WO2013035531A1 - 内視鏡システム及び画像表示方法 - Google Patents

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WO2013035531A1
WO2013035531A1 PCT/JP2012/071173 JP2012071173W WO2013035531A1 WO 2013035531 A1 WO2013035531 A1 WO 2013035531A1 JP 2012071173 W JP2012071173 W JP 2012071173W WO 2013035531 A1 WO2013035531 A1 WO 2013035531A1
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oxygen saturation
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PCT/JP2012/071173
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孝明 齋藤
山口　博司
飯田　孝之
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富士フイルム株式会社
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Definitions

  • the present invention relates to an endoscope system and an image display method for creating a biological function information image obtained by imaging biological function information such as blood hemoglobin amount and oxygen saturation.
  • an endoscope system including a light source device, an endoscope device, and a processor device is widely used.
  • a narrow band light whose wavelength is narrowed is used to highlight blood vessels in a specimen Special light observation is also being conducted.
  • biological function information such as the amount of hemoglobin, oxygen saturation, and blood vessel depth is obtained from the image signal obtained by the endoscope apparatus using the light absorption characteristics of blood vessels and the scattering characteristics of living tissues. It is also performed to calculate the calculated biological function information.
  • biological function information such as the amount of hemoglobin, oxygen saturation, and blood vessel depth is obtained from the image signal obtained by the endoscope apparatus using the light absorption characteristics of blood vessels and the scattering characteristics of living tissues. It is also performed to calculate the calculated biological function information.
  • the oxygen saturation image of the pseudo color which represented the magnitude of the oxygen saturation with a different color is produced. This oxygen saturation image makes it very easy to find hypoxic cancers.
  • the biofunction information is obtained by arithmetic processing based on an image signal, so if the image signal is not obtained under appropriate imaging conditions, the accuracy of the oxygen saturation itself becomes low. For example, when the light amount of the illumination light to the sample is too strong and the pixel value of the image signal becomes abnormally high, it can be considered that the reliability of the oxygen saturation obtained from the image signal is low.
  • Patent Documents 2 and 3 a region where the pixel value of the image signal exceeds a certain threshold is detected as an abnormal region, and a normal region where the pixel value falls below the threshold with respect to this abnormal region. Processing and control (for example, masking etc.) to display different from This makes it easy for the user to recognize an area where biological function information such as oxygen saturation is accurately represented and an incorrect area.
  • Patent 2648494 Patent 2768936 gazette Patent No. 3217343
  • the pixel value of the abnormal area greatly exceeds the threshold, that is, halation occurs. If this is the case, the display of the abnormal area on the screen accurately reflects the reliability of the oxygen saturation. However, even if it is determined to be an abnormal area, if the pixel value of the abnormal area is only slightly higher than the threshold, and the reliability of the actual oxygen saturation is not low, the abnormal area on the screen The display does not accurately reflect the reliability of the oxygen saturation. On the other hand, even if it is determined to be a normal region, the pixel value of the normal region is only slightly below the threshold value, and the actual region on which the oxygen saturation is unreliable is the normal region on the screen. Does not accurately reflect the reliability of oxygen saturation. Therefore, an endoscope system capable of accurately displaying the reliability of biological function information such as oxygen saturation has been desired.
  • An object of the present invention is to provide an endoscope system and an image display method capable of accurately displaying the reliability of biological function information such as oxygen saturation.
  • an endoscope system of the present invention includes an image information acquisition unit, a biological function information acquisition unit, a first image generation unit, a highlight image generation unit, and a display unit.
  • the image information acquisition unit acquires image information by imaging a sample.
  • the biological function information acquisition unit calculates biological function information possessed by the sample based on the image information.
  • the first image creation unit creates a biofunction information image obtained by imaging biofunction information.
  • the emphasized image creation unit creates, based on the biological function information image, a weighted image in which an abnormal area where the calculation result in the biological function information calculation unit may be abnormal is emphasized with brightness.
  • the display unit displays a highlighted image.
  • the second image creating unit is configured to create a normal light image by imaging the specimen illuminated with white light based on the image information, and the enhanced image creating unit combines the biofunction information image with the normal light image and emphasizes it. It is preferred to create an image.
  • the emphasis image generation unit emphasizes the abnormal area with either lightness or darkness.
  • the biofunction information image is composed of luminance information and color difference information
  • the emphasized image creation unit does not perform information processing on the color difference information of the biofunction information image
  • the bright part is brighter for the luminance information of the biofunction information image
  • the enhanced image creating unit preferably adjusts the pixel values of the biofunction information image such that the bright part is brighter and the dark part is darker in the biofunction information image.
  • a halation detector detects whether or not a halation region having a pixel value exceeding a predetermined halation value is present in the biofunction information image, and a halation region is detected, the biofunction information image Is preferably displayed on the display unit, and a display control unit configured to display an enhanced image on the display unit when the halation area is not detected.
  • the biological function information preferably includes the blood volume which is the amount of blood hemoglobin and the oxygen saturation of blood hemoglobin.
  • the biological information calculation unit separates the information on blood volume and the information on oxygen saturation from among the plurality of biological function information included in the image information.
  • the image information includes first image information obtained by imaging a subject illuminated with a first illumination light including a first wavelength range in which the light absorption coefficient changes due to a change in oxygen saturation, and a first wavelength range It is preferable that it is the 2nd image information obtained by picturizing the sample with which the 2nd illumination light containing the 2nd different wavelength range different from the above was illuminated.
  • image information is acquired by the image information acquisition unit by capturing an image of the sample, biological function information of the sample is calculated by the biological function information calculation unit based on the image information, and biological function information is calculated.
  • the first image creation unit creates an imaged biological function information image, and based on the biological function information image, highlights the abnormal area where the calculation result in the biological function information calculation unit may be abnormal with brightness.
  • the emphasized image is created by the emphasized image creation unit, and the emphasized image is displayed on the display unit.
  • the display unit displays an abnormal area in which the calculation result in the biological function information calculation unit has a possibility of abnormality as a highlighted image in which either brightness or darkness is emphasized.
  • the abnormal area displayed in the enhanced image is not intuitively defined by setting the threshold as in Patent Documents 2 and 3 and determining the boundary with the normal area, but simply emphasizing it with lightness or darkness. Since the information is displayed on the screen, it is possible to accurately know the reliability of biological function information such as oxygen saturation.
  • the biological function information image in which the halation region already exists is displayed on the display unit as it is, without creating the emphasis image. As a result, the time required to create a highlighted image is shortened, and thus the moving image is improved.
  • the endoscope system 10 includes a light source device 11 that generates light in a predetermined wavelength range, and illuminates an observation region of a specimen with light from the light source device.
  • An endoscope apparatus 12 for capturing an image of a sample
  • a processor apparatus 13 for processing an image signal obtained by imaging by the endoscope apparatus 12, and an image of a sample based on the image signal processed by the processor apparatus 13
  • an input device 15 constituted by a keyboard or the like for inputting various information to the processor device 13.
  • the endoscope system 10 has a normal observation mode for displaying on a display device 14 a normal light image consisting of a specimen image of visible light with a wavelength range ranging from blue to red, and a blood volume imaging the amount of blood hemoglobin in the specimen An image and a biological information observation mode in which an oxygen saturation image obtained by imaging the oxygen saturation of hemoglobin is displayed on the display device 14 are provided.
  • the observation mode is switched to one of the modes by the changeover switch 17 of the endoscope apparatus or the input device 15.
  • the light source device 11 includes two types of laser light sources LD ⁇ b> 1 and LD ⁇ b> 2, a light source control unit 20, a combiner 21, and a coupler 22.
  • the laser light source LD1 generates narrow band light (oxygen saturation measurement light) used for measurement of oxygen saturation.
  • the laser light source LD 2 generates excitation light for exciting the phosphor 50 disposed at the tip of the endoscope apparatus 12. White light is generated by the fluorescence excited by the phosphor 50 and the excitation light.
  • Light emitted from each of the laser light sources LD1 and LD2 is incident on the corresponding optical fibers 24 and 25 through condensing lenses (not shown).
  • As the laser light sources LD1 and LD2 a broad area type InGaN-based laser diode can be used, and an InGaNAs-based laser diode or a GaNAs-based laser diode can be used.
  • the light source control unit 20 controls the laser light sources LD1 and LD2 to adjust the light emission timing and the light amount ratio of each of the laser light sources.
  • the laser light source LD1 in the normal observation mode, the laser light source LD1 is turned off while the laser light source LD2 is turned on.
  • the laser light source LD1 and the laser light source LD2 are alternately turned on and off.
  • the combiner 21 combines the light from each of the optical fibers 24 and 25.
  • the combined light is demultiplexed into four systems of light by the coupler 22, which is a splitter.
  • the coupler 22 which is a splitter.
  • the light from the laser light source LD1 is guided by the light guides 26 and 27, and the light from the laser light source LD2 is guided by the light guides 28 and 29.
  • These light guides 26 to 29 are composed of a bundle fiber or the like in which a large number of optical fibers are bundled.
  • the light from the laser light sources LD1 and LD2 may be directly introduced into the light guides 26-29 without using the combiner 21 and the coupler 22.
  • the endoscope apparatus 12 is an electronic endoscope, and includes an endoscope scope 32 and an illumination unit 33 that emits four systems (four lamps) of light guided by the light guides 26 to 29 toward a subject.
  • a single-system imaging unit 34 for imaging an observation region, an operation unit 35 for performing an operation for bending or observing the distal end portion of the endoscope scope 32, the endoscope scope 32, the light source device 11, and the processor device 13
  • a connector portion 36 for detachably connecting them.
  • a flexible portion 38 In the endoscope scope 32, a flexible portion 38, a bending portion 39, and a scope distal end portion 40 are provided in order from the operation portion 35 side.
  • the flexible portion 38 is flexible so as to be bendable at the time of endoscope scope insertion.
  • the bending portion 39 is configured to be bendable by the turning operation of the angle knob 35 a disposed in the operation portion 35.
  • the curved portion 39 can be curved in any direction and at any angle depending on the region of the sample or the like, so that the scope tip 40 can be directed to a desired observation region.
  • An illumination unit 33 and an imaging unit 34 are provided at the scope distal end portion 40.
  • the imaging unit 34 is provided with a single observation window 42 for receiving light from the observation region at a substantially central position of the scope tip 40.
  • the illumination unit 33 includes two illumination windows 43 and 44 provided on both sides of the imaging unit 34. Each of the illumination windows 43 and 44 is one of two types of light of oxygen saturation measurement light and white light. Irradiate either toward the observation area.
  • two light emitting units 46 and 47 are accommodated.
  • the one light projecting unit 46 irradiates the oxygen saturation measurement light from the ride guide 26 toward the observation area through the lens 48.
  • the excitation light from the light guide 28 is applied to the phosphor 50 to emit white light, and the emitted white light is irradiated toward the observation region through the lens 51.
  • two light emitting units 53 similar to the light emitting unit 46 and a light emitting unit 54 similar to the light emitting unit 47 are accommodated.
  • the illumination windows 43 and 44 are disposed on both sides of the observation window 42 in the scope tip 40.
  • the four light projecting units 46, 47, 53, 54 are a straight line LA connecting the light emitting surfaces of the light projecting units 47, 54 provided with the phosphor 50, and the light emitting units 46, 53 not provided with the phosphor 50.
  • the straight line LB connecting between the exit faces of the light emitting elements are alternately arranged so as to intersect at the central portion of the observation window 42. Such an arrangement can prevent the occurrence of uneven lighting.
  • the fluorescent substance 50 is a fluorescent substance such as YAG fluorescent substance or BAM (BaMgAl 10 O 17 ), which emits a green to red light by absorbing a part of the excitation light from the laser light source LD 2. ) Is included.
  • BAM BaMgAl 10 O 17
  • the green to red excitation light (fluorescent light) emitted from the phosphor 50 and the excitation light which is not absorbed by the phosphor 50 but is transmitted are combined to obtain white light White light
  • the phosphor 50 has a substantially rectangular parallelepiped shape.
  • the fluorescent substance 50 may be formed by solidifying the fluorescent substance with a binder into a substantially rectangular shape, or even if a mixture of a fluorescent substance with a resin such as inorganic glass is formed into a substantially rectangular shape. Good.
  • the fluorescent substance 50 is also called Micro White (trademark) (Micro White (MW)) as a brand name.
  • the white light emitted from the light projecting units 47 and 54 including the phosphor 50 is excited by the excitation light with a wavelength range (for example, 440 to 460 nm) of the central wavelength 445 nm. It becomes an emission spectrum having a wavelength range of approximately 450 nm to 700 nm in which emission intensity increases in emission fluorescence.
