標Ｘの実測値をとったものである。黒丸は実測値のプロットであり、破線Ｍａは最小二乗法により実測値をフィッティングした直線である。また、実線は、理論値通りの実測値が得られた場合のプロットである基準線Ｒｅｆを示す。

指標Ｘの実測値は、酸素飽和度が既知の生体組織（例えば、血液）のサンプルを使用した分析処理により取得される。また、数式２６により定義される指標Ｘの理論値は、実際に使用する光学フィルタ４１５及び４１６の透過スペクトルと、血液の反射スペクトル（又は吸収スペクトル）とを用いて計算される。具体的には、指標Ｘの理論値は、光学フィルタ４１５（光学フィルタ４１６）の透過スペクトルと血液の反射スペクトルとを乗じて積分したものを吸収Ａ_４１５（吸収Ａ_４１６）とすることで、数式２６から計算される。

基準線Ｒｅｆと実測値Ｍａとのずれは検量線の勾配の傾斜として表現される。十分な感度が得られない現象、いわゆる勾配が緩やかである現象は、減光フィルタ４１９の使用によって、数式２６における吸収Ａ_４１５（ｘ，ｙ）と吸収Ａ_４１５（ｘ，ｙ）との間の定量的な関係が最適ではないことに起因している。補正係数ｋとして適切な値を選択することにより、減光フィルタ４１９による誤差が補正され、指標Ｘの実測値が理論値に対し、誤差が最少かつ最も高い相関を持つ状態とすることができる。

図６（ｂ）は、検量線の変形例である。図６（ｂ）の検量線は、横軸にサンプルの酸素飽和度をとり、縦軸に指標Ｘをとったものである。黒丸は実測値のプロットであり、破線Ｍｂは最小二乗法により実測値をフィッティングした直線である。また、実線Ｒｂは理論計算値を示す。なお、サンプルの酸素飽和度は、理想的な分光測定法により正確に測定された値である。この検量線は、図６（ａ）の検量線から横軸のスケールを変更したもので、実質的に同等のものであるが、正確な酸素飽和度との関係が分かり易いという利点がある。

なお、上記の検量線を使用して補正係数ｋを決定する方法は、酸素飽和度の異なる複数のサンプルの分析結果を使用するものであるが、一つのサンプルの分析結果のみを使用して補正係数ｋを決定することもできる。

また、へモグロビンの吸収波長域Ｒ１、Ｒ２、Ｒ３（すなわち、光学フィルタ４１５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Ｒ１、Ｒ２、Ｒ３の吸収Ａ_Ｒ１（ｘ，ｙ）、Ａ_Ｒ２（ｘ，ｙ）、Ａ_Ｒ３（ｘ，ｙ）は変化するが、これらの和Ｙ（数式２９に示す）は略一定となる。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の濃度の和）に比例するため、総ヘモグロビン量を示す指標として用いることは妥当である。

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２９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、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 分光内視鏡装置
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 電子内視鏡用プロセッサ
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 (14)

