WO2013111623A1 - 内視鏡システム、内視鏡システムのプロセッサ装置、及び画像処理方法 - Google Patents

内視鏡システム、内視鏡システムのプロセッサ装置、及び画像処理方法 Download PDF

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illumination light
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加來　俊彦
飯田　孝之
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富士フイルム株式会社
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    • G06T2207/30101—Blood vessel; Artery; Vein; Vascular

Definitions

  • the present invention relates to an endoscope system that can extract blood vessels such as surface blood vessels and middle-deep blood vessels in a subject, a processor device of the endoscope system, and an image processing method.
  • Japanese Patent Application Laid-Open No. H10-228688 discloses that when the hue of a narrowband image generated based on narrowband light in a specific wavelength range (415 nm, 540 nm) is 5 to 35, it is determined as a surface blood vessel. However, there is shown a method of discriminating a middle-deep blood vessel when the hue H is 170 to 200.
  • semiconductor light sources such as laser light sources are being used as illumination light sources used for normal observation and special observation.
  • the fluorescent light green to red
  • the second blue laser beam having a central wavelength of 445 nm It is done to illuminate.
  • the ratio of the components of each color of the illumination light is also changed by adjusting the light quantity ratio between the first blue laser beam and the second blue laser beam. Since the penetration depth of the illumination light to the living tissue has wavelength dependency, the part to be clarified can be changed.
  • the blue component of the illumination light is made larger than the green component by adjusting the light intensity ratio, the surface blood vessels are clarified. Conversely, if the green component is made larger than the blue components, the middle-deep blood vessels are clarified. can do.
  • the present invention has been made in view of the above background, and even if the ratio of the blue component and the green component of the illumination light that illuminates the subject changes, it is possible to reliably extract a plurality of types of blood vessels having different depths. It is an object of the present invention to provide an endoscope system, a processor device of the endoscope system, and an image processing method.
  • an endoscope system includes a light emitting unit that emits two or more illumination lights including a first illumination light and a second illumination light having different wavelength ranges, a first illumination light, An illumination unit that irradiates the subject with the first illumination light and the second illumination light at a light amount ratio set by the light amount ratio setting unit; Image signal acquisition means for acquiring two or more color signals having different color information by receiving the return light from the subject with an image sensor and imaging, and predetermined for each pixel using the two or more color signals
  • Multi-color image generation means for generating a multi-color image composed of calculated values obtained by performing the above-described calculation, and blood vessel extraction processing that differs depending on the light amount ratio on the multi-color image, a specific depth is obtained.
  • a first layer blood vessel in which a certain first layer blood vessel is extracted from a multicolor image A blood vessel extraction image generation unit that generates at least one of the output image or the second layer blood vessel extraction image in which the second layer blood vessel located deeper than the first layer blood vessel is extracted from the multicolor image.
  • the light quantity ratio setting unit sets one of the predetermined light quantity ratios, and the blood vessel extraction image generating means is provided for each of the plurality of light quantity ratios.
  • each calculation value table a calculation value indicating the boundary between the mucous membrane and the first layer blood vessel is stored as a first boundary value, and a calculation value indicating the boundary between the mucosa and the second layer blood vessel is stored as a second boundary value.
  • the first boundary value and the second boundary value are preferably different for each calculation value table.
  • the first layer blood vessel extraction image is used to generate a first layer blood vessel enhancement / suppression image in which the first layer blood vessel is emphasized or suppressed, or the second layer blood vessel extraction image is used to emphasize or suppress the second layer blood vessel. It is preferable to include a blood vessel enhancement / suppression image generation means for generating a suppressed second-layer blood vessel enhancement / suppression image. It is preferable to include display means for displaying at least one of the first layer blood vessel enhancement / suppression image and the second layer blood vessel enhancement / suppression image.
  • the illumination means includes first illumination light including blue excitation light and fluorescence that is wavelength-converted by the wavelength conversion member by the blue excitation light, and second illumination light having a central wavelength in a wavelength region shorter than the excitation light.
  • the image signal acquisition means images the subject irradiated with the first illumination light and the second illumination light simultaneously with a color imaging device.
  • the wavelength conversion member is preferably provided inside a light source device that is separate from the endoscope that irradiates the subject with the first illumination light and the second illumination light.
  • the wavelength conversion member is preferably provided at the distal end portion of the endoscope that irradiates the subject with the first illumination light and the second illumination light.
  • the center wavelength of the excitation light is preferably 445 nm
  • the center wavelength of the second illumination light is preferably 405 nm.
  • the first illumination light is preferably illumination light having a center wavelength of 420 nm
  • the second illumination light is preferably illumination light having a center wavelength of 530 nm.
  • the color signal has a blue signal including blue component information and a green signal including green component information.
  • a multicolor image is obtained by dividing the blue signal by the green signal for each pixel.
  • a B / G image composed of a ratio is preferable.
  • the center wavelength 420 nm of the first illumination light includes a range where the center wavelength is 420 nm ⁇ 5 nm
  • the center wavelength 530 nm of the second illumination light includes a range where the center wavelength is 530 nm ⁇ 5 nm. It is a waste.
  • the present invention provides a light emitting unit that emits two or more illumination lights including first illumination light and second illumination light having different wavelength ranges, and a light amount ratio setting unit that sets a light amount ratio between the first illumination light and the second illumination light. And illuminating means for irradiating the subject with the first illumination light and the second illumination light at the light amount ratio set by the light amount ratio setting unit, and the return light from the subject is received by the image sensor and imaged. Accordingly, in a processor device of an endoscope system having an electronic endoscope that acquires two or more color signals having different color information, a predetermined calculation is performed for each pixel using the two or more color signals.
  • the multicolor image generating means for generating a multicolor image composed of the calculated values obtained in step (3) and a blood vessel extraction process that differs depending on the light amount ratio on the multicolor image, thereby providing a specific depth from the multicolor image.
  • First layer blood vessel extraction image from which the first layer blood vessel has been extracted Or a blood vessel extraction image generation means for generating at least one of the second layer blood vessel extraction images in which the second layer blood vessels located deeper than the first layer blood vessels are extracted from the multi-color image.
  • the present invention provides a light emitting unit that emits two or more illumination lights including first illumination light and second illumination light having different wavelength ranges, and a light amount ratio setting unit that sets a light amount ratio between the first illumination light and the second illumination light. And illuminating means for irradiating the subject with the first illumination light and the second illumination light at the light amount ratio set by the light amount ratio setting unit, and the return light from the subject is received by the image sensor and imaged. Accordingly, in an image processing method performed in an endoscope system having an electronic endoscope that acquires two or more color signals having different color information, a predetermined value is used for each pixel using two or more color signals.
  • the first color at a specific depth from the multicolor image is obtained.
  • First layer blood vessel extraction image from which layer blood vessels have been extracted, or multiple images Wherein the second layer blood vessels from the image position deeper than the first layer blood vessels to generate at least one of the second layer blood vessel extraction image extracted.
  • the present invention since different blood vessel extraction processes are performed depending on the light amount ratio of the first illumination light and the second illumination light that illuminate the subject, even if the light amount ratio changes, a plurality of types of blood vessels with different depths can be reliably obtained. Can be extracted.
  • (A) is a diagram for explaining the imaging control in the normal observation mode
  • (B) is a diagram for explaining the imaging control in the first to third special observation modes.
  • 6 is a graph showing a relationship between a blood vessel depth and a BG difference stored in a table for a first observation mode. It is a graph which shows the relationship between the blood vessel depth memorize
  • 12 is a graph showing a relationship between a blood vessel depth and a BG difference stored in a table for the third observation mode.
  • an electronic endoscope system 10 includes an electronic endoscope 11 that captures an image of a subject, a processor device 12 that generates an endoscopic image based on a signal obtained by the imaging, A light source device 13 that generates light for illuminating the specimen and a monitor 14 that displays an endoscopic image are provided.
  • the electronic endoscope 11 includes a flexible insertion portion 16 to be inserted into a body cavity, an operation portion 17 provided at a proximal end portion of the insertion portion 16, an operation portion 17, a processor device 12, and a light source device 13. And a universal cord 18 for connecting the two.
  • the electronic endoscope system 10 has a function of generating a superficial blood vessel emphasis / suppression image in which a superficial blood vessel on a subject is emphasized / suppressed and a mid-deep blood vessel emphasis / suppression image in which a middle deep blood vessel is emphasized / suppressed. .
  • Which blood vessel enhancement / suppression image is to be generated is determined by the operation of the surface / middle deep layer selection SW 28 (see FIG. 2).
  • the electronic endoscope system 10 is a first observation mode in which the blue component and the green component are observed in the subject with substantially the same illumination light, and the inside of the subject is observed with the illumination light in which the blue component is larger than the green component.
  • observation modes There are three observation modes: a second observation mode to be performed, and a third observation mode in which the inside of the subject is observed with illumination light whose green component is larger than the blue component. These first to third observation modes are switched by an observation mode selection SW 29 (see FIG. 2).
  • a bending portion 19 in which a plurality of bending pieces are connected is formed at the distal end of the insertion portion 16.
  • the bending portion 19 is bent in the vertical and horizontal directions by operating the angle knob 21 of the operation portion.
  • a distal end portion 16a incorporating an optical system for in-vivo imaging is provided at the distal end of the bending portion 19. The distal end portion 16 a is directed in a desired direction within the body cavity by the bending operation of the bending portion 19.
  • a connector 24 is attached to the universal cord 18 on the processor device 12 and the light source device 13 side.
  • the connector 24 is a composite type connector including a communication connector and a light source connector, and the electronic endoscope 11 is detachably connected to the processor device 12 and the light source device 13 via the connector 24.
  • the light source device 13 (one aspect of the illumination means) includes a broadband light source 30, a blue narrow band light source 33, a coupler 36, and a light source control unit 37.
  • the broadband light source 30 includes an excitation light source 30a that emits excitation light having a central wavelength of 445 nm, and a phosphor 30b that emits green to red fluorescence by excitation light from the excitation light source 30a.
  • the excitation light source 30a is composed of a semiconductor light source such as an LED (light emitting diode) or an LD (laser diode).
  • a broad area type InGaN laser diode can be used, and an InGaNAs laser diode, a GaNAs laser diode, or the like can also be used.
  • the phosphor 30b includes a plurality of types of fluorescent materials (for example, YAG-based fluorescent materials or fluorescent materials such as BAM (BaMgAl 10 O 17 )) that absorb a part of the excitation light and excite and emit green to red light. Is done. Accordingly, the green to red excitation emission light (fluorescence) emitted from the phosphor 30b and the excitation light that has not been absorbed and transmitted by the phosphor 30b are combined to generate a white light having an emission spectrum as shown in FIG. Light BB (pseudo white light) is generated. The generated white light BB enters the broadband optical fiber 34.
  • fluorescent materials for example, YAG-based fluorescent materials or fluorescent materials such as BAM (BaMgAl 10 O 17 )
  • the phosphor 30b preferably has a substantially rectangular parallelepiped shape.
  • the phosphor 30b may be formed by fixing the phosphor material in a substantially rectangular parallelepiped shape with a binder, or may be formed by mixing a phosphor material in a resin such as inorganic glass into a substantially rectangular parallelepiped shape. Good.