  • the oxygen saturation measurement light emitted from the light projecting units 46 and 53 not provided with the phosphor 50 has an emission spectrum having a wavelength range (for example, 460 to 480 nm) in the vicinity of the central wavelength 473 nm.
  • the white light in the present specification is not limited to one that strictly includes all wavelength components of visible light, and, for example, R (red) which is a reference color including the pseudo white light described above. , G (green), B (blue), etc., as long as it contains light of a specific wavelength band. That is, white light includes, for example, light including wavelength components ranging from green to red, light including wavelength components ranging from blue to green, and the like in a broad sense.
  • an optical system such as an objective lens unit (not shown) for taking in image light of the observation area of the sample is provided, and at the back of the objective lens unit, an image of the observation area A CCD (Charge Coupled Device) or CMOS (Complementary) that receives light and images the observation area
  • An imaging device 60 such as a metal-oxide semiconductor
  • the imaging element 60 receives light from the objective lens unit on a light receiving surface (imaging surface), photoelectrically converts the received light, and outputs an imaging signal (analog signal).
  • the imaging device 60 is a color CCD, and on its light receiving surface, an R pixel provided with an R color filter, a G pixel provided with a G color filter, and a B pixel provided with a B color filter Are arranged in a large number of matrixes. These B, G and R color filters have spectral transmittances represented by curves 63, 64 and 65 shown in FIG.
  • An imaging signal (analog signal) output from the imaging element 60 is input to the A / D converter 68 through the scope cable 67.
  • the A / D converter 68 converts an imaging signal (analog signal) into an image signal (digital signal) corresponding to the voltage level.
  • the converted image signal is input to the image processing unit 73 of the processor device 13 through the connector unit 36.
  • the imaging control unit 70 performs imaging control of the imaging element 60.
  • white light (445 nm + phosphor (in the present embodiment, excitation light of 445 nm is applied to the phosphor 50 to generate white light) in one frame period, and thus A total of two steps are performed: a step of accumulating charges obtained by photoelectric conversion) and a step of reading out the accumulated charges. This is repeated in a predetermined cycle during the normal observation mode.
  • a blue signal Bc output from the B pixel of the imaging device 60, a green pixel Gc output from the G pixel, and a red signal Rc output from the R pixel are obtained.
  • a total of two steps of a step of accumulating charges obtained by photoelectric conversion of white light (445 nm + MW) and a step of reading the accumulated charges are performed (second frame).
  • the imaging control of these two total frames is repeatedly performed in a predetermined cycle.
  • the blue signal B1 output from the B pixel of the imaging device 60, the green signal G1 output from the G pixel, and the red signal R1 output from the R pixel are obtained in the first frame
  • a blue signal B2 output from the B pixel, a green signal G2 output from the G pixel, and a red signal R2 output from the R pixel are obtained.
  • B2, G2, and R2 in the second frame are the same as Bc, Gc, and Rc obtained in the normal observation mode.
  • a forceps channel for inserting a treatment tool or the like for tissue collection a channel for air supply / water supply, etc. inside the operation unit 35 and the endoscope scope 32 in the endoscope apparatus 12 .
  • Various channels are provided.
  • the processor device 13 includes a control unit 72, an image processing unit 73, and a storage unit 74.
  • the display unit 14 and the input device 15 are connected to the control unit 72.
  • the control unit 72 controls the image processing unit 73, the light source control unit 20 of the light source device 11, and the imaging control unit 70 of the endoscope device 12 based on input information from the changeover switch 17 of the endoscope device 12 and the input device 15. , And control the operation of the display device 14.
  • the image processing unit 73 includes a normal light image processing unit 80, a function information image processing unit 82, and an enhanced image processing unit 90, and performs predetermined image processing on the image signal from the endoscope apparatus 12.
  • the normal light image processing unit 80 creates a normal light image by performing predetermined image processing on the image signal.
  • the normal light image is composed of a video signal consisting of luminance Y and color difference signals Cb and Cr.
  • the luminance Y is assigned a green signal Gc obtained in the normal observation mode or a green signal G2 obtained in the biological information observation mode.
  • the color difference signal Cb may be a difference value (Bc-Gc) between the blue signal Bc and the green signal Gc obtained in the normal observation mode, or a difference value (B2-G2) between the blue signal B2 and the green signal G2 obtained in the biological information observation mode. Is assigned.
  • the color difference signal Cr may be a difference value (Rc-Gc) between the red signal Rc and the green signal Gc obtained in the normal observation mode, or a difference value (R2-G2) between the red signal R2 and the green signal G2 obtained in the biological information observation mode. Is assigned.
  • the function information image processing unit 82 calculates the blood volume of the sample and the information of the oxygen saturation of blood hemoglobin based on the image signal input from the endoscope apparatus 12 and a blood volume image obtained by imaging the blood volume And an oxygen saturation image obtained by imaging the oxygen saturation.
  • the functional information image processing unit 82 includes a signal ratio calculation unit 84, a correlation storage unit 85, a blood volume and oxygen saturation calculation unit 86, a blood volume image creation unit 87, and an oxygen saturation image creation unit 88. Have.
  • the signal ratio calculation unit 84 calculates the intensity ratio between each pixel in the image signal of the first frame and the image signal of the second frame acquired in the biological information observation mode. The signal ratio is calculated for the entire screen. In the present embodiment, the signal ratio calculator 84 calculates the signal ratio B1 / G2 between the blue signal B1 in the first frame and the green signal G2 in the second frame, and the signal between the green signal G2 in the second frame and the red signal R2. The ratio R2 / G2 is determined. Note that the signal ratio may be determined for only the pixel of the blood vessel portion in the image signal. In this case, the blood vessel portion is identified based on the difference between the image signal of the blood vessel portion and the image signal of the other portion.
  • the correlation storage unit 85 stores correlations between the signal ratios B1 / G2 and R2 / G2 and blood volume and oxygen saturation. As shown in FIG. 7, the correlation between the signal ratio and the blood volume is defined such that the larger the signal ratio R2 / G2, the larger the blood volume. This correlation is stored in the form of a one-dimensional table. The signal ratio R2 / G2 is represented on a log scale.
  • the correlation between the signal ratio and the oxygen saturation is stored in a two-dimensional table in which contours of oxygen saturation are defined in a two-dimensional space shown in FIG.
  • the position and shape of this contour line are obtained by physical simulation of light scattering, and are defined to change according to blood volume. For example, when there is a change in blood volume, the intervals between the contour lines become wide or narrow.
  • the signal ratios B1 / G2 and R2 / G2 are represented on a log scale.
  • Curve 90 shows the absorption coefficient of oxyhemoglobin
  • curve 91 shows the absorption coefficient of reduced hemoglobin.
  • a blue signal containing a signal corresponding to 473 nm light is highly dependent not only on oxygen saturation but also on blood volume.
  • the absorption coefficient of blood hemoglobin In addition, the following three things can be said from the wavelength dependency of the absorption coefficient of blood hemoglobin. (1) In the vicinity of a wavelength of 470 nm (for example, a blue wavelength region of central wavelength 470 nm ⁇ 10 nm), the absorption coefficient largely changes according to the change of the oxygen saturation. (2) When averaged in the green wavelength range of 540 to 580 nm, it is less susceptible to the oxygen saturation. (3) In the red wavelength range of 590 to 700 nm, although the absorption coefficient seems to change significantly depending on the oxygen saturation, the value of the absorption coefficient itself is very small, and as a result, it is affected by the oxygen saturation. Hateful.
  • the blood volume and oxygen saturation calculation unit 86 uses the correlation stored in the correlation storage unit 85 and the signal ratios B1 / G2 and R2 / G2 determined by the signal ratio calculation unit 84 to calculate the blood volume at each pixel. And both oxygen saturation.
  • the blood volume is a value corresponding to the signal ratio R2 / G2 determined by the signal ratio calculation unit 84 in the one-dimensional table of the correlation storage unit 85.
  • the oxygen saturation first, as shown in FIG. 10, corresponding points P corresponding to the signal ratios B1 * / G2 * and R2 * / G2 * determined by the signal ratio calculation unit 84 in two-dimensional space Identify.
  • the percentage value indicated by the contour where the corresponding point P is located is oxygen It becomes saturation.
  • the oxygen saturation is 60%.
  • the oxygen saturation is set to 0%, and when the corresponding point is positioned below the upper limit line 94, the oxygen saturation is set to 100%. In this case, the reliability of the oxygen saturation may be lowered and not displayed.
  • the blood volume image creation unit 87 creates a blood volume image in which the blood volume and the blood volume determined by the oxygen saturation calculation unit 86 are represented in pseudo color.
  • the blood volume image is composed of a video signal consisting of luminance Y and color difference signals Cb and Cr.
  • luminance Y As the luminance Y, a green signal G2 including information of reflected light in a wavelength band where absorption by hemoglobin is a little strong is assigned.
  • G2 since the overall brightness of the pseudo color image can be defined, the visibility of unevenness of the mucous membrane, blood vessels and the like is improved.
  • the color difference signals Cb and Cr are assigned signal values according to the blood volume according to the color table 87a.
  • the color table 87a is defined such that the signal value decreases as the blood volume increases for the color difference signal Cb, and the signal value increases as the blood volume increases for the color difference signal Cr. Therefore, in the blood volume image, the redness increases when the blood volume is high, and as the blood volume decreases, the saturation of redness decreases and approaches monochrome.
  • the oxygen saturation image creating unit 88 creates an oxygen saturation image in which the oxygen saturation calculated by the blood volume and the oxygen saturation calculating unit 87 is expressed in pseudo color.
  • the oxygen saturation image is composed of a video signal consisting of luminance Y and color difference signals Cb and Cr, as in the blood volume image.
  • the luminance Y is assigned a green signal G2 that can define the overall brightness and improve the visibility of unevenness of mucous membrane, blood vessels and the like.
  • the color difference signals Cb and Cr are assigned signal values according to the oxygen saturation according to the color table 88a.
  • the color table 88a is defined so that the signal value of the color difference signal Cr is positive and the signal value of the color difference signal Cb is negative under high oxygen saturation, and the signal value of the color difference signal Cr is conversely negative under low oxygen saturation. Is defined as negative and the signal value of the color difference signal Cb is positive. Then, under medium oxygen saturation, the magnitude relationship between the signal value of the color difference signal Cr and the signal value of the color difference signal Cb is defined to be reversed. By defining in this way, as the oxygen saturation increases from low to high, the color of the oxygen saturation image changes from blue to light blue to green to yellow to orange to red.
  • the enhanced image processing unit 90 determines whether there is a halation region in which the calculation result in the blood volume and oxygen saturation calculation unit 86 is abnormal in the blood volume image or the oxygen saturation image.
  • Calculation result in blood volume and oxygen saturation calculation unit 86 by combining normal light image with halation detection unit 90a that detects whether or not the blood volume image or oxygen saturation image in which the halation region is not detected And an enhanced image creation unit 90b for creating an enhanced image in which the first abnormal area is highly likely to be abnormal.
  • the halation detection unit 90a detects whether or not a halation region having a luminance Y equal to or higher than the halation value H as shown in FIG. 12 exists in the blood volume image or the oxygen saturation image. For example, in the case of the oxygen saturation image 92 shown in FIG. 13, the area 93 is detected as a halation area 93 because the luminance Y1 exceeds the halation value H.
  • the oxygen saturation image 92 in which the halation region 93 is detected is displayed on the display device 14 as it is.
  • the halation region 93 is displayed extremely bright on the display device 14 because the luminance Y is extremely large. Thereby, the operator who is observing the display device 14 can intuitively understand that the calculation result of the oxygen saturation is abnormal in the halation region, that is, the reliability is low.
  • the enhanced image creating unit 90b combines the normal light image with the blood volume image in which the halation region is not detected to create an enhanced blood volume image, and the normal light image in the oxygen saturation image in which the halation region is not detected. Synthesize to create a weighted oxygen saturation image.
  • the created enhanced blood volume image or enhanced oxygen saturation image is displayed on the display device 14.
  • the luminance Y of the normal light image is added only to the luminance Y of the blood volume image or the oxygen saturation image, and the color difference signals Cb and Cb of the normal light image for the blood volume image or the oxygen saturation image. Do not add Cr.
  • an enhanced blood volume image or an enhanced oxygen saturation image may be created in the same manner as described above.
