JPWO2018043723A1 - 電子内視鏡システム - Google Patents

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Abstract

電子内視鏡システムは、スペクトルの異なる複数種類の照射光を被写体に順次照射する照射手段と、複数種類の照射光が順次照射された被写体を順次撮像し、各照射光により照射された被写体の各系統の画像信号を生成する画像信号生成手段と、所定の補正値が予め記憶された記憶手段と、画像信号生成手段により生成された各系統の画像信号のうち少なくとも２系統の画像信号に基づいて分光画像を生成する分光画像生成手段とを備える。分光画像生成手段は、少なくとも２系統の画像信号に基づいて分光画像を生成する際、該少なくとも２系統の画像信号のうち少なくとも１系統の画像信号を記憶手段に予め記憶された補正値に基づいて補正する。

Description

本発明は、電子内視鏡システムに関する。
特殊な画像を撮影することが可能な内視鏡システムが知られている。例えば特許文献１に、この種の内視鏡システムの具体的構成が記載されている。
特許文献１に記載の内視鏡システムは、光源装置を備えている。特許文献１に記載の光源装置には、回転フィルタが搭載されている。この回転フィルタには、３つの光バンドパスフィルタ（５５０ｎｍ帯の光を選択的に透過させる光バンドパスフィルタが２つ、６５０ｎｍ帯の光を選択的に透過させる光バンドパスフィルタが１つ）と白色光を透過させる通常観察用フィルタが円周方向に並べて配置されている。コントローラは、回転フィルタを一定の回転周期で回転駆動させて、各フィルタを白色光の光路に順次挿入し、各フィルタを透過した照射光による生体組織の撮像を順次行う。コントローラは、各光バンドパスフィルタを用いて撮像された画像の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（例えばヘモグロビンの酸素飽和度の分布を示す画像）を生成し、生成された分布画像を、通常観察用フィルタを用いて撮像された通常観察画像と並べて表示画面内に表示させる。
国際公開第２０１４／１９２７８１号パンフレット
特許文献１において、電子内視鏡システムに個体差（例えば、光バンドパスフィルタの分光特性、固体撮像素子の感度等に個体差）があると、撮影画像データに基づく酸素飽和度等の算出結果に誤差が含まれる。この種の個体差が大きい場合、精度の高い分光画像を生成することが難しいという問題が指摘される。
本発明は上記の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、システム個体差による、分光画像の生成に必要な酸素飽和度等の情報の算出精度の劣化を抑えるのに好適な電子内視鏡システムを提供することである。
本発明の一実施形態に係る電子内視鏡システムは、スペクトルの異なる複数種類の照射光を被写体に順次照射する照射手段と、複数種類の照射光が順次照射された被写体を順次撮像し、各照射光により照射された被写体の画像信号を各系統の画像信号として生成する画像信号生成手段と、所定の補正値が予め記憶された記憶手段と、画像信号生成手段により生成された各系統の画像信号のうち少なくとも２系統の画像信号に基づいて分光画像を生成する分光画像生成手段とを備える。分光画像生成手段は、少なくとも２系統の画像信号に基づいて定まる被写体の特徴量の分光画像を生成する際、該少なくとも２系統の画像信号のうち少なくとも１系統の画像信号を記憶手段に予め記憶された補正値に基づいて補正する。
また、本発明の一実施形態によれば、補正値は、少なくとも２系統の画像信号のうち特定の対の画像信号の輝度値の比に基づいて予め算出された値である。この場合、分光画像生成手段は、少なくとも２系統の画像信号に基づいて分光画像を生成する際、特定の対の画像信号のうちの一方の画像信号を補正値に基づいて補正することが好ましい。
また、本発明の一実施形態によれば、前記補正値は、前記複数種類の照射光で照射した基準被写体を撮像した時に得られる前記特定の対の画像信号における輝度値の比が予め定めた目標比になるように設定された補正値であることが好ましい。
また、本発明の一実施形態によれば、照射手段は、光を射出する光源と、通過帯域の異なる複数の光通過領域が円周方向に並べて配置された回転部材と、光源より射出された光から、スペクトルの異なる複数種類の照射光を順次取り出すために、回転部材を回転動作させ、複数の光通過領域を光の光路に順次挿入する手段と、順次取り出された複数種類の照射光を被写体に向けて順次照射する手段とを有することが好ましい。
また、本発明の一実施形態によれば、複数の光通過領域は、回転部材に配置された光学フィルタであり、５２０〜５９０の波長帯域内に第一の透過帯域を持つ第一のフィルタと、５２０〜５９０の波長帯域内にあり、第一の透過帯域よりも狭い第二の透過帯域を持つ第二のフィルタと、白色光を通過させるフィルタとを含むことが好ましい。
また、本発明の一実施形態によれば、記憶手段に予め記憶された補正値は、第一の補正値を含む。第一の補正値は、白色光により照射された基準被写体の画像信号をなす一部の成分の画像信号の輝度値と、第一のフィルタでフィルタリングされた光により照射された基準被写体の画像信号の輝度値との比を所定の第一の比に補正する値であることが好ましい。この場合、分光画像生成手段は、白色光により照射された被写体の画像信号をなす一部の成分の画像信号Ａを第一の補正値に基づいて補正し、第一のフィルタでフィルタリングされた光により照射された被写体の画像信号Ｂを第一の補正値で補正された画像信号Ａで除算することにより、該被写体のヘモグロビン濃度の情報を取得し、取得されたヘモグロビン濃度の情報に基づいてヘモグロビン濃度を示す分光画像を生成することが好ましい。
