JP6517441B2 - 内視鏡システム - Google Patents

Description

本発明は、病変部等の被写体を照明する照明光の切り換えが可能な内視鏡システムに関する。

医療機器の分野においては、特性の異なる波長域の照明光を使用した観察を同時に行う事で病変部の診断を容易にした内視鏡システムが知られている。例えば、特許文献１には、このような内視鏡システムの一例として、通常光観察と特殊光観察とを同時に行うことのできる内視鏡システムの具体的な構成例が記載されている。

ここで、特殊光観察とは、生体組織中の生体分子の分布を示す画像を生成し、これにより術者が各種病変を識別することを可能にする観察であり、特殊光観察機能は内視鏡システムが備える製品仕様として極めて重要な仕様である。

特許文献１に記載された内視鏡システムの光源部は、通常光を通過させる通常光通過領域と特殊光を通過させる特殊光フィルタ領域とが円周上に並べて配置された回転フィルタを備えている。回転フィルタを回転駆動し、被写体に対して通常光と特殊光を順次照射して撮像を行う事で、通常観察画像と特殊光観察画像とを同時にモニタ画面に表示することが可能となる。また、特許文献１に記載された内視鏡システムにおいては、回転フィルタの通常光通過領域は、金網状の減光部として構成され、これにより、特殊光と通常光の光量を合わせるように構成されている。

特開２０１１−２００３７７号公報

近年、回転フィルタを用い通常観察画像と特殊光観察画像とを同時に取得できる構成とすることにより、特殊光によって得られる画像情報に加え、通常光によって得られる画像情報を用いることで、例えば、ヘモグロビンの酸素飽和度等の生体情報（ひいては、病変の評価値）を算出し、診断補助に利用することが求められている。したがって、通常観察画像と特殊光観察画像とを同時に取得できる構成とし、且つ、生体情報の算出に影響を与える特殊光と通常光の光量が変化しないように構成することは、診断や病変の評価値の算出の精度を向上させる観点で内視鏡システムとして今後いっそう求められる重要な製品仕様となると考えられる。

しかし、回転フィルタを光源からの光路に対し進入・退避する際の位置の誤差に起因して、特殊光と通常光の光量が変化してしまい、結果的に診断や病変の評価値の精度が低下してしまうという問題がある。

本発明は、以上のような事情に鑑みてなされたものであり、その目的とするところは、波長域の異なる第１の光と第２の光とを照射可能な内視鏡システムであって、第１の光と第２の光の光量の比率を基準範囲内に保つことに好適な内視鏡システムを提供することを目的とする。

本実施形態にかかる内視鏡システムは、以下の態様を有する。
（１）：
第１の光を射出する光源と、
前記第１の光の一部を通過させる第１光通過領域と、前記第１の光の一部から１種類以上の特定波長域の第２の光を取り出す第２光通過領域とが所定の方向に並べて配置された回転板であって、前記回転板の回転方向に直交する径方向における前記第１光通過領域の幅が、前記径方向における前記第２光通過領域の幅より狭い回転板と、
前記回転板を回転させることにより前記第１光通過領域と前記第２光通過領域とを前記光源からの前記第１の光の光路に順次挿入する回転駆動部と、
前記回転板を、前記光源からの光路と交差する方向にシフトさせるシフト駆動部と、
前記第２光通過領域を通過した光の光量と前記第１光通過領域を通過した光の光量の比率が基準範囲内となるように前記シフト駆動部を制御する制御部と、
を備える内視鏡システム。
前記制御部は、前記第２光通過領域を通過した光の光量と前記第１光通過領域を通過した光の光量の比率が基準範囲内となるように前記シフト駆動部を制御する制御信号を生成し、前記制御信号を信号線を介して前記シフト駆動部に送信することが好ましい。

（２）：
第１の光を射出するように構成された光源と、
前記第１の光の一部を通過させる第１光通過領域と、前記第１の光の一部から１種類以上の特定波長域の第２の光を取り出す第２光通過領域とが設けられ、前記第１光通過領域と前記第２光通過領域を前記第１の光の光路上に順次配置して、前記第１の光と前記第２の光を順次生成するように構成された回転板であって、前記回転板の回転方向に直交する径方向における前記第１光通過領域の幅が、前記径方向における前記第２光通過領域の幅より狭い回転板と、
前記回転板を、前記第１の光の光路と交差する方向にシフトさせるように構成されたシフト駆動部と、
前記第２光通過領域を通過した光の光量と前記第１光通過領域を通過した光の光量の比率が基準範囲内となるように前記シフト駆動部を制御するように構成された制御部と、
を備える内視鏡システム。
前記制御部は、前記第２光通過領域を通過した光の光量と前記第１光通過領域を通過した光の光量の比率が基準範囲内となるように前記シフト駆動部を制御する制御信号を生成し、前記制御信号を信号線を介して前記シフト駆動部に送信することが好ましい。

（３）：
前記制御部は、前記回転板を前記シフト駆動部により第１位置から目標位置である第２位置にシフトさせる際に、前記シフト駆動部に起因して生じる、前記回転板がシフトする実際の位置と前記第２位置とのずれ量を補正するパラメータを予め保持し、該パラメータに基づいて前記シフト駆動部を制御する、（１）または（２）に記載の内視鏡システム。
あるいは、前記制御部は、前記回転板を前記シフト駆動部により所定位置から対象位置に移動させる際に生じる前記対象位置からのずれ量を補正するパラメータを予め保持し、該パラメータに基づいて前記シフト駆動部を制御する、（１）または（２）に記載の内視鏡システム。
前記制御部は、前記パラメータに基づいた制御信号を生成し、前記制御信号を信号線を介して前記シフト駆動部に送信することが好ましい。

（４）：
前記制御部は、前記回転板の前記第１光通過領域が前記光路に挿入される位置が、前記光源からの前記第１の光の光強度が最大強度となるピーク位置を基準にして位置決めされるように前記シフト駆動部を制御する、
（１）〜（３）のいずれか１つに記載の内視鏡システム。
あるいは、前記制御部は、前記回転板の前記第１光通過領域が前記光路に挿入される際の位置が、前記光源からの光のピーク位置から所定の範囲内に位置するように前記シフト駆動部を制御する、（１）〜（３）のいずれか１つに記載の内視鏡システム。
前記制御部は、前記回転駆動部により前記回転板の前記第１光通過領域が前記光路に挿入される位置が、前記光源からの前記第１の光の光強度が最大強度となるピーク位置を基準にして位置決めされる制御信号を生成し、前記制御信号を信号線を介して前記シフト駆動部に送信することが好ましい。

（５）：
前記第１の光は、光強度分布を有し、
前記第１光通過領域及び前記第２光通過領域に入射するときの前記第１の光の光束断面は、前記第１光通過領域及び前記第２光通過領域の入射面より大きく、前記第１の光の光束の一部が前記第１光通過領域及び前記第２光通過領域に入射し、前記光束の残りの部分は前記第１光通過領域及び前記第２光通過領域に入射せず、
前記制御部は、前記第１光通過領域及び前記第２光通過領域の少なくとも一方に入射する前記第１の光の光束の一部が、前記光強度分布におけるピーク位置を含むように、前記シフト駆動部を制御する、
（１）〜（４）のいずれか１つに記載の内視鏡システム。
前記制御部は、前記第１光通過領域及び前記第２光通過領域の少なくとも一方に入射する前記第１の光の光束の一部が、前記光強度分布におけるピーク位置を含むような制御信号を生成し、前記制御信号を信号線を介して前記シフト駆動部に送信することが好ましい。

（６）：
前記制御部は、前記回転板を前記シフト駆動部により第１位置と第２位置との間でシフトさせる際に、前記回転板のシフト方向に応じて前記シフト駆動部の駆動量を異ならせる、
（１）〜（５）のいずれか１つに記載の内視鏡システム。
あるいは、前記制御部は、前記回転板を前記シフト駆動部により所定位置から対象位置に移動させる際に、前記回転板の移動方向に応じて前記回転板を前記所定位置から前記対象位置に移動させる際の前記シフト駆動部の駆動量を異ならせることによって、前記第１光通過領域が前記光源からの光のピーク位置から所定の範囲内に位置するように制御する、
（１）〜（５）のいずれか１つに記載の内視鏡システム。
前記制御部は、前記回転板を前記シフト駆動部により第１位置と第２位置との間でシフトさせる際に、前記回転板のシフト方向に応じて前記シフト駆動部の駆動量を異ならせた制御信号を生成し、前記制御信号を前記シフト駆動部に送信することが好ましい。

（７）：
前記制御部は、前記シフト駆動部によって前記回転板が前記光路に進入して停止する際のシフト方向が常に一定のシフト方向となるように前記シフト駆動部を制御する、
（１）〜（５）のいずれか１つに記載の内視鏡システム。
あるいは、前記制御部は、前記シフト駆動部によって前記回転板の前記第１光通過領域が前記光路に進入する際の進入方向が常に一定の進入方向となるように前記シフト駆動部を駆動することによって、前記第１光通過領域が前記光源からの光のピーク位置から所定の範囲内に位置するように制御する、
（１）〜（５）のいずれか１つに記載の内視鏡システム。
前記制御部は、前記シフト駆動部によって前記回転板が前記光路に進入して停止する際のシフト方向が常に一定のシフト方向となる制御信号を生成し、前記制御信号を信号線を介して前記シフト駆動部に送信することが好ましい。