  • an oxygen saturation image 96 having a region 94 in which the luminance Y2 is slightly below the halation value H and a normal light having a region 95 in which the luminance Y3 is slightly below the halation value H
  • the luminance Y2 of the normal light image 97 is added to the luminance Y2 of the oxygen saturation image 95 to create the enhanced oxygen saturation image 98.
  • the area 99 corresponding to the areas 94 and 95 is highlighted when the luminance Y 4 exceeds the halation value H.
  • the area 99 is displayed as bright as the halation area or slightly darker than the halation area. Therefore, the region 99 becomes a first abnormal region 99 that can intuitively grasp that the calculation result of the oxygen saturation is abnormal or the possibility of being abnormal, that is, the low reliability.
  • the brightness Y4 exceeds the halation value H, but the combined brightness Y does not necessarily have to exceed the halation value H.
  • the brightness Y is halation by combining. It should be close to the value H.
  • the endoscope scope 32 is inserted into the body, for example, in the digestive tract.
  • the angle knob 35a By operating the angle knob 35a, the scope tip 40 is set at the desired observation site, and normal observation is performed.
  • a color ordinary light image of the observation area illuminated with white light is displayed on the display device 14.
  • the mode is switched to the biological information observation mode by the changeover switch 17 of the endoscope apparatus.
  • oxygen saturation measurement light which is narrow band light having a central wavelength of 473 nm, is emitted from the scope tip 40 into the sample.
  • Reflected light from the specimen is photoelectrically converted by the imaging device 60 including B pixels, G pixels, and R pixels.
  • an image signal of the first frame composed of the blue signal B1, the green signal G1 and the red signal R1 is obtained (frame 1).
  • excitation light with a central wavelength of 445 nm is irradiated to the phosphor 50 of the scope tip 40.
  • white light is emitted from the phosphor, and the emitted white light is irradiated to the specimen.
  • the return light from the sample is received by the imaging device 60 and imaged to obtain an image signal of the second frame composed of the blue signal B2, the green signal G2 and the red signal R2 (frame 2).
  • a normal light image is created from the image signals B2, G2 and R2 of the second frame. Further, the blood volume and the oxygen saturation are calculated from the image signal B1 of the first frame and the image signals G2 and R2 of the second frame.
  • signal ratios B1 / G2 and R2 / G2 are determined for pixels at the same position between the first frame image signal and the second frame image signal. Signal ratios are determined for all pixels.
  • the blood volume and the oxygen saturation corresponding to the signal ratios B1 / G2 and R2 / G2 are determined from the correlation stored in the correlation storage unit 85. Blood volume and oxygen saturation are determined for all pixels in the screen.
  • the color table 87a in the blood volume image creating unit 87 is referred to, and color difference signals Cb and Cr corresponding to the blood volume are determined. Then, from the color difference signals Cb and Cr thus determined and the luminance Y to which the green signal G2 is assigned, a blood volume image in which the blood volume is expressed in a pseudo color is created. Further, similarly to the blood volume image, the color table 88a is used to create an oxygen saturation image in which the oxygen saturation is expressed in a pseudo color.
  • a halation region in which the luminance Y exceeds the halation value H exists in the blood volume image and the oxygen saturation image that have been created.
  • the blood volume image and the oxygen saturation image in which the halation region is detected are displayed side by side on the display device 14 as they are.
  • the halation region is not detected, the enhanced blood volume image in which the blood volume image and the normal light image are combined and the brightness Y is increased, and the oxygen saturation image and the normal light image are combined and the brightness Y is Create an enhanced oxygen saturation image. Since the brightness Y is increased in the enhanced blood volume image and the enhanced oxygen saturation image, a first abnormal area in which the brightness Y exceeds the halation value H or approaches the halation value H is created.
  • the blood volume image and the oxygen saturation image in which the halation region is present are displayed as they are on the display device 14 without raising the luminance Y, and the calculation result in the halation region is abnormal.
  • the operator can be made to recognize that the calculation result of the other area is normal.
  • an enhanced blood volume image and an enhanced oxygen saturation image are created by image synthesis with the normal light image.
  • the created enhanced blood volume image and the enhanced oxygen saturation image are displayed on the display device 14. Thereby, the operator is made to recognize that the calculation result in the first abnormal region in the enhanced blood volume image and the enhanced oxygen saturation image is highly likely to be abnormal or abnormal and is otherwise normal. it can.
  • the above series of processing is repeatedly performed while the biological information observation mode is set.
  • the first abnormal area where the luminance Y is too large and the calculation result in the blood volume and oxygen saturation calculation unit 86 may be abnormal is brightened and the brightness thereof is While emphasizing, the second abnormal area which may be abnormal due to the luminance Y being too small, and the calculation result in the blood volume and oxygen saturation calculating unit 86 being dark is darkened and emphasized.
  • the emphasizing process in the second embodiment is performed by the emphasizing image processing unit 100 shown in FIG. 16 instead of the emphasizing image processing unit 90 in the first embodiment.
  • the components other than the emphasis image processing unit 100 are the same as in the first embodiment, and thus the description thereof is omitted.
  • the enhanced image processing unit 100 performs the same operations as for the blood volume image and the oxygen saturation image for which the halation region is not detected by the halation detection unit 100a similar to the halation detection unit 90a of the first embodiment and the halation detection unit 100a.
  • a brightness adjustment filter unit 100b is provided which performs brightness adjustment filtering to further brighten the first abnormal region and further darken the second abnormal region.
  • the brightness adjustment filter unit 100b includes a gain table shown in FIG.
  • U the luminance Y increases with a gain of “1” or more
  • L the luminance Y has a certain lower limit value L
  • the brightness Y decreases with a gain of “1” or less. Otherwise, the luminance Y is maintained as it is with a gain of "1".
  • the enhanced blood volume image obtained by applying the brightness adjustment filtering to the blood volume image and the enhanced oxygen saturation image obtained by applying the brightness adjustment filtering to the oxygen saturation image are displayed on the display device 14.
  • the oxygen saturation image 102 there is a bright first abnormal area 103 having a luminance Ym exceeding the upper limit U and a dark second abnormal area 104 having a luminance Yn below the lower limit L.
  • the luminance Ym of the first abnormal area 103 is further increased, and the luminance Yn of the second abnormal area 104 is further decreased.
  • An image 105 is obtained.
  • the enhanced oxygen saturation image 105 is displayed on the display device 14, the first abnormal area 103 is extremely bright, while the second abnormal area 104 is extremely dark.
  • the operator can measure oxygen saturation in the first and second abnormal areas 103 and 104. It can intuitively understand that the degree of reliability is low.
  • the first abnormal area may be emphasized by image combination with the normal light image.
  • the first and second abnormal areas may be emphasized by the brightness adjustment filtering even when a halation area is detected in the blood volume image and the oxygen saturation image.
  • the first and second abnormal areas are emphasized by adjusting the luminance Y.
  • the pixel value itself may be adjusted.
  • the emphasis of the first and second abnormal areas is performed with both brightness and darkness, emphasis may be performed with only one of brightness and darkness.
  • a white light source such as a xenon lamp and a rotary filter having a wavelength separation function are used to create illumination light necessary for creating a blood volume image and an oxygen saturation image.
  • the endoscope system 120 of the third embodiment is shown in FIG. 20 in place of the laser light sources LD1 and LD2, the light source control unit 20, and the combiner 21 in the first and second embodiments.
  • a broadband light source 121 such as a xenon light source which emits white light having such a spectral intensity
  • a rotation filter 122 for transmitting the wavelength component of oxygen saturation measurement light in the white light or the white light as it is
  • An optical fiber 123 to be incident and a rotation control unit 124 for controlling the rotation of the rotation filter 122 are provided.
  • the light incident on the optical fiber 123 is split into two systems of light by the coupler 22, and the split light is emitted from the light emitting units 46 and 53 into the sample through the light guides 26 and 27, respectively. . Since the endoscope system 120 has the same configuration as the endoscope system 10 except for these, the description will be omitted.
  • the rotary filter 122 includes a band filter 125 for transmitting oxygen saturation measurement light (see FIG. 4) having a central wavelength of 473 nm in the white light and an opening 126 for transmitting the white light as it is. Become. Therefore, as the rotary filter 122 rotates, the oxygen saturation measurement light and the white light are alternately irradiated into the sample. At this time, as in the first and second embodiments, the image signal of the first frame is acquired when the oxygen saturation measurement light is irradiated, and the image signal of the second frame is acquired when the white light is irradiated. Do.
  • a normal light image is created from the image signal of the second frame, and a blood volume image and an oxygen saturation image are created from the image signals of the first and second frames.
  • the band pass filter 125 preferably transmits light in the wavelength range of 460 nm to 480 nm.
  • an enhanced blood volume image in which an area having abnormality or a possibility of abnormality in the calculation result of blood volume is emphasized by image combination of a normal light image and a blood volume image. And an image combination of the light image and the oxygen saturation image to create an enhanced oxygen saturation image in which a region having abnormality or a possibility of abnormality in the calculation result of oxygen saturation is emphasized.
  • the blue signal B2 includes a signal corresponding to light in the wavelength range of 400 nm to 530 nm
  • the green signal G2 has a wavelength range of 540 nm to 580 nm
  • the red signal R2 includes a signal corresponding to light in the wavelength range of 590 nm to 700 nm.
  • some of the light from the semiconductor light source is used as in the first and second embodiments, while the remaining light is used. May use light separated in wavelength from the broadband light BB of a white light source such as a xenon lamp.
  • a light source device 200 shown in FIG. 22 is used.
  • the light generated by the light source device 200 is supplied to the endoscope device 180.
  • this endoscope apparatus 180 has substantially the same configuration as the endoscope apparatus 12 of the first and second embodiments, the point that the fluorescent member 50 is not provided in the illumination unit 33 at the distal end is an endoscope Different from device 12 Therefore, the light from the light source device 200 is irradiated as it is into the sample via the endoscope device 180.
  • the configuration of the imaging element 180a in the endoscope apparatus 180 and the operation of the imaging control unit 70 are different from those in the first and second embodiments. Further, in the processor unit 12, the method of creating a normal light image in the normal light image processing unit 80 is different, and the signal used in the function information image processing unit 82 is different from the signal used in the first and second embodiments. ing. In the following, only the portions different from the first and second embodiments will be described, and the description of the other portions will be omitted.
  • the light source device 200 separates the broadband light BB from the white light source 230 into three color lights of B, G and R, and emits the broadband light BB (400 to 700 nm).
  • a shutter plate 240 that blocks the optical path of the broadband light BB between the white light source 230 and the rotary filter 234 at a predetermined timing.
  • the white light source 230 includes a light source main body 230a that emits the broadband light BB, and an aperture 230b that adjusts the light amount of the broadband light BB.
  • the light source body 230a is composed of a xenon lamp, a halogen lamp, a metal halide and the like.
  • the opening degree of the diaphragm 230b is adjusted by a light amount control unit (not shown).
  • the rotary filter 234 is rotatably provided such that the B filter portion 234a, the G filter portion 234b, and the R filter portion 234c are selectively inserted into the optical path L1 of the wide band light BB.
  • the rotary filter 234 has a disk shape, and is provided with a B filter portion 234a, a G filter portion 234b, and an R filter portion 234c in a fan-shaped area divided into three in the circumferential direction and having a central angle of 120 °. It is done.
  • the B filter section 234a transmits B light in the blue band from the broadband light BB
  • the G filter section 234b transmits G light in the green band from the broadband light BB
  • the R filter section 234c R light in the red band is transmitted from BB. Therefore, B light, G light, and R light are sequentially emitted from the rotary filter 234 by the rotation of the rotary filter 234.
  • the semiconductor light source unit 236 includes a laser light source 236a and a light source control unit 236b. As shown in FIG. 24, the laser light source 236a emits blue narrow band light BN having a central wavelength of 473 nm. The laser light source 236a is turned on and off according to the control of the light source control unit 236b. The light source control unit 236 b is controlled by the control unit 72 in the processor device. The blue narrowband light BN emitted from the laser light source 236a is emitted toward the light merging portion 238 through the condensing lens 236c.
  • the light merging portion 238 is a dichroic mirror, and transmits the light from the rotary filter 234 as it is, while reflecting the blue narrowband light BN from the semiconductor light source unit 236 and matching its optical path L2 with the optical path L1 of the broadband light BB Let The light exiting the light merging section 238 is supplied to the endoscope apparatus 180 through the condenser lens 242.
  • the shutter plate 240 has a central angle of 120 °, a light shielding portion 240 a that blocks the broadband light BB, and the remaining central angle of 240 ° that transmits the broadband light BB. And a unit 240b.
