JP6783168B2 - 内視鏡システム及び分析装置 - Google Patents

Description

本発明は、生体組織を撮影した画像に基づいて、生体組織中の生体物質の濃度等の生体情報を取得する内視鏡システム及び分析装置に関する。

内視鏡画像の色情報から、被写体である生体組織中の生体物質（例えば、ヘモグロビン）の濃度を定量する機能を備えた内視鏡装置が知られている。このような内視鏡装置の一例が特許文献１に記載されている。

特許文献１に記載の内視鏡装置は、ヘモグロビンの吸収帯（Ｑ帯）内の２種類の波長域の照明光をそれぞれ使用して撮影した２つの内視鏡画像の色情報に基づいて、総ヘモグロビン量を示す指標と、酸素飽和度を示す指標を計算する。

国際公開第２０１４／１９２７８１号

撮像画像上の生体組織の色は、生体組織による照明光の光散乱（以下、単に「散乱」ともいう。）の影響を受ける。しかしながら、特許文献１に記載の内視鏡装置では、各指標の計算において、上記散乱に起因する分光特性の変化が考慮されていない。そのため、散乱の強さによって指標の計算結果が変動する、すなわち、算出された指標値に、散乱に起因する誤差が含まれるという問題があった。

本発明は上記の事情に鑑みてなされたものであり、散乱に起因する誤差を補正し、より精度の高い分光学的分析が可能な内視鏡システム及び分析装置を提供することを目的とする。

本発明の一態様は、内視鏡システムであり、以下の態様を含む。

（態様１）
光源装置と、
前記光源装置が発する光で照明された生体組織を撮像してカラー画像データを生成するように構成された撮像素子を備えた撮像部を有する内視鏡と、
前記カラー画像データのうち、前記生体組織の第１特徴量の変化に対して画素値が変化し、さらに、前記生体組織による光散乱の程度の変化に対して画素値が変化する波長域の成分を持つカラー画像データＸと、前記生体組織による光散乱の程度の変化に対して画素値が変化し、前記生体組織の第１特徴量の変化に対して画素値が変化しない波長域の成分を持つカラー画像データＹと、を用いて、前記生体組織における光の散乱の影響を除去した、前記生体組織の第１特徴量の程度に応じて値が決まる第１パラメータを、生成するように構成された第１パラメータ生成部と、前記第１パラメータに基づいて前記第１特徴量を取得するように構成された第１特徴量取得部と、を有するプロセッサと、を備え、
前記カラー画像データＸは、前記第１特徴量の程度に応じて前記生体組織による吸光度が異なる第１特殊光の照明により得られた画像のデータであり、
前記カラー画像データＹは、前記第１特徴量の程度に応じて前記生体組織による吸光度が変化しない波長域を含む照明光の照明により得られた画像の、ＲＧＢ色空間上のＲ成分及びＧ成分の少なくとも１つのデータであり、
前記第１パラメータは、前記カラー画像データＸと前記カラー画像データＹの比率に基づいて生成されることを特徴とする内視鏡システム。

（態様２）
前記カラー画像データＸは、前記第１特殊光の照明下で前記生体組織を撮像して得た第１特殊観察画像データＷであり、
前記カラー画像データＹは、前記白色光の照明下で前記生体組織を撮像して得たＲＧＢ色空間上の通常観察画像データのＲ成分である第１通常観察画像データＲであり、
前記第１パラメータは、前記第１特殊観察画像データＷと前記第１通常観察画像データＲとの比Ｗ／Ｒである、
態様１に記載の内視鏡システム。

（態様３）
前記カラー画像データＸは、前記第１特殊光の照明下で前記生体組織を撮像して得た第１特殊観察画像データＷであり、
前記カラー画像データＹは、前記白色光の照明下で前記生体組織を撮像して得たＲＧＢ色空間上の通常観察画像データのＲ成分である第１通常観察画像データＲに、予め設定された係数を乗算したデータαＲであり、
前記第１パラメータは、前記第１特殊観察画像データＷと前記データαＲとの比Ｗ／（αＲ）である、
態様１に記載の内視鏡システム。
この場合、前記係数は、予め、前記第１特徴量が既知のサンプルを用いた予備試験によって求めることが好ましい。すなわち、前記プロセッサは、前記内視鏡システムの使用を始める前に、前記既知のサンプルを用いた予備試験を行って、前記係数αを定めて記憶しておくことが好ましい。

（態様４）
前記カラー画像データＸは、前記第１特殊光の照明下で前記生体組織を撮像して得た第１特殊観察画像データＷであり、
前記カラー画像データＹは、前記白色光の照明下で前記生体組織を撮像して得たＲＧＢ色空間上の通常観察画像データのＲ成分である第１通常観察画像データＲとＧ成分である第２通常観察画像データＧとの和Ｒ＋Ｇであり、
前記第１パラメータは、前記第１特殊観察画像データＷと前記和Ｒ＋Ｇとの比Ｗ／（Ｒ＋Ｇ）である、態様１に記載の内視鏡システム。

（態様５）
前記カラー画像データＸは、前記第１特殊光の照明下で前記生体組織を撮像して得た第１特殊観察画像データＷであり、
前記カラー画像データＹは、前記白色光の照明下で前記生体組織を撮像して得たＲＧＢ色空間上の通常観察画像データのＲ成分である第１通常観察画像データＲとＧ成分である第２通常観察画像データＧとを、予め設定された係数β及び係数γを用いて重み付け加算した和βＲ＋γＧであり、
前記第１パラメータは、前記第１特殊観察画像データＷと前記和βＲ＋γＧとの比Ｗ／（βＲ＋γＧ）である、態様１に記載の内視鏡システム。
この場合、前記係数α及び前記係数βは、予め、前記第１特徴量が既知のサンプルを用いた予備試験によって求めることが好ましい。すなわち、前記プロセッサは、前記内視鏡システムの使用を始める前に、前記既知のサンプルを用いた予備試験を行って、前記係数β及び前記係数γを定めて記憶しておくことが好ましい。

（態様６）
前記撮像部は、前記撮像素子による受光前の光を、ＲＧＢ色空間上のＲの波長域にフィルタリングするように構成されたＲカラーフィルタを備え、
前記第１通常観察画像データＲが、前記撮像素子のＲカラーフィルタを介して撮像された画像のデータである、態様２〜５のいずれか１つに記載の内視鏡システム。

（態様７）
前記光源装置が、
前記白色光を発する白色光源と、
前記白色光から前記第１特殊光を取り出すように構成された第１光学フィルタと、
を備え、
前記白色光と前記第１特殊光とを切り替えて発する、
態様２〜６のいずれか１つに記載の内視鏡システム。

（態様８）
前記プロセッサは、前記第１パラメータと前記第１特徴量との量的関係を表すデータを記憶する記憶部を備え、
前記第１特徴量取得部が、前記量的関係を表すデータを参照して、前記第１特徴量を求めるように構成される、
態様１〜７のいずれか１つに記載の内視鏡システム。

（態様９）
前記第１特徴量が総ヘモグロビン量である、
態様１〜８のいずれか１つに記載の内視鏡システム。

（態様１０）
前記第１特徴量が総ヘモグロビン量であり、
前記第１特殊観察画像データＷが、前記ＲＧＢ色空間上のＧの波長域と同じ波長域のデータである、態様２〜８のいずれか１つに記載の内視鏡システム。

（態様１１）
前記撮像部は、前記撮像素子の受光前の光を、ＲＧＢ色空間上のＧの波長域にフィルタリングするように構成されたＧカラーフィルタを備え、
前記第１特殊観察画像データＷが、前記Ｇカラーフィルタを介して前記撮像素子で撮像された画像データである、
態様１０に記載の内視鏡システム。