（８）：
前記制御部は、前記回転板が第１位置から第２位置に向かってシフトする際、前記回転板を前記第１位置から前記第２位置を超えてシフトさせた後、前記回転板のシフト方向を逆にして前記第２位置にシフトさせる、
（７）に記載の内視鏡システム。
あるいは、前記制御部は、前記回転板が現在位置から対象位置に向かって移動する際の初期移動方向が前記一定の進入方向と異なる場合に、前記回転板を前記初期移動方向に沿って前記対象位置を越えて所定距離行き過ぎるように移動させた後、前記回転板を逆方向に前記一定の進入方向に沿って前記対象位置に移動させる、
（７）に記載の内視鏡システム。
前記制御部は、前記回転板が第１位置から第２位置に向かってシフトする際、前記回転板を前記第１位置から前記第２位置を超えてシフトさせた後、前記回転板のシフト方向を逆にして前記第２位置にシフトさせる制御信号を生成し、前記制御信号を信号線を介して前記シフト駆動部に送信することが好ましい。

（９）：
前記制御部は、前記シフト駆動部の機械的な公差に関する情報に基づいて前記シフト駆動部を制御する、（１）〜（７）のいずれか１つに記載の内視鏡システム。
前記制御部は、前記シフト駆動部の機械的な公差に関する情報に基づいて前記シフト駆動部を制御する制御信号を生成し、前記制御信号を信号線を介して前記シフト駆動部に送信することが好ましい。

（１０）：
前記回転板は、前記第２光通過領域と前記第１光通過領域の径方向の幅が異なるように構成された、
（１）〜（９）のいずれか１つに記載の内視鏡システム。

（１１）：
前記第２の光の波長帯域は、前記第１の光の波長帯域より狭く、
前記第２光通過領域の径方向の幅は、前記第１光通過領域の径方向の幅より大きい、（１０）に記載の内視鏡システム。

（１２）：
前記光源は前記第１の光として白色光を射出するランプである、
（１）〜（１１）のいずれか１つに記載の内視鏡システム。

（１３）：
前記制御部は、前記第１の光で照明した生体組織の撮像画像データに含まれる色成分の画像データの値と、前記第２の光で照明した被写体の撮像画像データに含まれる色成分の画像データの値との比率に基づいて、前記生体組織の状態を表す情報を生成する、（１）〜（１２）のいずれか１つに記載の内視鏡システム。
前記制御部は、前記情報を表示装置に表示させるために前記表示装置に送信することが好ましい。
（１４）：
光源と、
前記光源から出射する出射光の一部を用いて、少なくとも２種類以上の波長域の光を生成する少なくとも２つの光通過領域を有し、前記光通過領域が、所定の方向に並べて配置された回転板であって、前記回転板の回転方向に直交する径方向における前記少なくとも２つの光通過領域の幅が互いに異なる回転板と、
前記回転板を回転させることにより前記光通過領域を前記光源からの前記出射光の光路に順次挿入する回転駆動部と、
前記回転板を、前記光源からの光路と交差する方向にシフトさせるシフト駆動部と、
前記光通過領域から生成される光の光量間の比率が基準範囲内となるように前記シフト駆動部を制御する制御部と、
を備える内視鏡システム。

以上のように、上記内視鏡システムによれば、波長域の異なる第１の光と第２の光とを照射可能な内視鏡システムであって、第１の光と第２の光の光量の比率を基準範囲内に保つことに好適な内視鏡システムが提供される。

へモグロビンのＱ帯の吸収スペクトルである。 生体組織の分光特性のシミュレーション結果である。 各種パラメータと生体情報との相関を表すグラフである。 各種パラメータと生体情報との相関を表すグラフである。 各種パラメータと生体情報との相関を表すグラフである。 本実施形態に係る内視鏡システムの一例のブロック図である。 本実施形態に係る内視鏡システム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の一例を示す図である。 本実施形態に係る内視鏡システムの回転フィルタの一例の外観図である。 本実施形態に係る内視鏡システムで行う分光分析処理の一例のを説明するフローチャートである。 本実施形態に係る内視鏡システムにおけるシフト駆動機構の構成の一例を示す図である。 メカ機構の製造公差による回転フィルタの停止位置の変動を説明する図である。 光源からの白色光の強度分布と、回転フィルタのスリット部の位置との関係を説明する図である。 本実施形態に係る内視鏡システムにおけるシフト駆動機構におけるラックギアが停止するときの位置を、往路動作と復路動作で正確に一致させる状態を説明する図である。 本実施形態に係る内視鏡システムにおける回転フィルタの停止位置の制御の一例を示すフローチャートである。 本実施形態に係る内視鏡システムにおける回転フィルタの停止位置の制御の一例の動作原理を説明する図である。 本実施形態に係る内視鏡システムにおける回転フィルタの停止位置の制御の一例を示すフローチャートである。 本実施形態に係る内視鏡システムにおけるシフト駆動機能の制御による通常観察画像の明るさ調整を説明する図である。

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システムは、波長域の異なる光の照明下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、総ヘモグロビン量や酸素飽和度等の生体組織の特徴量）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。以下に説明する総ヘモグロビン量及び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）が総ヘモグロビン量や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。なお、本実施形態の内視鏡システムによる観察の対象部位は、例えば、呼吸器等、消化器等である。呼吸器等は、例えば、肺、耳鼻咽喉を含む。消化器等は、例えば、大腸、小腸、胃、食道、十二指腸、子宮等を含む。

また、以下で詳細に説明するように、本実施形態の内視鏡システムは、波長域の異なる第１の光と第２の光（すなわち、波長域の異なる照明光）とを順次照射することができる構成となっている。具体的には、本実施形態の内視鏡システムは、第１の光として白色光を射出する光源部と、白色光から特定波長域の第２の光を取り出す為の回転板とを有する。本実施形態では、回転板の例として回転フィルタについて記載する。なお、本明細書では、光源からの白色光を通常光とも称し、また、回転フィルタの光学フィルタを通過した光を特殊光とも称する。回転フィルタの構成及び回転フィルタを待避位置と適用位置間で進退駆動する為の構成については後述する。適用位置とは、白色光の光束のうち光強度分布における最大強度を示すピーク位置が回転フィルタを通過する位置である。

＜生体組織の分光特性と生体情報の計算原理＞
本発明の実施形態に係る内視鏡システム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、本発明の実施形態に係る酸素飽和度等の生体組織の特徴量（生体情報）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、酸素飽和度に応じて変化する。酸素飽和度は、全ヘモグロビンのうち酸素化ヘモグロビンＨｂＯが占める割合である。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が１０、２０、３０、・・・９０％におけるヘモグロビン（酸素化ヘモグロビンＨｂＯと還元ヘモグロビンＨｂ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HbOと還元ヘモグロビンHb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HbO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Hb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HbO、還元ヘモグロビンHb）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。また、以下の説明において、波長域Ｒ２をＮ帯（Narrow-band）、波長域Ｒ０をＷ帯（Wide-band）とも称する。

図１に示されるように、隣接する等吸収点間の波長域では、ヘモグロビンの吸収は酸素飽和度に対して線形的に増加又は減少する。

具体的には、波長域Ｒ１、Ｒ３におけるヘモグロビンの吸光度（波長域Ｒ１、Ｒ３における積分値）Ａ_Ｒ１、Ａ_Ｒ３は、酸素化ヘモグロビンの濃度に対して線形的に増加する。また、波長域Ｒ２におけるヘモグロビンの吸光度Ａ_Ｒ２は、還元ヘモグロビンの濃度に対して線形的に増加する。

ここで、酸素飽和度は次の数式１により定義される。

但し、
Sat：酸素飽和度
[Hb]：還元ヘモグロビンの濃度
[HbO]：酸素化ヘモグロビンの濃度
[Hb]+[HbO]：総ヘモグロビン量（ｔＨｂ）

また、数式１より、酸素化ヘモグロビンHbO及び還元ヘモグロビンの濃度を表す数式２、数式３が得られる。

従って、ヘモグロビンの吸光度Ａ_Ｒ１、Ａ_Ｒ２及びＡ_Ｒ３は、酸素飽和度と総ヘモグロビン量の両方に依存する特性量となる。

また、本件特許出願人における研究により、波長域Ｒ１、Ｒ２及びＲ３からなる波長域Ｒ０におけるヘモグロビンの吸光度（波長域Ｒ０における積分値）Ａ_Ｒ０は、酸素飽和度には依存せず、総ヘモグロビン量によって決まる値となることが判明している。

従って、吸光度Ａ_Ｒ０から総ヘモグロビン量を定量することができる。また、吸光度Ａ_Ｒ１、Ａ_Ｒ２又はＡ_Ｒ３と、吸光度Ａ_Ｒ０から定量した総ヘモグロビン量とから、酸素飽和度Ｓａｔを定量することができる。なお、図１に示されるように、波長域Ｒ１、Ｒ２及びＲ３のうち、酸素飽和度による吸光度の変化量（すなわち、実線の波形と長破線の波形とで囲まれた領域の面積）は波長域Ｒ２において最も大きく、波長域Ｒ２の吸光度Ａ_Ｒ２が酸素飽和度に対して最も感度の高い特性量となる。後述する実施形態でも、波長域Ｒ２（Ｎ帯）の光を使用して酸素飽和度の定量が行われる。

次に、生体組織の分光特性における散乱の影響について説明する。
図２は、シミュレーション計算によって得られた生体組織の可視域における分光特性である反射スペクトルの一例であり、分光特性に与える光散乱の影響を示したものである。図２の各グラフの横軸は波長を表し、縦軸は反射率を表す。消化管内壁等の生体組織の反射スペクトルは、生体組織を構成する成分による吸収の波長特性、具体的には、酸素化ヘモグロビン及び還元ヘモグロビンの吸収スペクトル特性に加えて、生体組織による光散乱の波長特性の影響を受ける。図２（ａ）は散乱が全く無い場合の反射スペクトルであり、図２（ｃ）はヘモグロビンによる吸収が全くなく、光散乱がある場合の反射スペクトルであり、図２（ｂ）は反射スペクトルにおける生体組織の光散乱の寄与（散乱による光の減衰）とヘモグロビンの吸収の寄与（吸収による光の減衰）が同程度である場合の反射スペクトルである。