  • the shutter plate 240 is rotatably provided, and by rotating, the light shielding portion 240 a and the transmitting portion 240 b are alternately and selectively inserted into the optical path of the wide band light BB.
  • the shutter plate 240 is rotatably provided between an insertion position to be inserted into the optical path L1 of the broadband light BB and a retraction position to retract from the optical path of the broadband light BB.
  • the shutter plate 240 In the normal observation mode, the shutter plate 240 is stopped in a state in which the light shielding portion 240 a retracts from the light path L 1 of the wide band light BB and the transmission portion 240 b is inserted in the light path L 1. Therefore, the broadband light BB always enters the rotary filter 234.
  • three color lights of B light, G light and R light are sequentially provided according to the types of the B, G and R filter parts 234a, 234b and 234c inserted in the optical path L1 of the broadband light BB. It is generated.
  • the shutter plate 240 repeats the intermittent operation between the insertion position and the retraction position.
  • the broadband light BB does not enter the rotary filter 234, so the B light, G light and R light from the rotary filter 234 are not supplied to the endoscope device 180.
  • the laser light source 236 a is turned on to supply the blue narrow band light BN to the endoscope apparatus 180.
  • This insertion period is a period from when the filter portion of one of the rotary filters 234 is inserted into the optical path L1 of the wide band light BB until it is retracted, that is, a period when the rotary filter 234a rotates 1/3 turn. ing.
  • the retraction period is a period in which the rotary filter 234 makes one rotation. Therefore, light of three colors of B light, G light, and R light is supplied to the endoscope apparatus 180 within this retraction period.
  • the wide band light BB is incident on the R filter portion 234c.
  • the blue narrow band light BN is supplied to the endoscope apparatus 180.
  • the broadband light BB sequentially enters the B filter 234a, the G filter 234b, and the R filter 234c of the rotary filter 234.
  • B light, G light, and R light are supplied to the endoscope device 180 in this order.
  • the B filter portion 234a of the rotary filter 234 is inserted into the light path L1, so the broadband light BB does not enter the B filter portion 234a.
  • Blue narrowband light BN is supplied to the endoscope apparatus 180 during this second insertion period.
  • the broadband light BB sequentially enters the G filter 234 b, the R filter 234 c, and the B filter 234 a of the rotary filter 234, whereby the G light, R light, and B light are included in this order. It is supplied to the endoscope apparatus 180.
  • the imaging device 180a in the endoscope apparatus 180 is a monochrome imaging device in which the micro color filter is not provided on the imaging surface.
  • the imaging control unit 70 that controls the imaging of the imaging element 180a also performs operations different from those in the first and second embodiments.
  • image light of three colors B, G and R is sequentially imaged to accumulate charges, and field-sequential imaging signals B, G and R are based on the accumulated charges. Output sequentially.
  • image light of four lights of blue narrow band light BN, B light, G light, and R light is sequentially imaged, charges are accumulated, and the accumulation is performed.
  • the plane-sequential imaging signals N, B, G, and R are sequentially output based on the charge. Such operation is repeated while being set in the biological information observation mode.
  • the normal light image processing unit 80 in the processor device creates a normal light image based on the field sequential imaging signals B, G and R.
  • the plane sequential imaging signal B substantially corresponds to the blue signal B2 (Bc) in the first and second embodiments
  • the plane sequential imaging signal G corresponds to the green signal G2 (Gc) in the first and second embodiments
  • the surface-sequential imaging signal R substantially corresponds to the R2 (Rc) of the first and second embodiments.
  • the function information image processing unit 82 in the processor device calculates the blood volume and the oxygen saturation based on the plane sequential imaging signals N1, G, and R.
  • N / G is used as the luminance ratio corresponding to the first luminance ratio B1 / G2 of the first and second embodiments
  • R as the luminance ratio corresponding to the second luminance ratio R2 / G2 of the first and second embodiments.
  • Use / G is used in the correlation storage unit 82.
  • correlations between the brightness ratios B1 / G2 and R2 / G2 and the blood volume and the oxygen saturation are stored. Otherwise, the process is performed in the same procedure as in the first and second embodiments.
  • blood volume and oxygen saturation are imaged as biofunction information, but instead of or in addition to this, “blood volume (sum of oxygenated hemoglobin and reduced hemoglobin) ⁇ oxygen An oxygenated hemoglobin index obtained from the saturation (%) or a reduced hemoglobin index obtained from “blood volume ⁇ (100 ⁇ oxygen saturation) (%)” may be imaged.
  • Oxygen saturation image creation unit 90 100 Emphasized image processing unit 90a Halation detection unit 90b Emphasized image creation unit 93 Halation region 92, 96, 102 Oxygen saturation image 97 Normal Light images 98 and 105 Enhanced oxygen saturation images 99 and 103 First abnormal area 100 b Brightness adjustment filter unit 104 Second abnormal area

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Abstract