  • the phosphor 30b is also called Micro White (registered trademark) (Micro White (MW)) as a trade name.
  • the blue narrow band light source 33 is an LED (light emitting diode) or LD (laser diode), and generates blue narrow band light BN having a wavelength limited to 400 ⁇ 10 nm (center wavelength 405 nm) as shown in FIG. To do.
  • the blue narrowband light BN emitted from the blue narrowband light source 33 is incident on the narrowband optical fiber 35.
  • the coupler 36 connects the light guide 43 in the electronic endoscope 11 to the broadband optical fiber 34 and the narrowband optical fiber 35. Thereby, both the white light BB and the blue narrow band BN enter the light guide 43 simultaneously.
  • the light source controller 37 controls the light amounts of the excitation light source 30a and the blue narrow band light source 33, thereby maintaining a constant light amount ratio between the white light BB and the blue narrow band light BN.
  • the light amount ratio is set by the light amount ratio setting unit 37a.
  • the light amount ratio setting unit 37a is preset for each of the first to third observation modes, and sets the light amount ratio corresponding to the observation mode selected by the observation mode selection SW29.
  • the first light quantity ratio in the first observation mode is set so that the blue component and the green component in the illumination light irradiated into the subject are substantially the same.
  • the second light quantity ratio in the second observation mode is set so that the blue component of the illumination light is larger than the green component.
  • the third light amount ratio in the third observation mode is set so that the green component of the illumination light is larger than the blue component.
  • the inside of the subject is illuminated with the third light quantity ratio, the inside of the subject can be brightened as a whole.
  • the light amount of the blue narrow band light BN is preferably about 10% of the maximum light amount.
  • the electronic endoscope 11 includes a light guide 43, a CCD 44, an analog processing circuit 45 (AFE: Analog Front End), and an imaging control unit 46.
  • the light guide 43 is a large-diameter optical fiber, a bundle fiber, or the like.
  • the incident end is inserted into the coupler 36 in the light source device, and the emission end is directed to the irradiation lens 48 provided at the distal end portion 16a.
  • the white light BB and the blue narrow band light BN guided in the light guide 43 are irradiated into the subject through the irradiation lens 48 and the illumination window 49 attached to the end face of the distal end portion 16a.
  • the white light BB and the blue narrow band light BN reflected in the subject enter the condenser lens 51 through the observation window 50 attached to the end surface of the distal end portion 16a.
  • the CCD 44 receives the light from the condensing lens 51 on the imaging surface 44a, photoelectrically converts the received light, accumulates signal charges, and reads the accumulated signal charges as imaging signals.
  • the read imaging signal is sent to the AFE 45.
  • the CCD 44 is a color CCD, and on the imaging surface 44a, pixels of three colors of B pixel, G pixel, and R pixel provided with any color filter of B color, G color, and R color are arranged. Yes. It is preferable that the CCD 44 has a Bayer array in which the ratio of B pixels, G pixels, and R pixels is 1: 2: 1. Note that one aspect of the image signal acquisition unit includes a condenser lens 51, a CCD 44 having an imaging surface 44a, and an AFE 45.
  • the color filters of B color, G color, and R color have transmission distributions 52, 53, and 54 as shown in FIG.
  • the color filters of B color, G color, and R color are respectively transmitted to the transmission distributions 52, 53, and 54 of the white light BB. Transmits light of the corresponding wavelength.
  • a signal photoelectrically converted by the R pixel is a red signal R
  • a signal photoelectrically converted by the G pixel is a green signal G
  • a signal photoelectrically converted by the B pixel is a blue signal B.
  • the AFE 45 includes a correlated double sampling circuit (CDS), an automatic gain control circuit (AGC), and an analog / digital converter (A / D) (all not shown).
  • the CDS performs correlated double sampling processing on the image pickup signal from the CCD 44 to remove noise generated by driving the CCD 44.
  • the AGC amplifies the imaging signal from which noise has been removed by CDS.
  • the A / D converts the imaging signal amplified by the AGC into a digital imaging signal having a predetermined number of bits and inputs the digital imaging signal to the processor device 12.
  • the imaging control unit 46 is connected to a controller 59 in the processor device 12 and sends a drive signal to the CCD 44 when an instruction is given from the controller 59.
  • the CCD 44 outputs an imaging signal to the AFE 45 at a predetermined frame rate based on the drive signal from the imaging control unit 46.
  • the processor device 12 includes a base image generation unit 55, a frame memory 56, an image processing unit 57, and a display control circuit 58, and a controller 59 controls each unit.
  • the base image generation unit 55 creates a base image by performing various signal processing on the blue signal B, the green signal G, and the red signal R output from the AFE 45 of the electronic endoscope.
  • the created base image is temporarily stored in the frame memory 56.
  • the blue signal B, green signal G, and red signal R output from the AFE 45 are also stored in the frame memory 56.
  • the base image may be a pseudo color image obtained by pseudo-coloring blood vessel function information such as oxygen saturation.
  • the image processing unit 57 includes a B / G image generation unit 61 (one aspect of a multicolor image generation unit), a blood vessel extraction image generation unit 63, and a blood vessel enhancement / suppression image generation unit 65 (vascular enhancement / suppression image generation unit). 1 aspect).
  • the B / G image generation unit 61 generates a B / G image including a luminance ratio B / G (B / G ratio) between the blue signal B and the green signal G.
  • B / G ratio indicates the luminance ratio of the pixels at the same position between the blue signal B and the green signal G.
  • the blood vessel extraction image generation unit 63 generates a surface blood vessel extraction image obtained by extracting surface blood vessels or a middle deep blood vessel extraction image obtained by extracting middle deep blood vessels based on the B / G image.
  • the generation method of these blood vessel extraction images differs depending on which of the first to third observation modes is set.
  • a surface blood vessel extraction image or a mid-deep blood vessel extraction image is generated using the first light amount ratio table 63a suitable for the first light amount ratio in the first observation mode.
  • the first light quantity ratio table 63a stores the correlation between the brightness ratio B / G and the blood vessel depth as shown in FIG. This correlation is a proportional relationship in which the luminance ratio B / G (B / G ratio) increases as the blood vessel depth increases.
  • one aspect of the blood vessel extraction image generation means includes a blood vessel extraction image generation unit 63 and first to third light quantity ratio tables 63a to 63c.
  • the blue component (B component) and the green component (G component) of the illumination light are substantially the same. Therefore, as shown in FIG. 6, when illumination light is irradiated to a mucous membrane without a blood vessel, the ratio of B component and G component of the return light is substantially the same. This is because the mucous membrane does not absorb a large amount of light. If the average B / G ratio at this time is P, the B / G ratio exhibited by the mucous membrane is within a certain range of Ls to P to Ld.
  • Ls is the lower limit value of the B / G ratio of the mucosa in the first observation mode
  • Ld is the upper limit value of the B / G ratio of the mucosa in the first observation mode.
  • the B component of the illumination light is largely absorbed by the surface blood vessel, while the G component is hardly absorbed. Therefore, most of the B / G ratio is Ls or less. Therefore, it can be seen that a superficial blood vessel is projected at a pixel having a B / G ratio of Ls or less (that is, Ls is a boundary value between the mucous membrane and the superficial blood vessel).
  • Ls is a boundary value between the mucous membrane and the superficial blood vessel.
  • the middle-deep blood vessel is projected on the pixel having the B / G ratio of Ld or more (that is, Ld is the boundary value between the mucous membrane and the middle-deep blood vessel).
  • the surface blood vessel extraction image or the mid-deep blood vessel extraction image is used by using the second light amount ratio table 63b suitable for the second light amount ratio in the second observation mode. Is generated.
  • the second light quantity ratio table 63b has a proportional relationship in which the luminance ratio B / G (B / G ratio) increases as the blood vessel depth increases, as shown in FIG. It has become.
  • the B / G ratio is increased overall.
  • the boundary value Ls ′ between the mucosa and the superficial blood vessel becomes larger than the boundary value Ls in the first observation mode
  • the boundary value Ld ′ between the mucosa and the middle-layer blood vessel is the boundary value in the first observation mode. It becomes higher than Ld.
  • the surface blood vessel extraction image or the mid-deep blood vessel extraction image is used by using the third light amount ratio table 63c suitable for the third light amount ratio in the third observation mode. Is generated.
  • the third light quantity ratio table 63c has a proportional relationship in which the luminance ratio B / G (B / G ratio) increases as the blood vessel depth increases, as shown in FIG. It has become.
  • the B / G ratio is lowered overall.
  • the boundary value Ls ′′ between the mucous membrane and the superficial blood vessel becomes smaller than the boundary value Ls in the first observation mode, and the boundary value Ld ′′ between the mucosa and the middle-deep blood vessel is equal to that in the first observation mode. It becomes smaller than the boundary value Ld.
  • the blood vessel enhancement / suppression image generation unit 65 generates a surface blood vessel enhancement / suppression image in which the surface blood vessels are emphasized (or suppressed) by synthesizing the surface blood vessel extraction image and the base image.
  • a mid-deep blood vessel emphasis / suppression image in which the mid-deep blood vessels are emphasized (or suppressed) is generated.
  • an image obtained by increasing the pixel value of each pixel in the surface blood vessel extraction image (or intermediate deep blood vessel extraction image) by several times is added to the pixel value of each pixel of the base image.
  • the pixel value of each pixel in the surface blood vessel extraction image (or intermediate deep blood vessel extraction image) increased several times is subtracted from the pixel value of each pixel of the base image.
  • the display control circuit 58 displays the blood vessel enhancement / suppression image on the monitor 14 (one form of display means). For example, as shown in FIG. 11, when the superficial blood vessel 71 extracted from the B / G image is emphasized on the blood vessel enhancement / suppression image, the superficial blood vessel 71 is more conspicuous than the mid-deep blood vessel 72. Diagnosis focusing on only 71 becomes possible. On the other hand, as shown in FIG. 12, when the middle deep blood vessel 72 extracted from the B / G image is emphasized on the blood vessel enhancement / suppression image, the middle deep blood vessel 72 is more conspicuous than the surface blood vessel 71. Diagnosis focusing on only the middle-deep blood vessel 72 is possible.
  • a predetermined observation mode is set from the first to third observation modes.
  • a light quantity ratio (a light quantity ratio between the white light BB and the blue narrow band light BN) corresponding to the predetermined observation mode is set.
  • the white light BB and the blue narrow-band light BN emitted from the light source device 13 are set to a set light amount ratio between the white light BB and the blue narrow-band light BN that are simultaneously irradiated into the subject via the light guide 43.
  • the light amount is controlled.
  • the reflected light from the subject is imaged by the color CCD 44.
  • a base image is generated from the blue signal B, green signal G, and red signal R obtained by this imaging.
  • the generated base image, blue signal B, green signal G, and red signal R are temporarily stored in the frame memory 56.
  • the B / G image generation unit 61 generates a B / G image having a luminance ratio B / G between the blue signal B and the green signal G.
  • a surface blood vessel extraction image obtained by extracting surface blood vessels from the B / G image is generated, and a medium deep blood vessel extraction image obtained by extracting medium deep blood vessels from the B / G image is generated.
