WO2018131631A1 - 内視鏡システム、及び画像表示装置 - Google Patents

内視鏡システム、及び画像表示装置 Download PDF

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    • G06T2207/30096—Tumor; Lesion

Definitions

  • the present invention relates to an endoscope system and an image display apparatus that perform image processing on a feature amount of a living tissue and display an image.
  • An example of a hemoglobin observation apparatus including such an endoscope system is described in Patent Document 1.
  • the hemoglobin observation apparatus described in Patent Document 1 has a configuration in which information on reflected light in three different wavelength bands of hemoglobin included in an observation object is processed based on a predetermined calculation process, and the processing result is displayed on a display unit. Prepare. At this time, in the calculation processing of the captured image signal, the oxygen saturation level of hemoglobin is based on the correlation between the information on the amount of reflected light or transmitted light depending on the hemoglobin concentration and the information on the amount of reflected light or transmitted light depending on the oxygen saturation. Is calculated.
  • the hemoglobin observation apparatus including the endoscope system
  • information specifying the location of a blood vessel such as a visceral tissue, a vein or an artery is missing.
  • a diagnostic support image the positional relationship between the focused part and the living tissue is unclear and is not appropriate. That is, it is not possible to clearly identify the position in the living tissue corresponding to the portion of interest in the image showing the oxygen saturation distribution.
  • the position of the living tissue where the oxygen saturation is high and the positional relationship between the living tissue and the oxygen saturation are clarified It has a drawback that it is difficult to grasp.
  • the present invention can detect the presence of a non-healthy part including a lesioned part or a suspicious part as a lesioned part in a living tissue from oxygen saturation and blood concentration, and is not healthy as a diagnostic support image. It is an object of the present invention to provide an endoscope system and an image display device that display clear image information that can specify where a part is located in a living tissue.
  • the endoscope system includes: An endoscope including an imaging device configured to generate a plurality of image data by imaging a biological tissue; A first feature amount distribution image representing the distribution of the first feature amount of the biological tissue and a second feature amount distribution image representing the second feature amount distribution of the biological tissue are obtained from the plurality of image data.
  • a pixel having the first feature amount less than a predetermined threshold is set as a non-transparent pixel having a transmittance of 0, and the first feature amount is equal to or greater than the predetermined threshold.
  • the second feature value distribution image is converted from the first feature value distribution image by giving the pixel a transmittance determined according to the degree to which the first feature value departs from the threshold value.
  • a second image processing unit configured to generate a mask image to be masked, and a second feature amount distribution processing image in which the mask image is superimposed on an upper layer of the second feature amount distribution image.
  • a processor comprising: a third image processing unit; , A display configured to display an image of the second feature amount distribution processed image generated by the third image processing unit. For example, the second image processing unit sets pixels whose first feature amount is less than a predetermined lower limit value as non-transparent pixels whose transmittance is 0, and pixels whose first feature amount is equal to or higher than a predetermined upper limit value.
  • the transmittance of the transmissive pixel increases continuously or stepwise as the first feature amount in the pixel moves away from the threshold value.
  • the transmittance of the transmissive pixel may be configured to increase continuously or stepwise from the lower limit value toward the upper limit value.
  • the transmittance of the transmissive pixel increases nonlinearly as the first feature amount in the pixel moves away from the threshold value.
  • the transmittance of the transmissive pixel is determined in a non-linear manner in accordance with the degree to which the first feature amount in the pixel departs from the threshold value or the output value of the pixel from the lower limit value toward the upper limit value. It can be set as the structure made high.
  • the processor includes an input unit configured to receive an input that continuously changes the threshold value, and the third image processing unit is configured to receive the second feature amount each time the input is changed. It is preferable that the distribution processing image is generated.
  • the first image processing unit calculates a value of a first ratio and a second ratio between components using a value of a predetermined component among the components of the plurality of image data, and the first ratio and Calculating the first feature value and the second feature value using the value of the second ratio; It is preferable that the first feature amount is a hemoglobin concentration, and the second feature amount is an oxygen saturation level of hemoglobin.
  • the first ratio is a ratio having sensitivity to the first feature amount of the living tissue
  • the second ratio is a ratio having sensitivity to the second feature amount of the biological tissue
  • One of the components of the image data used for calculating the first ratio is a component in a first wavelength band within a range of 500 nm to 600 nm
  • One of the components of the image data used for calculating the second ratio is preferably a component in a second wavelength band that is narrower than the first wavelength band.
  • Another aspect of the present invention is an image display device including a processor configured to perform image processing and a display configured to display an image.