（態様１２）
前記プロセッサは、
前記カラー画像データから、前記生体組織の第２特徴量に応じて値が決まる第２パラメータを生成するように構成された第２パラメータ生成部と、
前記第１特徴量及び前記第２パラメータに基づいて前記第２特徴量を取得するように構成された第２特徴量取得部と、を備えた、
態様１〜１１のいずれか１つに記載の内視鏡システム。

（態様１３）
前記プロセッサは、
前記カラー画像データから、前記生体組織の第２特徴量に応じて値が決まる第２パラメータを生成するように構成された第２パラメータ生成部と、
前記第１特徴量及び前記第２パラメータに基づいて前記第２特徴量を取得するように構成された第２特徴量取得部と、を備え、
前記光源装置は、前記白色光と波長域が異なり、前記第２特徴量の程度に応じて前記生体組織による吸光度が異なる第２特殊光を発するように構成され、
前記第２パラメータが、
前記第２特殊光の照明下で前記生体組織を撮像して得た第２特殊観察画像データＮと、前記第１特殊光の照明下で前記生体組織を撮像して得た前記第１特殊観察画像データＷと、の比Ｎ／Ｗである、
態様２〜７のいずれか１つに記載の内視鏡システム。

（態様１４）
前記生体組織による前記第１特殊光の吸光度が、前記第１特徴量に依存し、前記第２特徴量に依存しないように前記第１特殊光の波長域が設定されている、態様１３に記載の内視鏡システム。

（態様１５）
前記生体組織による前記第２特殊光の吸光度が、前記第１特徴量及び前記第２特徴量の両方に依存するように、前記第２特殊光の波長域が設定されている、態様１４に記載の内視鏡システム。

（態様１６）
前記第２特徴量が酸素飽和度である、
態様１３〜１５のいずれか１つに記載の内視鏡システム。

（態様１７）
前記第２特殊観察画像データＮが、前記ＲＧＢ色空間上のＧの波長域と同じ波長域の画像データである、
態様１６に記載の内視鏡システム。

（態様１８）
前記撮像部は、前記撮像素子の受光前の光を、ＲＧＢ色空間上のＧの波長域にフィルタリングするように構成されたＧカラーフィルタを備え、
前記第２特殊観察画像データＮが、前記Ｇカラーフィルタを介して撮像された画像のデータである、
態様１７に記載の内視鏡システム。

（態様１９）
前記第１特徴量に基づき、前記生体組織における該第１特徴量の分布を表す特徴量分布画像を生成するように構成された特徴量分布画像生成部を備えた、
態様１〜１８のいずれか１つに記載の内視鏡システム。

（態様２０）
前記第２特徴量に基づき、前記生体組織における該第２特徴量の分布を表す特徴量分布画像を生成するように構成された特徴量分布画像生成部を備えた、
態様１２〜１８のいずれか１つに記載の内視鏡システム。

本発明の他の態様は、分析装置であり、以下の態様を含む。
光源装置と、
前記光源装置が発する光で照明された生体組織を撮像してカラー画像データを生成するように構成された撮像素子を備えた撮像部と、
前記カラー画像データのうち、前記生体組織の第１特徴量の変化に対して画素値が変化し、さらに、前記生体組織による光散乱の程度の変化に対して画素値が変化する波長域の成分を持つカラー画像データＸと、前記生体組織による光散乱の程度の変化に対して画素値が変化し、前記生体組織の第１特徴量の変化に対して画素値が変化しない波長域の成分を持つカラー画像データＹと、を用いて、前記生体組織における光の散乱の影響を除去した、前記生体組織の第１特徴量の程度に応じて値が決まる第１パラメータを、生成するように構成された第１パラメータ生成部と、前記第１パラメータに基づいて前記第１特徴量を取得するように構成された第１特徴量取得部と、を有するプロセッサと、を備え、
前記カラー画像データＸは、前記第１特徴量の程度に応じて前記生体組織による吸光度が異なる第１特殊光の照明により得られた画像のデータであり、
前記カラー画像データＹは、前記第１特徴量の程度に応じて前記生体組織による吸光度が変化しない波長域を含む照明光の照明により得られた画像の、ＲＧＢ色空間上のＲ成分及びＧ成分の少なくとも１つのデータであり、
前記第１パラメータは、前記カラー画像データＸと前記カラー画像データＹの比率に基づいて生成される、ことを特徴とする分析装置。

上述の内視鏡システム及び分析装置によれば、散乱に起因する誤差が低減され、より精度の高い分光学的分析が可能になる。

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の例を示す図である。 各種パラメータと生体情報との相関の例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の例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の例を表すグラフである。 本実施形態の内視鏡システムの一例のブロック図である。 図６に示す内視鏡システムのコントローラの構成の一例を説明するブロック図である。 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。 本実施形態で用いる回転フィルタの一例の外観図である。 本実施形態に係る分光分析処理の一例を説明するフローチャートである。 本発実施形態に係る内視鏡システムによって生成される画像情報の表示例であり、（ａ）は酸素飽和度分布画像の２次元表示例を示す図であり、（ｂ）は酸素飽和度分布画像の３次元表示例を示す図である。

以下、本実施形態について、図面を参照しながら説明する。
以下に説明する本実施形態の内視鏡システム（以降、内視鏡装置ともいう）は、波長域の異なる光成分を持つ撮像対象の像の画像データ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システムである。上記画像データを取得するには、生体組織の像を、生体情報が算出できるように所定の波長域に分けて受光して撮像してもよいが、ノイズが少なく精度のよい上記画像データを取得するには、互いに異なる所定の波長域の複数の光により照明された生体組織を撮像することにより、波長域の異なる成分を強調して取得することが好ましい。
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。

本明細書では、画像あるいは画像データにおけるＲ成分、Ｒ画素、あるいはカラーフィルタにおけるＲカラーフィルタ等の中の「Ｒ」は、ＲＧＢ色空間上のＲ（赤）であり、光の可視波長域の範囲である３６０〜８３０ｎｍのうち、５７０ｎｍ以上の波長域中の波長域を意味し、例えば、５８０〜７００ｎｍの波長域を意味する。また、画像あるいは画像データにおけるＧ成分、Ｇ画素、あるいはカラーフィルタにおけるＧカラーフィルタ等の中の“Ｇ”は、ＲＧＢ色空間上のＧ（緑）であり、光の可視波長域の範囲である３６０〜８３０ｎｍのうち、例えば４７０〜６２０ｎｍの波長域中の波長域を意味する。画像あるいは画像データにおけるＢ成分、Ｂ画素、あるいはカラーフィルタにおけるＢカラーフィルタ等の中の“Ｂ”は、ＲＧＢ色空間上のＢ（青）であり、光の可視波長域の範囲である３６０〜８３０ｎｍのうち、５３０ｎｍ以下の波長域中の波長域を意味し、例えば、４２０〜５２０ｎｍの波長域を意味する。また、「Ｒ」、「Ｇ」、「Ｂ」は、単独で、画像のＲ画素、Ｇ画素、Ｂ画素の画素値を表す場合もある。
白色光とは、厳密に可視光の全ての波長成分を含むものに限らず、例えば、上記Ｒ，Ｇ，Ｂにおける上記波長域の成分を含む光であればよい。