  • a light amount ratio table corresponding to the set light amount ratio is used.
  • a blood vessel enhancement / suppression image in which the surface blood vessel (or middle deep blood vessel) is emphasized / suppressed is generated from the surface blood vessel extraction image (or middle deep blood vessel extraction image) and the base image.
  • the generated blood vessel enhancement / suppression image is converted into a signal that can be displayed on the monitor by the display control circuit 58 and then displayed on the monitor 14 as shown in FIG. 11 or FIG.
  • an image signal obtained by imaging is generated when an image for monitor display is generated.
  • the blue signal B is preferably assigned to the B channel and the G channel of the video signal
  • the green signal G is preferably assigned to the R channel of the video signal.
  • the monitor 14 displays a pseudo color image in which the superficial blood vessels and the middle-deep blood vessels are expressed in different colors.
  • the white light BB is emitted from the broadband light source 30 in the light source device 13.
  • the phosphor 100 is placed on the distal end portion 16 a of the electronic endoscope 11.
  • the phosphor 30b may be excited by excitation light from the excitation light source 101 installed in the light source device 13 to emit fluorescence.
  • the combined light of the fluorescence and the excitation light that has not been absorbed by the phosphor 100 is irradiated into the subject as white light BB.
  • the phosphor 100 is the same as the phosphor 30b of the above embodiment
  • the excitation light source 101 is the same as the excitation light source 30a of the above embodiment.
  • the subject is irradiated with white light from the phosphor, but instead of this, a part of the plurality of illumination lights that illuminate the subject is used as light from the semiconductor light source.
  • Others may be light that is wavelength-separated from white light such as a xenon lamp. In this case, for example, an electronic endoscope system 100 shown in FIG. 15 is used.
  • the electronic endoscope system 100 is different from the light source device 113 in its entirety, and the CCD 101 of the electronic endoscope 111 is a monochrome CCD.
  • the electronic endoscope system 100 has two observation modes, a normal observation mode in which the inside of the subject is observed with illumination light of three colors of blue light, green light, and red light, and two colors of blue narrow band light and green light. First to third special observation modes for observing the inside of the subject with the illumination light.
  • the first to third special observation modes have different light amounts of blue narrow band light and green light.
  • the first special observation mode the light amounts of blue narrow band light and green light are the same, and in the second special observation mode, blue light is the same.
  • the amount of narrowband light is greater than the amount of green light, and in the third special observation mode, the amount of green light is greater than the amount of blue narrowband light. That is, the first to third special observation modes substantially correspond to the first to third observation modes of the above embodiment. Therefore, the blood vessel extraction method in the first to third special observation modes is performed in the same manner as in the first to third observation modes. Other than that, since it is almost the same as the above embodiment, detailed description is omitted.
  • the light source device 113 includes a white light source unit 130, a semiconductor light source unit 131, and a light source control unit 132 that drives and controls them.
  • the white light source unit 130 includes a lamp main body 130 a that emits white light BB, and a diaphragm 130 b provided on the optical path of the lamp main body 130.
  • the lamp body 130a generates broadband light (white light) BB having a continuous emission spectrum in a wide wavelength range from a red region to a blue region (about 400 to 700 nm) such as a xenon lamp, a halogen lamp, or a metal halide lamp.
  • the lamp body 130a is always lit while the light source device 113 is powered on.
  • the aperture of the diaphragm 130b is adjusted by the drive control of the light source control unit 132. Along with the adjustment of the opening, the amount of white light BB is adjusted.
  • a rotary filter 134 is disposed in the optical path of the white light BB. As shown in FIG. 16, the rotary filter 134 has a disk shape, and transmits B, G, and R light into fan-shaped regions that are divided into three in the circumferential direction and have a central angle of 120 °. Three color filters of a B filter part 134a, a G filter part 134b, and an R filter part 134c are provided.
  • the B filter unit 134a transmits blue light (B color light) of the white light BB
  • the G filter unit 134b transmits green light (G color light) of the white light BB
  • the R filter unit 134c of the white light BB Transmits red light (R color light).
  • the transmission band of the G filter part 134b is preferably set so that the center wavelength of the G color light is 530 nm. Since the absorption coefficient of hemoglobin is high in the vicinity of the wavelength of 530 nm, the contrast between the blood vessel and the other can be increased by irradiating the blood vessel with light in this wavelength range.
  • the rotary filter 134 is rotatably provided so that the B filter part 134a, the G filter part 134b, and the R filter part 134c are selectively inserted into the optical path of the white light BB.
  • the rotary filter 134 rotates, the B filter part 134a, the G filter part 134b, and the R filter part 134c are sequentially inserted into the optical path of the white light BB.
  • the semiconductor light source unit 131 has a blue semiconductor light source 131a made of LD (Laser Diode) or LED (Light Emitting Diode), and a drive unit 131b for driving the blue semiconductor light source 131a.
  • the blue semiconductor light source 131a emits blue narrow band light BN having a center wavelength of 420 nm (see FIG. 17). Since the absorption coefficient of hemoglobin is high in the vicinity of the wavelength of 420 nm, the contrast between the blood vessel and the other can be increased by irradiating the blood vessel with light in this wavelength range.
  • the drive unit 131b is connected to the light source control unit 132.
  • the light source control unit 132 controls the driving unit 131b to turn on / off the blue semiconductor light source 131a and adjust the light amount.
  • a laser diode used for the blue semiconductor light source 131a a broad area type InGaN-based, InGaNAs-based, or GaNAs-based laser diode can be used.
  • the B-color light, G-color light, and R-color light from the rotary filter 134 and the blue narrow-band light BN from the blue semiconductor light source 131a are merged at the light merge unit 139.
  • the light merging unit 139 is composed of a dichroic mirror, and transmits B-color light, G-color light, and R-color light as they are, and bends the blue narrow-band light BN by 90 ° to join the optical paths of B-color light, G-color light, and R-color light. .
  • the light that has passed through the light converging portion 139 enters the light guide 43 through the condenser lens 136.
  • a shutter plate 140 is arranged between the white light source unit 130 and the rotary filter 134.
  • the shutter plate 40 shields the white light BB when supplying the blue narrow band light BN to the electronic endoscope 11.
  • the shutter plate 140 is made of a member having a light shielding property against the white light BB, and the planar shape is a shape obtained by cutting out a part of a circle.
  • the shutter plate 140 has a light shielding portion 140a having a central angle of 240 °, and the remaining 120 ° portion is cut out to form a transmission portion 140b that transmits white light BB. .
  • the shutter plate 140 is rotatably provided, and the light shielding part 140a and the transmission part 140b are selectively inserted into the optical path of the white light BB alternately by rotation.
  • the shutter plate 140 has substantially the same radius as the rotary filter 134, and the rotation axis coincides.
  • the central angle of the transmission part 140b of the shutter plate 140 substantially coincides with the central angle of the B, G, R filter parts 134a, 134b, 134c of the rotary filter 34.
  • the transmissive portion 140b is formed by cutting out, but the transmissive portion 140b may be formed of a transparent plate that transmits the white light BB.
  • the rotation of the shutter plate 140 is controlled by the light source control unit 132.
  • This rotation control differs depending on each observation mode.
  • the shutter plate 140 In the normal observation mode, the shutter plate 140 is stopped in a state where the light shielding unit 140a is retracted from the optical path of the white light BB and the transmission unit 140b is inserted in the optical path. Therefore, the white light BB is always incident on the rotary filter 134. Along with this, light of three colors of B color, G color, and R color is sequentially emitted from the rotary filter 134.
  • the blue semiconductor light source 13 is always turned off.
  • the shutter plate 140 rotates at the same speed as the rotary filter 134 so that the rotation phases of the transmission part 140b and the G filter part 134b coincide.
  • the white light BB passes through the G filter part 34b and G color light is generated.
  • the G color light passes through the condenser lens 136 and is supplied to the electronic endoscope 11.
  • the white light BB is shielded. While the white light BB is blocked, the blue semiconductor light source 131a is turned on, and the blue narrow band light BN is supplied to the electronic endoscope 11. Since the CCD 101 is a monochrome image sensor, the provision of the shutter plate 140 prevents color mixture of the blue narrow band light BN and the white light BB.
  • the light source control unit 132 controls the opening degree of the diaphragm 130b of the white light source unit 130 and the drive unit 131b of the semiconductor light source unit 131 as described above. By this control, the light amounts of B color light, G color light, and R color light from the rotary filter 134 and the light amount of the blue narrow band light BN are also adjusted.
  • the light quantity ratio between the G color light and the blue narrow band light BN used in the first to third special observation modes is predetermined for each special observation mode.
  • the setting of the light amount ratio is performed by the light amount ratio setting unit 132a as in the above embodiment.
  • the light amount ratio setting unit 132a sets the light amount ratio corresponding to the observation mode selected by the observation mode selection SW29.
  • the first light quantity ratio in the first special observation mode is set to be the same as the light quantity of the G color light and the blue narrow band light BN.
  • the second light amount ratio in the second special observation mode is set so that the light amount of the blue narrow band light BN is larger than that of the G color light.
  • the third light amount ratio in the third observation mode is set so that the light amount of the G color light is larger than the light amount of the blue narrow band light BN.
  • the imaging control method of the CCD 101 and the base image generation method using the base image 55 are different from those of the CCD 44 of the above embodiment. .
  • the CCD 101 performs an accumulation operation for accumulating signal charges and a read operation for reading the accumulated signal charges within an acquisition period of one frame.
  • image light of the three colors B, G, and R is sequentially captured, and the blue signal B, the green signal G, and the red signal R are sequentially output.
  • a base image is generated based on the signals B, G, and R for the three colors. The above operation is repeated while the normal observation mode is set.
  • the first to third special observation modes as shown in FIG. 19B, one frame out of the two frame periods in which the blue narrow-band light BN is irradiated in the subject.
  • the image light of the blue narrow band light BN is captured for the period, and the blue signal B is sequentially output.
  • the G light image light is captured and the green signal B is sequentially output.
  • a base image is generated based on the signals B and G for these two colors.
  • the first to third special observation modes when generating the base image, the blue signal B is assigned to the B channel and the G channel for monitor display, and the green signal G is assigned to the R channel for monitor display. It is preferable.
  • light from a semiconductor light source is used for blue light, and light obtained by wavelength-separating white light BB is used for green light.
  • light from a semiconductor light source may be used for green light, and light obtained by wavelength-separating white light may be used for blue light.
  • the B / G ratio is used to separate the superficial blood vessel and the middle-deep blood vessel, but instead, the G / B ratio, the BG difference, the GB difference, the B / G Two or more color signals having different color information such as (B + G) ratio, G / (B + G) ratio, B / R ratio, R / B ratio, BR difference, RB difference, B / Y ratio, etc.
  • Each blood vessel can also be separated by the calculated value obtained by the used calculation.
  • the relationship between the calculated value and the blood vessel depth is stored in a plurality of tables corresponding to the first to third observation modes (first to third light quantity ratios), as in the above-described embodiment.
