JP6616887B2 - 内視鏡システム - Google Patents

Description

本発明は、内視鏡システムに関する。

可視光を用いた通常観察に加えて、生体機能情報の取得が可能な内視鏡システムが注目されている。例えば、生体機能情報として血液内のヘモグロビンの酸素飽和度を検出できる内視鏡システムが特許文献１に開示されている。特許文献１に開示された内視鏡システムにおいて、可視光と酸素飽和度測定のための光とが観察対象に順次照射される。可視光と酸素飽和度測定のための光との各々の反射光がイメージセンサにより撮像され、かつ画素信号が生成される。画素信号に基づいて、観察領域における酸素飽和度が算出される。

図１４は、特許文献１に開示された構成と同様の内視鏡システム１００１のハードウェア構成を示している。図１４に示すように、内視鏡システム１００１は、光源部１０１０と、内視鏡スコープ部１０２０と、演算装置１０３０と、モニタ１０４０とを有する。

光源部１０１０は、第１の光源１１００と、第２の光源１１０１と、光源制御部１１０２とを有する。第１の光源１１００は、可視光を発生する。第２の光源１１０１は、酸素飽和度測定のための光を発生する。光源制御部１１０２は、第１の光源１１００および第２の光源１１０１が順次点灯するように第１の光源１１００および第２の光源１１０１を制御する。

図１５は、第２の光源１１０１が発生する光の波長特性を示している。図１５において、グラフの横軸は光の波長（ｎｍ）を示し、かつグラフの縦軸は光量を示している。第２の光源１１０１が発生する光は、波長が４７３ｎｍである光を含む。

内視鏡スコープ部１０２０は、ライトガイド１２００と、照明レンズ１２０１と、対物レンズ１２０２と、イメージャ１２０３とを有する。光源部１０１０からの光は、ライトガイド１２００に入射する。ライトガイド１２００は、光源部１０１０からの光を内視鏡スコープ部１０２０の先端部に伝送する。ライトガイド１２００によって伝送された光は、照明レンズ１２０１により被写体１０５０に照射される。可視光観察において、第１の光源１１００からの可視光が被写体１０５０に照射される。酸素飽和度測定において、第２の光源１１０１からの光が被写体１０５０に照射される。

内視鏡スコープ部１０２０の先端部において、照明レンズ１２０１に隣接して対物レンズ１２０２が設けられている。被写体１０５０によって反射された光が対物レンズ１２０２に入射する。対物レンズ１２０２は、被写体１０５０からの光を結像する。対物レンズ１２０２の結像位置にイメージャ１２０３が配置されている。対物レンズ１２０２を通過した光は、イメージャ１２０３に入射する。イメージャ１２０３は、イメージャ１２０３に入射した光を撮像することにより、画素信号を生成する。イメージャ１２０３によって生成された画素信号は演算装置１０３０に出力される。

図１６は、イメージャ１２０３の画素配列を示している。イメージャ１２０３は、行列状に配置された複数の画素１２０３Ｐを有する。画素１２０３Ｐは、画素１２０３Ｐに入射した光に基づく画素信号を生成する。各画素の表面にカラーフィルタが配置される。複数の画素１２０３Ｐは、Ｒ画素Ｐｒ２と、Ｇ画素Ｐｇ２と、Ｂ画素Ｐｂ２とを含む。図１６において、“Ｒ”と記載された画素１２０３ＰがＲ画素Ｐｒ２である。図１６において、“Ｇ”と記載された画素１２０３ＰがＧ画素Ｐｇ２である。図１６において、“Ｂ”と記載された画素１２０３ＰがＢ画素Ｐｂ２である。

Ｒ画素Ｐｒ２は、赤に対応する。赤色光を透過させる赤フィルタがＲ画素Ｐｒ２の表面に配置される。Ｒ画素Ｐｒ２は、赤色光に基づく画素信号を生成する。以下の説明において、Ｒ画素Ｐｒ２によって生成される画素信号をＲ信号と呼ぶ。Ｇ画素Ｐｇ２は、緑に対応する。緑色光を透過させる緑フィルタがＧ画素Ｐｇ２の表面に配置される。Ｇ画素Ｐｇ２は、緑色光に基づく画素信号を生成する。以下の説明において、Ｇ画素Ｐｇ２によって生成される画素信号をＧ信号と呼ぶ。Ｂ画素Ｐｂ２は、青に対応する。青色光を透過させる青フィルタがＢ画素Ｐｂ２の表面に配置される。Ｂ画素Ｐｂ２は、青色光に基づく画素信号を生成する。以下の説明において、Ｂ画素Ｐｂ２によって生成される画素信号をＢ信号と呼ぶ。図１６に示す画素配列は、ベイヤー配列である。ベイヤー配列において、基本配列が行方向かつ列方向に規則的かつ周期的に配置される。基本配列は、１個のＲ画素Ｐｒ２と２個のＧ画素Ｐｇ２と１個のＢ画素Ｐｂ２とを含む。

演算装置１０３０は、可視光観察時にイメージャ１２０３によって生成された画素信号に基づいて可視光画像信号を生成する。演算装置１０３０は、酸素飽和度測定時にイメージャ１２０３によって生成された画素信号に基づいて酸素飽和度を算出し、かつ酸素飽和度画像信号を生成する。演算装置１０３０によって生成された可視光画像信号および酸素飽和度画像信号はモニタ１０４０に出力される。モニタ１０４０は、可視光画像信号に基づく可視光画像と、酸素飽和度画像信号に基づく酸素飽和度画像とを表示する。例えば、モニタ１０４０は、可視光画像と酸素飽和度画像とを並べて表示する。あるいは、モニタ１０４０は、可視光画像と酸素飽和度画像とを重ねて表示する。モニタ１０４０が、観察領域における酸素飽和度の分布を画像としてリアルタイムに表示することにより、医師は、低酸素状態である癌領域を発見することができる。

図１７は、酸化ヘモグロビンおよび還元ヘモグロビンの吸光係数を示している。図１７において、グラフの横軸は光の波長（ｎｍ）を示し、かつグラフの縦軸は吸光係数を示している。線Ｌ１０は酸化ヘモグロビンの吸光係数を示し、かつ線Ｌ１１は還元ヘモグロビンの吸光係数を示している。図１５に示すように、第２の光源１１０１からの光の波長分布は、４７３ｎｍの波長においてピークを有する。図１７に示すように、４７３ｎｍの波長において酸化ヘモグロビンおよび還元ヘモグロビンの吸光係数の差が大きい。吸光係数の差が大きい波長の光に基づく画素信号から酸素飽和度の情報が取得されやすい。

日本国特開２０１４−０９４０８８号公報

酸素飽和度は、酸素飽和度測定時にイメージャ１２０３によって生成されたＢ信号と、可視光観察時にイメージャ１２０３によって生成されたＧ信号およびＲ信号とに基づいて算出される。しかし、内視鏡システム１００１において２つの光源からの光が順次照射されるため、イメージャ１２０３は、第１の光源１１００からの可視光の反射光と、第２の光源１１０１からの光の反射光とを同時に検出することができない。被写体１０５０または内視鏡スコープ部１０２０が動くことにより、可視光観察時と酸素飽和度測定時との間で各画素１２０３Ｐが検出する被写体１０５０の領域が異なる。このため、演算装置１０３０は、各画素１２０３Ｐの酸素飽和度を高精度に算出することができない。

内視鏡システム１００１において、可視光を検出する画素１２０３Ｐと、酸素飽和度測定のための光を検出する画素１２０３Ｐとが同一であるため、イメージャ１２０３は、可視光を透過させるカラーフィルタを有する。図１８は、イメージャ１２０３が有するカラーフィルタの透過特性を示している。線Ｌｂ２は、青フィルタの透過特性を示している。線Ｌｇ２は、緑フィルタの透過特性を示している。線Ｌｒ２は、赤フィルタの透過特性を示している。線Ｌｂ２が示すように、青フィルタは、波長が約３８０ｎｍから約５５０ｎｍである光を透過させる。図１７に示すように、波長が３８０ｎｍから５５０ｎｍである波長帯域Ｂ１００において、酸化ヘモグロビンおよび還元ヘモグロビンの吸光係数の大きさの関係は一定ではない。例えば、４７３ｎｍの波長では酸化ヘモグロビンの吸光係数は還元ヘモグロビンの吸光係数よりも大きい。しかし、５１０ｎｍの波長では酸化ヘモグロビンの吸光係数は還元ヘモグロビンの吸光係数よりも小さい。