内視鏡システムは、生体機能情報の表示とともに、その信頼性を表示する。 酸素飽和度測定光が照明された検体を撮像して第１の画像信号を取得するとともに、白色光が照明された検体を撮像して第２の画像信号を取得する。第２の画像信号から通常光画像（９７）を作成する。第１及び第２の画像信号から酸素飽和度を算出する。算出した酸素飽和度を画像化することにより酸素飽和度画像（９６）を得る。通常光画像（９７）と酸素飽和度画像（９６）を合成することにより、酸素飽和度の算出結果が異常である可能性がある異常領域（９９）を明るさで強調した強調酸素飽和度画像９８を作成する。作成した強調酸素飽和度画像（９８）は表示装置に表示される。

Description

内視鏡システム及び画像表示方法
　本発明は、血中ヘモグロビン量や酸素飽和度などの生体機能情報を画像化した生体機能情報画像を作成する内視鏡システム及び画像表示方法に関する。
　近年の医療においては、光源装置と、内視鏡装置と、プロセッサ装置を備える内視鏡システムが広く用いられている。この内視鏡システムを用いた内視鏡診断では、照明光として広帯域光の白色光を用いる通常光観察の他、波長を狭帯域化した狭帯域光を用いて、検体内の血管を強調表示等させる特殊光観察も行われるようになってきている。
　また、特殊光観察の他に、血管の吸光特性や生体組織の散乱特性を利用して、内視鏡装置で得られた画像信号からヘモグロビン量や酸素飽和度や血管深さなどの生体機能情報を算出し、その算出した生体機能情報を画像化することも行われている。例えば、特許文献１では、酸素飽和度の大小を異なる色で表した疑似カラーの酸素飽和度画像を作成している。この酸素飽和度画像から、低酸素状態となる癌の発見が極めて容易になる。
　生体機能情報は、画像信号に基づく演算処理により得られるため、適切な撮像条件の下で得られた画像信号でなければ、酸素飽和度自体の正確性が低いものとなってしまう。例えば、検体への照明光の光量が強すぎて、画像信号の画素値が異常に高くなる場合には、その画像信号から得られる酸素飽和度の信頼性は低いと考えらえる。
　この問題に対して、特許文献２及び３では、画像信号の画素値が一定の閾値よりを超えている領域を異常領域として検出し、この異常領域に対して、画素値が閾値を下回る正常領域と異なる表示にする処理や制御（例えばマスクするなど）を行っている。これにより、酸素飽和度などの生体機能情報が正確に表された領域と不正確な領域とを、ユーザが認識しやすいようにしている。
特許２６４８４９４号公報 特許２７６８９３６号公報 特許３２１７３４３号公報
　特許文献２及び３のように一定の閾値を境にして異常領域と正常領域とを区別する方法においては、異常領域の画素値が閾値を大幅に超えている、即ちハレーションが起きているような場合であれば、画面上での異常領域の表示は、酸素飽和度の信頼性を正確に反映している。しかしながら、異常領域と判定された場合であっても、その異常領域の画素値が閾値を若干上回っているだけで、実際の酸素飽和度の信頼性は低くない場合には、画面上における異常領域の表示は、酸素飽和度の信頼性を正確に反映していない。反対に、正常領域と判定された場合であっても、その正常領域の画素値は閾値をわずかに下回っているだけで、実際の酸素飽和度の信頼性は低い場合は、画面上の正常領域の表示は酸素飽和度の信頼性を正確に反映していないことになる。したがって、酸素飽和度などの生体機能情報の信頼性を正確に表示することができる内視鏡システムが求められていた。
　本発明は、酸素飽和度などの生体機能情報の信頼性を正確に表示することができる内視鏡システム及び画像表示方法を提供することを目的とする。
　上記目的を達成するために、本発明の内視鏡システムは、画像情報取得部と、生体機能情報取得部と、第１の画像作成部と、強調画像作成部と、表示部とを備える。画像情報取得部は、検体を撮像することにより画像情報を取得する。生体機能情報取得部は、画像情報に基づき、検体が有する生体機能情報を算出する。第１の画像作成部は、生体機能情報を画像化した生体機能情報画像を作成する。強調画像作成部は、生体機能情報画像に基づいて、生体機能情報算出部での算出結果が異常である可能性がある異常領域を明るさで強調した強調画像を作成する。表示部は、強調画像を表示する。
　画像情報に基づき、白色光で照明された検体を画像化した通常光画像を作成する第２の画像作成部を備え、強調画像作成部は、生体機能情報画像を通常光画像に合成して強調画像を作成することが好ましい。
　強調画像作成部は、異常領域を明るさ又は暗さのいずれか一方で強調することが好ましい。生体機能情報画像は輝度情報と色差情報から構成され、強調画像作成部は、生体機能情報画像の色差情報については情報処理を行なわず、生体機能情報画像の輝度情報については、明るい部分を更に明るくなるようにするとともに、暗い部分は更に暗くなるように情報処理することが好ましい。強調画像作成部は、生体機能情報画像において、明るい部分は更に明るくなるようにするとともに、暗い部分は更に暗くなるように、生体機能情報画像の画素値を調整することが好ましい。
　生体機能情報画像中に、画素値が一定値以上のハレーション値を超えているハレーション領域が存在するか否かを検出するハレーション検出部と、ハレーション領域が検出された場合には、生体機能情報画像を表示部に表示し、ハレーション領域が検出されなかった場合には、強調画像を表示部に表示する表示制御部とを備えることが好ましい。
　生体機能情報には、血中ヘモグロビンの量である血液量と、血中ヘモグロビンの酸素飽和度が含まれることが好ましい。生体情報算出部は、画像情報に含まれる複数の生体機能情報の中から、血液量に関する情報と酸素飽和度に関する情報を分離することが好ましい。
　画像情報は、酸素飽和度の変化により吸光係数が変化する第１の波長範囲を含む第１照明光が照明された検体を撮像することにより得られる第１の画像情報と、第１の波長範囲と異なる第２の波長範囲を含む第２照明光が照明された検体を撮像することにより得られる第２の画像情報であることが好ましい。
　本発明の画像表示方法は、検体を撮像することにより画像情報を画像情報取得部で取得し、画像情報に基づき、検体が有する生体機能情報を生体機能情報算出部で算出し、生体機能情報を画像化した生体機能情報画像を第１の画像作成部で作成し、生体機能情報画像に基づいて、生体機能情報算出部での算出結果が異常である可能性がある異常領域を明るさで強調した強調画像を強調画像作成部で作成し、記強調画像を表示部に表示することを特徴とする。
　本発明によれば、生体機能情報算出部での算出結果が異常の可能性がある異常領域を、明るさ又は暗さのいずれか一方で強調した強調画像として、表示部に表示している。この強調画像で表示された異常領域は、特許文献２及び３のように閾値を設定して正常領域との境界を決めるのではなく、単に明るさ又は暗さで強調して直感的に分かるように表示しているため、酸素飽和度などの生体機能情報の信頼性を正確に知ることができる。
　なお、ハレーション領域が既に存在する生体機能情報画像については、その領域の演算結果が異常であることは明確である。そこで、本発明では、ハレーション領域が既に存在する生体機能情報画像については、強調画像を作成することなく、そのまま表示部に表示している。これにより、強調画像の作成に要する時間が短縮されるため、動画性が向上する。
内視鏡システムを示す構成図である。 内視鏡システムの内部構成を示す概略図である。 スコープ先端部の先端面を示す正面図である。 酸素飽和度測定光、励起光、蛍光体の励起発光光の光量分布を示すグラフである。 撮像素子におけるカラーフィルタの透過率を示すグラフである。 第１実施形態の通常観察モードにおける撮像素子の撮像制御を示す説明図である。 第１実施形態の生体情報観察モードにおける撮像素子の撮像制御を示す説明図である。 血液量と信号比Ｒ２／Ｇ２との相関を示す説明図である。 酸素飽和度と信号比Ｂ１／Ｇ２、Ｒ２／Ｇ２との相関関係を示すグラフである。 ヘモグロビンの吸光係数を示すグラフである。 図８のグラフにおいて信号比から酸素飽和度を算出する方法を示す説明図である。 第１実施形態における強調画像処理部の内部構成を示す構成ブロック図である。 ハレーション値を示すグラフである。 ハレーション領域を有する酸素飽和度画像及びハレーション領域を通常光画像上の輝度で示す説明図である。 第１実施形態で強調酸素飽和度画像を作成する方法を示す説明図である。 生体情報観察モードにおける一連の流れを示すフローチャートである。 第２実施形態における強調画像処理部の内部構成を示す構成ブロック図である。 ゲインと輝度Ｙとの関係を表したグラフである。 第２実施形態で強調酸素飽和度画像を作成する方法を示す説明図である。 回転フィルタ方式の内視鏡システムの内部構成を示す概略図である。 白色光の光量分布を示すグラフである。 回転フィルタを示す平面図である。 半導体光源で光を生成するとともに、キセノンランプなどの白色光源の広帯域光から波長分離して光を生成する光源装置を示す概略図である。 Ｂフィルタ部、Ｇフィルタ部、Ｒフィルタ部が周方向に沿って設けられたロータリフィルタを示す平面図である。 Ｂフィルタ部、Ｇフィルタ部、Ｒフィルタ部の分光透過率と青色狭帯域光の発光強度を示すグラフである。 シャッタ板を示す平面図である。 青色狭帯域光ＢＮ、Ｂ光、Ｇ光、Ｒ光の内視鏡装置への供給タイミングを示す説明図である。 図２２の光源装置を使用したときの通常観察モード時における撮像素子の撮像制御を示す説明図である。 図２２の光源装置を使用したときの生体情報観察モード時における撮像素子の撮像制御を示す説明図である。
　図１及び２に示すように、第１実施形態の内視鏡システム１０は、所定の波長範囲の光を発生する光源装置１１と、光源装置からの光で検体の観察領域を照明しながら、検体像を撮像する内視鏡装置１２と、内視鏡装置１２の撮像で得られた画像信号を処理するプロセッサ装置１３と、プロセッサ装置１３で処理された画像信号に基づいて検体の画像を表示する表示装置１４と、プロセッサ装置１３に各種情報を入力するキーボード等で構成される入力装置１５とを備えている。
　内視鏡システム１０は、波長範囲が青色～赤色に及ぶ可視光の検体像からなる通常光画像を表示装置１４に表示する通常観察モードと、検体における血中ヘモグロビンの量を画像化した血液量画像と、ヘモグロビンの酸素飽和度を画像化した酸素飽和度画像を表示装置１４に表示する生体情報観察モードとを備えている。観察モードは、内視鏡装置の切り替えスイッチ１７や入力装置１５によって、いずれか一方のモードに切り替えられる。
　光源装置１１は、２種類のレーザ光源ＬＤ１，ＬＤ２と、光源制御部２０と、コンバイナ２１と、カプラ２２とを備えている。レーザ光源ＬＤ１は、酸素飽和度の測定に用いられる狭帯域光（酸素飽和度測定光）を発生させる。レーザ光源ＬＤ２は、内視鏡装置１２の先端部に配置された蛍光体５０を励起させるための励起光を発生させる。蛍光体５０から励起された蛍光と励起光によって白色光が生成される。各レーザ光源ＬＤ１，ＬＤ２から発せられる光は、集光レンズ（図示省略）を介してそれぞれ対応する光ファイバ２４，２５に入射する。なお、レーザ光源ＬＤ１，ＬＤ２は、ブロードエリア型のＩｎＧａＮ系レーザダイオードが使用でき、また、ＩｎＧａＮＡｓ系レーザダイオードやＧａＮＡｓ系レーザダイオード等を使用することができる。
　光源制御部２０は、レーザ光源ＬＤ１，ＬＤ２を制御することにって、各レーザ光源の発光タイミングや光量比を調節する。本実施形態では、通常観察モードのときには、レーザ光源ＬＤ１をオフにする一方、レーザ光源ＬＤ２はオンにする。これに対して、生体情報観察モードのときには、レーザ光源ＬＤ１とレーザ光源ＬＤ２のオン・オフを交互に繰り返す。
　コンバイナ２１は、各光ファイバ２４，２５からの光を合波させる。合波した光は、分波器であるカプラ２２によって４系統の光の分波される。分波された４系統の光のうち、レーザ光源ＬＤ１からの光はライトガイド２６，２７で導光され、レーザ光源ＬＤ２からの光はライトガイド２８，２９で導光される。これらライトガイド２６～２９は多数の光ファイバを束ねたバンドルファイバなどから構成される。なお、コンバイナ２１及びカプラ２２を用いずに、各レーザ光源ＬＤ１，ＬＤ２からの光を直接ライトガイド２６～２９に入れる構成としてもよい。
　内視鏡装置１２は電子内視鏡であり、内視鏡スコープ３２と、ライトガイド２６～２９で導光される４系統（４灯）の光を検体に向けて照射する照明部３３と、観察領域を撮像する１系統の撮像部３４と、内視鏡スコープ３２の先端部の湾曲操作や観察のための操作を行う操作部３５と、内視鏡スコープ３２と光源装置１１及びプロセッサ装置１３とを着脱自在に接続するコネクタ部３６とを備えている。
　内視鏡スコープ３２には、操作部３５側から順に、軟性部３８、湾曲部３９、スコープ先端部４０が設けられている。軟性部３８は、内視鏡スコープ挿入時に屈曲自在にするために、可撓性を有している。湾曲部３９は、操作部３５に配置されたアングルノブ３５ａの回動操作により湾曲自在に構成されている。この湾曲部３９は、検体の部位等に応じて、任意の方向、任意の角度に湾曲させることができるため、スコープ先端部４０を所望の観察部位に向けることができる。
　スコープ先端部４０には照明部３３と撮像部３４が設けられている。撮像部３４は、スコープ先端部４０の略中心位置に、観察領域からの光を受光する１つの観察窓４２を備えている。照明部３３は、撮像部３４の両脇に設けられた２つの照明窓４３，４４を備えており、各照明窓４３、４４は、酸素飽和度測定光と白色光の２種類の光のうちのいずれかを観察領域に向けて照射する。