  • the boundary value of the calculated value indicating the boundary with the superficial blood vessel and the boundary value of the calculated value indicating the boundary between the mucosa and the mid-deep blood vessel are different for each table.
  • the table used in the first observation mode includes a BG difference as shown in FIG. 20A.
  • the relationship between blood vessel depth and blood vessel is stored.
  • Ls indicates a BG difference indicating the boundary between the mucosa and the superficial blood vessel
  • Ld indicates a BG difference indicating the boundary between the mucosa and the mid-deep blood vessel.
  • the table used in the second observation mode stores the relationship between the BG difference and the blood vessel depth as shown in FIG. 20B.
  • the BG difference Ls ′ at the boundary between the mucous membrane and the superficial blood vessel is set larger than Ls
  • the BG difference Ld ′ at the boundary between the mucosa and the middle-deep blood vessel is set larger than Ld.
  • the table used in the second observation mode stores the relationship between the BG difference and the blood vessel depth as shown in FIG. 20C.
  • the BG difference Ls ′′ at the boundary between the mucous membrane and the superficial blood vessel is set smaller than Ls
  • the BG difference Ld ′′ at the boundary between the mucosa and the mid-deep blood vessel is set smaller than Ld.
  • the G / B ratio is a value obtained by dividing the green signal by the blue signal
  • the BG difference is a value obtained by subtracting the green signal from the blue signal
  • the GB difference is a value obtained by subtracting the blue signal from the green signal.
  • the B / (B + G) ratio is a value obtained by dividing the blue signal by the added value of the blue signal and the green signal
  • the G / (B + G) ratio is obtained by dividing the green signal by the added value of the blue signal and the green signal.
  • the B / R ratio is a value obtained by dividing the blue signal by the red signal
  • the R / B ratio is a value obtained by dividing the red signal by the blue signal
  • the BR difference is obtained by dividing the red signal from the blue signal.
  • the RB difference is a value obtained by subtracting the blue signal from the red signal
  • the B / Y ratio is a value obtained by dividing the green signal by the yellow signal (the yellow signal indicates the wavelength information of 500 to 700

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Abstract

照明光の青色成分と緑色成分の割合が変化したとしても、深さが異なる複数種類の血管を確実に判別する。白色光ＢＢと青色狭帯域光ＢＮが被検体に同時に照射される。白色光ＢＢと青色狭帯域光ＢＮの光量比は、光量比設定部３７ａで設定される。被検体をカラーのＣＣＤ４４で撮像することにより青色信号Ｂ、緑色信号Ｇ、赤色信号Ｒを得る。これら３色の信号Ｂ，Ｇ，Ｒからベース画像を生成する。青色信号Ｂ及び緑色信号Ｇ間の信号比であるＢ／Ｇ比から構成されるＢ／Ｇ画像を生成する。Ｂ／Ｇ画像において、Ｂ／Ｇ比が粘膜と表層血管の境界値Lｓ以下である画素を抽出することにより、表層血管抽出画像を得る。Ｂ／Ｇ比が粘膜と中深層血管の境界値Lｄ以上である画素を抽出することにより、中深層血管抽出画像を得る。これら境界値Ｌｓ、Ｌｄは、光量比設定部３７ａで設定された光量比によって異なっている。

Description

内視鏡システム、内視鏡システムのプロセッサ装置、及び画像処理方法
　本発明は、被検体内における表層血管、中深層血管などの血管を抽出することができる内視鏡システム、内視鏡システムのプロセッサ装置、及び画像処理方法に関する。
　近年の医療においては、内視鏡装置を用いた診断等が広く行われている。内視鏡装置による被検体内の観察としては、被検体内を全体的に観察する通常観察の他、被検体上の特定の部位など強調させて観察を行う特殊観察も行われるようになってきている。
　この特殊観察においては、強調表示させた血管の形状パターンから、ガンか否かを鑑別することが行われている。血管の種類としては、主に、生体組織表層に分布する表層血管とその下方に位置する中深層血管とがあり、診断の目的に応じて、いずれかの血管に着目して診断が行われることがある。この場合、着目しない血管が内視鏡画像上に混じっていると、診断の妨げになるおそれがあるため、画像上から表層血管、中深層血管のいずれかを判別し、着目するほうの血管のみを抽出した画像をモニタに表示することが求められていた。
　この血管の深さ判別方法に関しては、特許文献１に、特定波長域（４１５nm、５４０nm）の狭帯域光に基づいて生成される狭帯域画像の色相が５～３５の場合には表層血管と判別し、色相Ｈが１７０～２００の場合に中深層血管と判別する方法が示されている。
特開２０１１－１３５９８３号公報
　近年においては、通常観察及び特殊観察に用いる照明光源として、レーザー光源などの半導体光源が用いられつつある。例えば、通常観察においては、中心波長４０５ｎｍの第１青色レーザー光に加えて、中心波長４４５ｎｍの第２青色レーザー光を蛍光体に照射することで励起発光する蛍光（緑色～赤色）を、被検体に照明することが行われている。また、特殊観察においては、第１青色レーザー光及び第２青色レーザ光の光量比を調整することによって、照明光の各色の成分の比率を変化させることも行われている。生体組織への照明光の深達度は波長依存性を有するため、明瞭化する部位を変更することができる。例えば、光量比の調整によって照明光の青色成分を緑色成分よりも大きくした場合には、表層血管が明瞭化し、反対に緑色成分を青色成分よりも大きくした場合には、中深層血管を明瞭化することができる。
　このように光量比の調整により、着目する血管を明瞭化することができるが、着目しない血管であっても、目立ちはしないものの、わずかに表示されている。このように僅かに表示される血管は、着目する血管の視認性を低下させることとなる。したがって、上記のように、着目する血管のみを判別して抽出する必要がある。しかしながら、光量比を調整した場合には、画像上の色相が変化してしまう。そのため、特許文献１のような色相に基づく血管判別方法では、着目する血管を確実に抽出することはできない。
　本発明は、上記背景に鑑みてなされたもので、被検体に照明する照明光の青色成分と緑色成分の割合が変化したとしても、深さが異なる複数種類の血管を確実に抽出することができる内視鏡システム、内視鏡システムのプロセッサ装置、及び画像処理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、互いに波長域が異なる第１照明光及び第２照明光を含む２つ以上の照明光を発する発光部と、第１照明光及び第２照明光の光量比を設定する光量比設定部とを有し、光量比設定部で設定された光量比で、第１照明光及び第２照明光を被検体に照射する照明手段と、被写体からの戻り光を撮像素子で受光して撮像することによって、互いに異なる色情報を持つ２つ以上の色信号を取得する画像信号取得手段と、２以上の色信号を用いて画素毎に所定の演算をすることで得られる演算値から構成される多色画像を生成する多色画像生成手段と、多色画像に対して、光量比によって異なる血管抽出処理を行うことによって、特定深さにある第１層血管が多色画像から抽出された第１層血管抽出画像、または第１層血管よりも深い位置にある第２層血管が多色画像から抽出された第２層血管抽出画像の少なくともいずれか一方を生成する血管抽出画像生成手段とを備えることを特徴とする。
　光量比設定部は、予め定められた複数の光量比の中からいずれかの光量比を設定し、血管抽出画像生成手段は、複数の光量比ごとに設けられ、被検体上の粘膜、第１層血管、及び第２層血管と演算値との相関関係を記憶した複数の演算値テーブルと、光量比設定部で設定された光量比に対応する演算値テーブルを用いた血管抽出処理を行うことによって、第１層血管抽出画像、または第２層血管抽出画像の少なくともいずれか一方を生成する血管抽出画像生成部とを備えることが好ましい。