図２に示されるように、生体組織の分光特性は、光散乱の強さによって変化するため、光散乱の強弱の程度を考慮することなく生体組織の分光特性に基づいて計算された酸素飽和度等の生体情報は、光散乱の強さによって値が変わり得る。すなわち、生体組織の分光特性（例えば波長域Ｒ２における反射率）をそのまま使用して生体情報を計算すると、光散乱に起因する誤差を含んだ計算結果が得られることになる。精度の高い分析結果を得るためには、光散乱に起因する誤差を補正する必要がある。

光散乱に起因する誤差を補正する方法としては、生体組織の分光特性から酸素飽和度Ｓａｔ等の生体情報を計算した後に誤差を補正する方法や、生体組織の分光特性から光散乱に依存しない中間パラメータを生成し、中間パラメータを生成する段階で光散乱に依存する成分を取り除き、その中間パラメータと生体情報、すなわち生体組織の特徴量との相関関係から生体情報を計算する方法がある。本実施形態は、後者の手法により、光散乱に起因する誤差を含まない生体情報を取得するものである。この手法を実現するために、取得すべき生体情報、具体的には、生体組織の特徴量である総ヘモグロビン量及び酸素飽和度に対して強い感度（相関）を有すると共に、光散乱に起因する誤差が生じ難い、即ち、光散乱の強弱に対して変化し難いパラメータの探索を行った。以降では、光散乱の強弱に対して変化し難いことを、光散乱に対して感度を有しないともいう。

図３−５は、内視鏡画像データから取得可能な各種パラメータと、総ヘモグロビン量ｔＨｂ及び酸素飽和度Ｓａｔとの相関の一例を表すグラフであり、各種パラメータのシミュレーション結果をプロットしたグラフである。各グラフの横軸は総ヘモグロビン量を表し、縦軸は各パラメータの値を表す。また、表１は、図３−５の各グラフの諸元を纏めたものである。

なお、表１における「感度」は、図３−５の各グラフから読み取れる、総ヘモグロビン量ｔＨｂ、光散乱の強さ及び酸素飽和度Ｓａｔの変化に対する各パラメータの感度、いいかえると変動幅の大きさを三段階の星印で示したものである。星印が多いほどパラメータの感度が高い、すなわち変動幅が大きいことを示している。

図３のグラフ（Ａ１）及び（Ａ２）は、パラメータ「Ｇ／Ｒ」のシミュレーション結果をプロットしたグラフである。「Ｇ」は、白色光を生体組織の照明光として使用した通常観察で得られるＧ画素（緑色のＧカラーフィルタが装着された色画素）の画素値である。また、「Ｒ」は、通常観察で得られるＲ画素（赤色のＲカラーフィルタが装着された色画素）の画素値である。そして、パラメータ「Ｇ／Ｒ」は、それぞれ通常観察で得られた画素値Ｇを画素値Ｒで除したものである。通常観察とは、白色光で生体組織を撮像して、ＲＧＢ色空間上のＲ成分、Ｇ成分、及びＢ成分の画像を取得することをいう。

なお、本明細書において、画素値とは、ＲＧＢ原色系カラーフィルタを備えたイメージセンサの撮像信号（所謂ＲＡＷデータ）の画素値に限らず、撮像信号からデモザイク処理（補間処理）やリニアマトリクス処理等の各種画像処理を経て得られる画像データの画素値も含まれる。例えば、補色系のカラーフィルタを備えたイメージセンサの撮像信号をデモザイク処理及び色空間変換処理して得られるＲＧＢ色空間上のＲ成分、Ｇ成分、及びＢ成分の画像データに含まれる各画素のＲ値、Ｇ値及びＢ値をそれぞれＲ画素値、Ｇ画素値及びＢ画素値として使用して、後述する各処理を行うこともできる。

図３のグラフ（Ｂ１）及び（Ｂ２）は、パラメータ「Ｂ／Ｒ」のシミュレーション結果をプロットしたグラフである。「Ｂ」は、白色光を使用した通常観察で得られるＢ画素（青色のＢカラーフィルタが装着された色画素）の画素値である。パラメータ「Ｂ／Ｒ」は、それぞれ通常観察で得られた画素値Ｂを画素値Ｒで除したものである。

図３のグラフ（Ｃ１）及び（Ｃ２）は、パラメータ「Ｂ／Ｇ」のシミュレーション結果をプロットしたグラフである。パラメータ「Ｂ／Ｇ」は、それぞれ通常観察で得られた画素値Ｂを画素値Ｇで除したものである。

図４のグラフ（Ｄ１）及び（Ｄ２）は、パラメータ「Ｗ／Ｒ」のシミュレーション結果をプロットしたグラフである。「Ｗ」は、図１に示される波長域Ｒ０（Ｗ帯）の照明光を使用した特殊観察で得られるＧ画素の画素値である。なお、後述するように、波長域Ｒ０は撮像素子のＧ画素が感度を有する波長域に含まれる。パラメータ「Ｗ／Ｒ」は、Ｗ帯の照明光を使用した特殊観察で得られたＧ画素の画素値Ｗを通常観察で得られた画素値Ｒで除したものである。

図４のグラフ（Ｅ１）及び（Ｅ２）は、パラメータ「Ｎ／Ｒ」のシミュレーション結果をプロットしたグラフである。「Ｎ」は、図１に示される波長域Ｒ２（Ｎ帯）の照明光を使用した特殊観察で得られるＧ画素の画素値である。パラメータ「Ｎ／Ｒ」は、Ｎ帯の照明光を使用した特殊観察で得られたＧ画素の画素値Ｎを通常観察で得られた画素値Ｒで除したものである。

図４のグラフ（Ｆ１）及び（Ｆ２）は、パラメータ「Ｎ／Ｗ」のシミュレーション結果をプロットしたグラフである。パラメータ「Ｎ／Ｗ」は、Ｎ帯の照明光を使用した特殊観察で得られたＧ画素の画素値Ｎを、Ｗ帯の照明光を使用した特殊観察で得られたＧ画素の画素値Ｗで除したものである。

図５のグラフ（Ｇ１）及び（Ｇ２）は、パラメータ「Ｗ／（Ｒ＋Ｇ）」のシミュレーション結果をプロットしたグラフである。パラメータ「Ｗ／（Ｒ＋Ｇ）」は、Ｗ帯の照明光を使用した特殊観察で得られたＧ画素の画素値Ｗを、白色光を照明光として使用した通常観察で得られるＲ画素の画素値ＲとＧ画素の画素値Ｇとの和「Ｒ＋Ｇ」で除したものである。

また、図３乃至図５における左側のグラフ（Ａ１）、（Ｂ１）、（Ｃ１）、（Ｄ１）、（Ｅ１）、（Ｆ１）、（Ｇ１）は、酸素飽和度を１００％に固定し、光散乱の寄与度（光散乱の強さを表すパラメータ）を０〜１００単位にかけて１０単位ずつ変化させたものを重ねてプロットしたものである。これらのグラフから、各パラメータの光散乱に対する感度の大きさを知ることができる。

また、図３乃至図５における右側のグラフ（Ａ２）、（Ｂ２）、（Ｃ２）、（Ｄ２）、（Ｅ２）、（Ｆ２）、（Ｇ２）は、散乱の寄与度を０単位に固定し、酸素飽和度を０〜１００％にかけて１０％ずつ変化させたものを重ねてプロットしたものである。これらのグラフから、各パラメータの酸素飽和度に対する感度の大きさを知ることができる。

表１及び図４のグラフ（Ｄ１）、（Ｄ２）に示されるように、パラメータ「Ｗ／Ｒ」は、総ヘモグロビン量に対して大きな感度を有する一方、光散乱や酸素飽和度に対しては殆ど感度を有していない。そのため、パラメータ「Ｗ／Ｒ」の値により総ヘモグロビン量の値が一意的に決まる。すなわち、画像データから得られるパラメータ「Ｗ／Ｒ」の値と、グラフ（Ｄ１）、（Ｄ２）に表される総ヘモグロビン量とパラメータ「Ｗ／Ｒ」との定量関係から、光散乱や酸素飽和度に依存しない正確な総ヘモグロビン量を得ることができる。

また、表１及び図４のグラフ（Ｆ１）、（Ｆ２）に示されるように、パラメータ「Ｎ／Ｗ」は、酸素飽和度に対して大きな感度を有しながら、光散乱に対しては殆ど感度を有していない。そのため、総ヘモグロビン量が既知であれば、グラフ（Ｆ２）により、パラメータ「Ｎ／Ｗ」の値から酸素飽和度の値が一意的に決まる。具体的には、各画素値から得られる総ヘモグロビン量の値とパラメータ「Ｎ／Ｗ」の値とからなる数値対に最も適合するグラフ（Ｆ２）上のプロットを選択すると、そのプロットに対応する酸素飽和度の値として、その画素に写された生体組織の酸素飽和度が得られる。なお、総ヘモグロビン量の値は、画像データから得られるパラメータ「Ｗ／Ｒ」の値と、グラフ（Ｄ１）、（Ｄ２）に表される総ヘモグロビン量とパラメータ「Ｗ／Ｒ」との関係とから得られる。