＜生体組織の分光特性と生体情報の計算原理＞
本実施形態の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％の酸化化ヘモグロビン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％の場合の吸収スペクトル、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。
このように、上記波長域Ｒ０及び波長域Ｒ２は、酸素飽和度によらず吸収が一定になる点と、酸素飽和度によって吸収が変化する領域とを有する波長域に基づいて定められる。上記波長域Ｒ０及び波長域Ｒ２の範囲は、特に限定されないが、上記酸素飽和度による変化が大きい領域に基づいて定められることが好ましい。例えば、Ｗ帯については、５００ｎｍ〜６００ｎｍの範囲内とすることが好ましく、５２０ｎｍ〜５９０ｎｍの範囲内とすることがより好ましい。また、Ｎ帯については、例えば、Ｗ帯の範囲内で、Ｗ帯よりも範囲が狭く、且つ、５２０ｎｍ〜５９０ｎｍの範囲内とすることが好ましく、５４０ｎｍ〜５８０ｎｍの範囲内とすることがより好ましい。

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度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収度の積分値ＡＲ１、ＡＲ３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収度の積分値ＡＲ２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Ｈｂの濃度を表す数式２、数式３が得られる。

従って、ヘモグロビンの吸収度の積分値ＡＲ１、ＡＲ２及びＡＲ３は、酸素飽和度Ｓａｔと総ヘモグロビン量ｔＨｂ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収度の積分値ＡＲ０は、酸素飽和度Ｓａｔには依存せず、総ヘモグロビン量ｔＨｂに応じて変化する値となることが判明している。

従って、吸収度の積分値ＡＲ０から総ヘモグロビン量ｔＨｂを定量することができる。また、吸収度の積分値ＡＲ１、ＡＲ２又はＡＲ３と、吸収ＡＲ０から定量した総ヘモグロビン量ｔＨｂ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Ｓａｔによる吸収度の積分値の変化量、すなわち、図１中の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Ｒ０〜Ｒ３の中で波長域Ｒ２において最も大きく、波長域Ｒ２の吸収度の積分値ＡＲ２が酸素飽和度Ｓａｔ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は、波長域Ｒ２（Ｎ帯）の光を使用して酸素飽和度Ｓａｔ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）は光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Ｓａｔ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、本発明者は、取得すべき生体情報、例えば、生体組織の特徴量である総ヘモグロビン量ｔＨｂあるいは酸素飽和度Ｓａｔに対して強い感度（相関）を有すると共に、光散乱に対して殆ど感度を有しないパラメータの探索を行った。

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ｔＨｂ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、上記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、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、後述する白色光ＷＬ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ＷＬ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、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、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ＷＬ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Ｓａｔ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Ｓａｔ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Ｓａｔ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ｔＨｂに対して大きな感度を有する一方、光散乱や酸素飽和度Ｓａｔ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ｔＨｂ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ｔＨｂ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Ｓａｔに依存しない正確な総ヘモグロビン量ｔＨｂ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Ｓａｔ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ｔＨｂ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Ｓａｔ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ｔＨｂ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Ｓａｔの値として、その画素に写された生体組織の酸素飽和度Ｓａｔが得られる。なお、総ヘモグロビン量ｔＨｂ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ｔＨｂ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）」、すなわち比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ｔＨｂに対しては感度を有するが、光散乱や酸素飽和度Ｓａｔ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ｔＨｂ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Ｓａｔに依存しない正確な総ヘモグロビン量ｔＨｂ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ｔＨｂ及び酸素飽和度Ｓａｔの正確な値を得ることができる。以降、これらのパラメータＷ／Ｒ、パラメータＷ／（Ｒ＋Ｇ）、及びパラメータＮ／Ｗ等は、比Ｗ／Ｒ、比Ｗ／（Ｒ＋Ｇ）、比Ｎ／Ｗ等ともいう。

なお、図４のグラフ（Ｄ１）あるいは図５のグラフ（Ｇ１）における「Ｗ／Ｒ」あるいは「Ｗ／（Ｒ＋Ｇ）」の分子「Ｗ」は、上述したように、酸素飽和度Ｓａｔには依存せず、総ヘモグロビン量ｔＨｂに応じて変化するヘモグロビンの吸収度の積分値ＡＲ０を反映するような波長域Ｒ０（Ｗ帯）の照明光を利用した画像の画素値であるので、「Ｗ」は、酸素飽和度Ｓａｔには依存せず、総ヘモグロビン量ｔＨｂによって変化する値である。この「Ｗ」は、図２（ｂ）で示したような光散乱の影響を受けている。一方、グラフ（Ｄ１）あるいはグラフ（Ｇ１）に示すように、「Ｗ／Ｒ」あるいは「Ｗ／（Ｒ＋Ｇ）」は光散乱の影響を受けていないので、「Ｗ／Ｒ」あるいは「Ｗ／（Ｒ＋Ｇ）」における分母「Ｒ」あるいは「（Ｒ＋Ｇ）」は、は光散乱の程度を示す情報を有している。
したがって、「Ｗ／Ｒ」あるいは「Ｗ／（Ｒ＋Ｇ）」の分子「Ｗ」は、生体組織の総ヘモグロビン量ｔＨｂに対して感度を有し、且つ、生体組織による光散乱に対して感度を有する波長域の成分を持つ像の画像データであり、分母「Ｒ」あるいは「（Ｒ＋Ｇ）」は、生体組織の総ヘモグロビン量ｔＨｂに対して感度を有さず、且つ、生体組織による光散乱に対して感度する波長域の成分を持つ像の画像データである。所定の波長域の成分を持つ像の画像データとは、所定の波長域の成分を持った光で形成されれた像の画像データであることをいう。このため、「Ｗ」の画像データと、「Ｒ」あるいは「（Ｒ＋Ｇ）」の画像データに基づいて、総ヘモグロビン量ｔＨｂに対して感度を有し、且つ、生体組織による光散乱に対して感度を有しないパラメータを生成することができる。

このような知見に基づいて、以下、複数の画像データから総ヘモグロビン量ｔＨｂ及び酸素飽和度Ｓａｔの算出が行われる。総ヘモグロビン量ｔＨｂの算出では、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）が用いられ、この数値テーブルＴ１を参照して、生体組織における比Ｗ／Ｒから総ヘモグロビン量ｔＨｂを算出することができる。また、総ヘモグロビン量ｔＨｂの算出では、総ヘモグロビン量ｔＨｂとパラメータＷ／（Ｒ＋Ｇ）との定量関係を表す数値テーブルＴ１（又は関数）が用いられ、この数値テーブルＴ１を参照して、生体組織における比Ｗ／（Ｒ＋Ｇ）から総ヘモグロビン量ｔＨｂを算出することもできる。酸素飽和度Ｓａｔの算出では、総ヘモグロビン量ｔＨｂ、パラメータＮ／Ｗ及び酸素飽和度Ｓａｔの定量関係を表す数値テーブルＴ２（又は関数）が用いられ、この数値テーブルＴ２を参照して、生体組織における比Ｎ／Ｗから酸素飽和度Ｓａｔを算出することができる。パラメータＮ／Ｗは、上述したように、生体組織の酸素飽和度Ｓａｔ（第２特徴量）に対して感度を有し、且つ、総ヘモグロビン量ｔＨｂ（第１特徴量）及び光散乱に対して感度を有しないパラメータである。

＜内視鏡装置の構成＞
図６は、本実施形態に係る内視鏡装置１の構成の一例を示すブロック図である。図７は、内視鏡装置１のコントローラの構成の一例を説明するブロック図である。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、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。対物光学系１２１と、カラーフィルタ１４１ａと、撮像素子１４１は、撮像部１２２を構成する。

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。すなわち、カラーフィルタ１４１ａは、撮像素子１４１による受光前の光を、ＲＧＢ色空間上のＲ、Ｇ、Ｂそれぞれの波長域にフィルタリングするように構成されている。Ｒ、Ｇ、Ｂの各フィルタは、図８に示されるような分光特性を有している。図８は、撮像素子１４１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、後述する画像処理部５００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生体組織の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。