また、本発明の一実施形態によれば、記憶手段に予め記憶された補正値は、第二の補正値を含む。第二の補正値は、例示的には、第一のフィルタでフィルタリングされた光により照射された基準被写体の画像信号の輝度値と、第二のフィルタでフィルタリングされた光により照射された基準被写体の画像信号の輝度値の比を所定の第二の比に補正する値であることが好ましい。この場合、分光画像生成手段は、白色光により照射された被写体の画像信号をなす一部の成分の画像信号Ａを第一の補正値に基づいて補正すると共に、第二のフィルタでフィルタリングされた光により照射された被写体の画像信号Ｃを第二の補正値に基づいて補正し、第一のフィルタでフィルタリングされた光により照射された被写体の画像信号Ｂを第二の補正値で補正された画像信号Ｃで減算し、減算後の値を、第一の補正値で補正された画像信号Ａで除算することにより、被写体の酸素飽和度の情報を取得し、取得された酸素飽和度の情報に基づいて酸素飽和度を示す分光画像を生成することが好ましい。
本発明の他の一実施形態に係る電子内視鏡システムは、スペクトルの異なる複数種類の照射光を被写体に順次照射する照射手段と、前記複数種類の照射光が順次照射された被写体を順次撮像し、前記照射光それぞれにより照射された被写体の画像信号を各系統の画像信号として生成する画像信号生成手段と、前記各系統の画像信号のうち少なくとも２系統の画像信号に基づいて定まる被写体上の特徴量の分布を示す分光画像を生成する分光画像生成手段と、を備える。
前記分光画像生成手段は、前記少なくとも２系統の画像信号の１つを、所定の補正値に基づいて補正することにより、前記特徴量を算出し、
前記所定の補正値は、前記照射光で照射した基準被写体を撮像した時に得られる前記少なくとも２系統の基準画像信号の輝度値の比が予め定めた目標比率になるように設定された補正値である。
また、本発明の一実施形態によれば、前記特徴量は、前記少なくとも２系統の画像信号の輝度値の比に基づいて定まる量である、ことが好ましい。
また、本発明の一実施形態によれば、前記照射光のうち１つの照射光の波長帯域は、前記照射光のうち別の１つの照射光の波長帯域に対して、酸素化ヘモグロビンの吸光度のスペクトル波形と還元ヘモグロビンの吸光度のスペクトル波形のレベルが入れ替わる等吸収点を境にして区分けされている、ことが好ましい。
本発明の一実施形態によれば、前記照射光のうち１つの照射光の波長帯域は、酸素化ヘモグロビンの吸光度のスペクトル波形と還元ヘモグロビンの吸光度のスペクトル波形のレベルが入れ替わる複数の等吸収点のうち、波長方向において隣り合う等吸収点間の波長帯域内にある、ことが好ましい。
なお、上述の照射手段は、後述する図１に示す実施形態によれば、ランプ２０８、回転フィルタ部２６０、集光レンズ２１０を含む光源装置を含むことが好ましい。また、溶射手段は、複数種類の照射光を射出する複数の発光ダイオードを有し、複数種類の光を順次射出する構成とすることも好ましい。
上述の画像信号生成手段は、後述する図１に示す実施形態によれば、ドライバ信号処理回路１１０を含むことが好ましい。
上述の記憶手段は、後述する図４に示す実施形態によれば、補正値メモリ２２０Ｆを含むことが好ましい。
上述の分光画像生成手段は、後述する図４に示す実施形態によれば、ヘモグロビン濃度算出回路２２０Ｄ、酸素飽和度算出回路２２０Ｅ、及び画像処理回路２２０Ｂを含むことが好ましい。
上述の光通過領域を光の光路に順次挿入する手段は、後述する図１に示す実施形態によれば、ＤＣモータ２６２及び回転式ターレット２６１を含むことが好ましい。
上述の内視鏡システムによれば、システム個体差による、分光画像の生成に必要な酸素飽和度等の特徴量の情報の算出精度の劣化を抑えることができる。
本発明の一実施形態に係る電子内視鏡システムの構成を示すブロック図である。 本発明の一実施形態に係るプロセッサに備えられる回転フィルタ部を集光レンズ側から見た正面図である。 ５５０ｎｍ付近を拡大して示すヘモグロビンの吸収スペクトル図である。 本発明の一実施形態に係るプロセッサに備えられる信号処理回路の構成を示すブロック図である。
以下、本発明の実施形態について図面を参照しながら説明する。なお、以下においては、本発明の一実施形態として電子内視鏡システムを例にして説明する。本実施形態に係る電子内視鏡システムは、スペクトルの異なる光で撮像した複数の画像に基づいて生体組織の特徴量、例えば生体情報（例えば酸素飽和度、ヘモグロビン濃度）を定量的に分析して画像化することが可能なシステムである。
図１は、本発明の一実施形態に係る電子内視鏡システム１の構成を示すブロック図である。図１に示されるように、本実施形態に係る電子内視鏡システム１は、電子スコープ１００、プロセッサ２００及びモニタ３００を備えている。
プロセッサ２００は、システムコントローラ２０２及びタイミングコントローラ２０４を備えている。システムコントローラ２０２は、メモリ２１２に記憶された各種プログラムを実行し、電子内視鏡システム１全体を統括的に制御する。また、システムコントローラ２０２は、操作パネル２１４に接続されている。システムコントローラ２０２は、操作パネル２１４より入力される術者からの指示に応じて、電子内視鏡システム１の各動作及び各動作のためのパラメータを変更する。タイミングコントローラ２０４は、各部の動作のタイミングを調整するクロックパルスを電子内視鏡システム１内の各回路に出力する。