酸素飽和度は、酸化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンとの比率に基づく。各波長に対応する酸化ヘモグロビンの吸光係数と還元ヘモグロビンの吸光係数との比率が大きく異なる場合、酸素飽和度の算出精度が低下する。酸素飽和度測定時にイメージャ１２０３は、酸化ヘモグロビンおよび還元ヘモグロビンの吸光係数の大きさの関係が一定でない波長帯域Ｂ１００の光に基づいてＢ信号を生成する。このため、演算装置１０３０は、各画素１２０３Ｐの酸素飽和度を高精度に算出することができない。

本発明は、酸素飽和度をより高精度に算出することができる内視鏡システムを提供することを目的とする。

本発明の第１の態様によれば、内視鏡システムは、光源と、撮像装置と、演算装置とを有する。前記光源は、可視光を含む照明光を発生する。前記撮像装置は、前記光源から被写体に照射された前記照明光の反射光を撮像する。前記撮像装置は、第１の基板と、第２の基板と、光学フィルタとを有する。前記第１の基板は、複数の第１の画素を有する。前記第２の基板は、前記第１の基板に積層され、かつ複数の第２の画素を有する。前記光学フィルタは、前記第１の基板と前記第２の基板との間に配置され、かつ前記第１の基板を透過した光のうち酸素飽和度算出のための所定の波長帯域の光のみを透過させる。前記所定の波長帯域に含まれる全ての波長において、酸化ヘモグロビンの吸光係数は還元ヘモグロビンの吸光係数よりも大きい。または前記所定の波長帯域に含まれる全ての波長において、前記酸化ヘモグロビンの前記吸光係数は前記還元ヘモグロビンの前記吸光係数よりも小さい。前記反射光は前記複数の第１の画素に入射する。前記第１の基板および前記光学フィルタを透過した光は前記複数の第２の画素に入射する。前記第１の画素は、前記第１の画素に入射した光に基づく第１の画素信号を生成する。前記第２の画素は、前記第２の画素に入射した光に基づく第２の画素信号を生成する。前記演算装置は、前記第１の画素信号および前記第２の画素信号に基づいて酸素飽和度を算出する。

本発明の第２の態様によれば、第１の態様において、前記所定の波長帯域は、波長が５００ｎｍ以上である波長帯域であってもよい。

本発明の第３の態様によれば、第２の態様において、前記所定の波長帯域は、波長が６００ｎｍから７５０ｎｍである波長帯域に含まれ、かつ前記所定の波長帯域の幅は１００ｎｍ以下であってもよい。

本発明の第４の態様によれば、第２の態様において、前記光源は、前記可視光に加えて、前記所定の波長帯域の光を含む前記照明光を発生してもよい。前記所定の波長帯域は、波長が８００ｎｍから９００ｎｍである波長帯域に含まれ、かつ前記所定の波長帯域の幅は１００ｎｍ以下であってもよい。

本発明の第５の態様によれば、第１の態様において、前記演算装置は、前記第１の画素信号から前記第２の画素信号に基づく信号を減算することにより補正画素信号を生成してもよい。前記演算装置は、前記補正画素信号および前記第２の画素信号に基づいて前記酸素飽和度を算出してもよい。

本発明の第６の態様によれば、第１の態様において、前記複数の第１の画素は、緑色光に基づく前記第１の画素信号を生成するＧ画素を含んでもよい。前記演算装置は、前記Ｇ画素で生成された前記第１の画素信号と、前記第２の画素信号とに基づいて血液量を算出してもよい。前記演算装置は、前記複数の第１の画素で生成された前記第１の画素信号に基づく画像において前記血液量が第１の閾値よりも少ない領域が強調表示されるように前記第１の画素信号を処理してもよい。

本発明の第７の態様によれば、第６の態様において、前記演算装置は、前記複数の第１の画素で生成された前記第１の画素信号に基づく画像において前記血液量が前記第１の閾値よりも小さく、かつ第２の閾値以上である領域のみが強調表示されるように前記第１の画素信号を処理してもよい。前記第２の閾値は前記第１の閾値よりも小さい。

本発明の第８の態様によれば、第１の態様において、前記演算装置は、前記複数の第１の画素で生成された前記第１の画素信号に基づく画像において前記酸素飽和度が所定の閾値よりも小さい領域が強調表示されるように前記第１の画素信号を処理してもよい。

上記の各態様によれば、第１の基板と第２の基板とが積層されているため、複数の第１の画素および複数の第２の画素は、同時に光を検出することができる。所定の波長帯域に含まれる全ての波長において、酸化ヘモグロビンの吸光係数は還元ヘモグロビンの吸光係数よりも大きい。または所定の波長帯域に含まれる全ての波長において、酸化ヘモグロビンの吸光係数は還元ヘモグロビンの吸光係数よりも小さい。このため、第２の画素は、酸化ヘモグロビンおよび還元ヘモグロビンの吸光係数の大きさの関係が一定である波長帯域の光に基づいて第２の画素信号を生成することができる。したがって、内視鏡システムは、酸素飽和度をより高精度に算出することができる。

本発明の第１の実施形態の内視鏡システムのハードウェア構成を示すブロック図である。 本発明の第１の実施形態の光学フィルタの透過特性を示すグラフである。 本発明の第１の実施形態のイメージャの断面図である。 本発明の第１の実施形態のカラーフィルタの透過特性を示すグラフである。 本発明の第１の実施形態の光学フィルタ（層間フィルタ）の透過特性を示すグラフである。 本発明の第１の実施形態のイメージャの画素配列を示す参考図である。 本発明の第１の実施形態のメモリに記憶される情報を示すグラフである。 酸化ヘモグロビンおよび還元ヘモグロビンの吸光係数を示すグラフである。 本発明の第２の実施形態の光学フィルタの透過特性を示すグラフである。 本発明の第２の実施形態の光学フィルタ（層間フィルタ）の透過特性を示すグラフである。 本発明の第２の実施形態のイメージャの画素配列を示す参考図である。 本発明の第２の実施形態のメモリに記憶される情報を示すグラフである。 本発明の第３の実施形態の内視鏡システムのハードウェア構成を示すブロック図である。 従来技術の内視鏡システムのハードウェア構成を示すブロック図である。 従来技術の内視鏡システムが有する光源が発生する光の波長特性を示すグラフである。 従来技術の内視鏡システムが有するイメージャの画素配列を示す参考図である。 酸化ヘモグロビンおよび還元ヘモグロビンの吸光係数を示すグラフである。 従来技術の内視鏡システムが有するカラーフィルタの透過特性を示すグラフである。

図面を参照し、本発明の実施形態を説明する。

（第１の実施形態）
図１は、本発明の第１の実施形態の内視鏡システム１のハードウェア構成を示している。図１に示すように、内視鏡システム１は、光源部１０と、内視鏡スコープ部２０と、演算装置３０と、モニタ４０とを有する。

光源部１０は、光源１００と、光学フィルタ１０１とを有する。光源１００は、可視光を含む照明光を発生する。可視光の波長帯域は、赤波長帯域と、緑波長帯域と、青波長帯域とを含む。赤波長帯域は、緑波長帯域よりも波長が長い帯域である。緑波長帯域は、青波長帯域よりも波長が長い帯域である。光源１００が発生する照明光は、可視光よりも波長が長い光すなわち赤外光を含んでもよい。

光学フィルタ１０１は、光源１００の照明光路中に設けられている。図２は、光学フィルタ１０１の透過特性を示している。図２において、グラフの横軸は波長を示し、かつグラフの縦軸は透過率を示している。図２に示すように、光学フィルタ１０１は、波長が４００ｎｍから７００ｎｍである波長帯域の光のみを透過させる。つまり、光学フィルタ１０１は、光源１００からの光のうち可視光のみを透過させる。

内視鏡スコープ部２０は、ライトガイド２００と、照明レンズ２０１と、対物レンズ２０２と、イメージャ２０３（イメージセンサ）とを有する。光源１００からの光は、光学フィルタ１０１を介して、ライトガイド２００に入射する。ライトガイド２００は、光源１００からの光を内視鏡スコープ部２０の先端部に伝送する。ライトガイド２００によって伝送された光は、照明レンズ２０１により被写体５０に照射される。光学フィルタ１０１の透過特性により、波長が４００ｎｍから７００ｎｍである波長帯域の光が被写体５０に照射される。