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、生体組織の総ヘモグロビン量ｔＨｂの分布を表す画像データ及び酸素飽和度Ｓａｔの分布を表す画像データから生成される画面データ、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。

コントローラ５３０は、図７に示すように、内部メモリ５３２と、第１パラメータ生成部５３３と、第１特徴量取得部５３４と、第２パラメータ生成部５３５と、第２特徴量取得部５３６と、特徴量分布画像生成部５３７と、コントローラ本体部５３８と、を主に有する。

内部メモリ５３２は、後述する各照明光を用いて撮像したデジタル画像データを記憶し、さらに、総ヘモグロビン量ｔＨｂと上述したパラメータＷ／Ｒとの定量関係を表す数値テーブルＴ１（又は関数）、及び総ヘモグロビン量ｔＨｂ、上述したパラメータ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）を保持する。これらの記憶された情報は、必要に応じて呼び出される。

第１パラメータ生成部５３３は、内部メモリ５３２に記憶されたカラー画像データから、パラメータ（第１パラメータ）Ｗ／Ｒの値を画素毎に生成する。パラメータＷ／Ｒの値は、波長域Ｒ０（Ｗ帯）の光による生体組織を撮像素子１４１で撮像して得た第１特殊観察画像データＷと、白色光ＷＬの照明下で生体組織を撮像して得たＲＧＢ色空間上の通常観察画像データのＲ成分である第１通常観察画像データＲの、同じ画素位置における画素値の比である。波長域Ｒ０は、白色光ＷＬの波長域と異なり、総ヘモグロビン量ｔＨｂ（第１特徴量）の程度に応じて生体組織による吸光度が異なる波長域である。第１通常観察画像データＲは、撮像素子１４１のＲカラーフィルタを介して撮像された画像のデータである。パラメータＷ／Ｒは、図４のグラフ（Ｄ１）、（Ｄ２）に示すように、生体組織の総ヘモグロビン量ｔＨｂに対して感度を有し、且つ、生体組織による光散乱に対して感度を有さないパラメータである。

第１特徴量取得部５３４は、パラメータＷ／Ｒの値に基づいて総ヘモグロビン量ｔＨｂを取得する。第１特徴量取得部５３４は、内部メモリ５３２に保持されてい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）を呼び出して参照することにより、パラメータＷ／Ｒの値から画素毎に総ヘモグロビン量ｔＨｂを求める。すなわち、第１特徴量取得部５３４は、パラメータＷ／Ｒに基づいて総ヘモグロビン量ｔＨｂ（第１特徴量）を取得する。パラメータＷ／Ｒは、白色光と波長域が異なり、総ヘモグロビン量ｔＨｂ（第１特徴量）の程度に応じて生体組織による吸光度が異なる第１特殊光の照明下で生体組織を撮像して得た第１特殊観察画像データＷと、白色光の照明下で生体組織を撮像して得たＲＧＢ色空間上の通常観察画像データのＲ成分である第１通常観察画像データＲとの比である。
なお、撮像素子１４１の種類及びカラーフィルタ１４１ａのフィルタ特性によっては、第１特殊観察画像データＷやＲ成分が含む像の波長域は変化する他、内視鏡システム１０の装置間誤差によっても第１特殊観察画像データＷやＲ成分の含む像の波長域は変化する。このため、適切な係数αを定め、この係数αを第１通常観察画像データＲに乗算したデータαＲを、第１通常観察画像データＲの代わりに用いて算出されるパラメータＷ／（αＲ）を、パラメータＷ／Ｒの代わりに用いることも好ましい。この係数αは、予め、総ヘモグロビン量ｔＨｂ及び酸素飽和度Ｓａｔが既知のサンプルを用いた予備試験によって求めることができる。すなわち、プロセッサ２００は、内視鏡システム１０の使用を始める前に、上記既知のサンプルを用いた予備試験を行って、好適な係数αを定めて記憶しておくことが好ましい。

第２パラメータ生成部５３５は、内部メモリ５３２に記憶されたカラー画像データから、パラメータ（第２パラメータ）Ｎ／Ｗの値を画素毎に生成する。パラメータＮ／Ｗの値は、波長域Ｒ２（Ｎ帯）の光による照明下の生体組織を撮像素子１４１で撮像して得た第２特殊観察画像データＮと、波長域Ｒ０（Ｗ帯）の光による照明下の生体組織を撮像素子１４１で撮像して得た第１特殊観察画像データＷの同じ画素位置における画素値の比である。波長域Ｒ２（Ｎ帯）は、白色光ＷＬと波長域が異なり、酸素飽和度Ｓａｔ（第２特徴量）の程度に応じて生体組織による吸光度が異なる波長域である。パラメータＮ／Ｗは、図２（Ｆ１）、（Ｆ２）に示すように、生体組織の酸素飽和度Ｓａｔ（第２特徴量）に対して感度を有し、且つ、生体組織による光散乱に対して感度を有しないパラメータである。

第２特徴量取得部５３６は、パラメータＮ／Ｗの値に基づいて酸素飽和度Ｓａｔを取得する。第２特徴量取得部５３６は、第１特徴量取得部５３４で取得した総ヘモグロビン量ｔＨｂ、内部メモリ５３２に保持されているパラメータ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）を呼び出して参照することにより、パラメータＮ／Ｗの値から画素毎に酸素飽和度Ｓａｔを求める。

特徴量分布画像生成部５３７は、第１特徴量取得部５３４で求められた総ヘモグロビン量ｔＨｂに基づいて、生体組織における総ヘモグロビン量ｔＨｂ（第１特徴量）の分布を表す特徴量分布画像を生成する。あるいは、第２特徴量取得部５３６で求められた酸素飽和度Ｓａｔに基づいて、生体組織における酸素飽和度Ｓａｔ（第２特徴量）の分布を表す特徴量分布画像を生成する。さらに、特徴量分布画像生成部５３７は、総ヘモグロビン量ｔＨｂあるいは酸素飽和度Ｓａｔに対して所定の処理を行った処理結果の分布を表す特徴量分布画像を生成する。

こうして作成された特徴量分布画像の画面データは、信号処理回路５５０に送られる。
コントローラ本体部５３８は、プロセッサ２００及び電子内視鏡１００の構成部分の動作の管理及び制御を行う。

信号処理回路５５０は、信号処理回路５５０に送られビデオメモリ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。

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。なお、回転フィルタ４１０は、リニアガイドウェイ等の移動手段（不図示）によって、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。

なお、光源部４００の構成は、図６に示されるものに限定されない。例えば、光源４３０に収束光を発生するランプを採用してもよい。この場合、例えば、白色光ＷＬを集光レンズ４４０の手前で集光させ、拡散光として集光レンズ４４０に入射させる構成を採用してもよい。

また、集光レンズ４４０を使用せず、光源４３０が発生する略平行光を直接回転フィルタ４１０に入射させる構成を採用してもよい。

また、収束光を発生するランプを使用する場合、集光レンズ４４０の替わりにコリメータレンズを使用して、略平行光の状態で白色光ＷＬを回転フィルタ４１０に入射させる構成を採用してもよい。例えば、回転フィルタ４１０に誘電体多層膜フィルタ等の干渉型の光学フィルタを使用する場合、略平行光の白色光ＷＬを回転フィルタ４１０に入射させることで、光学フィルタへの白色光ＷＬの入射角を均一にすることにより、より良好なフィルタ特性を得ることができる。

また、光源４３０に発散光を発生するランプを採用してもよい。この場合にも、集光レンズ４４０の替わりにコリメータレンズを使用して、略平行光の白色光ＷＬを回転フィルタ４１０に入射させる構成を採用することができる。