　各演算値テーブルには、粘膜と第１層血管との境界を示す演算値が第１境界値として記憶され、粘膜と第２層血管との境界を示す演算値が第２境界値として記憶され、第１境界値及び第２境界値は、演算値テーブル毎に異なっていることが好ましい。
　第１層血管抽出画像を用いて、第１層血管が強調または抑制された第１層血管強調・抑制画像を生成し、または第２層血管抽出画像を用いて、第２層血管が強調または抑制された第２層血管強調・抑制画像を生成する血管強調・抑制画像生成手段を備えることが好ましい。第１層血管強調・抑制画像または第２層血管強調・抑制画像の少なくともいずれか一方を表示する表示手段を備えることが好ましい。
　照明手段は、青色の励起光とこの青色励起光により波長変換部材で波長変換される蛍光を含む第１照明光と、中心波長が励起光よりも短波長側に波長域を有する第２照明光を被検体に向けて同時に照射し、画像信号取得手段は、第１照明光及び第２照明光が同時に照射された被検体を、カラーの撮像素子で撮像することが好ましい。
　波長変換部材は、第１照明光及び第２照明光を被検体に向けて照射する内視鏡とは別体の光源装置の内部に設けられることが好ましい。波長変換部材は、第１照明光及び第２照明光を被検体に向けて照射する内視鏡の先端部に設けられることが好ましい。励起光の中心波長は４４５nmであり、第２照明光の中心波長は４０５nmであることが好ましい。第１の照明光は４２０ｎｍを中心波長とする照明光であり、第２の照明光は５３０ｎｍを中心波長とする照明光であることが好ましい。色信号は、青色成分の情報が含まれる青色信号と緑色成分の情報が含まれる緑色信号を有し、多色画像は、画素毎に青色信号を緑色信号で除することで得られるＢ／Ｇ比から構成されるＢ／Ｇ画像であることが好ましい。なお、第１の照明光の中心波長４２０ｎｍとは、中心波長が４２０ｎｍ±５ｎｍの範囲を含むものであり、第２の照明光の中心波長５３０ｎｍとは、中心波長が５３０ｎｍ±５ｎｍの範囲を含むものである。
　本発明は、互いに波長域が異なる第１照明光及び第２照明光を含む２以上の照明光を発する発光部と、第１照明光及び第２照明光の光量比を設定する光量比設定部とを有し、光量比設定部で設定された光量比で、第１照明光及び第２照明光を被検体に照射する照明手段と、被写体からの戻り光を撮像素子で受光して撮像することによって、互いに異なる色情報を持つ２以上の色信号を取得する電子内視鏡とを有する内視鏡システムのプロセッサ装置において、２以上の色信号を用いて画素毎に所定の演算をすることで得られる演算値から構成される多色画像を生成する多色画像生成手段と、多色画像に対して、光量比によって異なる血管抽出処理を行うことによって、多色画像から特定深さにある第１層血管が抽出された第１層血管抽出画像、または多色画像から第１層血管よりも深い位置にある第２層血管が抽出された第２層血管抽出画像の少なくともいずれか一方を生成する血管抽出画像生成手段とを備えることを特徴とする。
　本発明は、互いに波長域が異なる第１照明光及び第２照明光を含む２以上の照明光を発する発光部と、第１照明光及び第２照明光の光量比を設定する光量比設定部とを有し、光量比設定部で設定された光量比で、第１照明光及び第２照明光を被検体に照射する照明手段と、被写体からの戻り光を撮像素子で受光して撮像することによって、互いに異なる色情報を持つ２以上の色信号を取得する電子内視鏡とを有する内視鏡システム内で行われる画像処理方法において、２以上の色信号を用いて画素毎に所定の演算をすることで得られる演算値から構成される多色画像を生成し、多色画像に対して、光量比によって異なる血管抽出処理を行うことによって、多色画像から特定深さにある第１層血管が抽出された第１層血管抽出画像、または多色画像から第１層血管よりも深い位置にある第２層血管が抽出された第２層血管抽出画像の少なくともいずれか一方を生成することを特徴とする。
　本発明によれば、被検体に照明する第１照明光及び第２照明光の光量比によって異なる血管抽出処理を行うため、光量比が変化したとしても、深さが異なる複数種類の血管を確実に抽出することができる。
電子内視鏡システムの外観図である。 電子内視鏡システムの電気的構成を示すブロック図である。 中心波長４４５ｎｍの励起光、励起光を蛍光体に当てることによって励起発光する励起発光光、及び中心波長４０５ｎｍの青色レーザ光の発光スペクトルを示すグラフである。 Ｒ色、Ｇ色、Ｂ色のカラーフィルターの分光透過率を示すグラフである。 第１光量比用テーブルに記憶されている血管深さとB／G比との関係を示すグラフである。 B成分とG成分の割合が略同じ照明光が、粘膜、表層血管、中深層血管に照射されたときのＢ／Ｇ比を説明するための図である。 第２光量比用テーブルに記憶されている血管深さとB／G比との関係を示すグラフである。 B成分がG成分よりも大きい照明光が、粘膜、表層血管、中深層血管に照射されたときのＢ／Ｇ比を説明するための図である。 第３光量比用テーブルに記憶されている血管深さとB／G比との関係を示すグラフである。 G成分がB成分よりも大きい照明光が、粘膜、表層血管、中深層血管に照射されたときのＢ／Ｇ比を説明するための図である。 表層血管が強調され、中深層血管が抑制された画像を示す図である。 表層血管が抑制され、中深層血管が強調された画像を示す図である。 本発明の作用を示すフローチャートである。 図２とは別実施形態の電子内視鏡システムの電気的構成を示すブロック図である。 図２、図１４とは別実施形態の内視鏡システムの電気的構成を示すブロック図である。 ロータリフィルタを示す図である。 青色狭帯域光の強度分布及びロータリフィルタのＢフィルタ、Ｇフィルタ、Ｒフィルタの分光透過率を示すグラフである。 シャッタ板を示す図である。 （Ａ）は通常観察モード時の撮像制御を説明するための図であり、（Ｂ）は第１～第３特殊観察モード時の撮像制御を説明するための図である。 第１観察モード用のテーブルに記憶されている血管深さとＢ－Ｇ差との関係を示すグラフである。 第２観察モード用のテーブルに記憶されている血管深さとＢ－Ｇ差との関係を示すグラフである。 第３観察モード用のテーブルに記憶されている血管深さとＢ－Ｇ差との関係を示すグラフである。
　図１に示すように、電子内視鏡システム１０は、被検体内を撮像する電子内視鏡１１と、撮像により得られた信号に基づいて内視鏡画像を生成するプロセッサ装置１２と、被検体を照明する光を発生する光源装置１３と、内視鏡画像を表示するモニタ１４とを備えている。電子内視鏡１１は、体腔内に挿入される可撓性の挿入部１６と、挿入部１６の基端部分に設けられた操作部１７と、操作部１７とプロセッサ装置１２及び光源装置１３との間を連結するユニバーサルコード１８とを備えている。
　この電子内視鏡システム１０は、被検体上の表層血管を強調・抑制した表層血管強調・抑制画像と中深層血管を強調・抑制した中深層血管強調・抑制画像を生成する機能を備えている。いずれの血管強調・抑制画像を生成するかは、表層・中深層選択SW２８（図２参照）の操作によって決められる。また、電子内視鏡システム１０は、青色成分と緑色成分が略同じ照明光で被検体内の観察を行う第１観察モード、青色成分が緑色成分よりも大きい照明光で被検体内の観察を行う第２観察モード、緑色成分が青色成分よりも大きい照明光で被検体内の観察を行う第３観察モードの３つの観察モードを備えている。これら第１～第３観察モードは、観察モード選択ＳＷ２９（図２参照）により切り替えられる。
　挿入部１６の先端には、複数の湾曲駒を連結した湾曲部１９が形成されている。湾曲部１９は、操作部のアングルノブ２１を操作することにより、上下左右方向に湾曲動作する。湾曲部１９の先端には、体腔内撮影用の光学系等を内蔵した先端部１６ａが設けられている。先端部１６ａは、湾曲部１９の湾曲動作によって体腔内の所望の方向に向けられる。
　ユニバーサルコード１８には、プロセッサ装置１２および光源装置１３側にコネクタ２４が取り付けられている。コネクタ２４は、通信用コネクタと光源用コネクタからなる複合タイプのコネクタであり、電子内視鏡１１は、このコネクタ２４を介して、プロセッサ装置１２および光源装置１３に着脱自在に接続される。
　図２に示すように、光源装置１３（照明手段の一態様）は、広帯域光源３０と、青色狭帯域光源３３と、カプラー３６と、光源制御部３７とを備えている。広帯域光源３０は、中心波長４４５ｎｍの励起光を発する励起光光源３０ａと、この励起光光源３０ａからの励起光によって緑色～赤色の蛍光を励起発光する蛍光体３０ｂとを備えている。励起光光源３０ａは、ＬＥＤ（light Emitting Diode）やＬＤ（Laser Diode）などの半導体光源で構成される。なお、励起光光源３０ａ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用いることもできる。
　蛍光体３０ｂは、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。したがって、蛍光体３０ｂから発せられる緑色～赤色の励起発光光（蛍光）と、蛍光体３０ｂにより吸収されず透過した励起光とが合波することにより、図３に示すような発光スペクトルを有する白色光ＢＢ（疑似白色光）が生成される。生成された白色光ＢＢは、広帯域用光ファイバ３４に入射する。
　なお、蛍光体３０ｂ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３０ｂ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。この蛍光体３０ｂ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。
　青色狭帯域光源３３はＬＥＤ（light Emitting Diode）やＬＤ（Laser Diode）などであり、図３に示すように、波長が４００±１０ｎｍ（中心波長４０５ｎｍ）に制限された青色狭帯域光ＢＮを発生する。青色狭帯域光源３３から発せられた青色狭帯域光ＢＮは、この狭帯域用光ファイバ３５に入射する。
　カプラー３６は、電子内視鏡１１内のライトガイド４３と、広帯域用光ファイバ３４及び狭帯域用光ファイバ３５とを連結する。これにより、白色光ＢＢ及び青色狭帯域ＢＮの両方が、ライトガイド４３に同時に入射する。
　光源制御部３７は、励起光光源３０ａ及び青色狭帯域光源３３の光量を制御することにより、白色光ＢＢと青色狭帯域光ＢＮの光量比を一定に保持する。光量比は光量比設定部３７ａで設定される。光量比設定部３７ａにおいては、第１～第３観察モード毎に予め設定されており、観察モード選択ＳＷ２９で選択された観察モードに対応する光量比に設定する。第１観察モード時の第１光量比は、被検体内に照射される照明光のうち青色成分と緑色成分が略同じとなるように、設定されている。この第１光量比で被検体内を照明した場合には、被検体内を全体的に明るくできるとともに、表層血管などの表層に分布する部位を明瞭化することができる。