内視鏡スコープ部２０の先端部において、照明レンズ２０１に隣接して対物レンズ２０２が設けられている。被写体５０によって反射された光が対物レンズ２０２に入射する。対物レンズ２０２は、被写体５０からの光を結像する。対物レンズ２０２の結像位置にイメージャ２０３が配置されている。対物レンズ２０２を通過した光は、イメージャ２０３に入射する。光学フィルタ１０１の透過特性により、波長が４００ｎｍから７００ｎｍである波長帯域の光がイメージャ２０３に入射する。イメージャ２０３は、イメージャ２０３に入射した光を撮像することにより、画素信号を生成する。イメージャ２０３によって生成された画素信号は演算装置３０に出力される。

演算装置３０は、可視光画像生成部３００と、酸素飽和度画像生成部３０１と、メモリ３０２とを有する。例えば、演算装置３０は、１つまたは複数のプロセッサを含む。例えば、プロセッサは、ＣＰＵ（Ｃｅｎｔｒａｌ Ｐｒｏｃｅｓｓｉｎｇ Ｕｎｉｔ）、特定用途向け集積回路（ＡＳＩＣ）、およびＦＰＧＡ（Ｆｉｅｌｄ−Ｐｒｏｇｒａｍｍａｂｌｅ Ｇａｔｅ Ａｒｒａｙ）等の少なくとも１つを含む。例えば、可視光画像生成部３００および酸素飽和度画像生成部３０１は、それぞれ異なるプロセッサで構成される。可視光画像生成部３００および酸素飽和度画像生成部３０１は、同一のプロセッサで構成されてもよい。

可視光画像生成部３００は、イメージャ２０３によって生成された画素信号に基づいて可視光画像信号を生成する。可視光画像信号は、可視光画像を表示するための信号である。酸素飽和度画像生成部３０１は、イメージャ２０３によって生成された画素信号に基づいて酸素飽和度を算出し、かつ酸素飽和度画像信号を生成する。酸素飽和度画像信号は、酸素飽和度画像を表示するための信号である。酸素飽和度画像は、酸素飽和度の情報が重畳されたカラー画像である。演算装置３０によって生成された可視光画像信号および酸素飽和度画像信号はモニタ４０に出力される。メモリ３０２は、酸素飽和度の算出に必要な情報を記憶する。

モニタ４０は、可視光画像信号に基づく可視光画像と、酸素飽和度画像信号に基づく酸素飽和度画像とを表示する。例えば、モニタ４０は、可視光画像と酸素飽和度画像とを並べて表示する。あるいは、モニタ４０は、可視光画像と酸素飽和度画像とを重ねて表示する。モニタ４０が、観察領域における酸素飽和度の分布を画像としてリアルタイムに表示することにより、医師は、低酸素状態である癌領域を発見することができる。

図３は、イメージャ２０３の構成を示している。図３において、イメージャ２０３の断面が示されている。図３に示すように、イメージャ２０３は、第１の基板２０３０と、第２の基板２０３１と、カラーフィルタ２０３２と、光学フィルタ２０３３（層間フィルタ）とを有する。これらは、第１の基板２０３０の厚さ方向に積層されている。

第１の基板２０３０および第２の基板２０３１は、半導体基板である。例えば、第１の基板２０３０および第２の基板２０３１は、シリコン（Ｓｉ）で構成されている。第１の基板２０３０は、面２０３０ａと面２０３０ｂとを有する。面２０３０ａおよび面２０３０ｂは、第１の基板２０３０の主面である。主面は、基板の表面を構成する複数の面のうち相対的に広い面である。面２０３０ａおよび面２０３０ｂは、互いに反対方向を向く。第２の基板２０３１は、面２０３１ａと面２０３１ｂとを有する。面２０３１ａおよび面２０３１ｂは、第２の基板２０３１の主面である。面２０３１ａおよび面２０３１ｂは、互いに反対方向を向く。第１の基板２０３０の面２０３０ｂおよび第２の基板２０３１の面２０３１ａは、対向する。図１に示すように、演算装置３０は、イメージャ２０３の外部に配置されている。第１の基板２０３０および第２の基板２０３１の少なくとも１つは、演算装置３０の少なくとも一部を有してもよい。

カラーフィルタ２０３２は、第１の基板２０３０の面２０３０ａに積層されている。カラーフィルタ２０３２は、赤フィルタと、緑フィルタと、青フィルタとを有する。イメージャ２０３がカラーフィルタ２０３２を有していなくてもよい。カラーフィルタ２０３２は、被写体５０から第１の基板２０３０までの光路上のいずれかの位置に配置されていればよい。

図４は、カラーフィルタ２０３２の透過特性を示している。図４において、グラフの横軸は波長を示し、かつグラフの縦軸は透過率を示している。線Ｌｂ１は、青フィルタの透過特性を示している。線Ｌｂ１が示すように、青フィルタは、波長が約４００ｎｍから約５００ｎｍである波長帯域の光と、波長が約７００ｎｍ以上である波長帯域の光とを透過させる。つまり、青フィルタは、青色光および赤外光を透過させる。線Ｌｇ１は、緑フィルタの透過特性を示している。線Ｌｇ１が示すように、緑フィルタは、波長が約５００ｎｍから約６００ｎｍである波長帯域の光と、波長が約７００ｎｍ以上である波長帯域の光とを透過させる。つまり、緑フィルタは、緑色光および赤外光を透過させる。線Ｌｒ１は、赤フィルタの透過特性を示している。線Ｌｒ１が示すように、赤フィルタは、波長が約６００ｎｍ以上である波長帯域の光を透過させる。つまり、赤フィルタは、赤色光および赤外光を透過させる。対物レンズ２０２を通過した可視光のみがカラーフィルタ２０３２に入射する。青フィルタは、カラーフィルタ２０３２に入射した可視光のうち青色光のみを透過させる。緑フィルタは、カラーフィルタ２０３２に入射した可視光のうち緑色光のみを透過させる。赤フィルタは、カラーフィルタ２０３２に入射した可視光のうち赤色光のみを透過させる。

光学フィルタ２０３３は、第１の基板２０３０と第２の基板２０３１との間に配置されている。図５は、光学フィルタ２０３３の透過特性を示している。図５において、グラフの横軸は波長を示し、かつグラフの縦軸は透過率を示している。図５に示すように、光学フィルタ２０３３は、波長が６５０ｎｍから７００ｎｍである波長帯域の光のみを透過させる。つまり、光学フィルタ２０３３は、赤色光のみを透過させる。

第１の基板２０３０および第２の基板２０３１は、複数の画素を有する。複数の画素の各々は、光電変換素子（フォトダイオード）と信号読み出し回路とを有する。光電変換素子は、画素に入射した光を信号に変換する。信号読み出し回路は、光電変換素子から信号を読み出し、かつ読み出された信号を画素信号として出力する。第１の基板２０３０の画素は、第１の画素信号を生成する。第２の基板２０３１の画素は、第２の画素信号を生成する。第１の画素信号および第２の画素信号は、演算装置３０に出力される。

カラーフィルタ２０３２を透過した光は、第１の基板２０３０の面２０３０ａに入射する。第１の基板２０３０は、裏面照射型の撮像基板である。例えば、第１の基板２０３０の厚さは数μｍである。つまり、第１の基板２０３０は薄い。光の波長に応じて、シリコンの光吸収率は異なる。波長が短い光に対するシリコンの光吸収率は高い。波長が長い光に対するシリコンの光吸収率は低い。このため、波長がより短い光は、シリコンにおいて浅い位置で吸収されやすい。波長がより長い光は、シリコンにおいて深い位置で吸収されやすい。例えば、第１の基板２０３０の厚さが３μｍである場合、波長が５００ｎｍ以上である光の一部は第１の基板２０３０で吸収されず、かつ第１の基板２０３０を透過する。つまり、緑波長帯域のうち高波長側の帯域の光と赤色光とは、第１の基板２０３０を透過する。

第１の基板２０３０を透過した光は、光学フィルタ２０３３に入射する。波長が５００ｎｍ以上である光が光学フィルタ２０３３に入射する。光学フィルタ２０３３を透過した光の波長は６５０ｎｍから７００ｎｍである。光学フィルタ２０３３を透過した光は、第２の基板２０３１の面２０３１ａに入射する。