　一方の照明窓４３の奥には２つの投光ユニット４６，４７が収納されている。一方の投光ユニット４６では、ライドガイド２６からの酸素飽和度測定光を、レンズ４８を介して観察領域に向けて照射する。もう一方の投光ユニット４７では、ライドガイド２８からの励起光を蛍光体５０に当てることによって白色光を発光させ、その発光した白色光をレンズ５１を介して観察領域に向けて照射する。なお、他方の照明窓４４の奥にも、上記投光ユニット４６と同様の投光ユニット５３と、上記投光ユニット４７と同様の投光ユニット５４の２つが収納されている。
　図３に示すように、照明窓４３，４４は、スコープ先端部４０において、観察窓４２を挟んでその両側に配置されている。また、４つの投光ユニット４６，４７，５３，５４は、蛍光体５０を備える投光ユニット４７，５４の出射面間を結ぶ直線ＬＡと、蛍光体５０を備えていない投光ユニット４６，５３の出射面間を結ぶ直線ＬＢとが、観察窓４２の中心部で交差するように、互い違いに配置されている。このような配置にすることによって、照明ムラの発生を防止することができる。
　蛍光体５０は、レーザ光源ＬＤ２からの励起光の一部を吸収して緑色～赤色に励起発光する複数種の蛍光物質（例えばＹＡＧ系蛍光物質、或いはＢＡＭ（ＢａＭｇＡｌ１０Ｏ１７）等の蛍光物質）を含んで構成される。励起光が蛍光体５０に照射されると、蛍光体５０から発せられる緑色～赤色の励起発光光（蛍光）と、蛍光体５０に吸収されず透過した励起光とが合わされて、白色光（疑似白色光）が生成される。なお、蛍光体５０は略直方体形状を有していることが好ましい。この場合、蛍光体５０は、蛍光体物質をバインダで略直方体状に固めて形成してもよく、また、無機ガラスなどの樹脂に蛍光体物質を混合したものを略直方体状に形成してもよい。なお、蛍光体５０は、商品名としてマイクロホワイト（登録商標）（Micro White（ＭＷ））とも呼ばれている。
　したがって、蛍光体５０を備える投光ユニット４７，５４から発せられる白色光は、図４に示すように、中心波長４４５ｎｍの励起光の波長範囲（例えば、４４０～４６０nm）と、その励起光によって励起発光する蛍光において発光強度が増大する概ね４５０ｎｍ～７００ｎｍの波長範囲とを有する発光スペクトルとなる。一方、蛍光体５０を備えていない投光ユニット４６，５３から発せられる酸素飽和度測定光は、中心波長４７３ｎｍの近傍に波長範囲（例えば、４６０～４８０nm）を有する発光スペクトルとなる。
　なお、ここで、本明細書中の白色光とは、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、上述した疑似白色光を始めとして、基準色であるＲ（赤），Ｇ（緑），Ｂ（青）等、特定の波長帯の光を含むものであればよい。つまり、白色光には、例えば、緑色から赤色にかけての波長成分を含む光や、青色から緑色にかけての波長成分を含む光等も広義に含まれるものとする。
　観察窓４２の奥には、検体の観察領域の像光を取り込むための対物レンズユニット（図示省略）等の光学系が設けられており、さらにその対物レンズユニットの奥には、観察領域の像光を受光して観察領域を撮像するＣＣＤ（Charge Coupled Device）やＣＭＯＳ（Complementary
Metal-Oxide Semiconductor）などの撮像素子６０が設けられている。
　撮像素子６０は、対物レンズユニットからの光を受光面（撮像面）で受光し、受光した光を光電変換して撮像信号（アナログ信号）を出力する。撮像素子６０はカラーＣＣＤであり、その受光面には、Ｒ色のカラーフィルタが設けられたＲ画素、Ｇ色のカラーフィルタが設けられたＧ画素、Ｂ色のカラーフィルタが設けられたＢ画素を１組とする画素群が、多数マトリックス状に配列されている。これらＢ色、Ｇ色、Ｒ色のカラーフィルタは、図５に示す曲線６３，６４，６５で表される分光透過率を有している。
　撮像素子６０から出力される撮像信号（アナログ信号）は、スコープケーブル６７を通じてＡ／Ｄ変換器６８に入力される。Ａ／Ｄ変換器６８は、撮像信号（アナログ信号）をその電圧レベルに対応する画像信号（デジタル信号）に変換する。変換後の画像信号は、コネクタ部３６を介して、プロセッサ装置１３の画像処理部７３に入力される。
　撮像制御部７０は撮像素子６０の撮像制御を行う。図６Ａに示すように、通常観察モード時には、１フレーム期間内で、白色光（４４５ｎｍ＋蛍光体（本実施形態では４４５ｎｍの励起光を蛍光体５０に当てて白色光を発生させるため、このように表記する））を光電変換して得られる電荷を蓄積するステップと、蓄積した電荷を読み出すステップの合計２ステップが行われる。これは通常観察モード中、所定のサイクルで繰り返し行われる。通常観察モードでは、撮像素子６０のＢ画素から出力される青色信号Ｂｃと、Ｇ画素から出力される緑色画素Ｇｃと、Ｒ画素から出力される赤色信号Ｒｃとが得られる。
　一方、生体情報観察モード時には、図６Ｂに示すように、１フレーム期間内で、酸素飽和度測定光（４７３ｎｍの狭帯域光）を光電変換して得られる電荷を蓄積するステップと、蓄積した電荷を読み出すステップの合計２ステップが行われる（１フレーム目）。その次に、１フレーム期間内で、白色光（４４５ｎｍ＋ＭＷ）を光電変換して得られる電荷を蓄積するステップと、蓄積した電荷を読み出すステップの合計２ステップが行われる（２フレーム目）。これら合計２フレームの撮像制御は、所定のサイクルで繰り返し行われる。
　生体情報観察モードでは、１フレーム目に、撮像素子６０のＢ画素から出力される青色信号Ｂ１と、Ｇ画素から出力される緑色信号Ｇ１と、Ｒ画素から出力される赤色信号Ｒ１が得られ、２フレーム目に、Ｂ画素から出力される青色信号Ｂ２と、Ｇ画素から出力される緑色信号Ｇ２と、Ｒ画素から出力される赤色信号Ｒ２とが得られる。なお、２フレーム目のＢ２、Ｇ２、Ｒ２は、通常観察モード時に得られるＢｃ、Ｇｃ、Ｒｃと同じである。
　なお、図示はしていないが、内視鏡装置１２における操作部３５及び内視鏡スコープ３２の内部には、組織採取用処置具等を挿入する鉗子チャンネルや、送気・送水用のチャンネル等、各種のチャンネルが設けられている。
　図２に示すように、プロセッサ装置１３は、制御部７２と、画像処理部７３と、記憶部７４とを備えており、制御部７２には表示装置１４及び入力装置１５が接続されている。制御部７２は、内視鏡装置１２の切り替えスイッチ１７や入力装置１５からの入力情報に基づいて、画像処理部７３、光源装置１１の光源制御部２０、内視鏡装置１２の撮像制御部７０、及び表示装置１４の動作を制御する。
　画像処理部７３は通常光画像処理部８０、機能情報画像処理部８２、強調画像処理部９０を備えており、内視鏡装置１２からの画像信号に対して、所定の画像処理を施す。
　通常光画像処理部８０は、画像信号に対して所定の画像処理を施すことによって、通常光画像を作成する。通常光画像は輝度Ｙと色差信号Ｃｂ，Ｃｒからなる映像信号で構成される。輝度Ｙには、通常観察モード時に得られる緑色信号Ｇｃ又は生体情報観察モード時に得られる緑色信号Ｇ２が割り当てられる。色差信号Ｃｂには、通常観察モード時に得られる青色信号Ｂｃと緑色信号Ｇｃの差分値（Ｂｃ－Ｇｃ）、又は生体情報観察モード時に得られる青色信号Ｂ２と緑色信号Ｇ２の差分値（Ｂ２－Ｇ２）が割り当てられる。色差信号Ｃｒには、通常観察モード時に得られる赤色信号Ｒｃと緑色信号Ｇｃの差分値（Ｒｃ－Ｇｃ）、又は生体情報観察モード時に得られる赤色信号Ｒ２と緑色信号Ｇ２の差分値（Ｒ２－Ｇ２）が割り当てられる。
　機能情報画像処理部８２は、内視鏡装置１２から入力される画像信号に基づき検体の血液量及び血中ヘモグロビンの酸素飽和度の情報を算出するとともに、この血液量を画像化した血液量画像と酸素飽和度を画像化した酸素飽和度画像とを作成する。機能情報画像処理部８２は、信号比算出部８４と、相関関係記憶部８５と、血液量及び酸素飽和度算出部８６と、血液量画像作成部８７と、酸素飽和度画像作成部８８とを備えている。
　信号比算出部８４は、生体情報観察モード時に取得する１フレーム目の画像信号と２フレーム目の画像信号において、各画素間の強度比を算出する。信号比は画面全体に対して算出される。本実施形態では、信号比算出部８４は、１フレーム目の青色信号Ｂ１と２フレーム目の緑色信号Ｇ２との信号比Ｂ１／Ｇ２と、２フレーム目の緑色信号Ｇ２と赤色信号Ｒ２との信号比Ｒ２／Ｇ２とを求めている。なお、信号比は画像信号のうち血管部分の画素のみ求めてもよい。この場合、血管部分は、血管部分の画像信号とそれ以外の部分の画像信号との差に基づいて特定される。
　相関関係記憶部８５は、信号比Ｂ１／Ｇ２及びＲ２／Ｇ２と血液量及び酸素飽和度との相関関係を記憶している。信号比と血液量との相関関係は、図７に示すように、信号比Ｒ２／Ｇ２が大きくなればなるほど血液量も多くなるように定義されている。この相関関係は、１次元テーブルの形式で記憶されている。なお、信号比Ｒ２／Ｇ２はlogスケールで表されている。
　一方、信号比と酸素飽和度との相関関係は、図８に示す二次元空間上に酸素飽和度の等高線を定義した２次元テーブルで記憶されている。この等高線の位置、形は光散乱の物理的なシミュレーションで得られ、血液量に応じて変わるように定義されている。例えば、血液量の変化があると、各等高線間の間隔が広くなったり、狭くなったりする。なお、信号比Ｂ１／Ｇ２，Ｒ２／Ｇ２はlogスケールで表されている。
　なお、上記相関関係は、図９に示すような酸化ヘモグロビンや還元ヘモグロビンの吸光特性や光散乱特性と密接に関連性し合っている。曲線９０は酸化ヘモグロビンの吸光係数を、曲線９１は還元ヘモグロビンの吸光係数を示している。例えば、４７３ｎｍのように吸光係数の差が大きい波長では、酸素飽和度の情報を取り易い。しかしながら、４７３ｎｍの光に対応する信号を含む青色信号は、酸素飽和度だけでなく血液量にも依存度が高い。そこで、青色信号Ｂ１に加え、主として血液量に依存して変化する光に対応する赤色信号Ｒ２と、青色信号Ｂ１と赤色信号Ｒ２のリファレンス信号となる緑色信号Ｇ２から得られる信号比Ｂ１／Ｇ２及びＲ２／Ｇ２を用いることで、血液量に依存することなく、酸素飽和度を正確に求めることができる。
　また、血中ヘモグロビンの吸光係数の波長依存性から、以下の３つのことが言える。
（１）波長４７０ｎｍ近辺（例えば、中心波長４７０ｎｍ±１０ｎｍの青色の波長領域）では酸素飽和度の変化に応じて吸光係数が大きく変化する。
（２）５４０～５８０ｎｍの緑色の波長範囲で平均すると、酸素飽和度の影響を受けにくい。
（３）５９０～７００ｎｍの赤色の波長範囲では、酸素飽和度によって一見吸光係数が大きく変化するように見えるが、吸光係数の値自体が非常に小さいので、結果的に酸素飽和度の影響を受けにくい。
　血液量及び酸素飽和度算出部８６は、相関関係記憶部８５に記憶された相関関係と信号比算出部８４で求めた信号比Ｂ１／Ｇ２、Ｒ２／Ｇ２とを用いて、各画素における血液量及び酸素飽和度の両方を求める。血液量は、相関関係記憶部８５の１次元テーブルにおいて信号比算出部８４で求めた信号比Ｒ２／Ｇ２に対応する値となる。一方、酸素飽和度については、まず、図１０に示すように、信号比算出部８４で求めた信号比Ｂ１＊／Ｇ２＊、Ｒ２＊／Ｇ２＊に対応する対応点Ｐを二次元空間上で特定する。
　そして、対応点Ｐが酸素飽和度＝０％限界の下限ライン９３と酸素飽和度＝１００％限界の上限ライン９４との間にある場合、対応点Ｐが位置する等高線が示すパーセント値が、酸素飽和度となる。例えば、図１０の場合であれば、対応点Ｐは６０％の等高線上に位置しているため、酸素飽和度は６０％となる。なお、対応点が下限ライン９３よりも上方に位置するときには酸素飽和度を０％とし、対応点が上限ライン９４よりも下方に位置するときには酸素飽和度を１００％とする。なお、この場合には、酸素飽和度の信頼度を下げて表示しないようにしてもよい。
　血液量画像作成部８７は、血液量及び酸素飽和度算出部８６で求めた血液量を疑似カラーで表した血液量画像を作成する。血液量画像は、輝度Ｙと色差信号Ｃｂ，Ｃｒからなる映像信号で構成される。輝度Ｙには、ヘモグロビンによる吸収がやや強い波長帯域の反射光の情報を含んでいる緑色信号Ｇ２を割り当てる。Ｇ２を割り当てることで、疑似カラー画像の全体的な明るさを定義することができるため、粘膜の凹凸や血管などの視認性が向上する。
　一方、色差信号Ｃｂ，Ｃｒは、カラーテーブル８７ａに従って、血液量に応じた信号値が割り当てられる。カラーテーブル８７ａは、色差信号Ｃｂについては血液量が大きくなるほど信号値が低下するように定義され、色差信号Ｃｒについては血液量が大きくなるほど信号値が増加するように定義されている。したがって、血液量画像は、血液量が多いところでは赤味が増し、血液量が少なくなるにつれて赤味の彩度が下がってモノクロに近づいていく。
　酸素飽和度画像作成部８８は、血液量及び酸素飽和度算出部８７で求めた酸素飽和度を疑似カラーで表した酸素飽和度画像を作成する。酸素飽和度画像は、血液量画像と同様、輝度Ｙと色差信号Ｃｂ，Ｃｒからなる映像信号で構成される。輝度Ｙには、全体的な明るさが定義でき、且つ粘膜の凹凸や血管などの視認性を向上させることができる緑色信号Ｇ２が割り当てられる。色差信号Ｃｂ，Ｃｒには、カラーテーブル８８ａに従い、酸素飽和度に応じた信号値が割り当てられる。