　第２観察モード時の第２光量比は、照明光のうち青色成分が緑色成分よりも大きくなるように、設定されている。この第２光量比で被検体内を照明した場合には、表層血管と中深層血管の両方を明瞭化することができる。また、第３観察モード時の第３光量比は、照明光のうち緑色成分が青色成分よりも大きくなるように、設定されている。この第３光量比で被検体内を照明した場合には、被検体内を全体的に明るくすることができる。なお、第３光量比に設定する場合には、青色狭帯域光ＢＮの光量は、最大光量の１０％程度にすることが好ましい。
　電子内視鏡１１は、ライトガイド４３、ＣＣＤ４４、アナログ処理回路４５（ＡＦＥ：Analog Front End）、撮像制御部４６を備えている。ライトガイド４３は大口径光ファイバ、バンドルファイバなどであり、入射端が光源装置内のカプラー３６に挿入されており、出射端が先端部１６ａに設けられた照射レンズ４８に向けられている。ライトガイド４３内で導光された白色光ＢＢ及び青色狭帯域光ＢＮは、照射レンズ４８及び先端部１６ａの端面に取り付けられた照明窓４９を通して、被検体内に照射される。被検体内で反射した白色光ＢＢ及び青色狭帯域光ＢＮは、先端部１６ａの端面に取り付けられた観察窓５０を通して、集光レンズ５１に入射する。
　ＣＣＤ４４は、集光レンズ５１からの光を撮像面４４ａで受光し、受光した光を光電変換して信号電荷を蓄積し、蓄積した信号電荷を撮像信号として読み出す。読み出された撮像信号は、ＡＦＥ４５に送られる。また、ＣＣＤ４４はカラーＣＣＤであり、撮像面４４ａには、Ｂ色、Ｇ色、Ｒ色のいずれかのカラーフィルターが設けられたＢ画素、Ｇ画素、Ｒ画素の３色の画素が配列されている。なお、ＣＣＤ４４は、Ｂ画素、Ｇ画素、Ｒ画素の比率が１：２：１のベイヤー配列にすることが好ましい。なお、画像信号取得手段の一態様は、集光レンズ５１、撮像面４４ａを有するＣＣＤ４４およびＡＦＥ４５からなる。
　Ｂ色、Ｇ色、Ｒ色のカラーフィルターは、図４に示すような透過分布５２，５３，５４を有している。波長領域が約４００～７００ｎｍである白色光ＢＢのみがＣＣＤ４４に入射した場合には、Ｂ色、Ｇ色、Ｒ色のカラーフィルターは、白色光ＢＢのうちそれぞれの透過分布５２，５３，５４に応じた波長の光を透過する。ここで、Ｒ画素で光電変換された信号を赤色信号Ｒ、Ｇ画素で光電変換された信号を緑色信号Ｇ、Ｂ画素で光電変換された信号を青色信号Ｂとする。
　ＡＦＥ４５は、相関二重サンプリング回路（ＣＤＳ）、自動ゲイン制御回路（ＡＧＣ）、及びアナログ／デジタル変換器（Ａ／Ｄ）（いずれも図示省略）から構成されている。ＣＤＳは、ＣＣＤ４４からの撮像信号に対して相関二重サンプリング処理を施し、ＣＣＤ４４の駆動により生じたノイズを除去する。ＡＧＣは、ＣＤＳによりノイズが除去された撮像信号を増幅する。Ａ／Ｄは、ＡＧＣで増幅された撮像信号を、所定のビット数のデジタルな撮像信号に変換してプロセッサ装置１２に入力する。
　撮像制御部４６は、プロセッサ装置１２内のコントローラー５９に接続されており、コントローラー５９から指示がなされたときにＣＣＤ４４に対して駆動信号を送る。ＣＣＤ４４は、撮像制御部４６からの駆動信号に基づいて、所定のフレームレートで撮像信号をＡＦＥ４５に出力する。
　図２に示すように、プロセッサ装置１２は、ベース画像生成部５５と、フレームメモリ５６と、画像処理部５７と、表示制御回路５８を備えており、コントローラー５９が各部を制御している。ベース画像生成部５５は、電子内視鏡のＡＦＥ４５から出力される青色信号Ｂ、緑色信号Ｇ、赤色信号Ｒに各種信号処理を施すことによって、ベース画像を作成する。作成されたベース画像はフレームメモリ５６に一時的に記憶される。また、ＡＦＥ４５から出力される青色信号Ｂ、緑色信号Ｇ、赤色信号Ｒも、フレームメモリ５６に記憶される。なお、ベース画像は、酸素飽和度などの血管機能情報を疑似カラー化した疑似カラー画像などであってもよい。
　画像処理部５７は、Ｂ／Ｇ画像生成部６１（多色画像生成手段の一態様）と、血管抽出画像生成部６３と、血管強調・抑制画像生成部６５（血管強調・抑制画像生成手段の一態様）とを備えている。Ｂ／Ｇ画像生成部６１は、青色信号Ｂ及び緑色信号Ｇ間の輝度比Ｂ／Ｇ（Ｂ／Ｇ比）から構成されるＢ／Ｇ画像を生成する。ここで、Ｂ／Ｇ比は、青色信号Ｂ及び緑色信号Ｇ間で、同じ位置にある画素の輝度比を示している。
　血管抽出画像生成部６３は、Ｂ／Ｇ画像に基づいて、表層血管を抽出した表層血管抽出画像又は中深層血管を抽出した中深層血管抽出画像を生成する。これら血管抽出画像の生成方法は、第１～第３観察モードのいずれに設定されているかによって、異なっている。第１観察モードに設定されている場合には、この第１観察モード時の第１光量比に適した第１光量比用テーブル６３aを用いて、表層血管抽出画像または中深層血管抽出画像を生成する。第１光量比用テーブル６３aには、図５に示すような、輝度比Ｂ／Ｇと血管深さとの相関関係が記憶されている。この相関関係は、血管深さが大きくなるほど輝度比Ｂ／Ｇ（Ｂ／Ｇ比）も大きくなる比例関係となっている。なお、血管抽出画像生成手段の一態様は、血管抽出画像生成部６３と第１～３光量比用テーブル６３a～６３ｃからなる。
　第１観察モードにおいては、照明光のうち青色成分（Ｂ成分）と緑色成分（Ｇ成分）とが略同じである。そのため、図６に示すように、血管が無い粘膜に照明光が照射された場合、その戻り光のＢ成分、Ｇ成分の比率は略同じである。これは、粘膜では大きな光の吸収がないためである。このときの平均的なＢ／Ｇ比をＰとすると、粘膜が示すＢ／Ｇ比は、Ｌｓ～Ｐ～Ｌｄの一定範囲に収まっている。ここで、Ｌｓは、第１観察モードにおける粘膜のＢ／Ｇ比の下限値であり、Ｌｄは第１観察モードにおける粘膜のＢ／Ｇ比の上限値である。
　また、照明光が表層血管に照射された場合には、照明光のＢ成分が表層血管で大きく吸収される一方で、Ｇ成分はほとんど吸収されない。そのため、Ｂ／Ｇ比は、ほとんどがＬｓ以下となる。したがって、Ｂ／Ｇ比がＬｓ以下の画素には、表層血管が写し出されていることが分かる（即ちＬｓは粘膜と表層血管の境界値）。一方、照明光が中深層血管に照射された場合には、照明光のＧ成分が中深層血管で大きく吸収される一方で、Ｂ成分はほとんど吸収されない。そのため、Ｂ／Ｇ比は、ほとんどがＬｄ以上となる。したがって、Ｂ／Ｇ比がＬｄ以上の画素に、中深層血管が写し出されていることが分かる（即ちＬｄは粘膜と中深層血管の境界値）。
　したがって、第１観察モードにおいて、表層血管抽出画像を生成する場合には、Ｂ／Ｇ画像において、Ｂ／Ｇ比がＬｓ以下の画素の画素値のみを抽出し、それ以外の画素の画素値を０とする二値化処理を行う。一方、中深層血管抽出画像を生成する場合には、Ｂ／Ｇ画像において、Ｂ／Ｇ比がＬｄ以上の画素の画素値のみを抽出し、それ以外の画素の画素値を０とする二値化処理を行う。
　また、第２観察モードに設定されている場合には、この第２観察モード時の第２光量比に適した第２光量比用テーブル６３ｂを用いて、表層血管抽出画像または中深層血管抽出画像を生成する。第２光量比用テーブル６３ｂは、上記第１光量比用テーブル６３aと同様、図７に示すように、血管深さが大きくなるほど輝度比Ｂ／Ｇ（Ｂ／Ｇ比）も大きくなる比例関係となっている。第２観察モードにおいては、図８に示すように、照明光のうち青色波長成分（Ｂ成分）が緑色波長成分（Ｇ成分）よりも大きいため、Ｂ／Ｇ比は全体的に高くなる。これに伴って、粘膜と表層血管の境界値Ｌｓ´は、第１観察モード時の境界値Ｌｓよりも大きくなり、粘膜と中深層血管の境界値Ｌｄ´は、第１観察モード時の境界値Ｌｄよりも高くなる。
　したがって、第２観察モードにおいて、表層血管抽出画像を生成する場合には、Ｂ／Ｇ画像において、Ｂ／Ｇ比がＬｓ´以下の画素の画素値のみを抽出し、それ以外の画素の画素値を０とする二値化処理を行う。一方、中深層血管抽出画像を生成する場合には、Ｂ／Ｇ画像において、Ｂ／Ｇ比がＬｄ´以上の画素の画素値のみを抽出し、それ以外の画素の画素値を０とする二値化処理を行う。
　また、第３観察モードに設定されている場合には、この第３観察モード時の第３光量比に適した第３光量比用テーブル６３ｃを用いて、表層血管抽出画像または中深層血管抽出画像を生成する。第３光量比用テーブル６３ｃは、上記第１光量比用テーブル６３aと同様、図９に示すように、血管深さが大きくなるほど輝度比Ｂ／Ｇ（Ｂ／Ｇ比）も大きくなる比例関係となっている。第３観察モードにおいては、図１０に示すように、照明光のうち緑色波長成分（Ｇ成分）は青色波長成分（Ｂ成分）よりも大きいため、Ｂ／Ｇ比は全体的に低くなる。これに伴って、粘膜と表層血管の境界値Ｌｓ´´は、第１観察モード時の境界値Ｌｓよりも小さくなり、粘膜と中深層血管の境界値Ｌｄ´´は、第１観察モード時の境界値Ｌｄよりも小さくなる。
　したがって、第３観察モードにおいて、表層血管抽出画像を生成する場合には、Ｂ／Ｇ画像において、Ｂ／Ｇ比がＬｓ´´以下の画素の画素値のみを抽出し、それ以外の画素の画素値を０とする二値化処理を行う。一方、中深層血管抽出画像を生成する場合には、Ｂ／Ｇ画像において、Ｂ／Ｇ比がＬｄ´´以上の画素の画素値のみを抽出し、それ以外の画素の画素値を０とする二値化処理を行う。
　血管強調・抑制画像生成部６５は、表層血管抽出画像とベース画像とを合成することによって、表層血管が強調（または抑制）された表層血管強調・抑制画像を生成し、また、中深層血管抽出画像とベース画像とを合成することによって、中深層血管が強調（または抑制）された中深層血管強調・抑制画像を生成する。ここで、血管を強調する場合には、表層血管抽出画像（又は中深層血管抽出画像）における各画素の画素値を数倍増加させたものを、ベース画像の各画素の画素値に足し合わせる。また、血管を抑制する場合には、表層血管抽出画像（又は中深層血管抽出画像）における各画素の画素値を数倍増加させたものを、ベース画像の各画素の画素値から減算する。
　表示制御回路５８は、血管強調・抑制画像をモニタ１４（表示手段の一形態）に表示する。例えば、図１１に示すように、Ｂ／Ｇ画像から抽出した表層血管７１を血管強調・抑制画像上で強調している場合には、表層血管７１は中深層血管７２よりも目立つため、表層血管７１のみに着目した診断が可能となる。反対に、図１２に示すように、Ｂ／Ｇ画像から抽出した中深層血管７２を血管強調・抑制画像上で強調している場合には、中深層血管７２は表層血管７１よりも目立つため、中深層血管７２のみに着目した診断が可能となる。
　以上のように、Ｂ／Ｇ画像から着目する血管の画像のみを抽出し、その抽出した血管画像を用いて血管強調・抑制画像を生成することによって、血管以外の部分、例えば観察部位の凹凸などの情報を消すことなく、着目する血管部分のみを確実に強調・抑制処理することができる。これにより、血管に加え観察部位の凹凸など診断に役立つ情報を数多くユーザーに提供することができるため、診断能を向上させることができる。また、血管を表層と中深層に分けて別々に抽出し、それぞれを個別に強調・抑制していることから、表層血管に着目した診断や中深層血管に着目した診断が可能となる。