図６は、イメージャ２０３の画素配列を示している。イメージャ２０３の第１の基板２０３０は、行列状に配置された複数の第１の画素２０３０Ｐを有する。被写体５０からの光のうちカラーフィルタ２０３２を透過した光が複数の第１の画素２０３０Ｐに入射する。第１の画素２０３０Ｐは、第１の画素２０３０Ｐに入射した光に基づく第１の画素信号を生成する。複数の第１の画素２０３０Ｐは、Ｒ画素Ｐｒ１と、Ｇ画素Ｐｇ１と、Ｂ画素Ｐｂ１とを含む。図６において、“Ｒ”と記載された第１の画素２０３０ＰがＲ画素Ｐｒ１である。図６において、“Ｇ”と記載された第１の画素２０３０ＰがＧ画素Ｐｇ１である。図６において、“Ｂ”と記載された第１の画素２０３０ＰがＢ画素Ｐｂ１である。

Ｒ画素Ｐｒ１は、赤に対応する。赤フィルタがＲ画素Ｐｒ１の表面に配置される。Ｒ画素Ｐｒ１は、赤色光に基づく第１の画素信号を生成する。以下の説明において、Ｒ画素Ｐｒ１によって生成される第１の画素信号をＲ信号と呼ぶ。Ｇ画素Ｐｇ１は、緑に対応する。緑フィルタがＧ画素Ｐｇ１の表面に配置される。Ｇ画素Ｐｇ１は、緑色光に基づく第１の画素信号を生成する。以下の説明において、Ｇ画素Ｐｇ１によって生成される第１の画素信号をＧ信号と呼ぶ。Ｂ画素Ｐｂ１は、青に対応する。青フィルタがＢ画素Ｐｂ１の表面に配置される。Ｂ画素Ｐｂ１は、青色光に基づく第１の画素信号を生成する。以下の説明において、Ｂ画素Ｐｂ１によって生成される第１の画素信号をＢ信号と呼ぶ。図６に示す複数の第１の画素２０３０Ｐの画素配列は、ベイヤー配列である。ベイヤー配列において、基本配列が行方向かつ列方向に規則的かつ周期的に配置される。基本配列は、１個のＲ画素Ｐｒ１と２個のＧ画素Ｐｇ１と１個のＢ画素Ｐｂ１とを含む。

イメージャ２０３の第２の基板２０３１は、行列状に配置された複数の第２の画素２０３１Ｐを有する。１つの第２の画素２０３１Ｐは、４つの第１の画素２０３０Ｐに対応する領域に配置されている。１つの第２の画素２０３１Ｐに対応する４つの第１の画素２０３０Ｐは、ベイヤー配列の基本配列を構成する。４つの第１の画素２０３０Ｐの各々を透過し、かつ光学フィルタ２０３３を透過した光が１つの第２の画素２０３１Ｐに入射する。第２の画素２０３１Ｐは、第２の画素２０３１Ｐに入射した光に基づく第２の画素信号を生成する。以下の説明において、第２の画素２０３１Ｐによって生成される第２の画素信号をＲａ信号と呼ぶ。

第１の基板２０３０および第２の基板２０３１が積層されているため、第１の画素２０３０Ｐおよび第２の画素２０３１Ｐは、同時に光を検出することができる。このため、第１の画素信号および第２の画素信号は、被写体５０または内視鏡スコープ部２０の動きの影響を受けにくい。したがって、可視光観察と酸素飽和度測定とが順次行われる場合と比較して、酸素飽和度の算出精度が向上する。

演算装置３０（可視光画像生成部３００）は、第１の画素２０３０Ｐで生成された第１の画素信号（Ｒ信号、Ｇ信号、およびＢ信号）に基づいて可視光画像信号を生成する。演算装置３０（酸素飽和度画像生成部３０１）は、第１の画素２０３０Ｐで生成された第１の画素信号（Ｒ信号およびＧ信号）と、第２の画素２０３１Ｐで生成された第２の画素信号（Ｒａ信号）とに基づいて酸素飽和度画像信号を生成する。

酸素飽和度の算出方法を説明する。演算装置３０（酸素飽和度画像生成部３０１）は、複数の第１の画素２０３０Ｐの各々に対応する第１の強度比および第２の強度比を算出する。第１の強度比は、Ｒａ信号とＧ信号との強度比（Ｒａ／Ｇ）である。第２の強度比は、Ｒ信号とＧ信号との強度比（Ｒ／Ｇ）である。１つの第２の画素２０３１Ｐで生成されたＲａ信号は、その第２の画素２０３１Ｐに対応する４つの第１の画素２０３０Ｐの第１の強度比の算出に使用される。

メモリ３０２は、第１の強度比と第２の強度比と酸素飽和度との相関関係を示す情報を記憶する。図７は、メモリ３０２に記憶される情報を示している。図７に示すグラフの横軸および縦軸は対数スケールで示されている。図７において、グラフの横軸はｌｏｇ（Ｒ／Ｇ）であり、かつグラフの縦軸はｌｏｇ（Ｒａ／Ｇ）である。図７に示す５本の曲線Ｌ２０，Ｌ２１，Ｌ２２，Ｌ２３，Ｌ２４は、互いに異なる酸素飽和度に対応する第１の強度比と第２の強度比との相関関係を示している。曲線Ｌ２０は、酸素飽和度が１００％であるときの第１の強度比と第２の強度比との相関関係を示している。曲線Ｌ２１は、酸素飽和度が７５％であるときの第１の強度比と第２の強度比との相関関係を示している。曲線Ｌ２２は、酸素飽和度が５０％であるときの第１の強度比と第２の強度比との相関関係を示している。曲線Ｌ２３は、酸素飽和度が２５％であるときの第１の強度比と第２の強度比との相関関係を示している。曲線Ｌ２４は、酸素飽和度が０％であるときの第１の強度比と第２の強度比との相関関係を示している。図７に示す曲線Ｌ２０，Ｌ２１，Ｌ２２，Ｌ２３，Ｌ２４は、光散乱シミュレーションに基づいて取得される。この光散乱シミュレーションにおいて、酸化ヘモグロビンおよび還元ヘモグロビンの吸光係数および生体内の光散乱係数などが考慮される。

演算装置３０（酸素飽和度画像生成部３０１）は、メモリ３０２から図７に示すグラフの情報を読み出す。演算装置３０（酸素飽和度画像生成部３０１）は、算出された第１の強度比および第２の強度比と、メモリ３０２から読み出された情報とを照合する。第１の画素２０３０Ｐにおける第１の強度比および第２の強度比に対応する点と、曲線Ｌ２０，Ｌ２１，Ｌ２２，Ｌ２３，Ｌ２４との位置関係に基づいて酸素飽和度が決定される。図７において、ある第１の画素２０３０Ｐにおける第１の強度比および第２の強度比に対応する点Ｐ１０は、曲線Ｌ２１上の点と一致する。曲線Ｌ２１は、７５％の酸素飽和度に対応する。このため、ある第１の画素２０３０Ｐに対応する酸素飽和度は７５％に決定される。酸素飽和度の算出は、複数の第１の画素２０３０Ｐの各々に対して行われる。酸素飽和度の算出は、画角内の血管領域に対応する第１の画素２０３０Ｐのみに対して行われてもよい。血管領域は、Ｒ信号、およびＲ信号とＢ信号との比率などにより特定することができる。

第１の強度比と第２の強度比と酸素飽和度との相関関係は、ヘモグロビンの吸光特性と密接に関連している。図８は、酸化ヘモグロビンおよび還元ヘモグロビンの吸光係数を示している。図８において、グラフの横軸は光の波長（ｎｍ）を示し、かつグラフの縦軸は吸光係数を示している。線Ｌ１０は酸化ヘモグロビンの吸光係数を示し、かつ線Ｌ１１は還元ヘモグロビンの吸光係数を示している。波長帯域Ｂ１０は、光学フィルタ２０３３を透過する光の波長帯域（６５０ｎｍから７００ｎｍ）である。光学フィルタ２０３３が透過する光の波長帯域Ｂ１０の全ての波長において、酸化ヘモグロビンの吸光係数は還元ヘモグロビンの吸光係数よりも小さい。このため、図１７における波長帯域Ｂ１００の光に基づく画素信号を使用して酸素飽和度を算出する場合と比較して、酸素飽和度の算出精度が向上する。