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通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を通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９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３つの扇状の窓４１４ａ、４１４ｂ及び４１４ｃが等間隔で形成されており、各窓４１４ａ、４１４ｂ、４１４４ｃ、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。なお、光学フィルタ４１７は、光学フィルタは、光学フィルタ４１８の光学フィルタと同じフィルタ特性を有しているので、以降では、光学フィルタ４１５の説明は省略する。なお、図９に示す回転フィルタ４１０は、４つの光学フィルタで構成されているが、３つの光学フィルタ４１５、４１６、及び４１８で構成されてもよい。

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９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が、４１５、４１６、４１８の順に切り替わり、これにより回転フィルタ４１０を通過する照明光ＩＬのスペクトル順次が切り替えられる。

光学フィルタ４１５及び４１６は、５５０ｎｍ帯の光を選択的に通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、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（Ｗ帯））の光を低損失で通過させ、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（Ｎ帯））の光を低損失で通過させ、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。

図１に示されるように、波長域Ｒ１には酸素化ヘモグロビンに由来する吸収ピークＰ１のピーク波長が含まれ、波長域Ｒ２には還元ヘモグロビンに由来する吸収ピークＰ２のピーク波長が含まれ、波長域Ｒ３には酸素化ヘモグロビンに由来する吸収ピークＰ３のピーク波長が含まれている。また、波長域Ｒ０には、３つの吸収ピークＰ１、Ｐ２、Ｐ３の各ピーク波長が含まれている。

また、光学フィルタ４１５及び４１６の通過波長域であるＷ帯及びＮ帯（図１）は、カラーフィルタ１４１ａのＧカラーフィルタの通過波長域（図８）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被写体像の画像データは、撮像素子１４１の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、Ｇデジタル画像データとして得られ、波長域において、ＲＧＢ色空間上のＧの波長域と同じ波長域のデータである。したがって、上述の第１特殊観察画像データＷと第２特殊観察画像データＮは、ＲＧＢ色空間上のＧの波長域と同じ波長域のデータである。
ここで、光学フィルタ４１５を通過した光は、第１特殊観察画像データを得るために生体組織を照明する第１特殊光であり、光学フィルタ４１６を通過した光は、第２特殊観察画像データを得るために生体組織を照明する第２特殊光である。第１特殊観察画像データは、上述したパラメータ「Ｗ／Ｒ」の「Ｗ」を取得するために用いられ、パラメータ「Ｗ／Ｒ」は、総ヘモグロビン量ｔＨｂを求めるために用いられる。第２特殊観察画像データは、上述したパラメータ「Ｎ／Ｗ」の「Ｎ」を取得するために用いられ、パラメータ「Ｎ／Ｗ」は、酸素飽和度Ｓａｔを求めるために用いられる。
生体組織による第１特殊光の吸光度は、総ヘモグロビン量ｔＨＢ（第１特徴量）に依存し、酸素飽和度Ｓａｔ（第２特徴量）に依存しないように第１特殊光の波長域、すなわちＲ０波長域が設定されている。また、生体組織による第２特殊光の吸光度は、総ヘモグロビン量ｔＨｂ（第１特徴量）及び酸素飽和度Ｓａｔ（第２特徴量）の両方に依存するように、第２特殊光の波長域、すなわち波長域Ｒ２が設定されている。

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を通過した照明光ＩＬ（すなわち白色光）は、通常観察像の撮像に使用される。したがって、光学フィルタ４１８を通過した白色光は、光源４３０が発した白色光ＷＬと可視光波長領域では変化が少ないので、白色光ＷＬという。この白色光ＷＬは、上述したパラメータ「Ｗ／Ｒ」の「Ｒ」を取得するために用いられ、パラメータ「Ｗ／Ｒ」は、総ヘモグロビン量ｔＨｂを求めるために用いられる。
なお、光学フィルタ４１８を使用せず、フレーム４１１の窓４１４ｃを開放した構成としてもよい。また、本明細書において、光学フィルタ４１５又は４１６を通過した照明光ＩＬを特殊光（第１特殊観察光、第２特殊観察光）とも称し、光学フィルタ４１８を通過した白色光（又は広帯域光）を通常光（通常観察光）とも称する。

また、窓４１４ａには、光学フィルタ４１５に重ねて、減光フィルタ（ＮＤ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を通過した照明光ＩＬの光量が、光学フィルタ４１６を通過した照明光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のいずれを通過した照明光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、スリットや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４１４ｂ、４１４ｃにも減光フィルタを取り付けてもよい。また、窓４１４ａ〜４１４ｃの中心角（すなわち開口面積）を変えることで通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４１４ｃとの境界部と同じ位置（位相）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。
このように、光学装置４００は、白色光と特殊光とを、回転する光学フィルタを用いて切り替えて発する。

なお、本実施形態の光源装置４００は、１つの光源４３０から放射された光を光学フィルタに透過させることで、異なる波長域の複数の光を出射する構成であるが、光源ランプ４３０の代わりに、異なる波長域の異なる複数の光、例えば発光ダイオードやレーザ光を出力するレーザ素子等の半導体光源を光源４００の代わりの光源として用いることもできる。この場合、回転フィルタ４１０を用いなくてもよい。

本実施形態の内視鏡装置１は、通常観察モードと分光分析モードの２つの動作モードを有している。通常観察モードは、白色光ＷＬ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及び４１６のそれぞれを通過した照明光ＩＬである第１特殊光及び第２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。内視鏡装置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、移動手段を制御して、回転フィルタ４１０を適用位置から退避位置へ移動させる。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。また、回転フィルタ４１０が移動手段を有しない場合は、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、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及び４１８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。コントローラ５３０は、光学フィルタ４１５及び４１６のそれぞれを通過した照明光ＩＬを用いて取得した特殊観察画像の画像データと、光学フィルタ４１８を通過した照明光ＩＬを用いて取得した通常観察画像の画像データとを用いて作成した特徴量分布画像と、通常観察画像とを並べた画面データを生成する。この画面データは、更にビデオ信号に変換されて、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、４１６、４１８（窓４１４ａ〜ｃ）が切り替わるように制御される。

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１０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、光学フィルタ４１５、４１６、４１８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、光学フィルタ４１５を通過した波長域Ｒ０（Ｗ帯）の第１特殊光である照明光ＩＬを用いて撮像したＧデジタル画像データＷ（ｘ，ｙ）、光学フィルタ４１６を通過した波長域Ｒ２（Ｎ帯）の第２特殊光である照明光ＩＬを用いて撮像したＧデジタル画像データＮ（ｘ，ｙ）並びに光学フィルタ（紫外線カットフィルタ）４１８を通過した通常光であり、白色光ＷＬである照明光ＩＬ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。この画素選別処理Ｓ２は、コントローラ５３０で行われる。

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Ｓａｔ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のコントローラ５３０は、第１分析処理Ｓ３を行う。コントローラ５３０の内部メモリ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。

内部メモリ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、図４の（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のコントローラ５３０は、第２分析処理Ｓ４を行う。コントローラ５３０の内部メモリ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。）が関連付けられて保持されている。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の内部メモリ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画素値を生体情報画像データとして生成する。

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。

図１１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１１（ａ）は、上述の処理Ｓ５により取得した酸素飽和度Ｓａｔ（ｘ，ｙ）から生成された酸素飽和度分布画像データ（２次元表示）の表示例である。また、図１１（ｂ）は、酸素飽和度を垂直軸とする３次元グラフの形式で生成した酸素飽和度分布画像データ（３次元表示）の表示例である。なお、図１１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。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Ｓａｔが低くなっている様子が表されている。