また、表１及び図５のグラフ（Ｇ１）、（Ｇ２）に示されるように、パラメータ「Ｗ／（Ｒ＋Ｇ）」も、上述したパラメータ「Ｗ／Ｒ」と同様に、総ヘモグロビン量に対しては感度を有するが、光散乱や酸素飽和度に対しては殆ど感度を有しないため、グラフ（Ｇ１）、（Ｇ２）に表される総ヘモグロビン量とパラメータ「Ｗ／（Ｒ＋Ｇ）」との定量関係から、光散乱や酸素飽和度に依存しない正確な総ヘモグロビン量の値が得られる。

以上のように、グラフ（Ｄ１）、（Ｄ２）若しくはグラフ（Ｇ１）、（Ｇ２）で表される関係と、グラフ（Ｆ２）又は（Ｃ２）で表される関係とを使用して、簡単な計算により、散乱による誤差を殆ど含まない、総ヘモグロビン量及び酸素飽和度の正確な値を得ることができる。

＜内視鏡システムの構成＞
図６は、本発明の実施形態に係る内視鏡システム１のブロック図である。本実施形態の内視鏡システム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。なお、本実施形態では、光源部４００はプロセッサ２００に内蔵されているが、光源部４００は、プロセッサ２００には内蔵されていなくても良い。例えば、光源部４００は、プロセッサとは別体の光源装置として構成されていても良い。

電子内視鏡１００は、被検者の体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、略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）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を内蔵している。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。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を通過して、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照明光ＩＬ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の受光面上で結像する。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。撮像素子１４１には、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、赤色の光を通過させるＲカラーフィルタと、緑色の光を通過させるＧカラーフィルタと、青色の光を通過させるＢカラー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７に示されるような分光特性を有している。すなわち、本実施形態のＲカラーフィルタは、波長約５７０ｎｍより長波長の光を通過させるフィルタであり、Ｇカラーフィルタは、波長約４７０ｎｍ〜６２０ｎｍの光を通過させるフィルタであり、Ｂカラーフィルタは、波長約５３０ｎｍより短波長の光を通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、受光面上で結像した被写体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。デジタル画像データには、Ｒカラー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、Ｇカラー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及びＢカラー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が含まれている。なお、本明細書において、Ｒデジタル画像データ、Ｇデジタル画像データ及びＢデジタル画像データを、単色画像データ（Ｒ単色画像データ、Ｇ単色画像データ及びＢ単色画像データ）とも称する。

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モニタ３００に表示させる画面データを生成し、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画面データ、複数のデジタル画像データの画像が並べられた画面データ、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色別した画像を含む画面データや、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表示を含む画面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に記憶されている画面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。
なお、コントローラ５３０は、光源部４００の各部分の動作を制御する制御信号を生成し、この制御信号を各部分に信号線を介して送信する。

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、集光レンズ４４０、回転フィルタ（回転板）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から射出される略平行光の白色光ＷＬは、集光レンズ４４０によって集光され、回転フィルタ４１０を通過した後、集光レンズ４５０によって再度集光されて、ライトガイド１３１の基端１３１ｂに入射する。

光源部４００は、更に、シフト駆動機構（シフト駆動部）４７０を備える。このシフト駆動機構４７０により、回転フィルタ４１０は、白色光ＷＬの光路上の適用位置と光路外の退避位置との間で移動可能になっている。シフト駆動機構４７０の詳細については後述する。

光源４３０より射出された白色光ＷＬは、回転フィルタ４１０に入射される。図８は、回転フィルタ４１０を集光レンズ４５０側から見た正面図である。なお、説明の便宜の為、図８では、回転フィルタ４１０を光源４３０からの光路に対して垂直に進退駆動するシフト駆動機構４７０については図示を省略している。図８に示されるように、回転フィルタ４１０は、４つの扇形状を有する光学フィルタ（特殊光フィルタ）Ｆｓ１、Ｆｓ２、Ｆｓ３及びＦｓ４、及び、４つのスリット部ＳＬ１、ＳＬ２、ＳＬ３及びＳＬ４を備える。詳細には、回転フィルタ４１０の外周側には、特殊光フィルタＦｓ１、スリット部ＳＬ１、特殊光フィルタＦｓ２及びスリット部ＳＬ２が、撮像周期（フレーム周期）に対応する角度ピッチ（ここでは９０°の角度ピッチ）で配置されている。また、回転フィルタ４１０の内周側には、特殊光フィルタＦｓ３、スリット部ＳＬ３、特殊光フィルタＦｓ４及びスリット部ＳＬ４が、撮像周期（フレーム周期）に対応する角度ピッチ（ここでは９０°の角度ピッチ）で配置されている。各特殊光フィルタＦｓ１、Ｆｓ２、Ｆｓ３、Ｆｓ４は、何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、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）であってもよい。各特殊光フィルタＦｓ１、Ｆｓ２、Ｆｓ３、Ｆｓ４は、特殊光（特定波長域の光）を取り出す作用を有する。なお、以降の説明において「フレーム」は「フィールド」に置き替えてもよい。本実施形態において、フレーム周期、フィールド周期はそれぞれ、例えば１／３０秒、１／６０秒である。

上記構成において、シフト駆動機構４７０により、回転フィルタ４１０の外周側の特殊光フィルタＦｓ１、スリット部ＳＬ１、特殊光フィルタＦｓ２及びスリット部ＳＬ２が光源４３０からの光路上に位置するように回転フィルタ４１０をシフトさせることにより、特殊光フィルタＦｓ１を通過した特殊光、スリット部ＳＬ１を通過した通常光、特殊光フィルタＦｓ２を通過した特殊光及びスリット部ＳＬ２を通過した通常光が、例えば、フレーム単位（或いは、フィールド単位）で被写体に順次照射される。図８に示されるようにスリット部（ＳＬ１、ＳＬ２）は、径方向の幅が、特殊光フィルタ（Ｆｓ１、Ｆｓ２）と異なる。具体的には、スリット部（ＳＬ１、ＳＬ２）の径方向の幅は特殊光フィルタの径方向の幅と比較して狭い構成となっている。詳細には、スリット部ＳＬ１、ＳＬ２の径方向の幅ｗは、例えば、スリット部ＳＬ１（ＳＬ２）の透過光量と、特殊光フィルタＦｓ１及び／又はＦｓ２の透過光量との比率が基準範囲内となるように、設定されている。この基準範囲は好ましくは一定となるように設定される。これにより、スリット部ＳＬ１（又はＳＬ２）による通常観察画像と、特殊光フィルタＦｓ１及び／又はＦｓ２による特殊光観察画像との明るさの比率を一定の基準範囲内に抑える、一定の値にする、等の制御が可能になる。また、その結果として、酸素飽和度等の生体情報の算出の精度を維持する、通常観察画像と特殊光観察画像を同時表示する場合に一方が暗くなるといった現象の発生を回避する等、術者による病変部の診断の精度を向上させることが可能となる。なお、一実施形態によれば、基準範囲は、例えば、ヘモグロビンの酸素飽和度等の生体情報の算出の精度を維持できる範囲として定められることが好ましい。一実施形態によれば、基準範囲は、生体情報が既知であるサンプルを用いて予め行った試験結果に基づいて生体情報の種類ごとに定められることが好ましい。この場合、内視鏡システム１は、スリット部の透過光量と特殊光フィルタ部の透過光量との比率の基準範囲として生体情報の種類ごとに定められた値のテーブルを保持するように構成されることが好ましい。

なお、回転フィルタ４１０の外周側の特殊光フィルタ及びスリット（Ｆｓ１、ＳＬ１、Ｆｓ２、ＳＬ２）と、内周側の特殊光フィルタ及びスリット（Ｆｓ３、ＳＬ３、Ｆｓ４、ＳＬ４）のいずれを光源４３０の光路上に位置させるかは、術者が、プロセッサ２００の操作パネル（不図示）を観察目的に応じて操作することにより切り替えることができるように構成されている。特殊光観察が行われる場合、コントローラ５３０は、術者による操作入力に応じて、シフト駆動機構４７０を駆動制御し、回転フィルタ４１０上の外周側の特殊光フィルタ及びスリット（Ｆｓ１、ＳＬ１、Ｆｓ２、ＳＬ２）と、内周側の特殊光フィルタ及びスリット（Ｆｓ３、ＳＬ３、Ｆｓ４、ＳＬ４）のいずれを光路上に位置させる。

以下の、説明においては、一例として、外周側の特殊光フィルタＦｓ１、Ｆｓ２が、酸素飽和度を観察する為の光学フィルタとして構成されている場合について説明する。また、説明の便宜の為特殊光フィルタＦｓ１、Ｆｓ２をそれぞれ、第一の酸素飽和度観察用フィルタＦｓ１、第二の酸素飽和度観察用フィルタＦｓ２とも呼ぶことにする。なお、この場合、一実施形態によれば、内周側の特殊光フィルタＦｓ３、Ｆｓ４は、例えば、赤外光観察用の光学フィルタとして構成されることが好ましい。

第一の酸素飽和度観察用フィルタＦｓ１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に示されるように、第一の酸素飽和度観察用フィルタＦｓ１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蔽する分光特性を持つ。第二の酸素飽和度観察用フィルタＦｓ２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蔽する分光特性を持つ。