光学フィルタ２０３３が透過する光の波長帯域Ｂ１０において酸化ヘモグロビンおよび還元ヘモグロビンの吸光係数の差が大きいため、画素信号から酸素飽和度の情報が取得されやすい。しかし、波長帯域Ｂ１０の光に対応するＲａ信号は、酸素飽和度および血液量に応じて変動する。Ｒ信号は、主に血液量に応じて変動する。Ｇ信号は、Ｒａ信号およびＲ信号のリファレンス信号（規格化用信号）となる。演算装置３０（酸素飽和度画像生成部３０１）は、Ｒａ信号とＲ信号とＧ信号とから得られる第１の強度比（Ｒａ／Ｇ）および第２の強度比（Ｒ／Ｇ）を用いることにより、血液量に関係なく酸素飽和度を算出することができる。

演算装置３０（酸素飽和度画像生成部３０１）は、Ｒ信号と、Ｇ信号と、Ｂ信号と、酸素飽和度とに基づいて酸素飽和度画像信号を生成する。例えば、演算装置３０（酸素飽和度画像生成部３０１）は、酸素飽和度が基準値γよりも小さい第１の画素２０３０Ｐにおいて、１よりも大きなゲインをＢ信号のみに乗算する。基準値γは、酸素飽和度が小さい領域を判断するための閾値である。例えば、基準値γは６０％である。基準値γは、ユーザが指定できる値であってもよい。Ｂ信号のみにゲインが乗算される代わりに、Ｒ信号とＧ信号とＢ信号とにゲインが乗算され、かつＢ信号に乗算されるゲインがＲ信号およびＧ信号に乗算されるゲインよりも大きくてもよい。酸素飽和度画像信号は、第１の画素２０３０Ｐ毎のＲ信号とＧ信号とＢ信号とを含む。

酸素飽和度が基準値γよりも小さい領域においてＢ信号に乗算されるゲインが大きいため、酸素飽和度画像においてその領域は青みを帯びた色になる。一般的に、生体内部の色は赤成分が多く、かつ青成分は少ない。このため、酸素飽和度画像において青みを帯びた領域は目立ちやすい。これによって、医師は、低酸素状態である癌領域を容易に発見することができる。一方、酸素飽和度が基準値γ以上である第１の画素２０３０Ｐにおいて、Ｂ信号、Ｇ信号、およびＲ信号にゲインは乗算されない。酸素飽和度画像において、酸素飽和度が基準値γ以上である領域の色味は変化しない。

図５に示すように、光学フィルタ２０３３は、波長が６５０ｎｍから７００ｎｍである波長帯域の光のみを透過させる。光学フィルタ２０３３を透過する光の波長帯域は、図５に示す例に限らない。光学フィルタ２０３３を透過する光の波長帯域は、酸化ヘモグロビンおよび還元ヘモグロビンの吸光係数の大きさの関係が一定である波長帯域であればよい。

上記のように、内視鏡システム１は、光源１００と、イメージャ２０３（撮像装置）と、演算装置３０とを有する。光源１００は、可視光を含む照明光を発生する。イメージャ２０３は、光源１００から被写体５０に照射された照明光の反射光を撮像する。イメージャ２０３は、第１の基板２０３０と、第２の基板２０３１と、光学フィルタ２０３３とを有する。第１の基板２０３０は、複数の第１の画素２０３０Ｐを有する。第２の基板２０３１は、第１の基板２０３０に積層され、かつ複数の第２の画素２０３１Ｐを有する。光学フィルタ２０３３は、第１の基板２０３０と第２の基板２０３１との間に配置され、かつ第１の基板２０３０を透過した光のうち酸素飽和度算出のための所定の波長帯域の光のみを透過させる。所定の波長帯域に含まれる全ての波長において、酸化ヘモグロビンの吸光係数は還元ヘモグロビンの吸光係数よりも大きい。または所定の波長帯域に含まれる全ての波長において、酸化ヘモグロビンの吸光係数は還元ヘモグロビンの吸光係数よりも小さい。照明光の反射光は複数の第１の画素２０３０Ｐに入射する。第１の基板２０３０および光学フィルタ２０３３を透過した光は複数の第２の画素２０３１Ｐに入射する。第１の画素２０３０Ｐは、第１の画素２０３０Ｐに入射した光に基づく第１の画素信号を生成する。第２の画素２０３１Ｐは、第２の画素２０３１Ｐに入射した光に基づく第２の画素信号を生成する。演算装置３０は、第１の画素信号および第２の画素信号に基づいて酸素飽和度を算出する。

本発明の各態様の内視鏡システムは、光源１００、イメージャ２０３、および演算装置３０に対応する構成以外の構成を有していなくてもよい。例えば、可視光画像の生成は必須ではないため、本発明の各態様の内視鏡システムは、可視光画像生成部３００に対応する構成を有していなくてもよい。モニタ４０は、内視鏡システム１に付属する装置でなくてもよいため、本発明の各態様の内視鏡システムは、モニタ４０に対応する構成を有していなくてもよい。

第１の基板２０３０と第２の基板２０３１とが積層されているため、複数の第１の画素２０３０Ｐおよび複数の第２の画素２０３１Ｐは、同時に光を検出することができる。所定の波長帯域に含まれる全ての波長において、酸化ヘモグロビンの吸光係数は還元ヘモグロビンの吸光係数よりも大きい。または所定の波長帯域に含まれる全ての波長において、酸化ヘモグロビンの吸光係数は還元ヘモグロビンの吸光係数よりも小さい。このため、第２の画素２０３１Ｐは、酸化ヘモグロビンおよび還元ヘモグロビンの吸光係数の大きさの関係が一定である波長帯域の光に基づいて第２の画素信号を生成することができる。したがって、内視鏡システム１は、酸素飽和度をより高精度に算出することができる。

所定の波長帯域は、波長が５００ｎｍ以上である波長帯域であってもよい。波長が５００ｎｍ以上である波長帯域の光は、第１の基板２０３０を透過しやすい。

所定の波長帯域は、波長が６００ｎｍから７５０ｎｍである波長帯域に含まれ、かつ所定の波長帯域の幅は１００ｎｍ以下であってもよい。図８に示すように、波長が６００ｎｍから７５０ｎｍである波長帯域において酸化ヘモグロビンおよび還元ヘモグロビンの吸光係数の差が大きいため、画素信号から酸素飽和度の情報が取得されやすい。所定の波長帯域の幅が狭いことにより、波長に応じた酸化ヘモグロビンおよび還元ヘモグロビンの吸光係数の比の変動が小さい。このため、内視鏡システム１は、酸素飽和度を高精度に算出することができる。波長が６００ｎｍから７５０ｎｍである波長帯域において赤外光は含まれない。このため、内視鏡システム１は、第１の画素２０３０Ｐで生成された第１の画素信号に基づいて可視光画像信号を生成することができる。

演算装置３０（酸素飽和度画像生成部３０１）は、複数の第１の画素２０３０Ｐで生成された第１の画素信号に基づく画像において酸素飽和度が所定の閾値（基準値γ）よりも小さい領域が強調表示されるように第１の画素信号を処理してもよい。例えば、演算装置３０（酸素飽和度画像生成部３０１）は、第１の画素２０３０Ｐで生成された第１の画素信号のうち酸素飽和度が基準値γよりも小さい領域に含まれる第１の画素２０３０Ｐで生成されたＢ信号のゲインをより大きくする。これによって、第１の画素信号に基づく画像において、酸素飽和度が閾値よりも小さい領域が目立ちやすい。

（第２の実施形態）
図１に示す内視鏡システム１を使用して本発明の第２の実施形態を説明する。以下では、第１の実施形態における説明と異なる点を中心に説明する。第１の実施形態の光学フィルタ１０１は、可視光のみを透過させる。一方、第２の実施形態の光学フィルタ１０１は、可視光と赤外光とを透過させる。第１の実施形態の光学フィルタ２０３３は、赤色光のみを透過させる。一方、第２の実施形態の光学フィルタ２０３３は、赤外光のみを透過させる。光学フィルタ１０１および光学フィルタ２０３３の透過特性が変更されることにより、可視光画像生成部３００および酸素飽和度画像生成部３０１による信号処理が変更される。