ランプ２０８は、ランプ電源イグナイタ２０６による始動後、照射光Ｌを射出する。ランプ２０８は、例えば、キセノンランプ、ハロゲンランプ、水銀ランプ、メタルハライドランプ等の高輝度ランプやＬＥＤ（Light Emitting Diode）である。照射光Ｌは、主に可視光領域から不可視である赤外光領域に広がるスペクトルを持つ光（又は少なくとも可視光領域を含む白色光）である。
ランプ２０８より射出された照射光Ｌは、回転フィルタ部２６０に入射される。図２は、回転フィルタ部２６０を集光レンズ２１０側から見た正面図である。図１及び図２に示されるように、回転フィルタ部２６０は、回転式ターレット２６１、ＤＣモータ２６２、ドライバ２６３及びフォトインタラプタ２６４を備えている。
図２に示されるように、回転式ターレット２６１には、３つの光学フィルタが配置されている。具体的には、回転式ターレット２６１には、通常観察用（白色光用）フィルタＦｎ、第一の特殊観察用フィルタＦｓ１、第二の特殊観察用フィルタＦｓ２が円周方向に順に並べて配置されている。各光学フィルタは、略同一の角度範囲に広がる扇形状を有しており、１２０°の角度ピッチで配置されている。
回転式ターレット２６１の各光学フィルタは、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。
ここで、ヘモグロビンの分光特性について説明する。
図３に、５５０ｎｍ付近のヘモグロビンの吸収スペクトルを示す。ヘモグロビンは、５５０ｎｍ付近にポルフィリンに由来するＱ帯と呼ばれる強い吸収帯を有している。ヘモグロビンの吸収スペクトルは、酸素飽和度（全ヘモグロビンのうち酸素化ヘモグロビンが占める割合）に応じて変化する。図３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）吸収スペクトルを示し、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）吸収スペクトルを示す。また、短破線は、その中間の酸素飽和度（１０、２０、３０、・・・９０％）におけるヘモグロビン（酸素化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンの混合物）の吸収スペクトルを示す。
図３に示されるように、Ｑ帯において、酸素化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンは互いに異なるピーク波長を有している。具体的には、酸素化ヘモグロビンは、波長５４２ｎｍ付近に吸収ピークＰ１を有しており、波長５７８ｎｍ付近に吸収ピークＰ３を有している。一方、還元ヘモグロビンは、５５８ｎｍ付近に吸収ピークＰ２を有している。図３は、各成分（酸素化ヘモグロビン、還元ヘモグロビン）の濃度の和が一定となる２成分系の吸収スペクトルであるため、各成分の濃度（すなわち酸素飽和度）によらず吸収が一定となる等吸収点Ｅ１、Ｅ２、Ｅ３、Ｅ４が現れる。以下の説明では、等吸収点Ｅ１とＥ２とで挟まれた波長領域を「波長域Ｒ１」と記し、等吸収点Ｅ２とＥ３とで挟まれた波長領域を「波長域Ｒ２」と記し、等吸収点Ｅ３とＥ４とで挟まれた波長領域を「波長域Ｒ３」と記す。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」と記す。
図３に示されるように、隣接する等吸収点間では、酸素飽和度に対して吸収が単調に増加又は減少する。また、隣接する等吸収点間では、ヘモグロビンの吸収は、酸素飽和度に対してほぼ線形的に変化する。
具体的には、波長域Ｒ１、Ｒ３におけるヘモグロビンの吸収ＡＲ１、ＡＲ３は酸素化ヘモグロビンの濃度（酸素飽和度）に対して線形的に単調増加し、波長域Ｒ２におけるヘモグロビンの吸収ＡＲ２は還元ヘモグロビンの濃度（１−酸素飽和度）に対して線形的に単調増加する。
第一の特殊観察用フィルタ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（別の言い方をすると、５５０ｎｍ付近で第一の透過帯域を持つバンドパスフィルタ）である。第一の透過帯域は、例えば５２０〜５９０ｎｍの波長帯域内にあり、５２６〜５８６ｎｍである。
図３に示されるように、第一の特殊観察用フィルタ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。
第二の特殊観察用フィルタＦｓ２も、５５０ｎｍ帯の光を選択的に透過させる光バンドパスフィルタ（別の言い方をすると、５５０ｎｍ付近で第一の透過帯域よりも狭い第二の透過帯域を持つバンドパスフィルタ）である。第二の透過帯域は、例えば、５２０〜５９０ｎｍの波長帯域内にあり、５４６〜５７０ｎｍである。図３に示されるように、第二の特殊観察用フィルタ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。
通常観察用フィルタＦｎは、紫外線カットフィルタである。通常観察用フィルタＦｎは、単なる開口（光学フィルタの無いもの）や絞り機能を兼ねたスリット（光学フィルタの無いもの）に置き換えてもよい。
ドライバ２６３は、システムコントローラ２０２による制御下でＤＣモータ２６２を駆動する。ＤＣモータ２６２は、ドライバ２６３より駆動電流が供給されると、回転式ターレット２６１を一定速度で回転させる。
回転フィルタ部２６０は、回転式ターレット２６１がＤＣモータ２６２によって回転動作することにより、通常観察用フィルタＦｎ、第一の特殊観察用フィルタＦｓ１、第二の特殊観察用フィルタＦｓ２の各光学フィルタを照射光Ｌの光路に撮像周期（フレーム周期）と同期したタイミングで順次挿入する。これにより、ランプ２０８より入射された照射光Ｌから、スペクトルの異なる照射光が、フレーム周期と同期したタイミングで順次取り出される。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、１／３０秒、１／６０秒である。