なお、回転フィルタ４１０の周縁部には、貫通孔４１３が形成されている。貫通孔４１３は、回転フィルタ４１０の回転方向において、所定位置（例えば、特殊光フィルタに対尾する位置）に形成されている。回転フィルタ４１０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、回転フィルタ４１０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システム１は、通常観察モードと分光分析（特殊観察）モードの２つの動作モードを有している。通常観察モードは、通常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、特殊光フィルタＦｓ１及びＦｓ２のそれぞれを通過した照明光ＩＬ（特殊光）を使用し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。内視鏡システム１の動作モードは、例えばプロセッサ２００の操作パネル（不図示）や電子内視鏡１００の操作ボタン（不図示）に対するユーザ操作によって切り換えられる。

通常観察モードにおいては、コントローラ５３０は、シフト駆動機構４７０を制御して、回転フィルタ４１０を適用位置から退避位置へシフトさせる。なお、分光分析モードでは、回転フィルタ４１０は適用位置に配置される。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に対してデモザイク等の所定の画像処理を施した後に、ビデオ信号に変換して、モニタ３００に画面表示させる。

分光分析モードにおいては、コントローラ５３０は、サーボモータ（不図示）を有するフィルタ制御部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、特殊光フィルタＦｓ１、スリット部ＳＬ１、特殊光フィルタＦｓ２、スリット部ＳＬ２のそれぞれを通過した照明光ＩＬによる生体組織Ｔの撮像を順次行う。そして、特殊光フィルタＦｓ１、Ｆｓ２のそれぞれを通過した照明光ＩＬ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、これとスリット部ＳＬ１及びＳＬ２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が入射する特殊光フィルタＦｓ１、スリット部ＳＬ１、特殊光フィルタＦｓ２、スリット部ＳＬ２が切り替わるように制御される。サーボモータを有するフィルタ制御部４２０は、回転フィルタ４１０のスリット部（ＳＬ１、ＳＬ２）と特殊光フィルタ（Ｆs１、Ｆs２）を、光源４３０からの白色光の光路に順次挿入する回転駆動部として機能する。

次に、分光分析モードにおいて実行される分光分析処理について説明する。図９は、分光分析処理の手順を表す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、上述したように、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、特殊光フィルタＦｓ１、スリット部ＳＬ１、特殊光フィルタＦｓ２、スリット部ＳＬ２を通過した照明光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、特殊光フィルタＦｓ１を通過した照明光ＩＬを用いて撮像したＧデジタル画像データＷ（ｘ，ｙ）、特殊光フィルタＦｓ２を通過した照明光ＩＬを用いて撮像したＧデジタル画像データＮ（ｘ，ｙ）並びにスリット部ＳＬ１、ＳＬ２を通過した照明光ＩＬ（白色光）を用いて撮像したＲデジタル画像データＲ（ｘ，ｙ）、Ｇデジタル画像データＧ（ｘ，ｙ）及びＢデジタル画像データＢ（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（ｘ，ｙ）、Ｇデジタル画像データＧ（ｘ，ｙ）及びＢデジタル画像データＢ（ｘ，ｙ）を用いて、以下の分析処理（処理Ｓ３−Ｓ８）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、生体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、本実施形態の分析処理は、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４、数式５及び数式６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５及び数式６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、第１分析処理Ｓ３を行う。コントローラ５３０の不揮発性メモリ５３２には、図４のグラフ（Ｄ１）又は（Ｄ２）で表される総ヘモグロビン量ｔＨｂとパラメータＷ／Ｒとの定量関係を表す数値テーブルＴ１（又は関数）が保持されている。第１分析処理Ｓ３では、この数値テーブルＴ１を使用して、処理Ｓ１にて取得したＧデジタル画像データＷ（ｘ，ｙ）及びＲデジタル画像データＲ（ｘ，ｙ）から、総ヘモグロビン量ｔＨｂの値を取得する。

具体的には、まず数式７により、各画素（ｘ，ｙ）についてパラメータＷ／Ｒ（ｘ，ｙ）が計算される。

次に、数値テーブルＴ１を参照して、数式７により計算されたパラメータＷ／Ｒ（ｘ，ｙ）の値に対応する総ヘモグロビン量ｔＨｂ（ｘ，ｙ）の値が読み取られて取得される。

不揮発性メモリ５３２に保持された数値テーブルＴ１（及び後述する数値テーブルＴ２）の定量関係は、予め理論計算や実験によって得られたものである。なお、グラフ（Ｄ１）、（Ｄ２）では、総ヘモグロビン量ｔＨｂの値とパラメータＷ／Ｒの値とが完全には１対１の対応関係を有していないが、数値テーブルＴ１には総ヘモグロビン量ｔＨｂとパラメータＷ／Ｒとの代表的な１対１の定量関係（例えば平均値や中央値）が保持されている。そのため、数値テーブルＴ１により、パラメータＷ／Ｒの値から総ヘモグロビン量ｔＨｂが一意に決定される。

次に、画像処理部５００は、第２分析処理Ｓ４を行う。コントローラ５３０の不揮発性メモリ５３２には、図４のグラフ（Ｆ２）に表される総ヘモグロビン量ｔＨｂ、パラメータＮ／Ｗ及び酸素飽和度Ｓａｔの定量関係を表す数値テーブルＴ２（又は関数）が保持されている。数値テーブルＴ２には、総ヘモグロビン量ｔＨｂ、パラメータＮ／Ｗ及び酸素飽和度Ｓａｔの３つの数値（以下「数値セット」という。）が関連付けられて登録されている。第２分析処理Ｓ４では、この数値テーブルＴ２を使用して、処理Ｓ１にて取得したＧデジタル画像データＷ（ｘ，ｙ）、Ｎ（ｘ，ｙ）及び第１分析処理Ｓ３にて取得した総ヘモグロビン量ｔＨｂ（ｘ，ｙ）の値から、各画素の酸素飽和度Ｓａｔ（ｘ，ｙ）の値を取得する。

具体的には、まず数式８により、各画素（ｘ，ｙ）についてパラメータＮ／Ｗ（ｘ，ｙ）が計算される。

次に、各画素（ｘ，ｙ）について、数値テーブルＴ２を参照して、第１分析処理Ｓ３にて取得した総ヘモグロビン量ｔＨｂ（ｘ，ｙ）の値と、数式８により計算されたパラメータＮ／Ｗ（ｘ，ｙ）の値に最も近い数値セットを抽出し、抽出した数値セットの酸素飽和度Ｓａｔの値が読み取られて、当該画素（ｘ，ｙ）の酸素飽和度Ｓａｔ（ｘ，ｙ）の値として取得される。

コントローラ５３０の不揮発性メモリ５３２には、酸素飽和度Ｓａｔ（ｘ，ｙ）と表示色（画素値）との関係を表す数値テーブル（又は関数）が記憶されている。そして、処理Ｓ５（図６）において、コントローラ５３０は、この数値テーブル（又は関数）を参照して、処理Ｓ４で得られた酸素飽和度Ｓａｔ（ｘ，ｙ）に対応する表示色を表す値を取得し、この値を画素値とする酸素飽和度分布画像データを生成する。

また、コントローラ５３０は、スリット部ＳＬ１（又はＳＬ２）を通過した照明光ＩＬ（白色光）を使用して撮像したＲデジタル画像データＲ（ｘ，ｙ）、Ｇデジタル画像データＧ（ｘ，ｙ）及びＢデジタル画像データＢ（ｘ，ｙ）から、通常観察画像データを生成する。

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。

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、第１分析処理Ｓ３により取得した総ヘモグロビン量が所定の基準値（第１基準値）よりも大きく、且つ、第２分析処理Ｓ４により取得した酸素飽和度が所定の基準値（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に表示させることもできる。

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、酸素飽和度Ｓａｔ（ｘ，ｙ）の平均値からの偏差と、総ヘモグロビン量ｔＨｂ（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評価値としての指標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。
このように、一実施形態によれば、コントローラ５３０は、白色光で照明した生体組織の撮像画像データに含まれる色成分であるＲデジタル画像データの値と、特殊光で照明した生体組織の撮像画像データに含まれるＧデジタル画像データの値の値との比率Ｗ／Ｒに基づいて、生体組織の状態を表す情報を生成することが好ましい。

［回転フィルタシフト機構］
次に、シフト駆動機構（シフト駆動部）４７０の構成について説明する。図１０は、シフト駆動機構４７０の一実施形態における構成例を概略的に表す図である。なお、図１０は、シフト駆動機構４７０の構成を、集光レンズ４５０側から見た状態を表している。図１０に示されるように、シフト駆動機構４７０は、例えば、ステッピングモータ４７１と、ステッピングモータ４７１の駆動軸に不図示のギア機構を介して接続されたピニオンギア４７２と、ラックギア４７３と、アーム４７５と、回転フィルタ４１０の原点位置を検出するフォトインタラプタ４７４とを備える。アーム４７５は、回転フィルタ４１０をラックギア４７３に対して固定する。シフト駆動機構４７０の上記構成により、回転フィルタ４１０を、照明光の光路から退避させる、外周側の特殊光フィルタ・スリットを照明光の光路に位置させる、内周側の特殊光フィルタ・スリットを照明光の光路に位置させる等の制御を行い、観察目的に応じた特殊光観察画像を生成することができる。コントローラ５３０は、操作パネルを介した術者の操作入力に応じて、回転フィルタ４１０を観察目的に応じた位置に移動・停止させる。

［回転フィルタの停止位置の変動に伴う明るさの変動の問題］
上述のようにメカ機構により回転フィルタ４１０を移動・停止させる構成においては、メカ機構の製造公差により回転式フィルタ４１０が停止する位置に変動が生じる場合がある。製造公差は、モータのバックラッシュ、ギア嵌合の誤差等様々な機械的要因による。図１１は、このような製造公差による回転フィルタ４１０の停止位置の変動を説明する図である。図１１に示すように、ステッピングモータ４７１を同じステップ数の位置で制御した場合であっても、ピニオンギア４７２の回転方向に依存して、ラックギア４７３の停止位置には、図１１中に示すＴ_０の公差が生じる。なお、ピニオンギア４７２の回転方向に依存する、回転フィルタ４１０の停止位置の変動を生じさせる要因には、上記以外にも、回転フィルタ４１０の機械的な誤差、フォトインタラプ４７４の位置の機械的な誤差等、複数の要因が組み合わされると考えられる。