図９は、光学フィルタ１０１の透過特性を示している。図９において、グラフの横軸は波長を示し、かつグラフの縦軸は透過率を示している。図９に示すように、光学フィルタ１０１は、波長が４００ｎｍから７００ｎｍである波長帯域の光と、波長が８５０ｎｍから９００ｎｍである波長帯域の光とを透過させる。つまり、光学フィルタ１０１は、光源１００からの光のうち可視光および赤外光のみを透過させる。光学フィルタ１０１の透過特性により、波長が４００ｎｍから７００ｎｍである波長帯域の光と、波長が８５０ｎｍから９００ｎｍである波長帯域の光とがイメージャ２０３に入射する。

カラーフィルタ２０３２の透過特性は、図４に示す透過特性と同一である。青フィルタは、カラーフィルタ２０３２に入射した光のうち青色光および赤外光のみを透過させる。緑フィルタは、カラーフィルタ２０３２に入射した可視光のうち緑色光および赤外光のみを透過させる。赤フィルタは、カラーフィルタ２０３２に入射した可視光のうち赤色光および赤外光のみを透過させる。

図１０は、光学フィルタ２０３３の透過特性を示している。図１０において、グラフの横軸は波長を示し、かつグラフの縦軸は透過率を示している。図１０に示すように、光学フィルタ２０３３は、波長が８５０ｎｍから９００ｎｍである波長帯域の光のみを透過させる。つまり、光学フィルタ２０３３は、赤外光のみを透過させる。

波長が８５０ｎｍから９００ｎｍである波長帯域に含まれる全ての波長において、酸化ヘモグロビンの吸光係数は還元ヘモグロビンの吸光係数よりも大きく、かつ酸化ヘモグロビンおよび還元ヘモグロビンの吸光係数の差は大きい。このため、演算装置３０（酸素飽和度画像生成部３０１）は、酸素飽和度を高精度に算出することができる。

図１１は、イメージャ２０３の画素配列を示している。図１１において、図６と異なる点を説明する。被写体５０からの光のうちカラーフィルタ２０３２を透過した光が複数の第１の画素２０３０Ｐに入射する。可視光および赤外光が第１の画素２０３０Ｐに入射する。第１の画素２０３０Ｐが生成する第１の画素信号は、第１の実施形態における第１の画素信号と異なる。第１の画素信号は、可視光に基づく成分に加えて赤外光に基づく成分を含む。第１の基板２０３０に入射した赤外光の一部が第１の基板２０３０で吸収される。第１の基板２０３０に入射した赤外光のうち、第１の基板２０３０で吸収された光以外の光が第１の基板２０３０を透過する。第１の基板２０３０を透過した赤外光が第２の画素２０３１Ｐに入射する。第２の画素２０３１Ｐが生成する第２の画素信号は、第１の実施形態における第２の画素信号と異なる。第２の画素信号は、赤外光のみに基づく成分を含む。

以下の説明において、αは第１の基板２０３０が赤外光を吸収する割合を示し、かつβは第２の基板２０３１が赤外光を吸収する割合を示ししている。αとβとは、赤外光に対する第１の基板２０３０および第２の基板２０３１の分光感度から算出することができる。αおよびβは、イメージャ２０３の製造条件に基づくパラメータである。例えば、製造条件は、第１の基板２０３０および第２の基板２０３１の各々の光軸方向の厚さである。あるいは、製造条件は、カラーフィルタ２０３２および光学フィルタ２０３３の透過特性である。αおよびβは、０以上かつ１以下の実数である。

Ｒ画素Ｐｒ１は、赤色光および赤外光に基づく第１の画素信号すなわちＲ信号を生成する。以下の説明において、Ｒ画素Ｐｒ１によって生成されるＲ信号の信号値は（Ｒ＋αＩＲ）である。Ｇ画素Ｐｇ１は、緑色光および赤外光に基づく第１の画素信号すなわちＧ信号を生成する。以下の説明において、Ｇ画素Ｐｇ１によって生成されるＧ信号の信号値は（Ｇ＋αＩＲ）である。Ｂ画素Ｐｂ１は、青色光および赤外光に基づく第１の画素信号すなわちＢ信号を生成する。以下の説明において、Ｂ画素Ｐｂ１によって生成されるＢ信号の信号値は（Ｂ＋αＩＲ）である。Ｒは赤色光に基づく信号値である。Ｇは緑色光に基づく信号値である。Ｂは青色光に基づく信号値である。αＩＲは赤外光に基づく信号値である。

第２の画素２０３１Ｐは、赤外光に基づく第２の画素信号を生成する。以下の説明において、第２の画素２０３１Ｐによって生成される第２の画素信号をＩＲ信号と呼ぶ。以下の説明において、第２の画素２０３１Ｐによって生成されるＩＲ信号の信号値はβＩＲである。βＩＲは赤外光に基づく信号値である。

演算装置３０（可視光画像生成部３００）は、第１の画素２０３０Ｐで生成された第１の画素信号（Ｒ信号、Ｇ信号、およびＢ信号）と、第２の画素２０３１Ｐで生成された第２の画素信号（ＩＲ信号）とに基づいて可視光画像信号を生成する。演算装置３０（酸素飽和度画像生成部３０１）は、第１の画素２０３０Ｐで生成された第１の画素信号（Ｒ信号およびＧ信号）と、第２の画素２０３１Ｐで生成された第２の画素信号（ＩＲ信号）とに基づいて酸素飽和度画像信号を生成する。

演算装置３０（可視光画像生成部３００）は、第２の画素２０３１Ｐによって生成されたＩＲ信号の値すなわちβＩＲに、αとβとの比すなわち（α／β）を乗じる。（α／β）は、第１の基板２０３０が赤外光を吸収する割合と、第２の基板２０３１が赤外光を吸収する割合との比に基づく係数である。これによって、演算装置３０（可視光画像生成部３００）は、第１の画素２０３０Ｐによって検出された赤外光に基づく信号値αＩＲを算出することができる。演算装置３０（可視光画像生成部３００）は、Ｒ画素Ｐｒ１によって生成されたＲ信号の値（Ｒ＋αＩＲ）から、上記の方法で算出された信号値αＩＲを減算する。これによって、演算装置３０（可視光画像生成部３００）は、赤色光のみに基づくＲ信号を生成する。減算後のＲ信号の信号値は、Ｒである。同様に、演算装置３０（可視光画像生成部３００）は、Ｇ画素Ｐｇ１によって生成されたＧ信号の値（Ｇ＋αＩＲ）から、上記の方法で算出された信号値αＩＲを減算する。これによって、演算装置３０（可視光画像生成部３００）は、緑色光のみに基づくＧ信号を生成する。減算後のＧ信号の信号値は、Ｇである。同様に、演算装置３０（可視光画像生成部３００）は、Ｂ画素Ｐｂ１によって生成されたＢ信号の値（Ｂ＋αＩＲ）から、上記の方法で算出された信号値αＩＲを減算する。これによって、演算装置３０（可視光画像生成部３００）は、青色光のみに基づくＢ信号を生成する。減算後のＢ信号の信号値は、Ｂである。演算装置３０（可視光画像生成部３００）は、可視光の成分のみに基づくＲ信号とＧ信号とＢ信号とに基づいて可視光画像信号を生成する。

演算装置３０（酸素飽和度画像生成部３０１）は、上記の方法により可視光の成分のみに基づくＲ信号およびＧ信号を生成する。可視光画像生成部３００による上記の演算の結果が酸素飽和度画像生成部３０１に出力され、かつ酸素飽和度画像生成部３０１がその演算結果を利用してもよい。あるいは、酸素飽和度画像生成部３０１による上記の演算の結果が可視光画像生成部３００に出力され、かつ可視光画像生成部３００がその演算結果を利用してもよい。演算装置３０（酸素飽和度画像生成部３０１）は、複数の第１の画素２０３０Ｐの各々に対応する第１の強度比および第２の強度比を算出する。第１の強度比は、ＩＲ信号とＧ信号との強度比（βＩＲ／Ｇ）である。第２の強度比は、Ｒ信号とＧ信号との強度比（Ｒ／Ｇ）である。１つの第２の画素２０３１Ｐで生成されたＩＲ信号は、その第２の画素２０３１Ｐに対応する４つの第１の画素２０３０Ｐの第１の強度比の算出に使用される。