ここで、説明の便宜上、第一の特殊観察用フィルタＦｓ１透過後の照射光Ｌを「第一の特殊観察光Ｌｓ１」と記し、第二の特殊観察用フィルタＦｓ２透過後の照射光Ｌを「第二の特殊観察光Ｌｓ２」と記し、通常観察用フィルタＦｎ透過後の照射光Ｌを「通常光Ｌｎ」と記す。
回転式ターレット２６１は、回転動作中、循環的に、通常観察用フィルタＦｎより通常光Ｌｎを取り出し、第一の特殊観察用フィルタＦｓ１より第一の特殊観察光Ｌｓ１を取り出し、第二の特殊観察用フィルタＦｓ２より第二の特殊観察光Ｌｓ２を取り出す。
なお、回転式ターレット２６１の回転位置や回転の位相は、回転式ターレット２６１の外周付近に形成された開口（不図示）をフォトインタラプタ２６４によって検出することにより制御される。
システムコントローラ２０２は、操作パネル２１４より入力される術者からの指示に応じて、電子内視鏡システム１の観察モードを切り替える。本実施形態において切替設定可能な観察モードは、例えば、通常観察モードと特殊観察モードである。
［通常観察モード］
通常観察モード時における電子内視鏡システム１の動作を説明する。
通常観察モード中、システムコントローラ２０２は、ドライバ２６３を制御することにより、回転式ターレット２６１を通常観察用フィルタＦｎが光路に挿入される位置で停止させる。そのため、照射光Ｌは、通常観察用フィルタＦｎにより通常光Ｌｎにフィルタリングされる。通常光Ｌｎは、羽根絞り（不図示）を介して適正な光量に制限され、集光レンズ２１０によってＬＣＢ（Light Carrying Bundle）１０２の入射端面に集光されて、ＬＣＢ１０２内に入射される。なお、通常観察モード中、システムコントローラ２０２は、回転式ターレット２６１を通常観察用フィルタＦｎが光路に挿入される位置で停止させることに代えて、回転式ターレット２６１を光路から抜去した位置に退避させるようにしてもよい。
ＬＣＢ１０２内に入射された通常光Ｌｎは、ＬＣＢ１０２内を伝播する。ＬＣＢ１０２内を伝播した通常光Ｌｎは、電子スコープ１００の先端に配置されたＬＣＢ１０２の射出端面より射出され、配光レンズ１０４を介して生体組織に照射される。配光レンズ１０４からの通常光Ｌｎより照射された生体組織からの戻り光は、対物レンズ１０６を介して固体撮像素子１０８の受光面上で光学像を結ぶ。
固体撮像素子１０８は、ベイヤ型画素配置を有する単板式カラーＣＣＤ（Charge Coupled Device）イメージセンサである。固体撮像素子１０８は、受光面上の各画素で結像した光学像を光量に応じた電荷として蓄積して、Ｒ（Red）、Ｇ（Green）、Ｂ（Blue）の画像信号を生成して出力する。なお、固体撮像素子１０８は、ＣＣＤイメージセンサに限らず、ＣＭＯＳ（Complementary Metal Oxide Semiconductor）イメージセンサやその他の種類の撮像装置に置き換えられてもよい。固体撮像素子１０８はまた、補色系フィルタを搭載したものであってもよい。
電子スコープ１００の接続部内には、ドライバ信号処理回路１１０が備えられている。ドライバ信号処理回路１１０には、配光レンズ１０４からの光により照射された生体組織の画像信号がフレーム周期で固体撮像素子１０８より入力される。ドライバ信号処理回路１１０は、固体撮像素子１０８より入力される画像信号に対して所定の処理を施して、プロセッサ２００の信号処理回路２２０に出力する。
ドライバ信号処理回路１１０はまた、メモリ１１２にアクセスして電子スコープ１００の固有情報を読み出す。メモリ１１２に記録される電子スコープ１００の固有情報には、例えば、固体撮像素子１０８の画素数や感度、動作可能なフレームレート、型番等が含まれる。ドライバ信号処理回路１１０は、メモリ１１２より読み出された固有情報をシステムコントローラ２０２に出力する。
システムコントローラ２０２は、電子スコープ１００の固有情報に基づいて各種演算を行い、制御信号を生成する。システムコントローラ２０２は、生成された制御信号を用いて、プロセッサ２００に接続されている電子スコープに適した処理がなされるようにプロセッサ２００内の各種回路の動作やタイミングを制御する。
タイミングコントローラ２０４は、システムコントローラ２０２によるタイミング制御に従って、ドライバ信号処理回路１１０にクロックパルスを供給する。ドライバ信号処理回路１１０は、タイミングコントローラ２０４から供給されるクロックパルスに従って、固体撮像素子１０８をプロセッサ２００側で処理される映像のフレームレートに同期したタイミングで駆動制御する。
図４は、信号処理回路２２０の構成を示すブロック図である。図４に示されるように、信号処理回路２２０は、画像メモリ２２０Ａ、画像処理回路２２０Ｂ、画像出力回路２２０Ｃ、ヘモグロビン濃度算出回路２２０Ｄ、酸素飽和度算出回路２２０Ｅ及び補正値メモリ２２０Ｆを有している。
画像メモリ２２０Ａは、ドライバ信号処理回路１１０より１フレーム周期で入力される画像信号をバッファし、タイミングコントローラ２０４によるタイミング制御に従い、画像処理回路２２０Ｂに出力する。
画像処理回路２２０Ｂは、画像メモリ２２０Ａより入力される画像信号に対してデモザイク処理、マトリックス演算、Ｙ／Ｃ分離等の所定の信号処理を施して、画像出力回路２２０Ｃに出力する。
画像出力回路２２０Ｃは、画像処理回路２２０Ｂより入力される画像信号を処理してモニタ表示用の画面データを生成し、生成されたモニタ表示用の画面データを所定のビデオフォーマット信号に変換する。変換されたビデオフォーマット信号は、モニタ３００に出力される。これにより、生体組織の通常のカラー画像がモニタ３００の表示画面に表示される。