このように回転フィルタ４１０の停止位置に変動が生じた場合の問題点について説明する。図１２に示すように光源４３０からの回転フィルタ４１０に入射する白色光の光強度分布は、中心部にピークを有し、ピーク部分から外側に向かって徐々に強度が減少すると考えられる。本実施形態のように、白色光をスリット状の開口部に通過させる構成の場合には、スリット部（ＳＬ１等）が白色光の中心に位置した際（図１２（ａ））と、スリット部（ＳＬ１等）が白色光の中心からずれた際（図１２（ｂ））との間で照明光ＩＬ（通常光）の光量に変動が生じる。なお、図１２において網掛部分が、スリット部（ＳＬ１等）に対応している。一般には、スリット部（ＳＬ１等）が白色光のピーク部分に位置することを前提として、上述の酸素飽和度等の生体情報（評価値）の計算や、通常光画像と特殊光画像の同時表示等が実行される為、スリット部（ＳＬ１等）の位置が図１２（ｂ）のように変動して通常光の光量が想定値から減少している場合には、生体情報（評価値）の算出の精度に影響を与えたり、或いは、特殊光観察画像と同時に表示されている通常光観察画像の明るさが暗くなる、等の問題が生じる可能性がある。
したがって、一実施形態によれば、スリット（ＳＬ１、ＳＬ２等）及び特殊光フィルタ（Ｆｓ１、Ｆｓ２等）に入射するときの白色光の光束断面は、スリット（ＳＬ１、ＳＬ２等）及び特殊光フィルタ（Ｆｓ１、Ｆｓ２等）の入射面より大きく、白色光の光束の一部がスリット（ＳＬ１、ＳＬ２等）及び特殊光フィルタ（Ｆｓ１，Ｆｓ２）に入射し、光束の残りの部分はスリット（ＳＬ１、ＳＬ２等）及び特殊光フィルタ（Ｆｓ１，Ｆｓ２等）に入射しない。このとき、コントローラ５３０は、スリット（ＳＬ１、ＳＬ２等）及び特殊光フィルタ（Ｆｓ１，Ｆｓ２等）の少なくとも一方に入射する白色光の一部は、光強度分布におけるピーク位置を含むように、シフト駆動機構４７０を制御することが好ましい。

以下では、回転フィルタ４１０をシフト駆動機構４７０により所定位置から対象位置にシフトさせる際に生じる対象位置からのずれ量を補正するパラメータを予め保持し、このパラメータに基づいてシフト駆動機構４７０を制御することによって、スリット部（ＳＬ１等）の位置が、白色光の光強度が最大強度となるピーク位置の所定の範囲内に収まるように制御し、いいかえると、白色光の光強度が最大強度となるピーク位置を基準にして位置決めされるように制御し、それにより上述のような問題点を解消する構成例について説明する。

［回転フィルタの停止位置の制御１］
図１１で示したような、ピニオンギア４７２の回転方向に依存するラックギア４７３の停止位置の変動は、ラックギア４７３の往路動作（回転フィルタ４１０が待避位置から光路に進入する方向）と復路動作（回転フィルタ４１０が光路から退避位置側に向かう方向）でラックギア４７３の停止位置が変わることによるものである。したがって、往路方向の動作と復路方向の動作とでステッピングモータ４７１のステップ数を異ならせるようにラックギア４７３の停止位置を制御することによって、この問題を解消することができる。一実施形態によれば、図１３（ａ）に示すように、往路動作のときにラックギア４７３を停止させる位置をステッピングモータ４７１のステップ数１００とした場合、復路動作のときにラックギア４７３を停止させる位置をステッピングモータ４７１のステップ数９５として調整することによって（図１３（ｂ））、ラックギア４７３が停止するときのギア山の位置を往路動作の場合と正確に一致させることが好ましい。

上述の制御を実現する為、一実施形態によれば、コントローラ５３０は、回転フィルタ４１０が光源４３０の光路からはずれた所定の基準位置にある状態から回転フィルタ４１０の所定のスリット（ＳＬ１、ＳＬ２）及び特殊光フィルタ（Ｆｓ１，Ｆｓ２）が光路上の目標とする位置にくるように、あるいは所定のスリット（ＳＬ３、ＳＬ４）及び特殊光フィルタ（Ｆｓ３，Ｆｓ４）が光路上の目標とする位置にくるように、調整された駆動量を設定したテーブルを保持し、この駆動量にしたがってステッピングモータ４７１を駆動させて停止させることが好ましい。この場合、調整された駆動量は、回転フィルタ４１０のシフト方向、すなわち、ステッピングモータ４７１の往路動作及び復路動作に応じて異ならせることが好ましい。
例えば、駆動量の一例として、ステッピングモータ４７１のステップ数が挙げられる。下記表２に示す様に、ステッピングモータ４７１のステップ数の調整値テーブルを内部メモリ５３２に保持し、この調整値テーブルに示されたステップ数の位置でラックギア４７３を停止させるように制御することが好ましい。表２に示された例では、ラックギア４７３を往路動作で停止させる場合には、待避位置のステップ数を５とし、外周側の特殊光フィルタ・スリット（表２では単にフィルタ１と記す）使用時にはステップ数を１００とし、内周側の特殊光フィルタ・スリット（表２では単にフィルタ２と記す）使用時にはステップ数を２００とする一方、ラックギア４７３を復路動作で停止させる場合には、待避位置のステップ数を０とし、外周側の特殊光フィルタ・スリット（表２では単にフィルタ１と記す）使用時にはステップ数を９５とし、内周側の特殊光フィルタ・スリット（表２では単にフィルタ２と記す）使用時にはステップ数を１９５とする。ステップ数とは、一例として、ステッピングモータ４７１の駆動に用いるパルス数が挙げられる。

上記表２に示された調整値を用いてラックギア４７３の停止位置を制御することにより、いずれの特殊光フィルタ・スリットが用いられる場合であっても、回転フィルタ４１０のスリット部の位置を正確に照明光のピーク位置に一致させる、或いはピーク位置の所定の範囲内に収まるようにすることが可能となる。なお、表２は、回転フィルタ４１０が、径方向に２組の特殊光フィルタ・スリット部を有する場合の調整値の例であるが、回転フィルタ４１０が径方向に更に多くの特殊光フィルタ・スリット部を有する構成である場合には、保持すべき調整値の値を特殊光フィルタ・スリット部の組数に合わせて増やせばよい。

また、メカ機構の公差の経年変化を考慮して、上記調整値テーブルを更新するようにしても良い。具体的には、コントローラ５３０は、内部クロックに基づきプロセッサ２００の使用時間を積算する機能を有しているので、この積算機能を使用して、例えば、１年当たり１ステップずつ調整値を更新しても良い。下記の表３は、一例として、年単位で１ステップずつ調整値を更新する構成とする場合の、一年経過後に適用する調整値テーブルである。

経年変化（劣化）のスピードは、耐久試験の値などを参考にして決定しても良い。このように、経年変化を考慮して調整値を更新する構成とすることによって、使用して行くたびにギアが削れていく分で増加する遊びを吸収し、製品寿命の全域でラックギア４７３による遷移位置精度を維持することが可能となる。

図１４は、上記調整値テーブルを用いて回転フィルタ４１０を現在位置から目標位置へシフトさせる際の制御を示すフローチャートである。なお、図１４に示す制御は、一例として、術者がプロセッサに設けられた操作パネル（不図示）を操作して回転フィルタ４１０の位置をシフトさせる操作（所望の特殊光観察を行う為の操作）に応答して、コントローラ５３０の制御の下で実行される。本処理が開始されると、はじめに、回転フィルタ４１０の現在位置と目標位置との差分が計算され、回転フィルタ４１０のシフト方向が往路方向であるか復路方向であるかが判断される（ステップＳ１０１）。ステップＳ１０１で計算結果が負であり、したがって回転フィルタ４１０のシフト方向が往路方向である場合には（Ｓ１０１：負）、調整値テーブル（表２）から往路動作の欄のステップ数が読み出される（ステップＳ１０２）。そして、ステップＳ１０２において読み出されたステップ数を用いてステッピングモータ４７１の駆動が開始され（ステップＳ１０４）、このステップ数を用いた駆動動作は回転フィルタ４１０が目標位置に達するまで継続する（Ｓ１０５：ＮＯ）。
現在位置の情報は、上述したステッピングモータ４７１に与える駆動量から、コントローラ５３０が求めることができる。目標位置の情報は、分光分析モードで用いる設定された特殊光の種類によってコントローラ５３０が求めることができる。また、一実施形態によれば、回転フィルタ４１０から出射した白色光の計測した実際の光量と、予め定めた基準とする光量との差分から、現在位置と目標位置との差分を計算することも好ましい。また、分光分析モードにおいて、回転フィルタ４１０のどの部分のスリット及び特殊フィルタを用いるかを定めるために、電子内視鏡システム１で撮像された現在の画像の明るさと理想とする基準画像の明るさとの差から現在位置と目標位置との差分を計算することもできる。