　次に、本発明の作用について、図１３に示すフローチャートを用いて説明する。まず、第１～第３観察モードの中から、所定の観察モードに設定する。これにより、その所定の観察モードに対応する光量比（白色光ＢＢと青色狭帯域光ＢＮの光量比）が設定される。光源装置１３から発せられる白色光ＢＢ及び青色狭帯域光ＢＮは、ライトガイド４３を介して、被検体内に同時に照射される白色光ＢＢ及び青色狭帯域光ＢＮは、設定された光量比となるように、光量制御されている。被検体からの反射光は、カラーのＣＣＤ４４により撮像される。この撮像により得られる青色信号Ｂ、緑色信号Ｇ、赤色信号Ｒから、ベース画像を生成する。生成されたベース画像と青色信号Ｂ、緑色信号Ｇ、赤色信号Ｒは、フレームメモリ５６に一時的に記憶される。
　次に、Ｂ／Ｇ画像生成部６１において、青色信号Ｂ及び緑色信号Ｇ間の輝度比Ｂ／ＧからなるＢ／Ｇ画像を生成する。このＢ／Ｇ画像から表層血管を抽出した表層血管抽出画像が生成され、また、Ｂ／Ｇ画像から中深層血管を抽出した中深層血管抽出画像が生成される。これら血管抽出には、設定した光量比に対応する光量比用テーブルが用いられる。血管抽出画像が生成されたら、表層血管抽出画像（または中深層血管抽出画像）とベース画像とから、表層血管（または中深層血管）が強調・抑制された血管強調・抑制画像が生成される。生成された血管強調・抑制画像は、表示制御回路５８でモニタ表示可能な信号に変換された後、図１１または図１２に示すように、モニタ１４に画像表示される。
　なお、青色成分が緑色成分よりも大きい照明光で被検体内の観察を行う第２観察モードに設定されている場合には、モニタ表示用の画像を生成する際、撮像によって得られる画像信号のうち、青色信号Ｂについては、映像信号のＢチャンネル及びＧチャンネルに割り当て、緑色信号Ｇには映像信号のＲチャンネルに割り当てることが好ましい。この場合、モニタ１４には、表層血管と中深層血管とが異なる色で表された疑似カラー画像が表示される。
　なお、上記実施形態においては、光源装置１３内の広帯域光源３０から白色光ＢＢを発光したが、これに代えて、図１４に示すように、電子内視鏡１１の先端部１６ａに蛍光体１００を設置し、その蛍光体３０ｂを、光源装置１３に設置した励起光光源１０１の励起光で励起することによって、蛍光を発光させてもよい。この場合、蛍光と、蛍光体１００に吸収されなかった励起光とが合波した光が、白色光ＢＢとして被検体内に照射される。なお、蛍光体１００は上記実施形態の蛍光体３０ｂと同様であり、励起光光源１０１は上記実施形態の励起光光源３０ａと同様である。
　なお、上記実施形態においては、蛍光体からの白色光を被検体内に照射したが、これに代えて、被検体内を照明する複数の照明光のうちの一部を、半導体光源からの光とし、その他を、キセノンランプ等の白色光から波長分離した光としてもよい。この場合、例えば、図１５に示す電子内視鏡システム１００が使用される。
　電子内視鏡システム１００は、電子内視鏡システム１０と比較すると、光源装置１１３全体が光源装置１３異なっており、また、電子内視鏡１１１のＣＣＤ１０１は、モノクロのＣＣＤとなっている。また、電子内視鏡システム１００は、観察モードとして、青色光、緑色光、赤色光の３色の照明光で被検体内を観察する通常観察モードと、青色狭帯域光及び緑色光の２色の照明光で被検体内を観察する第１～第３特殊観察モードとを備えている。
　第１～第３特殊観察モードは青色狭帯域光及び緑色光の光量が異なっており、第１特殊観察モードでは青色狭帯域光と緑色光の光量は同じであり、第２特殊観察モードでは青色狭帯域光の光量は緑色光の光量よりも大きく、第３特殊観察モードでは緑色光の光量が青色狭帯域光の光量よりも大きい。即ち、第１～第３特殊観察モードは、上記実施形態の第１～第３観察モードに略対応している。したがって、第１～第３特殊観察モードにおける血管抽出方法は、第１～第３観察モードの場合と同様に行う。なお、それ以外については、上記実施形態とほぼ同様であるので、詳細な説明は省略する。
　光源装置１１３は、白色光源ユニット１３０と、半導体光源ユニット１３１と、これらを駆動制御する光源制御部１３２とを備えている。白色光源ユニット１３０は、白色光ＢＢを放射するランプ本体１３０ａと、このランプ本体１３０の光路上に設けられた絞り１３０ｂとを備えている。
　ランプ本体１３０ａは、キセノンランプ、ハロゲンランプ、メタルハライドランプなど、赤色領域から青色領域（約４００～７００ｎｍ）にわたる広い波長域において発光スペクトルが連続する広帯域光（白色光）ＢＢを発生する。このランプ本体１３０ａは、光源装置１１３の電源がＯＮの間、常時点灯する。絞り１３０ｂは、光源制御部１３２の駆動制御によって、開度が調整される。この開度の調整に伴って、白色光ＢＢの光量が調整される。
　白色光ＢＢの光路には、ロータリフイルタ１３４が配置されている。図１６に示すように、ロータリフイルタ１３４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°の扇形の領域に、それぞれＢ、Ｇ、Ｒの光を透過するＢフイルタ部１３４ａ、Ｇフイルタ部１３４ｂ、Ｒフイルタ部１３４ｃの三色のカラーフイルタが設けられている。
　これらＢフイルタ部１３４ａ、Ｇフイルタ部１３４ｂ、Ｒフイルタ部１３４ｃは、図１７に示すような分光透過率を有している。Ｂフィルタ部１３４ａは白色光ＢＢのうち青色光（Ｂ色光）を透過させ、Ｇフィルタ部１３４ｂは白色光ＢＢのうち緑色光（Ｇ色光）を透過させ、Ｒフィルタ部１３４ｃは白色光ＢＢのうち赤色光（Ｒ色光）を透過させる。ここで、Ｇフィルタ部１３４ｂの透過帯域は、Ｇ色光の中心波長が５３０nmとなるように設定することが好ましい。波長５３０nm付近はヘモグロビンの吸光係数が高くなる領域であるため、この波長範囲の光を血管に照射することで、血管とそれ以外とのコントラストを高めることができる。
　また、ロータリフイルタ１３４は、Ｂフイルタ部１３４ａ、Ｇフイルタ部１３４ｂ、Ｒフイルタ部１３４ｃが選択的に白色光ＢＢの光路に挿入されるように回転自在に設けられている。ロータリフイルタ１３４が回転すると、Ｂフイルタ部１３４ａ、Ｇフイルタ部１３４ｂ、Ｒフイルタ部１３４ｃが順次白色光ＢＢの光路に挿入される。
　半導体光源ユニット１３１は、ＬＤ（Laser Diode）またはＬＥＤ（Light Emitting Diode）からなる青色半導体光源１３１ａと、この青色半導体光源１３１ａを駆動する駆動部１３１ｂを有する。青色半導体光源１３１ａは、中心波長４２０nmの青色狭帯域光ＢＮを発光する（図１７参照）。波長４２０nm付近はヘモグロビンの吸光係数が高くなる領域であるため、この波長範囲の光を血管に照射することで、血管とそれ以外とのコントラストを高めることができる。
　また、駆動部１３１ｂは光源制御部１３２に接続されている。光源制御部１３２は駆動部１３１ｂを制御することによって、青色半導体光源１３１ａの点灯及び消灯と光量調整を行う。なお、青色半導体光源１３１ａに用いるレーザダイオードとしては、ブロードエリア型のＩｎＧａＮ系、ＩｎＧａＮＡｓ系、ＧａＮＡｓ系のレーザダイオードを用いることができる。
　ロータリフィルタ１３４からのＢ色光、Ｇ色光、Ｒ色光と、青色半導体光源１３１ａからの青色狭帯域光ＢＮは、光合流部１３９で合流する。光合流部１３９はダイクロイックミラーで構成され、Ｂ色光、Ｇ色光、Ｒ色光をそのまま透過させるとともに、青色狭帯域光ＢＮを９０°屈曲させて、Ｂ色光、Ｇ色光、Ｒ色光の光路に合流させる。光合流部１３９を経た光は、集光レンズ１３６を通して、ライトガイド４３に入射する。
　図１５に示すように、白色光源ユニット１３０とロータリフイルタ１３４の間には、シャッタ板１４０が配置されている。シャッタ板４０は、青色狭帯域光ＢＮを電子内視鏡１１に供給するときに、白色光ＢＢを遮光するものである。図１８に示すように、シャッタ板１４０は、白色光ＢＢに対する遮光性を有する部材からなり、平面形状は、円形の一部を切り欠いた形状をしている。
　具体的には、シャッタ板１４０は、２４０°の中心角を持つ遮光部１４０ａを有しており、残りの１２０°の部分が切り欠かれて白色光ＢＢを透過する透過部１４０ｂとなっている。シャッタ板１４０は、回転自在に設けられており、回転により、遮光部１４０ａと透過部１４０ｂが交互に選択的に白色光ＢＢの光路に挿入されるようになっている。
　シャッタ板１４０は、ロータリフイルタ１３４とほぼ同じ半径を有しており、回転軸が一致している。シャッタ板１４０の透過部１４０ｂの中心角は、ロータリフイルタ３４のＢ、Ｇ、Ｒの各フイルタ部１３４ａ、１３４ｂ、１３４ｃの中心角とほぼ一致している。なお、本例においては、透過部１４０ｂを切り欠きで形成しているが、白色光ＢＢを透過する透明板で透過部１４０ｂを構成してもよい。
　また、シャッタ板１４０は、光源制御部１３２によって、回転が制御される。この回転制御は、各観察モードによって異なる。通常観察モードにおいては、シャッタ板１４０は、遮光部１４０ａが白色光ＢＢの光路から退避し、透過部１４０ｂが光路に挿入された状態で停止している。したがって、白色光ＢＢは常時ロータリフィルタ１３４に入射する。これに伴って、ロータリフィルタ１３４からは、Ｂ色、Ｇ色、Ｒ色の三色の光が順次に出射する。なお、通常観察モード時には、青色半導体光源１３は常時消灯している。
　これに対して、第１～第３特殊観察モードにおいては、シャッタ板１４０は、透過部１４０ｂとＧフイルタ部１３４ｂの回転位相が一致するように、ロータリフイルタ１３４と同じ速度で回転する。これにより、透過部１４０ｂが白色光ＢＢの光路に挿入されて、遮光部１４０ａが光路から退避している間、白色光ＢＢはＧフイルタ部３４ｂを透過してＧ色光が生成される。Ｇ色光は、集光レンズ１３６を通過して電子内視鏡１１に供給される。
　一方、遮光部１４０ａが白色光ＢＢの光路に挿入されて、透過部１４０ｂが光路から退避している間、白色光ＢＢが遮光される。白色光ＢＢが遮光されている間に、青色半導体光源１３１ａが点灯して、青色狭帯域光ＢＮが電子内視鏡１１に供給される。ＣＣＤ１０１はモノクロの撮像素子であるため、シャッタ板１４０を設けることにより、青色狭帯域光ＢＮと白色光ＢＢの混色が防止される。
　光源制御部１３２は、上記したように、白色光源ユニット１３０の絞り１３０ｂの開度、半導体光源ユニット１３１の駆動部１３１ｂを制御する。この制御によって、ロータリフィルタ１３４からのＢ色光、Ｇ色光、Ｒ色光の光量と青色狭帯域光ＢＮの光量も調整される。ここで、第１～第３特殊観察モード時に使用するＧ色光と青色狭帯域光ＢＮの光量比は、特殊観察モード毎に予め定められている。光量比の設定は、上記実施形態と同様に、光量比設定部１３２ａで行われる。この光量比設定部１３２ａは、観察モード選択ＳＷ２９で選択された観察モードに対応する光量比に設定する。