［特殊観察モード］
特殊観察モード時における電子内視鏡システム１の動作を説明する。
特殊観察モード中、システムコントローラ２０２は、ドライバ２６３を制御することにより、回転式ターレット２６１を一定速度で回転制御して、通常観察用フィルタＦｎ、第一の特殊観察用フィルタＦｓ１、第二の特殊観察用フィルタＦｓ２の各光学フィルタを照射光Ｌの光路に撮像周期（フレーム周期）と同期したタイミングで順次挿入する。これにより、回転式ターレット２６１の回転動作中、ランプ２０８より入射された照射光Ｌから、通常観察用フィルタＦｎより通常光Ｌｎが取り出され、第一の特殊観察用フィルタＦｓ１より第一の特殊観察光Ｌｓ１が取り出され、第二の特殊観察用フィルタＦｓ２より第二の特殊観察光Ｌｓ２が取り出される。そのため、生体組織には、通常光Ｌｎ、第一の特殊観察光Ｌｓ１、第二の特殊観察光Ｌｓ２の各照射光がフレーム周期と同期したタイミングで順次照射される。
固体撮像素子１０８は、各照射光（通常光Ｌｎ、第一の特殊観察光Ｌｓ１、第二の特殊観察光Ｌｓ２）により順次照射された生体組織を撮像して、その画像信号をドライバ信号処理回路１１０に出力する。以下、説明の便宜上、通常光Ｌｎの照射期間中に撮像された生体組織の画像信号を「通常画像信号Ｉｎ」と記し、第一の特殊観察光Ｌｓ１の照射期間中に撮像された生体組織の画像信号を「第一の特殊画像信号Ｉｓ１」と記し、第二の特殊観察光Ｌｓ２の照射期間中に撮像された生体組織の画像信号を「第二の特殊画像信号Ｉｓ２」と記す。
画像メモリ２２０Ａは、順次入力される通常画像信号Ｉｎ、第一の特殊画像信号Ｉｓ１、第二の特殊画像信号Ｉｓ２をバッファし、タイミングコントローラ２０４によるタイミング制御に従い、画像処理回路２２０Ｂ、ヘモグロビン濃度算出回路２２０Ｄ、酸素飽和度算出回路２２０Ｅの各回路に出力する。
より詳細には、画像メモリ２２０Ａは、通常画像信号Ｉｎ（Ｒ、Ｇ、Ｂの全ての信号）を画像処理回路２２０Ｂに出力し、通常画像信号Ｉｎ（Ｒ信号のみ）及び第一の特殊画像信号Ｉｓ１をヘモグロビン濃度算出回路２２０Ｄに出力し、第一の特殊画像信号Ｉｓ１及び第二の特殊画像信号Ｉｓ２を酸素飽和度算出回路２２０Ｅに出力する。
画像処理回路２２０Ｂに入力された通常画像信号Ｉｎは、通常観察モード時と同様に所定の信号処理が施されて、画像出力回路２２０Ｃに出力される。
電子内視鏡システム１に個体差（例えば、第一の特殊観察用フィルタＦｓ１の分光特性、固体撮像素子１０８の感度等に個体差）があると、ヘモグロビン濃度算出回路２２０Ｄによるヘモグロビン濃度の算出結果に誤差が含まれる。ヘモグロビン濃度の算出誤差は、生体組織のヘモグロビン量を検出する検出光（第一の特殊観察光Ｌｓ１）の分光特性による影響が支配的である。
そこで、本実施形態では、工場出荷時等のタイミングで、グレーカードや白板等の反射率が一様な基準被写体を撮像することにより、基準となる第一の特殊画像信号Ｉｓ１及び通常画像信号Ｉｎ（Ｒ信号のみ）が取得される。この基準となる第一の特殊画像信号Ｉｓ１及び通常画像信号Ｉｎ（Ｒ信号のみ）を、Ｉｓ１０，Ｉｎ０とする。次いで、取得された第一の特殊画像信号Ｉｓ１と通常画像信号Ｉｎ（Ｒ信号のみ）との輝度信号比、すなわち、比Ｉｓ１０／Ｉｎ０（これらの画像信号の輝度値の比α０）を設計上の（すなわち適正な）比αに補正する補正値γ（＝α／α０）（第一の補正値）が求められ、補正値メモリ２２０Ｆに記憶される。すなわち、補正値γは、γ＝α／α０=α／（Ｉｓ１０／Ｉｎ０）と表すことができる。
なお、基準となる第一の特殊画像信号Ｉｓ１及び通常画像信号Ｉｎ（Ｒ信号のみ）は、ホワイトバランスの設定時にグレーカード等を用いて取得されたものを利用してもよい。この場合、第一の補正値γは、ホワイトバランスの設定直後に求められて、補正値メモリ２２０Ｆに記憶される。
ヘモグロビン濃度算出回路２２０Ｄは、補正値メモリ２２０Ｆから第一の補正値γを読み出し、読み出された第一の補正値γで通常画像信号Ｉｎ（Ｒ信号のみ）を補正する。例えば、ＩｎをＩｎ／γに補正する。ヘモグロビン濃度算出回路２２０Ｄは、第一の特殊画像信号Ｉｓ１を補正後の通常画像信号Ｉｎ（Ｒ信号のみ）で除算することにより、例えば、Ｉｓ１／（Ｉｎ／γ）＝Ｉｓ１／Ｉｎ・γ（＝Ｉｓ１／Ｉｎ・（α・（Ｉｎ０／Ｉｓ１０）））を算出することにより、電子内視鏡システム１の個体差による誤差が補正されたヘモグロビン濃度の情報を得る。
附言するに、本実施形態では、第一の特殊画像信号Ｉｓ１を、生体組織内のヘモグロビンの吸収が低い波長域の通常画像信号Ｉｎ（Ｒ信号のみ）で除算することにより、生体組織の表面状態や生体組織への照射光の入射角の違いによる反射率の変動が補正されたヘモグロビン濃度の情報が得られる。このように、ヘモグロビン濃度の情報を、第一の特殊画像信号Ｉｓ１と通常画像信号Ｉｎ（Ｒ信号のみ）との比に基づいて取得することにより、電子内視鏡システム１の個体差のみならず、生体組織の表面状態や生体組織への照射光の入射角の違いによる反射率の変動を抑制したヘモグロビン濃度の情報を得ることができる。
ヘモグロビン濃度算出回路２２０Ｄは、算出したヘモグロビン濃度の情報を画像処理回路２２０Ｂに出力する。画像処理回路２２０Ｂは、ヘモグロビン濃度算出回路２２０Ｄより入力されるヘモグロビン濃度の情報に基づき、電子内視鏡システム１の個体差による誤差が補正されたカラーマップ画像（分光画像）を生成する。例示的には、画像処理回路２２０Ｂは、ヘモグロビン濃度の値と所定の表示色とを対応付けた参照テーブルを保持しており、ヘモグロビン濃度に応じた表示色を各画素に割り当てることにより、カラーマップ用の画像信号（以下、説明の便宜上、「ヘモグロビン濃度画像信号」と記す。）を生成する。画像処理回路２２０Ｂは、生成したヘモグロビン濃度画像信号を画像出力回路２２０Ｃに出力する。