1. 所定の波長域における吸収スペクトルが短波長側から順に第１、第２、第３及び第４の等吸収点を有する生体組織に含まれる酸素化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンのモル濃度比の分布画像を生成する装置の作動方法であって、
   前記装置が、前記第１の等吸収点と前記第２の等吸収点とで区画された第１の波長域、前記第２の等吸収点と前記第３の等吸収点とで区画された第２の波長域及び前記第３の等吸収点と前記第４の等吸収点とで区画された第３の波長域の光を纏めて選択的に取り出す第１の光学フィルタにより白色光から第１照明光を取り出すステップと、
   前記装置が、前記第１照明光の照明下で撮像された前記生体組織の第１の撮像データＧ_１を取得するステップと、
   前記装置が、前記第２の波長域の光を選択的に取り出す第２の光学フィルタにより白色光から第２照明光を取り出すステップと、
   前記装置が、前記第２照明光の照明下で撮像された前記生体組織の第２の撮像データＧ_２を取得するステップと、
   前記装置が、前記第１の撮像データＧ_１及び前記第２の撮像データＧ_２に基づいて前記分布画像を生成するステップと、
   を含む装置の作動方法。
2. 前記第１の撮像データＧ_１及び第２の撮像データＧ_２に基づいて前記分布画像を生成するステップは、
   前記装置が、前記第１の撮像データＧ_１に基づいて前記第１の光学フィルタの透過波長域における前記生体組織の吸収Ａ_１を取得するステップと、
   前記装置が、前記第２の撮像データＧ_２に基づいて前記第２の光学フィルタの透過波長域における前記生体組織の吸収Ａ_２を取得するステップと、
   前記装置が、前記吸収Ａ_１及びＡ_２に基づいて前記分布画像を生成するステップと、
   を更に含む、
   請求項１に記載の装置の作動方法。
3. 前記吸収Ａ_１を取得するステップは、前記装置が、数式１又は数式２により前記吸収Ａ_１を計算するステップを含み、
   但し、数式中、Ｇ _１ は、前記第１画像データＧ _１ の各画素値を示す。
   前記吸収Ａ_２を取得するステップは、前記装置が、数式３又は数式４により前記吸収Ａ_２を計算するステップを含む、
   但し、数式中、Ｇ _２ は、前記第２画像データＧ _２ の各画素値を示す。
   請求項２に記載の装置の作動方法。
4. 前記吸収Ａ_１及びＡ_２に基づいて前記分布画像を生成するステップは、
   前記装置が、数式５により指標Ｘを計算するステップと、
   （但し、ｋは定数。）
   前記装置が、前記指標Ｘに基づいて前記分布画像を生成するステップと、
   を含む、
   請求項２又は請求項３に記載の装置の作動方法。
5. 前記定数ｋが１である、
   請求項４に記載の装置の作動方法。
6. 前記装置が、前記所定の波長域と比べて前記生体組織の吸収が十分に低い第４の波長域の光を選択的に取り出す第３の光学フィルタにより白色光から第３照明光を取り出すステップと、
   前記装置が、前記第３照明光の照明下で撮像された前記生体組織の第３の撮像データＲ_３を取得するステップと、
   を更に含み、
   前記吸収Ａ_１を取得するステップは、
   前記装置が、前記第１の撮像データＧ_１を前記第３の撮像データＲ_３で除算して第１の規格化反射率ＳＲ_１を計算するステップと、
   前記装置が、数式６又は数式７により前記吸収Ａ_１を計算するステップと、
   を含み、
   但し、数式中、ＳＲ _１ は、画素毎の前記第１規格化反射率ＳＲ _１ を示す。
   前記吸収Ａ_２を取得するステップは、
   前記装置が、前記第２の撮像データＧ_２を前記第３の撮像データＲ_３で除算して第２の規格化反射率ＳＲ_２を計算するステップと、
   前記装置が、数式８又は数式９により前記吸収Ａ_２を計算するステップと、
   を含む、
   但し、数式中、ＳＲ _２ は、画素毎の前記第２規格化反射率ＳＲ _２ を示す。
   請求項３から請求項５のいずれか一項に記載の装置の作動方法。
7. 前記装置が、前記第１の光学フィルタにより白色光から取り出した光を用いて無彩色の色基準板を撮像して第１のベースライン画像データＢＬ_１を取得するステップと、
   前記装置が、前記第２の光学フィルタにより白色光から取り出した光を用いて前記色基準板を撮像して第２のベースライン画像データＢＬ_２を取得するステップと、
   を更に含み、
   前記第１の規格化反射率ＳＲ_１を計算するステップは、
   前記装置が、前記第１の撮像データＧ_１を前記第１のベースライン画像データＢＬ_１で除算するステップを含み、
   前記第２の規格化反射率ＳＲ_２を計算するステップは、
   前記装置が、前記第２の撮像データＧ_２を前記第２のベースライン画像データＢＬ_２で除算するステップを含む、
   請求項６に記載の装置の作動方法。
8. 前記第４の波長域は６５０ｎｍ帯であり、
   前記第３の撮像データＲ_３は、ＲＧＢカラーフィルタを備えた撮像素子のＲフィルタが装着された受光素子によって撮像された撮像データである、
   請求項６に記載の装置の作動方法。
9. 前記装置が、前記モル濃度比が既知の生体組織が撮像された前記第１の撮像データＧ_１及び前記第２の撮像データＧ_２に基づいて取得した前記指標Ｘの値がその理論値に最も近づくように前記定数ｋの値を決定する、
   請求項４に記載の装置の作動方法。
10. 前記装置が、前記モル濃度比の既知の値が異なる複数の生体組織のそれぞれについて前記指標Ｘの実測値を取得し、前記モル濃度比の既知の値と前記指標Ｘの実測値との関係を示す検量線が、前記モル濃度比の値と前記指標Ｘの理論値との関係を示す基準線に最も近づくように前記定数ｋの値を決定する、
    請求項９に記載の装置の作動方法。
11. 前記装置が、前記第１の撮像データＧ_１が撮像される際の露出と前記第２の撮像データＧ_２が撮像される際の露出が同程度となるように、前記第１照明光を減光するステップを含む、
    請求項９又は請求項１０に記載の装置の作動方法。
12. 前記所定の波長域はヘモグロビンのＱ帯であり、
    前記第１の撮像データＧ_１及び前記第２の撮像データＧ_２は、ＲＧＢカラーフィルタを備えた撮像素子のＧフィルタが装着された受光素子によって撮像された撮像データである、
    請求項１から請求項１１のいずれか一項に記載の装置の作動方法。
13. 所定の波長域における吸収スペクトルが短波長側から順に第１、第２、第３及び第４の等吸収点を有する生体組織に含まれる酸素化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンのモル濃度比の分布画像を生成する装置であって、
    白色光を発生する光源と、
    前記白色光から前記第１の等吸収点と前記第２の等吸収点とで区画された第１の波長域、前記第２の等吸収点と前記第３の等吸収点とで区画された第２の波長域及び前記第３の等吸収点と前記第４の等吸収点とで区画された第３の波長域の光を纏めて選択的に取り出す第１の光学フィルタと、
    前記白色光から前記第２の波長域の光を選択的に取り出す第２の光学フィルタと、
    前記第１及び前記第２の光学フィルタを切り替えるフィルタ切換え手段と、
    前記光源が発生した光を用いて前記生体組織を撮像する撮像装置と、
    前記撮像装置が生成した撮像データに基づいて、前記分布画像を生成する画像処理部と、
    を備えた装置。
14. 前記撮像装置が先端部に設けられた内視鏡を備えた内視鏡装置である、
    ことを特徴とする請求項１３に記載の装置。