　カラーテーブル８８ａは、高酸素飽和度下では色差信号Ｃｒの信号値が正、色差信号Ｃｂの信号値が負となるように定義され、低酸素飽和度下では、反対に色差信号Ｃｒの信号値が負、色差信号Ｃｂの信号値が正となるように定義されている。そして、中酸素飽和度下において、色差信号Ｃｒの信号値と色差信号Ｃｂの信号値の大小関係が逆転するように定義されている。このように定義することにより、酸素飽和度が低い方から高い方に大きくなるにつれて、酸素飽和度画像の色味は青→水色→緑→黄色→橙→赤に変化する。
　図１１に示すように、強調画像処理部９０は、血液量画像又は酸素飽和度画像中に、血液量及び酸素飽和度算出部８６での算出結果が異常となっているハレーション領域が存在するか否かを検出するハレーション検出部９０ａと、ハレーション領域が検出されなかった血液量画像又は酸素飽和度画像に、通常光画像を合成することにより、血液量及び酸素飽和度算出部８６での算出結果が異常である可能性が高い第１異常領域を強調した強調画像を作成する強調画像作成部９０ｂとを備えている。
　ハレーション検出部９０ａは、血液量画像又は酸素飽和度画像において、図１２に示すようなハレーション値Ｈ以上の輝度Yを有するハレーション領域が存在するか否かを検出する。例えば、図１３に示す酸素飽和度画像９２の場合であれば、領域９３は、輝度Ｙ１がハレーション値Ｈを超えているため、ハレーション領域９３として検出される。ハレーション領域９３が検出された酸素飽和度画像９２は、そのまま表示装置１４に表示される。ハレーション領域９３は輝度Yが極めて大きいため、表示装置１４上で極めて明るく表示される。これにより、表示装置１４を観察している術者は、そのハレーション領域については酸素飽和度の演算結果が異常であること、即ち信頼度が低いことを直感的に把握することができる。
　強調画像作成部９０ｂは、ハレーション領域が検出されなかった血液量画像に通常光画像を合成して強調血液量画像を作成し、またハレーション領域が検出されなかった酸素飽和度画像に通常光画像を合成して強調酸素飽和度画像を作成する。作成した強調血液量画像または強調酸素飽和度画像は表示装置１４に表示される。合成時には、血液量画像又は酸素飽和度画像の輝度Ｙにのみ通常光画像の輝度Ｙを足し込み、血液量画像又は酸素飽和度画像の色差信号Cｂ，Cｒについては通常光画像の色差信号Cｂ，Cｒを足し込まない。これにより、血液量画像及び酸素飽和度画像の色味を変えずに、明るさだけ変化させることができる。なお、ハレーション領域が検出された場合にも、上記と同様にして、強調血液量画像又は強調酸素飽和度画像を作成してもよい。
　例えば、図１４に示すように、輝度Y２がハレーション値Hをわずかに下回っている領域９４がある酸素飽和度画像９６と、輝度Ｙ３がハレーション値Ｈをわずかに下回っている領域９５がある通常光画像９７（領域９５は領域９４と略同一の位置）を合成する場合、酸素飽和度画像９５の輝度Y２に通常光画像９７の輝度Y３を足し合わせて強調酸素飽和度画像９８を作成する。合成後の強調酸素飽和度画像９８においては、領域９４，９５に対応する領域９９は、その輝度Y４がハレーション値Hを越えることによって、強調表示されるようになる。
　領域９９は、ハレーション領域と同程度に明るく、又はハレーション領域よりも若干暗く表示される。したがって、領域９９は、酸素飽和度の演算結果が異常であること又は異常である可能性が高いこと、即ち信頼度の低さを直感的に把握することができる第１異常領域９９となる。なお、図１４では、第１異常領域９９は、輝度Y４がハレーション値Hを超えているが、必ずしも合成後の輝度Yがハレーション値Hを超える必要はなく、例えば、合成により、輝度Yがハレーション値Hに接近すればよい。
　次に、本発明の作用について図１５のフローチャートに沿って説明する。なお、通常観察モードの元では、内視鏡スコープ３２を体内、例えば消化管内に挿入する。アングルノブ３５ａの操作によって、所望の観察部位にスコープ先端部４０をセットし、通常観察を行う。この通常観察では、白色光で照明された観察領域のカラーの通常光画像が表示装置１４に表示される。
　そして、観察部位が病変部と推測される場合は、内視鏡装置の切り替えスイッチ１７によって、生体情報観察モードに切り替える。これにより、スコープ先端部４０から中心波長４７３ｎｍの狭帯域光である酸素飽和度測定光が検体内に照射される。検体からの反射光は、Ｂ画素、Ｇ画素、Ｒ画素を備える撮像素子６０で光電変換される。これにより、青色信号Ｂ１、緑色信号Ｇ１、赤色信号Ｒ１からなる１フレーム目の画像信号が得られる（フレーム１）。
　１フレーム目の画像信号が得られると、中心波長４４５ｎｍの励起光がスコープ先端部４０の蛍光体５０に照射される。これにより、蛍光体から白色光が発光され、発光された白色光は検体に照射される。検体からの戻り光を撮像素子６０で受光して撮像することにより、青色信号Ｂ２、緑色信号Ｇ２、赤色信号Ｒ２からなる２フレーム目の画像信号が得られる（フレーム２）。
　２フレーム目の画像信号が得られると、それら２フレーム目の画像信号Ｂ２、Ｇ２、Ｒ２から通常光画像を作成する。また、１フレーム目の画像信号Ｂ１及び２フレーム目の画像信号Ｇ２、Ｒ２から血液量及び酸素飽和度の算出を行う。まず、１フレーム目の画像信号と２フレーム目の画像信号間で同じ位置の画素について、信号比Ｂ１／Ｇ２、Ｒ２／Ｇ２を求める。信号比は全ての画素について求める。信号比が求まると、相関関係記憶部８５に記憶している相関関係から、信号比Ｂ１／Ｇ２、Ｒ２／Ｇ２に対応する血液量及び酸素飽和度を求める。血液量及び酸素飽和度は、画面内の全ての画素について求める。
　全ての画素について血液量及び酸素飽和度が求まると、血液量画像作成部８７内のカラーテーブル８７ａを参照し、血液量に対応する色差信号Cｂ，Crを求める。そして、この求めた色差信号Cb，Crと、緑色信号G2が割り当てられた輝度Yとから、血液量が疑似カラーで表された血液量画像を作成する。また、この血液量画像と同様に、カラーテーブル８８ａを用いて、酸素飽和度が疑似カラーで表された酸素飽和度画像を作成する。
　次に、作成された血液量画像及び酸素飽和度画像中に、輝度Ｙがハレーション値Hを超えるハレーション領域が存在するか否かを検出する。ハレーション領域が検出された血液量画像及び酸素飽和度画像は、そのまま表示装置１４に並んで表示される。一方、ハレーション領域が検出されなかった場合には、血液量画像と通常光画像を合成して輝度Ｙをアップした強調血液量画像と、酸素飽和度画像と通常光画像を合成して輝度Ｙをアップした強調酸素飽和度画像を作成する。これら強調血液量画像及び強調酸素飽和度画像は輝度Ｙがアップしているので、輝度Ｙがハレーション値Hを超える又はハレーション値Hに近づいた第１異常領域が作成される。
　以上のように、ハレーション領域が存在する血液量画像及び酸素飽和度画像は、輝度Ｙをアップすることなく、そのまま表示装置１４に表示することで、そのハレーション領域における演算結果が異常であり、それ以外の領域の演算結果は正常であることを術者に認識させることができる。一方、ハレーション領域が存在しない血液量画像及び酸素飽和度画像については、通常光画像との画像合成によって強調血液量画像及び強調酸素飽和度画像を作成する。作成された強調血液量画像及び強調酸素飽和度画像を、表示装置１４に表示する。これにより、強調血液量画像及び強調酸素飽和度画像中の第１異常領域での演算結果が、異常又は異常である可能性が高く、それ以外は正常であることを術者に認識させることができる。以上の一連の処理は、生体情報観察モードに設定されている間、繰り返し行われる。
　本発明の第２実施形態では、輝度Yが大きすぎて、血液量及び酸素飽和度算出部８６での算出結果が異常である可能性がある第１異常領域を明るくして、その明るさで強調する一方、輝度Yが小さすぎて、血液量及び酸素飽和度算出部８６での算出結果が異常である可能性がある第２異常領域を暗くして、その暗さで強調する。この第２実施形態における強調処理は、第１実施形態の強調画像処理部９０に代えて、図１６に示す強調画像処理部１００で行われる。なお、強調画像処理部１００以外については、第１実施形態と同様であるので、説明を省略する。
　強調画像処理部１００は、第１実施形態のハレーション検出部９０aと同様のハレーション検出部１００aと、ハレーション検出部１００aでハレーション領域が検出されなかった血液量画像及び酸素飽和度画像に対して、第１異常領域を更に明るくするとともに第２異常領域を更に暗くする輝度調整フィルタリングを施す輝度調整フィルタ部１００ｂとを備えている。
　輝度調整フィルタ部１００ｂは、図１７に示すゲインテーブルを備えている。このゲインテーブルを用いて輝度調整フィルタリングを行うことで、輝度Yが一定の上限値Uを超えている場合には「１」以上のゲインで輝度Ｙが増加し、輝度Yが一定の下限値Lを下回っている場合には「１」以下のゲインで輝度Yが減少する。それ以外の場合は、「１」のゲインで輝度Yをそのままに維持する。輝度調整フィルタリングを血液量画像に施した強調血液量画像と、輝度調整フィルタリングを酸素飽和度画像に施した強調酸素飽和度画像は、表示装置１４に表示される。
　例えば、図１８に示すように、酸素飽和度画像１０２において、上限値Uを超える輝度Yｍを有する明るい第１異常領域１０３と、下限値Lを下回る輝度Yｎを有する暗い第２異常領域１０４が存在する場合には、この酸素飽和度画像１０２に輝度調整フィルタリングを施すことによって、第１異常領域１０３の輝度Yｍが更に大きくなるとともに、第２異常領域１０４の輝度Yｎが更に小さくなった強調酸素飽和度画像１０５が得られる。この強調酸素飽和度画像１０５を表示装置１４に表示したときには、第１異常領域１０３は極めて明るくなる一方で、第２異常領域１０４は極めて暗くなる。このように、第１異常領域１０３を明るさで強調するとともに、第２異常領域１０４を暗さで強調することで、術者は、第１及び第２異常領域１０３，１０４における酸素飽和度の信頼度が低いことを直感的に把握することができる。
　なお、上記第１実施形態においては、血液量画像及び酸素飽和度画像中で、ハレーション領域が検出された場合にも、通常光画像との画像合成により第１異常領域を強調してもよい。また、上記第２実施形態においては、血液量画像及び酸素飽和度画像中で、ハレーション領域が検出された場合にも、輝度調整フィルタリングにより第１及び第２異常領域を強調してもよい。
　また、第２実施形態では、輝度Ｙの調整を行うことによって第１及び第２異常領域の強調を行ったが、輝度Ｙの調整に代えて、画素値そのものの調整を行ってもよい。また、第１及び第２異常領域の強調を明るさと暗さの両方で行ったが、明るさと暗さのいずれか一方のみで強調を行ってもよい。
　本発明の第３実施形態では、キセノンランプなどの白色光源と波長分離機能を備える回転フィルタとを用いて、血液量画像及び酸素飽和度画像の作成に必要な照明光を作成する。この第３実施形態の内視鏡システム１２０には、図１９に示すように、第１及び２実施形態におけるレーザ光源ＬＤ１，ＬＤ２、光源制御部２０、及びコンバイナ２１に代えて、図２０に示すような分光強度を有する白色光を発するキセノン光源等の広帯域光源１２１と、白色光のうち酸素飽和度測定光の波長成分または白色光をそのまま透過させる回転フィルタ１２２と、回転フィルタを透過した光が入射する光ファイバ１２３と、回転フィルタ１２２の回転を制御する回転制御部１２４が設けられている。
　光ファイバ１２３に入射した光は、カプラ２２で２系統の光に分波され、分波された光はそれぞれライトガイド２６及び２７を介して、投光ユニット４６及び５３から検体内に照射される。なお、これら以外については、内視鏡システム１２０は内視鏡システム１０と同様の構成を有しているので、説明を省略する。
　図２１に示すように、回転フィルタ１２２は、白色光のうち中心波長が４７３ｎｍの酸素飽和度測定光（図４参照）を透過させるバンドフィルタ１２５と、白色光をそのまま透過させる開口部１２６とからなる。したがって、回転フィルタ１２２が回転することで、酸素飽和度測定光と白色光とが交互に検体内に照射される。このとき、第１及び２実施形態と同様に、酸素飽和度測定光が照射されたときに１フレーム目の画像信号を取得し、白色光が照射されたときに２フレーム目の画像信号を取得する。そして、第１及び２実施形態と同様に、２フレーム目の画像信号から通常光画像を作成するとともに、１フレーム目及び２フレーム目の画像信号から、血液量画像、酸素飽和度画像を作成する。なお、バンドパスフィルタ１２５は４６０ｎｍ～４８０ｎｍの波長範囲の光を透過させることが好ましい。
　また、第１及び２実施形態と同様に、通常光画像と血液量画像との画像合成により、血液量の算出結果に異常がある又は異常の可能性がある領域を強調させた強調血液量画像を作成するとともに、通常光画像と酸素飽和度画像との画像合成により、酸素飽和度の算出結果に異常がある又は異常の可能性が有る領域を強調させた強調酸素飽和度画像を作成する。
　なお、白色光は図２０のような分光強度特性を有することから、青色信号Ｂ２には４００ｎｍ～５３０ｎｍの波長範囲の光に対応する信号が含まれ、緑色信号Ｇ２には５４０ｎｍ～５８０ｎｍの波長範囲の光に対応する信号が含まれ、赤色信号Ｒ２には５９０ｎｍ～７００ｎｍの波長範囲の光に対応する信号が含まれる。