また、電子内視鏡システム１に個体差（例えば、第一の特殊画像信号Ｉｓ１及び第二の特殊画像信号Ｉｓ２の分光特性、固体撮像素子１０８の感度等に個体差）があると、酸素飽和度算出回路２２０Ｅによる酸素飽和度の算出結果にも誤差が含まれる。酸素飽和度の算出誤差は、生体組織の酸素飽和度を検出する検出光（第一の特殊画像信号Ｉｓ１及び第二の特殊画像信号Ｉｓ２）の分光特性による影響が支配的である。
そこで、本実施形態では、工場出荷時等のタイミングで、グレーカードや白板等の反射率が一様な基準被写体を撮像することにより、第一の特殊画像信号Ｉｓ１及び通常画像信号Ｉｎ（Ｒ信号のみ）に加えて、基準となる第二の特殊画像信号Ｉｓ２が取得される。この基準となる第一の特殊画像信号Ｉｓ１及び第二の特殊画像信号Ｉｓ２を、Ｉｓ１０，Ｉｓ２０とする。次いで、取得された第一の特殊画像信号Ｉｓ１と第二の特殊画像信号Ｉｓ２との輝度信号比、すなわち、比Ｉｓ１０／Ｉｓ２０（これらの画像信号の輝度値の比β０）を設計上の（すなわち適正な）比βに補正する補正値δ（＝β／β０）（第二の補正値）が求められ、補正値メモリ２２０Ｆに記憶される。すなわち、補正値δは、δ＝β／β０=β／（Ｉｓ１０／Ｉｓ２０）と表すことができる。
なお、基準となる第二の特殊画像信号Ｉｓ２は、ホワイトバランスの設定時にグレーカード等を用いて取得されたものを利用してもよい。この場合、第二の補正値は、ホワイトバランスの設定直後に求められて、補正値メモリ２２０Ｆに記憶される。
酸素飽和度算出回路２２０Ｅは、補正値メモリ２２０Ｆから第一の補正値γを読み出し、読み出された第一の補正値γで通常画像信号Ｉｎ（Ｒ信号のみ）を補正する、すなわちＩｎ／γを算出すると共に、補正値メモリ２２０Ｆから第二の補正値δを読み出し、読み出された第二の補正値δで第二の特殊画像信号Ｉｓ２を補正する、すなわち、Ｉｓ２／δを算出する。酸素飽和度算出回路２２０Ｅは、第一の特殊画像信号Ｉｓ１を補正後の第二の特殊画像信号Ｉｓ２（＝Ｉｓ２／δ）で減算し、減算後の値を補正後の通常画像信号Ｉｎ（Ｒ信号のみ）（＝Ｉｎ／γ）で除算する。これにより、電子内視鏡システム１の個体差による誤差が補正された酸素飽和度の情報が得られる。
附言するに、本実施形態では、上記の減算値を、生体組織内のヘモグロビンの吸収が低い波長域の通常画像信号Ｉｎ（Ｒ信号のみ）で除算することにより、生体組織の表面状態や生体組織への照射光の入射角の違いによる反射率の変動が補正された酸素飽和度の情報が得られる。このように、酸素飽和度の情報を、第一の特殊画像信号Ｉｓ１と第二の特殊画像信号Ｉｓ２との比に基づいて取得することにより、電子内視鏡システム１の個体差のみならず、生体組織の表面状態や生体組織への照射光の入射角の違いによる反射率の変動を抑制した酸素飽和度の情報を得ることができる。
酸素飽和度算出回路２２０Ｅは、算出した酸素飽和度の情報を画像処理回路２２０Ｂに出力する。画像処理回路２２０Ｂは、酸素飽和度算出回路２２０Ｅより入力される酸素飽和度の情報に基づき、電子内視鏡システム１の個体差による誤差が補正されたカラーマップ画像（分光画像）を生成する。例示的には、画像処理回路２２０Ｂは、酸素飽和度の値と所定の表示色とを対応付けた参照テーブルを保持しており、酸素飽和度に応じた表示色を各画素に割り当てることにより、カラーマップ用の画像信号（以下、説明の便宜上、「酸素飽和度画像信号」と記す。）を生成する。画像処理回路２２０Ｂは、生成した酸素飽和度画像信号を画像出力回路２２０Ｃに出力する。
画像出力回路２２０Ｃは、画像処理回路２２０Ｂより入力される通常画像信号Ｉｎを処理して生体組織の通常のカラー画像を生成すると共に、ヘモグロビン濃度算出回路２２０Ｄにより入力されるヘモグロビン濃度画像信号を処理してヘモグロビン濃度のカラーマップ画像を生成し、且つ酸素飽和度算出回路２２０Ｅより入力される酸素飽和度画像信号を処理して酸素飽和度のカラーマップ画像を生成する。
術者は、操作パネル２１４を操作することにより、特殊観察モード時における観察画像の表示形態を設定することができる。画像出力回路２２０Ｃは、生成した各画像を用いて、設定中の表示形態に応じたモニタ表示用の画面データを生成し、生成されたモニタ表示用の画面データを所定のビデオフォーマット信号に変換する。変換されたビデオフォーマット信号は、モニタ３００に出力される。これにより、設定中の表示形態に応じた画像が表示される。
特殊観察モード時に設定可能な観察画像の表示形態としては、次の（１）〜（５）が例示的に挙げられる。
（１）３系統の画像（生体組織の通常のカラー画像、ヘモグロビン濃度のカラーマップ画像、酸素飽和度のカラーマップ画像）のうちの１系統の画像を表示する形態
（２）３系統の画像又は３系統のうちの２系統の画像を同一サイズで一画面に並べて表示する形態
（３）１系統の画像を大画面表示すると共に、残りの２系統の画像又は２系統のうちの１系統の画像を小画面表示する形態
（４）３系統のうち２系統の画像をオーバレイ表示させる形態
（５）３系統の画像全てをオーバレイ表示させる形態
以上説明したように、補正値γ，δは、複数種類の照射光で照射した基準被写体を撮像した時に得られる特定の対、例えば通常画像信号Ｉｎ、第一の特殊画像信号Ｉｓ１、第二の特殊画像信号Ｉｓ２における輝度値の比α０、β０が予め定めた目標比α、βになるように設定された値であるので、少なくとも２つの系統が異なる画像信号の比を用いてヘモグロビン濃度の情報及び酸素飽和度の情報を算出する際に、通常画像信号Ｉｎ、第一の特殊画像信号Ｉｓ１、第二の特殊画像信号Ｉｓ２の信号の大小に依存しない補正が可能になる点で、本実施形態で行う補正は有用である。