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の特徴量分布画像生成部５３７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、総ヘモグロビン量ｔＨｂと酸素飽和度Ｓａｔを組み合わせて作成した新たな特徴量分布画像の表示画面等、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ｔＨｂが多く、尚且つ、酸素の代謝が顕著であるため酸素飽和度Ｓａｔ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の特徴量分布画像生成部５３７は、第１分析処理Ｓ３により取得した総ヘモグロビン量ｔＨｂ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Ｓａｔが所定の基準値（第２基準値）よりも小さい画素を抽出する処理をして、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。

本実施形態の内視鏡装置１は、撮像素子１４１で撮像したカラー画像データから、生体組織の総ヘモグロビン量ｔＨｂ（第１特徴量）に対して感度を有し、且つ、生体組織による光散乱に対して感度を有しない、パラメータ「Ｗ／Ｒ」（第１パラメータ）を生成するように構成されているので、総ヘモグロビン量ｔＨｂ（第１特徴量）の光散乱に起因する誤差が低減され、より精度の高い分光学的分析が可能になる。

また、内視鏡装置１では、生体組織の総ヘモグロビン量ｔＨｂ（第１特徴量）に対して感度を有し、且つ、生体組織による光散乱に対して感度を有する波長域の成分を持つ画像データ「Ｗ」と、生体組織の総ヘモグロビン量ｔＨｂ（第１特徴量）に対して感度を有さず、且つ、前記生体組織による光散乱に対して感度を有する波長域の成分を持つ画像データ「Ｒ」と、に基づいて比Ｗ／Ｒ（第１パラメータ）を生成するように構成されるので、比Ｗ／Ｒ（第１パラメータ）を容易に且つ短時間の処理で生成することができる。特に、電子内視鏡１００を操作しながら手技を行う操作者にとって生体組織の特徴量分布画像から注目する位置を見出して、生体組織の病変部を特定し観察する点から、リアルタイムで特徴量分布画像が表示されることが好ましい。この点から、上記２つの画像データから比Ｗ／Ｒ（第１パラメータ）を容易に且つ短時間に生成することは好ましい。

上記２つの画像データは、白色光ＷＬと波長域が異なり、総ヘモグロビン量ｔＨｂ（第１特徴量）の程度に応じて生体組織による吸光度が異なる波長域Ｒ０（Ｗ帯）の第１特殊光の照明下で生体組織を撮像して得た第１特殊観察画像データＷと、白色光ＷＬの照明下で生体組織を撮像して得たＲＧＢ色空間上の通常観察画像データのＲ成分である第１通常観察画像データＲであり、特に、第１特殊観察画像データＷは、第１特殊光の照明を利用して得られるので、波長域Ｒ０（Ｗ帯）の吸収度の変化に敏感な比Ｗ／Ｒが得られる。このため、比Ｗ／Ｒに基づいて精度の高い総ヘモグロビン量ｔＨｂ（第１特徴量）を算出することができる。

比Ｗ／Ｒ（第１パラメータ）の算出に用いる第１通常観察画像データＲは、撮像素子１４１のＲカラーフィルタを介して撮像された画像のデータであるので、光を波長毎に分光して所望の波長域の成分を取り出す必要がなく、短時間に比Ｗ／Ｒを取得することができ、したがって、電子内視鏡１００において、リアルタイムで特徴量分布画像を表示することができる。

また、光源装置４００は、生体組織の特徴量分布画像を表示するための分光分析モードで使用する第１特殊光を、生体組織の像を表示するための通常観察モードで使用する白色光源が発する白色光から光学フィルタを用いて取り出すように構成されているので、装置構成を簡素にすることができ、プロセッサ２００のサイズ縮小を実現することができ、電子内視鏡１００を操作しながら手技を行う医療現場のスペースを確保することができる。

コントローラ５３０は、比Ｗ／Ｒ（第１パラメータ）と総ヘモグロビン量ｔＨｂ（第１特徴量）との量的関係を表すデータを記憶し、第１特徴量取得部５３４が、量的関係を表すデータを用いて生体組織の総ヘモグロビン量ｔＨｂを求めるので、本実施形態は、カラー画像データの取得の度に総ヘモグロビン量ｔＨｂ及び酸素飽和度Ｓａｔを、量的関係を表すデータを用いずに算出する場合に比べて効率よく総ヘモグロビン量ｔＨｂ及び酸素飽和度Ｓａｔを算出することができる。このため、プロセッサ２００の演算回路を小さくすることができ、これにより、高画質な画像を生成するとしても、低コストで、低発熱量で、低省電力のプロセッサ２００を提供することができる。

比Ｗ／Ｒ（第１パラメータ）を求めるための第１特殊観察画像データＷは、ＲＧＢ色空間上のＧの波長域と同じ波長域のデータであるので、さらには、Ｇカラーフィルタを介して撮像素子１４１で撮像された画像のデータであるので、光を波長毎に分光して所望の波長域の成分を取り出す必要がなく、短時間に比Ｗ／Ｒを取得することができ、したがって、電子内視鏡１００において、リアルタイムで特徴量分布画像を表示することができる。

さらには、プロセッサ２００の第２パラメータ生成部５３５は、カラー画像データから、生体組織の酸素飽和度Ｓａｔ（第２特徴量）に対して感度を有し、且つ、光散乱に対して感度を有さない比Ｎ／Ｗ（第２パラメータ）を生成するように構成され、第２特徴量取得部５３７は、総ヘモグロビン量ｔＨｂ（第１特徴量）及び比Ｎ／Ｗ（第２パラメータ）に基づいて酸素飽和度Ｓａｔ（第２特徴量）を取得するように構成されているので、酸素飽和度Ｓａｔ（第２特徴量）の光散乱に起因する誤差が低減され、より精度の高い分光学的分析が可能になる。

光源装置４００は、白色光と波長域が異なり、酸素飽和度Ｓａｔ（第２特徴量）の程度に応じて生体組織による吸光度が異なる第２特殊光を発するように構成され、比Ｎ／Ｗは、第２特殊光の照明を利用して得られるので、波長域Ｒ２（Ｎ帯）の吸収度の変化に敏感な比Ｎ／Ｗが得られる。このため、比Ｎ／Ｗに基づいて精度の高い酸素飽和度Ｓａｔ（第２特徴量）を算出することができる。

本実施形態では、比Ｎ／Ｗを求めるために用いる第１特殊光の波長域は、図１に示すように、生体組織による第１特殊光の吸光度が、総ヘモグロビン量ｔＨｂ（第１特徴量）に依存し、酸素飽和度Ｓａｔ（第２特徴量）に依存しないように設定されているので、具体的には、波長域Ｒ０（Ｗ帯）に設定されているので、比Ｎ／Ｗに基づいて精度の高い酸素飽和度Ｓａｔ（第２特徴量）を算出することができる。

本実施形態では、比Ｎ／Ｗを求めるために用いる第２特殊光の波長域は、生体組織による第２特殊光の吸光度が、総ヘモグロビン量ｔＨｂ（第１特徴量）及び酸素飽和度Ｓａｔ（第２特徴量）の両方に依存するように設定されているので、比Ｗ／Ｒに基づいて求めた総ヘモグロビン量ｔＨｂと比Ｎ／Ｗとに基づいて精度の高い酸素飽和度Ｓａｔ（第２特徴量）を算出することができる。

比Ｎ／Ｗ（第２パラメータ）を求めるための第２特殊観察画像データＮは、ＲＧＢ色空間上のＧの波長域と同じ波長域のデータであるので、さらには、Ｇカラーフィルタを介して撮像素子１４１で撮像された画像のデータであるので、光を波長毎に分光して所望の波長域の成分を取り出す必要がなく、短時間に比Ｎ／Ｗを取得することができ、したがって、電子内視鏡１００において、リアルタイムで特徴量分布画像を表示することができる。