メモリ３０２は、第１の強度比と第２の強度比と酸素飽和度との相関関係を示す情報を記憶する。図１２は、メモリ３０２に記憶される情報を示している。図１２に示すグラフの横軸および縦軸は対数スケールで示されている。図１２において、グラフの横軸はｌｏｇ（Ｒ／Ｇ）であり、かつグラフの縦軸はｌｏｇ（βＩＲ／Ｇ）である。図１２に示す５本の曲線Ｌ３０，Ｌ３１，Ｌ３２，Ｌ３３，Ｌ３４は、互いに異なる酸素飽和度に対応する第１の強度比と第２の強度比との相関関係を示している。曲線Ｌ３０は、酸素飽和度が１００％であるときの第１の強度比と第２の強度比との相関関係を示している。曲線Ｌ３１は、酸素飽和度が７５％であるときの第１の強度比と第２の強度比との相関関係を示している。曲線Ｌ３２は、酸素飽和度が５０％であるときの第１の強度比と第２の強度比との相関関係を示している。曲線Ｌ３３は、酸素飽和度が２５％であるときの第１の強度比と第２の強度比との相関関係を示している。曲線Ｌ３４は、酸素飽和度が０％であるときの第１の強度比と第２の強度比との相関関係を示している。図１２に示す曲線Ｌ３０，Ｌ３１，Ｌ３２，Ｌ３３，Ｌ３４は、光散乱シミュレーションに基づいて取得される。この光散乱シミュレーションにおいて、酸化ヘモグロビンおよび還元ヘモグロビンの吸光係数および生体内の光散乱係数などが考慮される。

演算装置３０（酸素飽和度画像生成部３０１）は、メモリ３０２から図１２に示すグラフの情報を読み出す。演算装置３０（酸素飽和度画像生成部３０１）は、算出された第１の強度比および第２の強度比と、メモリ３０２から読み出された情報とを照合する。第１の画素２０３０Ｐにおける第１の強度比および第２の強度比に対応する点と、曲線Ｌ３０，Ｌ３１，Ｌ３２，Ｌ３３，Ｌ３４との位置関係に基づいて酸素飽和度が決定される。図１２において、ある第１の画素２０３０Ｐにおける第１の強度比および第２の強度比に対応する点Ｐ２０は、曲線Ｌ３１上の点と一致する。曲線Ｌ３１は、７５％の酸素飽和度に対応する。このため、ある第１の画素２０３０Ｐに対応する酸素飽和度は７５％に決定される。酸素飽和度の算出は、複数の第１の画素２０３０Ｐの各々に対して行われる。酸素飽和度の算出は、画角内の血管領域に対応する第１の画素２０３０Ｐのみに対して行われてもよい。

第２の実施形態の光源１００は、可視光に加えて、酸素飽和度算出のための所定の波長帯域の光を含む照明光を発生する。所定の波長帯域は、波長が８００ｎｍから９００ｎｍである波長帯域に含まれ、かつ所定の波長帯域の幅は１００ｎｍ以下であってもよい。

図９および図１０に示すように、波長が８００ｎｍ以上である波長帯域うち光学フィルタ１０１を透過する光の第１の波長帯域は、光学フィルタ２０３３を透過する光の第２の波長帯域と同一である。つまり、波長が８００ｎｍ以上である波長帯域のうちイメージャ２０３に入射する光の第１の波長帯域は、光学フィルタ２０３３を透過する光の第２の波長帯域と同一である。波長が８００ｎｍ以上である波長帯域において、第１の波長帯域は第２の波長帯域よりも広くてもよい。第１の波長帯域が第２の波長帯域よりも広い場合、第１の画素信号において赤外光に基づく成分は、第２の画素２０３１Ｐに入射する赤外光の波長と異なる波長の赤外光に基づく成分を含む。このため、Ｒ信号の値（Ｒ＋αＩＲ）からＩＲ信号に基づいて算出された信号値αＩＲを減算する処理によって生成されたＲ信号は、第２の画素２０３１Ｐによって検出することができない赤外光に基づく成分を含む。第１の波長帯域が第２の波長帯域と同一である場合、演算装置３０（酸素飽和度画像生成部３０１）は、Ｒ信号から赤外光に基づく成分を高精度に除去することができる。Ｇ信号およびＢ信号についても同様である。

上記のように、演算装置３０（酸素飽和度画像生成部３０１）は、第１の画素信号（例えば、Ｒ＋αＩＲ）から第２の画素信号（βＩＲ）に基づく信号（αＩＲ）を減算することにより補正画素信号を生成する。例えば、補正画素信号は、信号値がＲであるＲ信号である。演算装置３０（酸素飽和度画像生成部３０１）は、補正画素信号および第２の画素信号に基づいて酸素飽和度を算出する。

第２の実施形態の内視鏡システム１において、可視光と、可視光以外の光すなわち赤外光とが利用できる。第２の実施形態の内視鏡システム１は、可視光および赤外光に基づく第１の画素信号と、赤外光に基づく第２の画素信号とに基づいて酸素飽和度画像信号および可視光画像信号を生成することができる。

（第３の実施形態）
図１３は、本発明の第３の実施形態の内視鏡システム２のハードウェア構成を示している。図１３に示す構成について、図１に示す構成と異なる点を説明する。

内視鏡システム２において、図１に示す内視鏡システム１における演算装置３０が演算装置３１に変更される。演算装置３１は、演算装置３０が有する構成に加えて、血液量画像生成部３０３を有する。例えば、可視光画像生成部３００と酸素飽和度画像生成部３０１と血液量画像生成部３０３とは、それぞれ異なるプロセッサで構成される。可視光画像生成部３００と酸素飽和度画像生成部３０１と血液量画像生成部３０３との少なくとも２つが同一のプロセッサで構成されてもよい。血液量画像生成部３０３は、第１の画素２０３０Ｐで生成された第１の画素信号（Ｇ信号）と、第２の画素２０３１Ｐで生成された第２の画素信号（Ｒａ信号）とに基づいて血液量を算出し、かつ血液量画像信号を生成する。血液量画像信号は、血液量画像を表示するための信号である。血液量画像は、血液量の情報が重畳されたカラー画像である。メモリ３０２は、酸素飽和度の算出に必要な情報に加えて、血液量の算出に必要な情報を記憶する。

演算装置３１によって生成された可視光画像信号と酸素飽和度画像信号と血液量画像信号とはモニタ４０に出力される。モニタ４０は、可視光画像信号に基づく可視光画像と、酸素飽和度画像信号に基づく酸素飽和度画像と、血液量画像信号に基づく血液量画像とを表示する。例えば、モニタ４０は、可視光画像と酸素飽和度画像と血液量画像とを並べて表示する。あるいは、モニタ４０は、これらの画像のうちユーザによって選択された画像を表示する。上記以外の点については、図１３に示す構成は、図１に示す構成と同様である。

血液量の算出方法を説明する。演算装置３１（血液量画像生成部３０３）は、複数の第１の画素２０３０Ｐの各々に対応する第１の強度比を算出する。第１の強度比は、Ｒａ信号とＧ信号との強度比（Ｒａ／Ｇ）である。１つの第２の画素２０３１Ｐで生成されたＲａ信号は、その第２の画素２０３１Ｐに対応する４つの第１の画素２０３０Ｐの第１の強度比の算出に使用される。

メモリ３０２は、第１の強度比と血液量との相関関係を示す情報を記憶する。この相関関係において、第１の強度比の増加に応じて血液量は増加する。演算装置３１（血液量画像生成部３０３）は、メモリ３０２から血液量に関する情報を読み出す。演算装置３１（血液量画像生成部３０３）は、算出された第１の強度比と、メモリ３０２から読み出された情報とを照合する。これによって、第１の画素２０３０Ｐにおける第１の強度比に対応する血液量が決定される。血液量の算出は、複数の第１の画素２０３０Ｐの各々に対して行われる。血液量の算出は、画角内の血管領域に対応する第１の画素２０３０Ｐのみに対して行われてもよい。

光学フィルタ２０３３が透過する光の波長帯域Ｂ１０において酸化ヘモグロビンの吸光係数は小さい。このため、血液量の変動に応じたＲａ信号の変動は小さい。しかし、光学条件に応じてＲａ信号は変動する。例えば、光学条件は、イメージャ２０３と被写体５０との距離、および光源１００が発する光の強度などである。一方、波長帯域Ｂ１０において還元ヘモグロビンの吸光係数は大きい。このため、血液量の変動に応じたＧ信号の変動は大きく、かつ光学条件に応じてＧ信号は変動する。演算装置３１（酸素飽和度画像生成部３０１）は、Ｒ信号とＧ信号との強度比（Ｒ／Ｇ）を算出することにより、光学条件の影響が除外された血液量を算出することができる。