他方、ステップＳ１０１で計算結果が正であり、したがって回転フィルタ４１０のシフト方向が復路方向である場合には（Ｓ１０１：正）、調整値テーブル（表２）から復路動作の欄のステップ数が読み出される（ステップＳ１０３）。そして、ステップＳ１０２において読み出されたステップ数を用いてステッピングモータ４７１の駆動が開始され（ステップＳ１０４）、この駆動動作は回転フィルタ４１０が目標位置に達するまで継続する（Ｓ１０５：ＮＯ）。回転フィルタ４１０が目標位置に達すると（Ｓ１０５：ＹＥＳ）、本制御は終了する。

このように、コントローラ５３０は、回転フィルタ４１０をシフト駆動機構４７０により第１位置から目標位置である第２位置にシフトさせる際に、シフト駆動機構４７０の装置の製造誤差や公差に起因して生じる、回転フィルタ４１０がシフトする実際の位置と第２位置とのずれ量を補正する、ステップ数のようなパラメータを予め保持し、このパラメータに基づいてシフト駆動機構４７０を制御することが好ましい。
また、コントローラ５３０は、回転フィルタ４１０をシフト駆動機構４７０により第１位置と第２位置との間でシフトさせる際に、回転フィルタ４１０のシフト方向に応じてシフト駆動機構４７０の駆動量を異ならせることも好ましい。

以上の位置制御により、調整値テーブルを用いた回転フィルタ４１０の位置の正確な制御が達成される。

［回転フィルタの停止位置の制御２］
次に、回転フィルタ４１０の停止位置制御の他の一実施形態について説明する。停止位置の制御２では、上記停止制御１のように調整値テーブルを使用するのではなく、回転フィルタ４１０が常に往路方向又は復路方向のいずれか一方の方向から目標位置に進入して停止するように制御する。図１５にこの制御の動作原理を説明する図を示す。なお、ここでは、一例として、回転フィルタ４１０が復路動作をするときに、スッテッピングモータのステップ数が目標位置に正確に対応することを前提とする。

図１５（ａ）に示すように、一実施形態によれば、現在位置から目標位置へのシフトが往路方向となる場合には、回転フィルタ４１０を一旦目標位置を超える位置まで移動させて、復路動作で目標位置まで戻るように移動させる。ここでは、一例として、通り過ぎ量α分だけ目標位置を越えて移動させることとする。他方、図１５（ｂ）に示すように、現在位置から目標位置へのシフトが復路方向となる場合には、そのまま目標位置へ移動させる。このような制御により、回転フィルタ４１０を常に目標位置に対して復路動作で進入・停止させることが可能となる。

図１６は、上記制御を実現するフローチャートである。なお、ここでは、回転フィルタ４１０において、特殊光フィルタが径方向に複数組設けられる場合に、特殊光フィルタに対して外側から順に番号が割り当てられているものとする（すなわち、フィルタ番号は、外側から順に、フィルタ１、フィルタ２、フィルタ３・・・と割り当てられている）。図１６に示す制御は、一例として、術者がプロセッサ２００の操作パネル（不図示）を操作して回転フィルタ４１０位置をシフトさせる操作（所望の特殊光観察を行う為の操作）に応答して、コントローラ５３０の生成する制御信号の下で実行される。

本処理が開始されると、はじめに、現在位置のフィルタ番号から目標のフィルタ番号を減算する処理が行われる（ステップＳ１１）。ステップＳ１１での減算処理の結果が負である場合には、往路方向へのシフトとなり、処理はステップＳ１２に進み、回転フィルタ４１０の目標フィルタ番号への駆動が開始される。この駆動は、回転フィルタ４１０が目標フィルタ番号の位置にシフトするまで継続される（ステップＳ１３：ＮＯ）。回転フィルタ４１０が目標位置に達すると（ステップＳ１３：ＹＥＳ）、目標位置に通り過ぎ量αを加算する処理が行われ（ステップＳ１４）、さらに駆動が継続される（ステップＳ１５）。この駆動は、回転フィルタ４１０がステップＳ１５で設定された目標位置に達するまで継続される（ステップＳ１６：ＮＯ）。

回転フィルタ４１０が、ステップＳ１５で設定された目標位置まで達すると（ステップＳ１６：ＹＥＳ）、次に、目標位置から通り過ぎ量αを減算する処理が行われる（ステップＳ１７）。そして、回転フィルタ４１０を目標位置へ駆動する処理が行われる（ステップＳ１８）。この駆動は、回転フィルタ４１０が、ステップＳ１７で設定された目標位置へ達するまで実行される（ステップＳ１９：ＮＯ）。回転フィルタ４１０が、ステップＳ１７で設定された目標位置へ達すると（ステップＳ１９：ＹＥＳ）、本制御処理は終了する。

他方、ステップＳ１１での計算結果が正である場合には、回転フィルタ４１０のシフト方向は復路方向であるので（ステップＳ１１：正）、処理はステップＳ２０に進む。ステップＳ２０では、回転フィルタ４１０の目標位置への駆動が開始され、この駆動は回転フィルタ部４１０が目標値へ達するまで継続する（ステップＳ２１：ＮＯ）。回転フィルタ４１０が目標位置に達すると（ステップＳ２１：ＹＥＳ）、本処理は終了する。

以上の位置制御処理により、回転フィルタ４１０を常に復路動作で目標位置に進入・停止させ、目標位置に正確に停止させることが可能となる。なお、図１６に示す位置制御処理は、回転フィルタ部４１０が復路動作をするときにステッピングモータのステップ数が正確に目標位置に対応することを前提とするものである。回転フィルタ４１０が往路動作をするときにステッピングモータのステップ数が正確に目標位置に対応することを前提とする場合には、図１６のフローチャートにおいて、ステップＳ１１の計算結果が正である処理の系列において、通り過ぎ量を用いた上述同様の処理が行われることとなる。

すなわち、コントローラ５３０は、シフト駆動機構４７０によって回転フィルタ４１０のスリット（ＳＬ１、ＳＬ２等）が白色光の光路に進入して停止する際の、言い換えると停止直前のシフト方向が常に一定のシフト方向となるようにシフト駆動機構４７０を制御する、ことが好ましい。このとき、コントローラ５３０は、回転フィルタ４１０が第１位置から第２位置に向かってシフトする際、回転フィルタ４１０を第１位置から第２位置を超えてシフトさせた後、回転フィルタ４１０のシフト方向を逆にして第２位置にシフトさせることが好ましい。

通り過ぎ量αは、回転フィルタ４１０のシフトを迅速に行う観点ではできるだけ小さい方が好ましいが、次の様な各種公差を考慮して必要十分な量に設定しても良い。
・回転式フィルタを構成する回転ターレットの工作精度からくる公差（例えば、０．１ｍｍ）
・全構成ギアの工作精度からくる公差とかみ合わせ遊び量（例えば、１．０ｍｍ）
・経年／耐久等で想定される遊び量（例えば、１．０ｍｍ）
・任意の安全率

ここで、上記実施形態によりもたらされる効果について更に説明する。上述の通り、回転フィルタ４１０のスリット部（ＳＬ１等）の位置が、白色光のピーク位置の所定の範囲内に収まるように制御することが可能となる。一実施形態によれば、上記実施形態によりもたらされる、光束径（回転フィルタに入射する光束の光束径）を基準とした場合のずれ量（つまり、回転フィルタの停止位置のずれ量）の範囲は、０〜４％であることが好ましく、０〜２％であることがより好ましく、０〜１％であることがさらに好ましい。なお、ずれ量をゼロにするためには各種精度を向上させる必要がありコストが上昇すると可能性が高いため、ずれ量の下限は０．１％以上であっても良く、或いは０．３％以上であっても良い。なお、一実施形態によれば、特定の条件下において、光束径を基準とするずれ量を０．７％まで抑えることが可能となる（この場合のずれ量は、ギア公差等に起因する量がほぼゼロとなり、別の要因によるずれ量が残存する状態となっていると考えられる）。比較例として、従来の構成による光束径を基準とするずれ量は５％程度である（この場合は、ギア公差等の要因が支配的である）。なお、ここで挙げた効果は、光束径が１０ｍｍである場合の例であり、各実施形態における効果はここで挙げた数値例に限定されるものではない。

［比率調整機能］
上述の構成により、シフト駆動機構４７０を介して回転フィルタ４１０のスリット部（ＳＬ１，ＳＬ２）の位置を正確に制御することが可能となった。この構成を応用して、通常観察画像と特殊光観察画像の同時表示を行っている状態で、通常観察画像の明るさ比率を調整することができる。図１７は、この事を原理的に説明する為の図である。まず、シフト駆動機構４７０を制御して、スリット部の位置を光源４３０からの光路に正確に合わせた状態を想定する。この場合、図１７（ｃ）に示されるように、スリット部（ＳＬ１、ＳＬ２）が、白色光の輝度分布のピーク部分に位置し（図１７（ｃ）において網掛部分がスリット部の位置に対応する）、通常光としてピーク位置に相当する量の光量が得られることとなる。図１７（ａ）は、この場合の、特殊光フィルタ（Ｆｓ１、Ｆｓ２）が、白色光の輝度分布のどの部分と重なっているかを表している。図１７（ａ）において、網掛部分が、特殊光フィルタ（Ｆｓ１、Ｆｓ２）に対応している。上述のとおり、特殊光フィルタＦｓ１、Ｆｓ２は、スリット部（ＳＬ１、ＳＬ２）に対して径方向の幅が十分に大きく形成されているので、図１７（ａ）の状態において、特殊光フィルタ（Ｆｓ１、Ｆｓ２）は、白色光の輝度分布のかなりの部分を用いている事が理解される。