コントローラ５３０の特徴量分布画像生成部５３７は、総ヘモグロビン量ｔＨｂ（第１特徴量）に基づき、あるいは酸素飽和度Ｓａｔ（第２特徴量）に基づき生体組織における総ヘモグロビン量ｔＨｂ（第１特徴量）の分布、あるいは酸素飽和度Ｓａｔ（第２特徴量を表す特徴量分布画像、また、総ヘモグロビン量ｔＨｂ（第１特徴量）及び酸素飽和度Ｓａｔ（第２特徴量）に基づいて処理された結果を表す特徴量分布画像を生成するので、内視鏡装置１は、電子内視鏡１００を操作しながら手技を行う操作者にとって生体組織の病変部を特定するために有用な支援画像を提供することができる。

以上が本実施形態の説明であるが、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。

また、本実施形態では、第１分析処理Ｓ１において、特殊観察及び通常観察の画像データからパラメータＷ／Ｒを計算し、図４のグラフ（Ｄ１）、（Ｄ２）によって表されるパラメータＷ／Ｒと総ヘモグロビン量ｔＨｂとの関係に基づいて総ヘモグロビン量ｔＨｂを決定する構成が採用されているが、本発明はこの構成に限定されない。例えば、第１分析処理Ｓ１において、特殊観察及び通常観察の画像データからパラメータＷ／（Ｒ＋Ｇ）を計算し、図５のグラフ（Ｇ１）、（Ｇ２）によって表される総ヘモグロビン量ｔＨｂとパラメータＷ／（Ｒ＋Ｇ）との関係に基づいて総ヘモグロビン量ｔＨｂを決定する構成を採用することもできる。この場合、パラメータＷ／（Ｒ＋Ｇ）に与える散乱の影響が非常に小さいため、散乱に起因するノイズのより小さな測定が可能になる。
なお、撮像素子１４１の種類及びカラーフィルタ１４１ａのフィルタ特性によっては、Ｒ成分やＧ成分の含む像の波長域は変化する他、内視鏡システム１０の装置間誤差によってもＲ成分やＧ成分が含む像の波長域は変化する。このため、適切な係数β，γを予め定め、係数β，γを用いて、通常観察画像データのＲ成分である第１通常観察画像データＲとＧ成分である第２通常観察画像データＧとを重み付け加算した和βＲ＋γＧを、和（Ｒ＋Ｇ）の代わりに用いて算出されるパラメータＷ／（βＲ＋γＧ）を、パラメータＷ／（Ｒ＋Ｇ）の代わりに用いることも好ましい。係数β，γは、予め、総ヘモグロビン量ｔＨｂ及び酸素飽和度が既知のサンプルを用いた予備試験によって求めることができる。すなわち、プロセッサ２００は、内視鏡システム１０の使用を始める前に、上記既知のサンプルを用いた予備試験を行って、好適な係数β，γを定めて記憶しておくことが好ましい。

また、本実施形態では、第２分析処理Ｓ２において、特殊観察の画像データからパラメータＮ／Ｗを計算し、図４のグラフ（Ｆ２）によって表されるパラメータＮ／Ｗと総ヘモグロビン量ｔＨｂと酸素飽和度Ｓａｔとの関係に基づいて酸素飽和度Ｓａｔを決定する構成が採用されているが、本発明はこの構成に限定されない。例えば、第２分析処理Ｓ２において、通常観察の画像データからパラメータＢ／Ｇを計算し、図４のグラフ（Ｃ２）によって表されるパラメータＢ／Ｇと総ヘモグロビン量ｔＨｂと酸素飽和度Ｓａｔとの関係に基づいて酸素飽和度Ｓａｔを決定する構成を採用することもできる。この場合、パラメータＮを取得するために光学フィルタ４１６を使用した特殊観察を行うことが不要になるため、光学フィルタ４２６を削減することができ、また、より少ない処理量・時間で酸素飽和度Ｓａｔ等の生体情報を取得することが可能になる。

また、本実施形態では、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。

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、本実施形態では、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、通過波長域が切り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、本実施形態では、回転フィルタ４１０が光源側に設けられ、白色光ＷＬ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、本実施形態では、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、本実施形態では、照明用の広帯域光を発生する光源としてキセノンランプ等の白色光源が使用されるが、使用する各光学フィルタの通過波長域全域に亘って十分な光量を有する非白色の広帯域光を発生する光源を使用することもできる。

また、本実施形態では、透過型の光学フィルタが使用されるが、通過波長域を反射する反射型の光学フィルタを使用してもよい。

本実施形態は内視鏡システム（内視鏡装置）であるが、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）を使用した分析装置に適用することもできる。例えば、撮像部をデジタルスチルカメラに適用する場合、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。
この場合、分析装置は、光源装置と、光源装置が発する光で照明された生体組織を撮像してカラー画像データを生成するように構成された撮像素子を備えた撮像部と、撮像素子の撮像により得られたカラー画像データから、生体組織の第１特徴量に対して感度を有し、且つ、生体組織による光散乱に対して感度を有しない第１パラメータを生成するように構成された第１パラメータ生成部と、この第１パラメータに基づいて第１特徴量を取得するように構成された第１特徴量取得部と、を有するプロセッサと、を備える。

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
１２２ 撮像部
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 集光レンズ
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
５３２ 内部メモリ
５３３ 第１パラメータ生成部
５３４ 第１特徴量取得部
５３５ 第２パラメータ生成部
５３６ 第２特徴量取得部
５３７ 特徴量分布画像生成部
５３８ コントローラ本体部
５４０ ビデオメモリ
５５０ 信号処理回路

Claims (21)