また、補正値の算出に用いる特定の系統の基準被写体の画像信号は輝度値であるので、波長帯域が異なり、光強度も異なる複数の照射光であっても、精度のよい補正が可能になる。
また、上述の実施形態で用いるフィルタは、５２０〜５９０ｎｍの波長帯域内に第一の透過帯域を持つ第一の特殊観察用フィルタＦｓ１と、５２０〜５９０ｎｍの波長帯域内にあり、第一の透過帯域よりも狭い第二の透過帯域を持つ第二のフィルタＦｓ２とを備えるので、ヘモグロビンの強い吸収帯を波長帯域として含む照射光を出射させることができる。このため、ヘモグロビン濃度及び酸素飽和度を精度よく求めることができる。
また、上述の実施形態では、通常光Ｌｎ、第一の特殊観察光Ｌｓ１、第二の特殊観察光Ｌｓ２等の各種照射光で照射した基準被写体を撮像した時に得られる少なくとも２系統の基準画像信号の輝度値の比α０，β０が予め定めた目標比α，βになるように設定された補正値γ,δを用いて、被写体の画像信号を補正するので、画像信号の比率を用いて算出するヘモグロビン濃度や酸素飽和度等の特徴量の情報の、システム個体差による精度の劣化（ばらつき）を抑制することができる。したがって、算出する特徴量は、少なくとも２系統の画像信号の輝度値の比に基づいて定まる量であることが好ましい。
なお、複数種類の照射光のうち１つの照射光の波長帯域は、別の照射光の波長帯域に対して、酸素化ヘモグロビンの吸光度のスペクトル波形と還元ヘモグロビンの吸光度のスペクトル波形のレベルが入れ替わる等吸収点を境にして区分けされていることが、酸素飽和度の情報を精度よく取得する点で好ましい。図３に示す例では、第二の特殊観察光Ｌｓ２の波長帯域は、第一の特殊観察光Ｌｓ１の波長帯域に対して等吸収点Ｅ２，Ｅ３を境にして区分けされている。
また、照射光のうち１つの照射光の波長帯域は、酸素化ヘモグロビンの吸光度のスペクトル波形と還元ヘモグロビンの吸光度のスペクトル波形のレベルが入れ替わる複数の等吸収点のうち、波長方向において隣り合う等吸収点間の波長帯域内にあることが、酸素飽和度の情報を精度よく取得する点で好ましい。図３に示す例では、第二の特殊観察光Ｌｓ２は、等吸収点Ｅ２，Ｅ３間の波長帯域内にある。
このような照射光の波長帯域は、図３に示すような５００〜６００ｎｍの範囲に限定されない。例えば、ヘモグロビンの酸素飽和度によって吸光度が等吸収点の周りで変化する波長帯域に適用することもできる。例えば、４００〜５００ｎｍの波長帯域におけるいずれかの等吸収点の長波長側あるいは短波長側の一定の波長帯域を、照射光の波長帯域とすることもできる。
以上が本発明の例示的な実施形態の説明である。本発明の実施形態は、上記に説明したものに限定されず、本発明の技術的思想の範囲において様々な変形が可能である。例えば、明細書中に例示的に明示される実施形態等又は自明な実施形態等を適宜組み合わせた内容も本願の実施形態に含まれる。
上記の実施形態では、光源装置をプロセッサ２００に内蔵しているが、別の実施形態では、プロセッサ２００と光源装置とを分離した構成としてもよい。この場合、プロセッサ２００と光源装置との間でタイミング信号を送受信するための有線又は無線の通信手段が設けられる。
また、上記の実施形態では、通常観察用フィルタＦｎ、第一の特殊観察用フィルタＦｓ１、第二の特殊観察用フィルタＦｓ２が回転式ターレット２６１に配置されているが、別の実施形態では、赤外光観察用フィルタや蛍光観察用フィルタなど、他の分光特性を持つ光学フィルタが回転式ターレット２６１に配置されてもよい。
また、上記の実施形態では、回転フィルタ部２６０がランプ２０８側に設けられ、照射光Ｌ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らない。例えば、回転フィルタ部２６０が固体撮像素子１０８側に設けられ、被写体からの戻り光に対してフィルタリングを行う構成が採用されてもよい。
１ 電子内視鏡システム
１００ 電子スコープ
１０２ ＬＣＢ
１０４ 配光レンズ
１０６ 対物レンズ
１０８ 固体撮像素子
１１０ ドライバ信号処理回路
１１２ メモリ
２００ プロセッサ
２０２ システムコントローラ
２０４ タイミングコントローラ
２０６ ランプ電源イグナイタ
２０８ ランプ
２１０ 集光レンズ
２１２ メモリ
２１４ 操作パネル
２２０ 信号処理回路
２２０Ａ 画像メモリ
２２０Ｂ 画像処理回路
２２０Ｃ 画像出力回路
２２０Ｄ ヘモグロビン濃度算出回路
２２０Ｅ 酸素飽和度算出回路
２２０Ｆ 補正値メモリ
２６０ 回転フィルタ部
２６１ 回転式ターレット
Ｆｎ 通常観察用フィルタ
Ｆｓ１ 第一の特殊観察用フィルタ
Ｆｓ２ 第二の特殊観察用フィルタ
２６２ ＤＣモータ
２６３ ドライバ
２６４ フォトインタラプタ

Claims (11)

  1. スペクトルの異なる複数種類の照射光を被写体に順次照射する照射手段と、
    前記複数種類の照射光が順次照射された被写体を順次撮像し、前記照射光それぞれにより照射された被写体の画像信号を各系統の画像信号として生成する画像信号生成手段と、
    所定の補正値が予め記憶された記憶手段と、
    前記各系統の画像信号のうち少なくとも２系統の画像信号に基づいて定まる被写体の特徴量の分布を示す分光画像を生成する分光画像生成手段と、
    を備え、
    前記分光画像生成手段は、