演算装置３１（血液量画像生成部３０３）は、Ｒ信号と、Ｇ信号と、Ｂ信号と、血液量とに基づいて血液量画像信号を生成する。例えば、演算装置３１（血液量画像生成部３０３）は、血液量が基準値δよりも小さい第１の画素２０３０Ｐにおいて、１よりも大きなゲインをＢ信号のみに乗算する。演算装置３１（血液量画像生成部３０３）は、血液量が基準値δよりも小さく、かつ基準値ε以上である第１の画素２０３０Ｐにおいて、１よりも大きなゲインをＢ信号のみに乗算してもよい。基準値εは、基準値δよりも小さい。基準値δは、血液量が小さい領域を判断するための閾値である。基準値εは、血液が存在しない領域を判断するための閾値である。基準値δおよび基準値εは、ユーザが指定できる値であってもよい。Ｂ信号のみにゲインが乗算される代わりに、Ｒ信号とＧ信号とＢ信号とにゲインが乗算され、かつＢ信号に乗算されるゲインがＲ信号およびＧ信号に乗算されるゲインよりも大きくてもよい。血液量画像信号は、第１の画素２０３０Ｐ毎のＲ信号とＧ信号とＢ信号とを含む。

血液量が基準値δよりも小さく、かつ基準値ε以上である領域においてＢ信号に乗算されるゲインが大きいため、血液量画像においてその領域は青みを帯びた色になる。一般的に、生体内部の色は赤成分が多く、かつ青成分は少ない。このため、血液量画像において青みを帯びた領域は目立ちやすい。これによって、癌領域が切除された後に医師は、生体の組織に流れる血液量を判断することができる。例えば、生体の組織は、胃および大腸などである。血液量が少ない場合、組織が壊死する可能性がある。癌領域が切除された後、医師は、血液量に基づいて、切断された血管を縫合するか否かを判断することができる。一方、血液量が基準値δ以上または基準値εよりも小さい第１の画素２０３０Ｐにおいて、Ｂ信号、Ｇ信号、およびＲ信号にゲインは乗算されない。血液量画像において、血液量が基準値γ以上である領域の色味は変化しない。

上記のように、複数の第１の画素２０３０Ｐは、緑色光に基づく第１の画素信号を生成するＧ画素Ｐｇ１を含む。演算装置３１（血液量画像生成部３０３）は、Ｇ画素Ｐｇ１で生成された第１の画素信号（Ｇ信号）と、第２の画素信号（Ｒａ信号）とに基づいて血液量を算出する。演算装置３１（血液量画像生成部３０３）は、複数の第１の画素２０３０Ｐで生成された第１の画素信号に基づく画像において血液量が第１の閾値（基準値δ）よりも少ない領域が強調表示されるように第１の画素信号を処理する。これによって、第１の画素信号に基づく画像において、血液量が第１の閾値よりも小さい領域が目立ちやすい。

演算装置３１（血液量画像生成部３０３）は、複数の第１の画素２０３０Ｐで生成された第１の画素信号（Ｒ信号、Ｇ信号、およびＢ信号）に基づく画像において血液量が第１の閾値（基準値δ）よりも小さく、かつ第２の閾値（基準値ε）以上である領域のみが強調表示されるように第１の画素信号（Ｂ信号）を処理する。第２の閾値は第１の閾値よりも小さい。これによって、第１の画素信号に基づく画像において、血液量が第１の閾値よりも小さく、かつ第２の閾値以上である領域が目立ちやすい。

以上、本発明の好ましい実施形態を説明したが、本発明はこれら実施形態およびその変形例に限定されることはない。本発明の趣旨を逸脱しない範囲で、構成の付加、省略、置換、およびその他の変更が可能である。また、本発明は前述した説明によって限定されることはなく、添付のクレームの範囲によってのみ限定される。

本発明の各実施形態によれば、内視鏡システムは、酸素飽和度をより高精度に算出することができる。

１，２，１００１ 内視鏡システム
１０，１０１０ 光源部
２０，１０２０ 内視鏡スコープ部
３０，３１，１０３０ 演算装置
４０，１０４０ モニタ
１００ 光源
１０１，２０３３ 光学フィルタ
２００，１２００ ライトガイド
２０１，１２０１ 照明レンズ
２０２，１２０２ 対物レンズ
２０３，１２０３ イメージャ
３００ 可視光画像生成部
３０１ 酸素飽和度画像生成部
３０２ メモリ
３０３ 血液量画像生成部
１１００ 第１の光源
１１０１ 第２の光源
１１０２ 光源制御部
２０３０ 第１の基板
２０３０Ｐ 第１の画素
２０３１ 第２の基板
２０３１Ｐ 第２の画素
２０３２ カラーフィルタ

Claims (8)

1. 可視光を含む照明光を発生する光源と、
   前記光源から被写体に照射された前記照明光の反射光を撮像する撮像装置と、
   演算装置と、
   を有し、
   前記撮像装置は、
   複数の第１の画素を有する第１の基板と、
   前記第１の基板に積層され、かつ複数の第２の画素を有する第２の基板と、
   前記第１の基板と前記第２の基板との間に配置され、かつ前記第１の基板を透過した光のうち酸素飽和度算出のための所定の波長帯域の光のみを透過させる光学フィルタと、
   を有し、
   前記所定の波長帯域に含まれる全ての波長において、酸化ヘモグロビンの吸光係数は還元ヘモグロビンの吸光係数よりも大きく、または前記所定の波長帯域に含まれる全ての波長において、前記酸化ヘモグロビンの前記吸光係数は前記還元ヘモグロビンの前記吸光係数よりも小さく、
   前記反射光は前記複数の第１の画素に入射し、
   前記第１の基板および前記光学フィルタを透過した光は前記複数の第２の画素に入射し、
   前記第１の画素は、前記第１の画素に入射した光に基づく第１の画素信号を生成し、
   前記第２の画素は、前記第２の画素に入射した光に基づく第２の画素信号を生成し、
   前記演算装置は、前記第１の画素信号および前記第２の画素信号に基づいて酸素飽和度を算出する
   内視鏡システム。
2. 前記所定の波長帯域は、波長が５００ｎｍ以上である波長帯域である
   請求項１に記載の内視鏡システム。
3. 前記所定の波長帯域は、波長が６００ｎｍから７５０ｎｍである波長帯域に含まれ、かつ前記所定の波長帯域の幅は１００ｎｍ以下である
   請求項２に記載の内視鏡システム。
4. 前記光源は、前記可視光に加えて、前記所定の波長帯域の光を含む前記照明光を発生し、
   前記所定の波長帯域は、波長が８００ｎｍから９００ｎｍである波長帯域に含まれ、かつ前記所定の波長帯域の幅は１００ｎｍ以下である
   請求項２に記載の内視鏡システム。
5. 前記演算装置は、前記第１の画素信号から前記第２の画素信号に基づく信号を減算することにより補正画素信号を生成し、
   前記演算装置は、前記補正画素信号および前記第２の画素信号に基づいて前記酸素飽和度を算出する
   請求項１に記載の内視鏡システム。
6. 前記複数の第１の画素は、緑色光に基づく前記第１の画素信号を生成するＧ画素を含み、
   前記演算装置は、前記Ｇ画素で生成された前記第１の画素信号と、前記第２の画素信号とに基づいて血液量を算出し、
   前記演算装置は、前記複数の第１の画素で生成された前記第１の画素信号に基づく画像において前記血液量が第１の閾値よりも少ない領域が強調表示されるように前記第１の画素信号を処理する
   請求項１に記載の内視鏡システム。
7. 前記演算装置は、前記複数の第１の画素で生成された前記第１の画素信号に基づく画像において前記血液量が前記第１の閾値よりも小さく、かつ第２の閾値以上である領域のみが強調表示されるように前記第１の画素信号を処理し、前記第２の閾値は前記第１の閾値よりも小さい
   請求項６に記載の内視鏡システム。
8. 前記演算装置は、前記複数の第１の画素で生成された前記第１の画素信号に基づく画像において前記酸素飽和度が所定の閾値よりも小さい領域が強調表示されるように前記第１の画素信号を処理する
   請求項１に記載の内視鏡システム。

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