1. 光源装置と、
   前記光源装置が発する光で照明された生体組織を撮像してカラー画像データを生成するように構成された撮像素子を備えた撮像部を有する内視鏡と、
   前記カラー画像データのうち、前記生体組織の第１特徴量の変化に対して画素値が変化し、さらに、前記生体組織による光散乱の程度の変化に対して画素値が変化する波長域の成分を持つカラー画像データＸと、前記生体組織による光散乱の程度の変化に対して画素値が変化し、前記生体組織の第１特徴量の変化に対して画素値が変化しない波長域の成分を持つカラー画像データＹと、を用いて、前記生体組織における光の散乱の影響を除去した、前記生体組織の第１特徴量の程度に応じて値が決まる第１パラメータを、生成するように構成された第１パラメータ生成部と、前記第１パラメータに基づいて前記第１特徴量を取得するように構成された第１特徴量取得部と、を有するプロセッサと、を備え、
   前記カラー画像データＸは、前記第１特徴量の程度に応じて前記生体組織による吸光度が異なる第１特殊光の照明により得られた画像のデータであり、
   前記カラー画像データＹは、前記第１特徴量の程度に応じて前記生体組織による吸光度が変化しない波長域を含む照明光の照明により得られた画像の、ＲＧＢ色空間上のＲ成分及びＧ成分の少なくとも１つのデータであり、
   前記第１パラメータは、前記カラー画像データＸと前記カラー画像データＹの比率に基づいて生成される、ことを特徴とする内視鏡システム。
2. 前記カラー画像データＸは、前記第１特殊光の照明下で前記生体組織を撮像して得た第１特殊観察画像データＷであり、
   前記カラー画像データＹは、白色光の照明下で前記生体組織を撮像して得たＲＧＢ色空間上の通常観察画像データのＲ成分である第１通常観察画像データＲであり、
   前記第１パラメータは、前記第１特殊観察画像データＷと前記第１通常観察画像データＲとの比Ｗ／Ｒである、
   請求項１に記載の内視鏡システム。
3. 前記カラー画像データＸは、前記第１特殊光の照明下で前記生体組織を撮像して得た第１特殊観察画像データＷであり、
   前記カラー画像データＹは、白色光の照明下で前記生体組織を撮像して得たＲＧＢ色空間上の通常観察画像データのＲ成分である第１通常観察画像データＲに、予め設定された係数を乗算したデータαＲであり、
   前記第１パラメータは、前記第１特殊観察画像データＷと前記データαＲとの比Ｗ／（αＲ）である、
   請求項１に記載の内視鏡システム。
4. 前記カラー画像データＸは、前記第１特殊光の照明下で前記生体組織を撮像して得た第１特殊観察画像データＷであり、
   前記カラー画像データＹは、白色光の照明下で前記生体組織を撮像して得たＲＧＢ色空間上の通常観察画像データのＲ成分である第１通常観察画像データＲとＧ成分である第２通常観察画像データＧとの和Ｒ＋Ｇであり、
   前記第１パラメータは、前記第１特殊観察画像データＷと前記和Ｒ＋Ｇとの比Ｗ／（Ｒ＋Ｇ）である、請求項１に記載の内視鏡システム。
5. 前記カラー画像データＸは、前記第１特殊光の照明下で前記生体組織を撮像して得た第１特殊観察画像データＷであり、
   前記カラー画像データＹは、白色光の照明下で前記生体組織を撮像して得たＲＧＢ色空間上の通常観察画像データのＲ成分である第１通常観察画像データＲとＧ成分である第２通常観察画像データＧとを、予め設定された係数β及び係数γを用いて重み付け加算した和βＲ＋γＧであり、
   前記第１パラメータは、前記第１特殊観察画像データＷと前記和βＲ＋γＧとの比Ｗ／（βＲ＋γＧ）である、請求項１に記載の内視鏡システム。
6. 前記撮像部は、前記撮像素子による受光前の光を、ＲＧＢ色空間上のＲの波長域にフィルタリングするように構成されたＲカラーフィルタを備え、
   前記第１通常観察画像データＲが、前記撮像素子のＲカラーフィルタを介して撮像された画像のデータである、請求項２〜５のいずれか１項に記載の内視鏡システム。
7. 前記光源装置が、
   前記白色光を発する白色光源と、
   前記白色光から前記第１特殊光を取り出すように構成された第１光学フィルタと、
   を備え、
   前記白色光と前記第１特殊光とを切り替えて発する、
   請求項２〜６のいずれか１項に記載の内視鏡システム。
8. 前記プロセッサは、前記第１パラメータと前記第１特徴量との量的関係を表すデータを記憶する記憶部を備え、
   前記第１特徴量取得部が、前記量的関係を表すデータを参照して、前記第１特徴量を求めるように構成される、
   請求項１〜７のいずれか１項に記載の内視鏡システム。
9. 前記第１特徴量が総ヘモグロビン量である、
   請求項１〜８のいずれか１項に記載の内視鏡システム。
10. 前記第１特徴量が総ヘモグロビン量であり、
    前記第１特殊観察画像データＷが、前記ＲＧＢ色空間上のＧの波長域と同じ波長域のデータである、請求項２〜８のいずれか１項に記載の内視鏡システム。
11. 前記撮像部は、前記撮像素子の受光前の光を、ＲＧＢ色空間上のＧの波長域にフィルタリングするように構成されたＧカラーフィルタを備え、
    前記第１特殊観察画像データＷが、前記Ｇカラーフィルタを介して前記撮像素子で撮像された画像データである、
    請求項１０に記載の内視鏡システム。
12. 前記プロセッサは、
    前記カラー画像データから、前記生体組織の第２特徴量に応じて値が決まる第２パラメータを生成するように構成された第２パラメータ生成部と、
    前記第１特徴量及び前記第２パラメータに基づいて前記第２特徴量を取得するように構成された第２特徴量取得部と、を備えた、
    請求項１〜１１のいずれか１項に記載の内視鏡システム。
13. 前記プロセッサは、
    前記カラー画像データから、前記生体組織の第２特徴量に応じて値が決まる第２パラメータを生成するように構成された第２パラメータ生成部と、
    前記第１特徴量及び前記第２パラメータに基づいて前記第２特徴量を取得するように構成された第２特徴量取得部と、を備え、
    前記光源装置は、前記白色光と波長域が異なり、前記第２特徴量の程度に応じて前記生体組織による吸光度が異なる第２特殊光を発するように構成され、
    前記第２パラメータが、
    前記第２特殊光の照明下で前記生体組織を撮像して得た第２特殊観察画像データＮと、前記第１特殊光の照明下で前記生体組織を撮像して得た前記第１特殊観察画像データＷと、の比Ｎ／Ｗである、
    請求項２〜７のいずれか１項に記載の内視鏡システム。
14. 前記生体組織による前記第１特殊光の吸光度が、前記第１特徴量に依存し、前記第２特徴量に依存しないように前記第１特殊光の波長域が設定されている、請求項１３に記載の内視鏡システム。
15. 前記生体組織による前記第２特殊光の吸光度が、前記第１特徴量及び前記第２特徴量の両方に依存するように、前記第２特殊光の波長域が設定されている、請求項１４に記載の内視鏡システム。
16. 前記第２特徴量が酸素飽和度である、
    請求項１３〜１５のいずれか１項に記載の内視鏡システム。
17. 前記第２特殊観察画像データＮが、前記ＲＧＢ色空間上のＧの波長域と同じ波長域の画像データである、
    請求項１６に記載の内視鏡システム。
18. 前記撮像部は、前記撮像素子の受光前の光を、ＲＧＢ色空間上のＧの波長域にフィルタリングするように構成されたＧカラーフィルタを備え、
    前記第２特殊観察画像データＮが、前記Ｇカラーフィルタを介して撮像された画像のデータである、
    請求項１７に記載の内視鏡システム。
19. 前記第１特徴量に基づき、前記生体組織における該第１特徴量の分布を表す特徴量分布画像を生成するように構成された特徴量分布画像生成部を備えた、
    請求項１〜１８のいずれか１項に記載の内視鏡システム。
20. 前記第２特徴量に基づき、前記生体組織における該第２特徴量の分布を表す特徴量分布画像を生成するように構成された特徴量分布画像生成部を備えた、
    請求項１２〜１８のいずれか１項に記載の内視鏡システム。
21. 光源装置と、
    前記光源装置が発する光で照明された生体組織を撮像してカラー画像データを生成するように構成された撮像素子を備えた撮像部と、
    前記カラー画像データのうち、前記生体組織の第１特徴量の変化に対して画素値が変化し、さらに、前記生体組織による光散乱の程度の変化に対して画素値が変化する波長域の成分を持つカラー画像データＸと、前記生体組織による光散乱の程度の変化に対して画素値が変化し、前記生体組織の第１特徴量の変化に対して画素値が変化しない波長域の成分を持つカラー画像データＹと、を用いて、前記生体組織における光の散乱の影響を除去した、前記生体組織の第１特徴量の程度に応じて値が決まる第１パラメータを生成するように構成された第１パラメータ生成部と、前記第１パラメータに基づいて前記第１特徴量を取得するように構成された第１特徴量取得部と、を有するプロセッサと、を備え、
    前記カラー画像データＸは、前記第１特徴量の程度に応じて前記生体組織による吸光度が異なる第１特殊光の照明により得られた画像のデータであり、
    前記カラー画像データＹは、前記第１特徴量の程度に応じて前記生体組織による吸光度が変化しない波長域を含む照明光の照明により得られた画像の、ＲＧＢ色空間上のＲ成分及びＧ成分の少なくとも１つのデータであり、
    前記第１パラメータは、前記カラー画像データＸと前記カラー画像データＹの比率に基づいて生成される、ことを特徴とする分析装置。