　ここで、第１特殊観察モード時の第１光量比は、Ｇ色光と青色狭帯域光ＢＮの光量と同じに設定される。第２特殊観察モード時の第２光量比は、青色狭帯域光ＢＮの光量がＧ色光よりも大きくなるように、設定されている。第３観察モード時の第３光量比は、Ｇ色光の光量が青色狭帯域光ＢＮの光量よりも大きくなるように、設定されている。
　電子内視鏡システム１００では、モノクロのＣＣＤ１０１とロータリフィルタ１３４を使用しているため、ＣＣＤ１０１の撮像制御方法とベース画像５５でのベース画像生成方法が、上記実施形態のＣＣＤ４４の場合と異なっている。通常観察モード時には、図１９（Ａ）に示すように、ＣＣＤ１０１は、１フレームの取得期間内で、信号電荷を蓄積する蓄積動作と、蓄積した信号電荷を読み出す読み出し動作が行なわれる。通常観察モードにおいては、Ｂ、Ｇ、Ｒの三色の像光を順次撮像して、青色信号Ｂ、緑色信号Ｇ、赤色信号Ｒを順次出力する。そして、これら３色分の信号Ｂ、Ｇ、Ｒに基づいて、ベース画像が生成される。以上の動作は、通常観察モードに設定されている間、繰り返し行われる。
　これに対して、第１～第３特殊観察モードにおいては、図１９（Ｂ）に示すように、青色狭帯域光ＢＮが被検体内に照射されている２フレームの期間のうち、１フレームの期間分だけ青色狭帯域光ＢＮの像光を撮像して、青色信号Ｂを順次出力する。一方、Ｇ色光が被検体内に照射されている１フレームの照射期間は、Ｇ色光の像光を撮像して、緑色信号Ｂを順次出力する。そして、これら２色分の信号Ｂ、Ｇに基づいて、ベース画像を生成する。以上の動作は、第１～第３特殊観察モードに設定されている間、繰り返し行われる。なお、第１～第３特殊観察モード時において、ベース画像を生成する際には、青色信号Ｂをモニタ表示用のＢチャンネル、Ｇチャンネルに割り当て、緑色信号Ｇをモニタ表示用のＲチャンネルに割り当てることが好ましい。
　なお、電子内視鏡システム１００では、第１～第３特殊観察モード時において、青色光については半導体光源の光を使用し、緑色光については、白色光ＢＢを波長分離した光を使用したが、反対に、緑色光については半導体光源の光を使用し、青色光については、白色光を波長分離した光を使用してもよい。
　なお、上記実施形態においては、Ｂ／Ｇ比を使って表層血管と中深層血管の分離を行ったが、これに代えて、Ｇ／Ｂ比、Ｂ－Ｇ差、Ｇ－Ｂ差、Ｂ／（Ｂ＋Ｇ）比、Ｇ／（Ｂ＋Ｇ）比、Ｂ／Ｒ比、Ｒ／Ｂ比、Ｂ－Ｒ差、Ｒ－Ｂ差、Ｂ／Ｙ比など、互いに異なる色情報を持つ２以上の色信号を用いた演算により得られる演算値によっても、それぞれの血管を分離することができる。
　この演算値と血管深さとの関係は、上記実施形態と同様に、第１～第３観察モード（第１～第３光量比）に対応した複数のテーブルに記憶されており、また、粘膜と表層血管との境界を示す演算値の境界値及び粘膜と中深層血管の境界を示す演算値の境界値は、テーブル毎に異なっている。例えば、Ｂ－Ｇ差（青色信号の画素値から緑色信号の画素値を引いた値）の場合であれば、第１観察モード時に使用するテーブルには、図２０Ａに示すようなＢ－Ｇ差と血管深さとの関係が記憶されている。ここで、Ｌｓは粘膜と表層血管の境界を示すＢ－Ｇ差を示しており、Ｌｄは粘膜と中深層血管の境界を示すＢ－Ｇ差を示している。
　一方、第２観察モード時に使用するテーブルには、図２０Ｂに示すようなＢ－Ｇ差と血管深さとの関係が記憶されている。このテーブルにおいては、粘膜と表層血管の境界部分のＢ－Ｇ差Ｌｓ´はＬｓよりも大きく、また、粘膜と中深層血管の境界部分のＢ－Ｇ差Ｌｄ´はＬｄよりも大きく設定されている。また、第２観察モード時に使用するテーブルには、図２０Ｃに示すようなＢ－Ｇ差と血管深さとの関係が記憶されている。このテーブルにおいては、粘膜と表層血管の境界部分のＢ－Ｇ差Ｌｓ´´はＬｓよりも小さく、また、粘膜と中深層血管の境界部分のＢ－Ｇ差Ｌｄ´´はＬｄよりも小さく設定されている。
　なお、Ｇ／Ｂ比は緑色信号を青色信号で除した値であり、Ｂ－Ｇ差は青色信号から緑色信号を引いた値であり、Ｇ－Ｂ差は緑色信号から青色信号を引いた値であり、Ｂ／（Ｂ＋Ｇ）比は青色信号を、青色信号と緑色信号の加算値で除した値であり、Ｇ／（Ｂ＋Ｇ）比は緑色信号を、青色信号と緑色信号の加算値で除した値であり、Ｂ／Ｒ比は青色信号を赤色信号で除した値であり、Ｒ／Ｂ比は赤色信号を青色信号で除した値であり、Ｂ－Ｒ差は青色信号から赤色信号を引いた値であり、Ｒ－Ｂ差は赤色信号から青色信号を引いた値であり、Ｂ／Ｙ比は緑色信号を黄色信号で除した値である（黄色信号は５００～７００nmの波長情報を持つ信号）。
１０　電子内視鏡システム
１４　モニタ
３０　広帯域光源
３３　狭帯域光源
５７　画像処理部
６１　Ｂ／Ｇ画像生成部
６３　血管抽出画像生成部
６３ａ　第１光量比用テーブル















































６３ｂ　第２光量比用テーブル
６３ｃ　第３光量比用テーブル
６５　血管強調・抑制画像生成部
７１　表層血管
７２　中深層血管

Claims (13)

  1. 　互いに波長域が異なる第１照明光及び第２照明光を含む２つ以上の照明光を発する発光部と、前記第１照明光及び第２照明光の光量比を設定する光量比設定部とを有し、前記光量比設定部で設定された光量比で、前記第１照明光及び第２照明光を被検体に照射する照明手段と、
    　前記被写体からの戻り光を撮像素子で受光して撮像することによって、互いに異なる色情報を持つ２つ以上の色信号を取得する画像信号取得手段と、
    　前記２以上の色信号を用いて画素毎に所定の演算をすることで得られる演算値から構成される多色画像を生成する多色画像生成手段と、
    　前記多色画像に対して、前記光量比によって異なる血管抽出処理を行うことによって、特定深さにある第１層血管が前記多色画像から抽出された第１層血管抽出画像、または前記第１層血管よりも深い位置にある第２層血管が前記多色画像から抽出された第２層血管抽出画像の少なくともいずれか一方を生成する血管抽出画像生成手段とを備えることを特徴とする内視鏡システム。
  2. 　前記光量比設定部は、予め定められた複数の光量比の中からいずれかの光量比を設定し、
    　前記血管抽出画像生成手段は、
    　前記複数の光量比ごとに設けられ、前記被検体の粘膜、前記第１層血管、及び前記第２層血管と演算値との相関関係を記憶した複数の演算値テーブルと、
    　前記光量比設定部で設定された光量比に対応する演算値テーブルを用いた血管抽出処理を行うことによって、前記第１層血管抽出画像、または前記第２層血管抽出画像の少なくともいずれか一方を生成する血管抽出画像生成部と、
    　を備える請求項１記載の内視鏡システム。
  3. 　各演算値テーブルには、前記粘膜と前記第１層血管との境界を示す演算値が第１境界値として記憶され、前記粘膜と前記第２層血管との境界を示す演算値が前記第２境界値として記憶され、前記第１境界値及び第２境界値は、演算値テーブル毎に異なっている請求項２記載の内視鏡システム。
  4. 　前記第１層血管抽出画像を用いて、前記第１層血管が強調または抑制された第１層血管強調・抑制画像を生成し、または前記第２層血管抽出画像を用いて、前記第２層血管が強調または抑制された第２層血管強調・抑制画像を生成する血管強調・抑制画像生成手段を備える請求項１ないし３いずれか１項記載の内視鏡システム。
  5. 　前記第１層血管強調・抑制画像または前記第２層血管強調・抑制画像の少なくともいずれか一方を表示する表示手段を備える請求項４記載の内視鏡システム。
  6. 　前記照明手段は、青色の励起光とこの青色励起光により波長変換部材で波長変換される蛍光を含む第１照明光と、中心波長が前記励起光よりも短波長側に波長域を有する第２照明光を前記被検体に向けて同時に照射し、
    　前記画像信号取得手段は、前記第１照明光及び第２照明光が同時に照射された被検体を、カラーの撮像素子で撮像する請求項１ないし５いずれか１項記載の内視鏡システム。
  7. 　前記波長変換部材は、前記第１照明光及び第２照明光を被検体に向けて照射する内視鏡とは別体の光源装置の内部に設けられる請求項６記載の内視鏡システム。
  8. 　前記波長変換部材は、前記第１照明光及び第２照明光を被検体に向けて照射する内視鏡の先端部に設けられる請求項６記載の内視鏡システム。
  9. 　前記励起光の中心波長は４４５nmであり、前記第２照明光の中心波長は４０５nmである請求項６ないし８いずれか１項記載の内視鏡システム。
  10. 　前記第１の照明光は４２０ｎｍを中心波長とする照明光であり、前記第２の照明光は５３０ｎｍを中心波長とする照明光である請求項１ないし５いずれか１項記載の内視鏡システム。
  11. 　前記色信号は、青色成分の情報が含まれる青色信号と緑色成分の情報が含まれる緑色信号とを有し、
    　前記多色画像は、画素毎に青色信号を緑色信号で除することで得られるＢ／Ｇ比から構成されるＢ／Ｇ画像である請求項１ないし１０いずれか１項記載の内視鏡システム。
  12. 　互いに波長域が異なる第１照明光及び第２照明光を含む２以上の照明光を発する発光部と、前記第１照明光及び第２照明光の光量比を設定する光量比設定部とを有し、前記光量比設定部で設定された光量比で、前記第１照明光及び第２照明光を被検体に照射する照明手段と、前記被写体からの戻り光を撮像素子で受光して撮像することによって、互いに異なる色情報を持つ２以上の色信号を取得する電子内視鏡とを有する内視鏡システムのプロセッサ装置において、
    　前記２以上の色信号を用いて画素毎に所定の演算をすることで得られる演算値から構成される多色画像を生成する多色画像生成手段と、
    　前記多色画像に対して、前記光量比によって異なる血管抽出処理を行うことによって、特定深さにある第１層血管が前記多色画像から抽出された第１層血管抽出画像、または前記第１層血管よりも深い位置にある第２層血管が前記多色画像から抽出された第２層血管抽出画像の少なくともいずれか一方を生成する血管抽出画像生成手段とを備えることを特徴とする内視鏡システムのプロセッサ装置。
  13. 　互いに波長域が異なる第１照明光及び第２照明光を含む２以上の照明光を発する発光部と、前記第１照明光及び第２照明光の光量比を設定する光量比設定部とを有し、前記光量比設定部で設定された光量比で、前記第１照明光及び第２照明光を被検体に照射する照明手段と、前記被写体からの戻り光を撮像素子で受光して撮像することによって、互いに異なる色情報を持つ２以上の色信号を取得する電子内視鏡とを有する内視鏡システム内で行われる画像処理方法において、
    　前記２以上の色信号を用いて画素毎に所定の演算をすることで得られる演算値から構成される多色画像を生成し、
    　前記多色画像に対して、前記光量比によって異なる血管抽出処理を行うことによって、特定深さにある第１層血管が前記多色画像から抽出された第１層血管抽出画像、または前記第１層血管よりも深い位置にある第２層血管が前記多色画像から抽出された第２層血管抽出画像の少なくともいずれか一方を生成することを特徴とする画像処理方法。
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