    前記少なくとも２系統の画像信号に基づいて前記分光画像を生成する際、該少なくとも２系統の画像信号のうち少なくとも１系統の画像信号を前記記憶手段に予め記憶された補正値に基づいて補正する、電子内視鏡システム。
  2. 前記補正値は、
    前記少なくとも２系統の画像信号のうち特定の対の画像信号の輝度値の比に基づいて予め算出された値であり、
    前記分光画像生成手段は、
    前記少なくとも２系統の画像信号に基づいて分光画像を生成する際、前記特定の対の画像信号のうちの一方の画像信号を前記補正値に基づいて補正する、
    請求項１に記載の電子内視鏡システム。
  3. 前記補正値は、前記複数種類の照射光で照射した基準被写体を撮像した時に得られる前記特定の対の画像信号における輝度値の比が予め定めた目標比になるように設定された補正値である、請求項２に記載の電子内視鏡システム。
  4. 前記照射手段は、
    光を射出する光源と、
    通過帯域の異なる複数の光通過領域が円周方向に並べて配置された回転部材と、
    前記光から、前記スペクトルの異なる複数種類の照射光を順次取り出すために、前記回転部材を回転動作させ、前記複数の光通過領域を前記光の光路に順次挿入する手段と、
    順次取り出された前記複数種類の照射光を前記被写体に向けて順次照射する手段と、
    を有する
    請求項１または２に記載の電子内視鏡システム。
  5. 前記複数の光通過領域は、
    前記回転部材に配置された光学フィルタであり、
    ５２０〜５９０ｎｍの波長帯域内に第一の透過帯域を持つ第一のフィルタと、
    ５２０〜５９０ｎｍの波長帯域内にあり、前記第一の透過帯域よりも狭い第二の透過帯域を持つ第二のフィルタと、
    白色光を通過させるフィルタと、
    を含む、
    請求項３に記載の電子内視鏡システム。
  6. 前記補正値は、
    第一の補正値を含み、
    前記第一の補正値は、
    前記白色光により照射された基準被写体の画像信号をなす一部の成分の画像信号の輝度値と、前記第一のフィルタでフィルタリングされた光により照射された基準被写体の画像信号の輝度値との比を所定の第一の比に補正する値であり、
    前記分光画像生成手段は、
    前記白色光により照射された被写体の画像信号をなす一部の成分の画像信号Ａを前記第一の補正値に基づいて補正し、
    前記第一のフィルタでフィルタリングされた光により照射された被写体の画像信号Ｂを前記第一の補正値で補正された画像信号Ａで除算することにより、該被写体のヘモグロビン濃度の情報を取得し、
    取得されたヘモグロビン濃度の情報に基づいてヘモグロビン濃度を示す分光画像を生成する、
    請求項５に記載の電子内視鏡システム。
  7. 前記補正値は、
    第二の補正値を含み、
    前記第二の補正値は、
    前記第一のフィルタでフィルタリングされた光により照射された基準被写体の画像信号の輝度値と、前記第二のフィルタでフィルタリングされた光により照射された基準被写体の画像信号の輝度値との比を所定の第二の比に補正する値であり、
    前記分光画像生成手段は、
    前記白色光により照射された被写体の画像信号をなす一部の成分の画像信号Ａを前記第一の補正値に基づいて補正すると共に、前記第二のフィルタでフィルタリングされた光により照射された被写体の画像信号Ｃを前記第二の補正値に基づいて補正し、
    前記第一のフィルタでフィルタリングされた光により照射された被写体の画像信号Ｂを前記第二の補正値で補正された画像信号Ｃで減算し、
    減算後の値を、前記第一の補正値で補正された画像信号Ａで除算することにより、前記被写体の酸素飽和度の情報を取得し、
    取得された酸素飽和度の情報に基づいて酸素飽和度を示す分光画像を生成する、
    請求項６に記載の電子内視鏡システム。
  8. スペクトルの異なる複数種類の照射光を被写体に順次照射する照射手段と、
    前記複数種類の照射光が順次照射された被写体を順次撮像し、前記照射光それぞれにより照射された被写体の画像信号を各系統の画像信号として生成する画像信号生成手段と、
    前記各系統の画像信号のうち少なくとも２系統の画像信号に基づいて定まる被写体上の特徴量の分布を示す分光画像を生成する分光画像生成手段と、
    を備え、
    前記分光画像生成手段は、
    前記少なくとも２系統の画像信号の１つを、所定の補正値に基づいて補正することにより、前記特徴量を算出し、
    前記所定の補正値は、前記照射光で照射した基準被写体を撮像した時に得られる前記少なくとも２系統の基準画像信号の輝度値の比が予め定めた目標比率になるように設定された補正値である、電子内視鏡システム。
  9. 前記特徴量は、前記少なくとも２系統の画像信号の輝度値の比に基づいて定まる量である、請求項８に記載の電子内視鏡システム。
  10. 前記照射光のうち１つの照射光の波長帯域は、前記照射光のうち別の１つの照射光の波長帯域に対して、酸素化ヘモグロビンの吸光度のスペクトル波形と還元ヘモグロビンの吸光度のスペクトル波形のレベルが入れ替わる等吸収点を境にして区分けされている、請求項１〜９のいずれか１項に記載の電子内視鏡システム。
  11. 前記照射光のうち１つの照射光の波長帯域は、酸素化ヘモグロビンの吸光度のスペクトル波形と還元ヘモグロビンの吸光度のスペクトル波形のレベルが入れ替わる複数の等吸収点のうち、波長方向において隣り合う等吸収点間の波長帯域内にある、請求項１０に記載の電子内視鏡システム。
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