　なお、血液量と酸素飽和度の算出に使用する３波長の光のうち、一部の光については、第１及び２実施形態と同様に、半導体光源の光を使用する一方、残りの光については、キセノンランプなどの白色光源の広帯域光ＢＢから波長分離した光を使用してもよい。
　本発明の第４実施形態では、図２２に示す光源装置２００を用いる。この光源装置２００で生成された光は、内視鏡装置１８０に供給される。この内視鏡装置１８０は第１及び２実施形態の内視鏡装置１２とほぼ同様の構成を備えているが、先端部の照明部３３に蛍光体５０が設けられていない点が内視鏡装置１２と異なる。そのため、光源装置２００からの光は、内視鏡装置１８０を介して、そのまま検体内に照射される。
　また、内視鏡装置１８０内における撮像素子１８０ａの構成及び撮像制御部７０の動作については、第１及び２実施形態と異なっている。また、プロセッサ装置１２においては、通常光画像処理部８０での通常光画像の作成方法が異なり、また、機能情報画像処理部８２で使用する信号が第１及び２実施形態で使用する信号と異なっている。以下においては、上記第１及び２実施形態と異なる部分についてのみ説明し、それ以外については説明を省略する。
　光源装置２００は、広帯域光ＢＢ（４００～７００ｎｍ）を発する白色光源２３０と、この白色光源２３０からの広帯域光ＢＢをＢ、Ｇ、Ｒの３色の光に色分離し、それら各色の光を順次内視鏡装置１８０に供給するロータリフィルタ２３４と、青色狭帯域光ＢＮを発する半導体光源ユニット２３６と、広帯域光ＢＢの光路Ｌ１上に青色狭帯域光ＢＮの光路Ｌ２を合流させる光合流部２３８と、所定のタイミングにおいて、白色光源２３０とロータリフィルタ２３４との間の広帯域光ＢＢの光路を塞ぐシャッタ板２４０とを備えている。
　白色光源２３０は、広帯域光ＢＢを放射する光源本体２３０ａと、広帯域光ＢＢの光量を調整する絞り２３０ｂとを備えている。光源本体２３０ａはキセノンランプ、ハロゲンランプ、メタルハライドなどから構成される。絞り２３０ｂの開度は、光量制御部（図示省略）によって調節される。
　図２３に示すように、ロータリフィルタ２３４は、Ｂフィルタ部２３４ａ、Ｇフィルタ部２３４ｂ、Ｒフィルタ部２３４ｃが選択的に広帯域光ＢＢの光路Ｌ１に挿入されるように回転自在に設けられている。ロータリフィルタ２３４は、円板形状をしており、円周方向に３分割されて中心角が１２０°の扇型の領域に、それぞれＢフィルタ部２３４ａ、Ｇフィルタ部２３４ｂ、Ｒフィルタ部２３４ｃが設けられている。
　図２４に示すように、Ｂフィルタ部２３４ａは広帯域光ＢＢから青色帯域のＢ光を透過させ、Ｇフィルタ部２３４ｂは広帯域光ＢＢから緑色帯域のＧ光を透過させ、Ｒフィルタ部２３４ｃは広帯域光ＢＢから赤色帯域のＲ光を透過させる。したがって、ロータリフィルタ２３４の回転によって、ロータリフィルタ２３４からＢ光、Ｇ光、Ｒ光が順次出射する。
　半導体光源ユニット２３６は、レーザ光源２３６ａ、光源制御部２３６ｂを有する。図２４に示すように、レーザ光源２３６ａは中心波長４７３ｎｍの青色狭帯域光ＢＮを発光する。このレーザ光源２３６ａは、光源制御部２３６ｂの制御に従って、点灯及び消灯を行う。この光源制御部２３６ｂはプロセッサ装置内の制御部７２によって制御される。レーザ光源２３６ａから発光された青色狭帯域光ＢＮは、集光レンズ２３６ｃを通して、光合流部２３８に向けて出射する。
　光合流部２３８はダイクロイックミラーであり、ロータリフィルタ２３４からの光はそのまま透過させる一方で、半導体光源ユニット２３６からの青色狭帯域光ＢＮは反射させてその光路Ｌ２を広帯域光ＢＢの光路Ｌ１に一致させる。光合流部２３８を出た光は、集光レンズ２４２を通して、内視鏡装置１８０に供給される。
　図２５に示すように、シャッタ板２４０は、１２０°の中心角を有し、広帯域光ＢＢを遮光する遮光部２４０ａと、残りの２４０°の中心角を有し、広帯域光ＢＢを透過させる透過部２４０ｂとを備えている。シャッタ板２４０は回転自在に設けられており、回転することで、遮光部２４０ａと透過部２４０ｂが交互に選択的に広帯域光ＢＢの光路に挿入させるようになっている。
　シャッタ板２４０は広帯域光ＢＢの光路Ｌ１に挿入する挿入位置と、広帯域光の光路から退避する退避位置との間で回転自在に設けられている。通常観察モードにおいては、シャッタ板２４０は、遮光部２４０ａが広帯域光ＢＢの光路Ｌ１から退避し、透過部２４０ｂが光路Ｌ１に挿入された状態で停止している。したがって、広帯域光ＢＢは、常時ロータリフイルタ２３４に入射する。これにより、広帯域光ＢＢの光路Ｌ１に挿入されている、Ｂ、Ｇ、Ｒの各フイルタ部２３４ａ、２３４ｂ、２３４ｃの種類に応じて、Ｂ光、Ｇ光、Ｒ光の三色の光が順次生成される。
　一方、生体情報観察モードにおいては、図２６に示すように、シャッタ板２４０は、挿入位置と退避位置との間で間欠動作を繰りかえす。シャッタ板２４０が挿入位置に位置する挿入期間には、ロータリフィルタ２３４には広帯域光ＢＢは入射しないため、ロータリフィルタ２３４からのＢ光、Ｇ光、Ｒ光は内視鏡装置１８０に供給されない。その代わりに、レーザ光源２３６ａを点灯して、青色狭帯域光ＢＮを内視鏡装置１８０に供給する。この挿入期間は、ロータリフィルタ２３４のうちのいずれか１色のフィルタ部が広帯域光ＢＢの光路Ｌ１に挿入されてから退避するまでの期間、即ち、ロータリフィルタ２３４ａが１／３回転する期間となっている。
　そして、挿入期間が経過すると、シャッタ板２４０が挿入位置から退避位置に移動して、シャッタ板２４０が退避位置に位置する退避期間が開始する。この退避期間は、ロータリフィルタ２３４が１回転する期間となっている。したがって、この退避期間内に、Ｂ光、Ｇ光、Ｒ光の３色分の光が内視鏡装置１８０に供給される。
　例えば、図２６の場合であれば、第１挿入期間において、ロータリフィルタ２３４のＲフィルタ部２３４ｃが広帯域光ＢＢの光路Ｌ１に挿入されているときには、このＲフィルタ部２３４ｃには広帯域光ＢＢは入射せず、その代わりに、青色狭帯域光ＢＮが内視鏡装置１８０に供給される。そして、次の第１退避期間が開始すると、広帯域光ＢＢがロータリフィルタ２３４のＢフィルタ２３４ａ，Ｇフィルタ２３４ｂ、Ｒフィルタ２３４ｃを順に入射する。これにより、Ｂ光、Ｇ光、Ｒ光が、この順で内視鏡装置１８０に供給される。
　そして、次の第２挿入期間には、ロータリフィルタ２３４のＢフィルタ部２３４ａが光路Ｌ１に挿入されるため、Ｂフィルタ部２３４ａには広帯域光ＢＢは入射しない。この第２挿入期間に、青色狭帯域光ＢＮが内視鏡装置１８０に供給される。そして、次の第２退避期間では、広帯域光ＢＢがロータリフィルタ２３４のＧフィルタ２３４ｂ、Ｒフィルタ２３４ｃ、Ｂフィルタ２３４ａを順に入射することで、Ｇ光、Ｒ光、Ｂ光が、この順で内視鏡装置１８０に供給される。
　内視鏡装置１８０内の撮像素子１８０ａは、上記第１及び２実施形態の撮像素子６０と異なり、撮像面にマイクロカラーフィルタが設けられていないモノクロ撮像素子である。また、この撮像素子１８０ａの撮像を制御する撮像制御部７０についても、上記第１及び２実施形態と異なる動作を行う。
　通常観察モードにおいては、図２７Ａに示すように、Ｂ、Ｇ、Ｒの三色の像光を順次撮像して電荷を蓄積し、この蓄積した電荷に基づいて面順次撮像信号Ｂ、Ｇ、Ｒを順次出力する。この一連の動作は、通常観察モードに設定されている間、繰り返される。一方、生体情報観察モードにおいては、図２７Ｂに示すように、青色狭帯域光ＢＮ、Ｂ光、Ｇ光、Ｒ光の４つの光の像光を順次撮像して電荷を蓄積し、この蓄積した電荷に基づいて面順次撮像信号Ｎ、Ｂ、Ｇ、Ｒを順次出力する。こうした動作が生体情報観察モードに設定されている間、繰り返される。
　プロセッサ装置内の通常光画像処理部８０は、面順次撮像信号Ｂ、Ｇ、Ｒに基づいて、通常光画像を作成する。この通常光画像において、面順次撮像信号Ｂは第１及び２実施形態の青色信号Ｂ２（Ｂｃ）に略対応し、面順次撮像信号Ｇは第１及び２実施形態の緑色信号Ｇ２（Ｇｃ）に略対応し、面順次撮像信号Ｒは第１及び２実施形態のＲ２（Ｒｃ）に略対応している。
　プロセッサ装置内の機能情報画像処理部８２は、第１及び２実施形態と異なり、面順次撮像信号Ｎ１、Ｇ、Ｒに基づいて、血液量及び酸素飽和度を算出する。ここでは、第１及び２実施形態の第１輝度比Ｂ１／Ｇ２に対応する輝度比としてＮ／Ｇを用い、第１及び２実施形態の第２輝度比Ｒ２／Ｇ２に対応する輝度比としてＲ／Ｇを用いる。これに伴って、相関関係記憶部８２には、輝度比Ｂ１／Ｇ２及びＲ２／Ｇ２と血液量及び酸素飽和度との相関関係が記憶されている。それ以外については、第１及び２実施形態と同様の手順で処理が行われる。
　なお、上記第１～第４実施形態では、生体機能情報として血液量及び酸素飽和度を画像化したが、これに代えて又は加えて、「血液量（酸化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンの和）×酸素飽和度（％）」から求まる酸化ヘモグロビンインデックスや、「血液量×（１００－酸素飽和度）（％）」から求まる還元ヘモグロビンインデックスを画像化してもよい。
１０，１２０　内視鏡システム
８７　血液量画像作成部
８８　酸素飽和度画像作成部
９０，１００　強調画像処理部
９０ａ　ハレーション検出部
９０ｂ　強調画像作成部
９３　ハレーション領域
９２，９６，１０２　酸素飽和度画像
９７　通常光画像
９８，１０５　強調酸素飽和度画像
９９，１０３　第１異常領域
１００ｂ　輝度調整フィルタ部
１０４　第２異常領域

Claims (10)

  1. 　検体を撮像することにより画像情報を取得する画像情報取得部と、
    　前記画像情報に基づき、前記検体が有する生体機能情報を算出する生体機能情報算出部と、
    　前記生体機能情報を画像化した生体機能情報画像を作成する第１の画像作成部と、
    　前記生体機能情報画像に基づいて、前記生体機能情報算出部での算出結果が異常である可能性がある異常領域を明るさで強調した強調画像を作成する強調画像作成部と、
    　前記強調画像を表示する表示部と、
    を備えることを特徴とする内視鏡システム。
  2. 　前記画像情報に基づき、白色光で照明された前記検体を画像化した通常光画像を作成する第２の画像作成部を備え、
    　前記強調画像作成部は、前記生体機能情報画像を前記通常光画像に合成して、前記強調画像を作成することを特徴とする請求の範囲第１項記載の内視鏡システム。
  3. 　前記強調画像作成部は、前記異常領域を明るさ又は暗さのいずれか一方で強調することを特徴とする請求の範囲第１項記載の内視鏡システム。
  4. 　前記生体機能情報画像は輝度情報と色差情報から構成され、
    　前記強調画像作成部は、前記生体機能情報画像の色差情報については情報処理を行なわず、前記生体機能情報画像の輝度情報については、明るい部分を更に明るくなるようにするとともに、暗い部分は更に暗くなるように情報処理することを特徴とする請求の範囲第３項記載の内視鏡システム。
  5. 　前記強調画像作成部は、前記生体機能情報画像において、明るい部分は更に明るくなるようにするとともに、暗い部分は更に暗くなるように、前記生体機能情報画像の画素値を調整することを特徴とする請求の範囲第３項記載の内視鏡システム。
  6. 　前記生体機能情報画像中に、画素値が一定値以上のハレーション値を超えているハレーション領域が存在するか否かを検出するハレーション検出部と、
    　前記ハレーション領域が検出された場合には、前記生体機能情報画像を前記表示部に表示し、前記ハレーション領域が検出されなかった場合には、前記強調画像を前記表示部に表示する表示制御部と、
    を備えることを特徴とする請求の範囲第１項記載の内視鏡システム。
  7. 　前記生体機能情報には、血中ヘモグロビンの量である血液量と、血中ヘモグロビンの酸素飽和度が含まれることを特徴とする請求の範囲第１項記載の内視鏡システム。
  8. 　前記生体情報算出部は、前記画像情報に含まれる複数の生体機能情報の中から、前記血液量に関する情報と前記酸素飽和度に関する情報を分離することを特徴とする請求の範囲第７項記載の内視鏡システム。
  9. 　前記画像情報は、前記酸素飽和度の変化により吸光係数が変化する第１の波長範囲を含む第１照明光が照明された検体を撮像することにより得られる第１の画像情報と、前記第１の波長範囲と異なる第２の波長範囲を含む第２照明光が照明された検体を撮像することにより得られる第２の画像情報であることを特徴とする請求の範囲第１項記載の内視鏡システム。
  10. 　検体を撮像することにより画像情報を画像情報取得部で取得し、
    　前記画像情報に基づき、前記検体が有する生体機能情報を生体機能情報算出部で算出し、
    　前記生体機能情報を画像化した生体機能情報画像を第１の画像作成部で作成し、
    　前記生体機能情報画像に基づいて、前記生体機能情報算出部での算出結果が異常である可能性がある異常領域を明るさで強調した強調画像を強調画像作成部で作成し、
    　前記強調画像を表示部に表示する、
    ことを特徴とする画像表示方法。
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