ここで、図１７（ｄ）に示すように、シフト駆動機構４７０を駆動制御して、回転フィルタ４１０のスリット部（ＳＬ１、ＳＬ２）を、白色光のピーク位置から所定分量ずつ段階的に移動させることを想定する。この場合、図１７（ｄ）に示すように、スリット部分（ＳＬ１、ＳＬ２）により、段階的に減少する光量を得ることができる。図１７（ｄ）に示した例では、段階的に減少する３種類の光量（−１段階、−２段階、−３段階）が得られる状態が示されている。他方、この場合において、特殊光フィルタ（Ｆｓ１、Ｆｓ２）は、径方向に十分な幅を有しているので、図１７（ｄ）に示す「−３段階」まで回転フィルタ４１０を移動させたとしても、白色光の減少する光量は少なく、白色光の光量を十分に透過させることができ、特殊光フィルタ（Ｆｓ１、Ｆｓ２）からの照明光の出射強度は画像の明るさに実質的な影響を与える程には減少しないこととなる。

したがって、上述の駆動例にしたがって回転フィルタ４１０の位置を正確かつ微小に段階的に移動させることによって、通常観察画像と特殊観察画像を同時表示する際の通常観察画像の明るさの比率を調整することが可能である。

上述したように、内視鏡システム１では、特殊光と白色光とを被写体の照明光として用いて、図９に示す分光分析モードに沿って総ヘモグロビン量ｔＨｂを算出するためパラメータＷ／Ｒが求められる。パラメータＷ／Ｒの値は、総ヘモグロビン量ｔＨｂを算出し、さらに、算出した総ヘモグロビン量ｔＨｂから酸素飽和度Ｓａｔを算出する上で重要な値である。このパラメータＷ／Ｒの値は、スリット部（ＳＬ１、ＳＬ２等）を通過した白色光と、特殊光フィルタ（Ｆｓ１あるいはＦｓ２等）を透過した特殊光の光成分の光強度の比率であるので、内視鏡システム１の複数回の使用によって変化することは、正確な総ヘモグロビン量ｔＨｂを算出して、正確な酸素飽和度Ｓａｔを算出する上で好ましくない。この点から、特殊光の光量と白色光の光量の比率が基準範囲内となるようにシフト駆動機構４７０を制御する効果は大きい。

特殊光の波長帯域は、白色光の波長帯域より狭く、特殊光を抽出する特殊フィルタ（Ｆｓ１．Ｆｓ２等）の回転フィルタ４１０の径方向の幅は、スリット（ＳＬ１，ＳＬ２等）の径方向の幅より大きいので、特殊光の波長帯域全体の合計の光量を白色光の波長帯域全体の合計の光量に近づけることができるので、パラメータＷ／ＲのＳＮ比を改善することができる。この結果、精度の高い総ヘモグロビン量ｔＨｂ、ひいては酸素飽和度Ｓａｔを求めることができる。

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。

例えば、図８を参照して説明した回転フィルタの構成は一例で合って、特殊光フィルタの種類、径方向の配列数は様々な構成例があり得る。

また、上述の実施形態において、回転フィルタの白色光通過領域はスリットとして構成されているが、白色光通過領域の構成は、光源からの白色光を減光するように構成され、かつ、光源からの白色光の光束における光強度のピーク位置とシフト駆動機構の製造公差との関係で上述のような問題が生じるような場合には、上述の本実施形態の構成が有効に機能することとなる。例えば、白色光通過領域は、減光フィルタ等のフィルタを備えていても良い。

また、上記の実施形態では、生体組織中のヘモグロビンの濃度分布の分析に本発明を適用したものであるが、生体組織の色を変化させる別の生体物質（例えば、ホルモン等の分泌物）の濃度分布の分析にも本発明を適用することができる。

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。

１ 内視鏡システム
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 配光レンズ
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 集光レンズ
４５０ 集光レンズ
４７０ シフト駆動機構
４７１ ステッピングモータ
４７２ ピニオンギア
４７３ ラックギア
４７４ フォトインタラプタ
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. 第１の光を射出する光源と、
   前記第１の光の一部を通過させる第１光通過領域と、前記第１の光の一部から１種類以上の特定波長域の第２の光を取り出す第２光通過領域とが所定の方向に並べて配置された回転板であって、前記回転板の回転方向に直交する径方向における前記第１光通過領域の幅が、前記径方向における前記第２光通過領域の幅より狭い回転板と、
   前記回転板を回転させることにより前記第１光通過領域と前記第２光通過領域とを前記光源からの前記第１の光の光路に順次挿入する回転駆動部と、
   前記回転板を、前記光源からの光路と交差する方向にシフトさせるシフト駆動部と、
   前記第２光通過領域を通過した光の光量と前記第１光通過領域を通過した光の光量の比率が基準範囲内となるように前記シフト駆動部を制御する制御部と、
   を備える内視鏡システム。
2. 第１の光を射出するように構成された光源と、
   前記第１の光の一部を通過させる第１光通過領域と、前記第１の光の一部から１種類以上の特定波長域の第２の光を取り出す第２光通過領域とが設けられ、前記第１光通過領域と前記第２光通過領域を前記第１の光の光路上に順次配置して、前記第１の光と前記第２の光を順次生成するように構成された回転板であって、前記回転板の回転方向に直交する径方向における前記第１光通過領域の幅が、前記径方向における前記第２光通過領域の幅より狭い回転板と、
   前記回転板を、前記第１の光の光路と交差する方向にシフトさせるように構成されたシフト駆動部と、
   前記第２光通過領域を通過した光の光量と前記第１光通過領域を通過した光の光量の比率が基準範囲内となるように前記シフト駆動部を制御するように構成された制御部と、
   を備える内視鏡システム。
3. 前記制御部は、前記回転板を前記シフト駆動部により第１位置から目標位置である第２位置にシフトさせる際に、前記シフト駆動部に起因して生じる、前記回転板がシフトする実際の位置と前記第２位置とのずれ量を補正するパラメータを予め保持し、該パラメータに基づいて前記シフト駆動部を制御する、請求項１または２に記載の内視鏡システム。
4. 前記制御部は、前記回転板の前記第１光通過領域が前記光路に挿入される位置が、前記光源からの前記第１の光の光強度が最大強度となるピーク位置を基準にして位置決めされるように前記シフト駆動部を制御する、
   請求項１〜３のいずれか１項に記載の内視鏡システム。
5. 前記第１の光は、光強度分布を有し、
   前記第１光通過領域及び前記第２光通過領域に入射するときの前記第１の光の光束断面は、前記第１光通過領域及び前記第２光通過領域の入射面より大きく、前記第１の光の光束の一部が前記第１光通過領域及び前記第２光通過領域に入射し、前記光束の残りの部分は前記第１光通過領域及び前記第２光通過領域に入射せず、
   前記制御部は、前記第１光通過領域及び前記第２光通過領域の少なくとも一方に入射する前記第１の光の光束の一部が、前記光強度分布におけるピーク位置を含むように、前記シフト駆動部を制御する、
   請求項１〜４のいずれか１項に記載の内視鏡システム。
6. 前記制御部は、前記回転板を前記シフト駆動部により第１位置と第２位置との間でシフトさせる際に、前記回転板のシフト方向に応じて前記シフト駆動部の駆動量を異ならせる、
   請求項１〜５のいずれか１項に記載の内視鏡システム。
7. 前記制御部は、前記シフト駆動部によって前記回転板が前記光路に進入して停止する際のシフト方向が常に一定のシフト方向となるように前記シフト駆動部を制御する、
   請求項１〜５のいずれか１項に記載の内視鏡システム。
8. 前記制御部は、前記回転板が第１位置から第２位置に向かってシフトする際、前記回転板を前記第１位置から前記第２位置を超えてシフトさせた後、前記回転板のシフト方向を逆にして前記第２位置にシフトさせる、
   請求項７に記載の内視鏡システム。
9. 前記制御部は、前記シフト駆動部の機械的な公差に関する情報に基づいて前記シフト駆動部を制御する、請求項１〜８のいずれか１項に記載の内視鏡システム。
10. 前記回転板は、前記第２光通過領域と前記第１光通過領域の径方向の幅が異なるように構成された、
    請求項１〜９のいずれか１項に記載の内視鏡システム。
11. 前記第２の光の波長帯域は、前記第１の光の波長帯域より狭く、
    前記第２光通過領域の径方向の幅は、前記第１光通過領域の径方向の幅より大きい、請求項１０に記載の内視鏡システム。
12. 前記光源は前記第１の光として白色光を射出するランプである、
    請求項１〜１１のいずれか１項に記載の内視鏡システム。
13. 前記制御部は、前記第１の光で照明した生体組織の撮像画像データに含まれる色成分の画像データの値と、前記第２の光で照明した被写体の撮像画像データに含まれる色成分の画像データの値との比率に基づいて、前記生体組織の状態を表す情報を生成する、請求項１〜１２のいずれか１項に記載の内視鏡システム。
14. 光源と、
    前記光源から出射する出射光の一部を用いて、少なくとも２種類以上の波長域の光を生成する少なくとも２つの光通過領域を有し、前記光通過領域が、所定の方向に並べて配置された回転板であって、前記回転板の回転方向に直交する径方向における前記少なくとも２つの光通過領域の幅が互いに異なる回転板と、
    前記回転板を回転させることにより前記光通過領域を前記光源からの前記出射光の光路に順次挿入する回転駆動部と、
    前記回転板を、前記光源からの光路と交差する方向にシフトさせるシフト駆動部と、
    前記光通過領域から生成される光の光量間の比率が基準範囲内となるように前記シフト駆動部を制御する制御部と、
    を備える内視鏡システム。

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