  • the image display device includes: The first feature amount distribution image representing the distribution of the first feature amount of the biological tissue and the second feature amount distribution image representing the distribution of the second feature amount of the biological tissue are obtained from the captured image of the biological tissue.
  • a pixel having the first feature quantity less than a predetermined threshold is set as a non-transparent pixel having a transmittance of 0, and the first feature quantity is greater than or equal to a predetermined threshold.
  • a second image processing unit configured to generate an image, and a third image configured to generate a second feature quantity distribution processed image in which the mask image is superimposed on an upper layer of the second feature quantity distribution image
  • a processor comprising a processing unit;
  • a display configured to display an image of the second feature amount distribution processed image generated by the third image processing unit. For example, the second image processing unit sets pixels whose first feature amount is less than a predetermined lower limit value as non-transparent pixels whose transmittance is 0, and pixels whose first feature amount is equal to or higher than a predetermined upper limit value.
  • the transmittance is modulated according to the distance between the two to make the pixel a transparent pixel. It is preferable to generate a mask from one feature quantity distribution image and generate a mask image for filtering the second feature quantity distribution image.
  • a diagnostic support image capable of detecting the presence of a non-healthy part including a lesioned part or a suspicious part as a lesioned part in a living tissue
  • the diagnostic support image It is possible to display an image including clear image information that can specify where the unhealthy part of interest is located in the living tissue.
  • (A)-(c) is a figure which shows the example of the image of a biological tissue, and the distribution image of the biological feature-value of the biological tissue.
  • (A)-(c) is a figure explaining an example of preparation of the diagnostic assistance image displayed with the endoscope system or image display apparatus of this embodiment.
  • It is a block diagram of an example of composition of an endoscope system used by this embodiment.
  • It is a figure which shows an example of the spectral characteristic of each filter of red (R), green (G), and blue (B) of the image pick-up element of the endoscope system used by this embodiment.
  • A is a figure which shows an example of the absorption spectrum of hemoglobin near 550 nm. It is a figure which shows an example of the relationship between the 1st ratio used by this embodiment, and the density
  • A is a figure which shows an example of the diagnostic assistance image displayed with the endoscope system of this embodiment
  • (b) is a figure which shows an example of the diagnostic assistance image displayed with the conventional endoscope system. is there.
  • A)-(f) is a figure explaining the mask image used for preparation of the diagnostic assistance image displayed with the endoscope system or image display apparatus of this embodiment.
  • FIGS. 1A to 1C are views showing examples of an image of a biological tissue and a distribution image of biological feature values of the biological tissue.
  • FIG. 1A shows an example of an image of a living tissue.
  • FIG. 1B shows an example of a distribution image of hemoglobin concentration (biological feature amount) in a biological tissue calculated by using an endoscope system described later
  • FIG. 1C shows an endoscope described later.
  • An example of the distribution image of the oxygen saturation (biological feature amount) in the biological tissue calculated using the system is shown.
  • FIG. 1B shows a muscular shape such as a blood vessel of a living tissue.
  • the oxygen saturation distribution image shown in FIG. 1 (c) the form of blood vessels or the like of the living tissue is not clearly shown.
  • a diagnostic support image that can be provided can be provided. That is, an image to which information reflecting the shape and position of a living tissue is added as a diagnosis support image.
  • (Diagnosis support image) 2A to 2C are diagrams for explaining an example of creating a diagnosis support image to be displayed by the endoscope system or the image display device of the present embodiment.
  • the mask image for masking the distribution image of oxygen saturation (second feature amount) shown in FIG. 1C is used as the distribution image of hemoglobin concentration (first feature amount) shown in FIG. Generate from.
  • the distribution image of hemoglobin concentration calculated by the endoscope system described later see FIG. 2A, as shown in FIG.
  • a pixel whose density (first feature amount) is less than a predetermined threshold value is a non-transparent pixel whose transmittance is 0, and a pixel whose hemoglobin density is greater than or equal to the threshold is determined according to the degree to which the hemoglobin density departs from the threshold value. Is given to the pixel to make it a transmissive pixel. Specifically, the transmittance of a pixel whose output value, that is, the pixel value related to the hemoglobin density is equal to or higher than a predetermined lower limit value (a pixel value corresponding to the hemoglobin density threshold value) from the lower limit value toward the upper limit value.
  • a mask image is obtained from the distribution image of hemoglobin density (first feature amount).
  • create The endoscope system and the image display device of the present embodiment create this mask image as a mask image that masks the oxygen saturation distribution image, and overlays the mask image on the upper layer of the oxygen saturation distribution image.
  • a degree processing distribution image is created as a diagnosis support image, and the oxygen saturation distribution processing image is displayed on a display.
  • transmittances of 20%, 50%, and 100% are shown.
  • the transmittance is used as a mask image
  • the luminance value of the pixel in the image below the mask image is changed according to the transmittance.
  • the transmittance of 100% does not change the luminance value of the pixel of the image in the lower layer of the mask image
  • the transmittance of 25% is the luminance value of the pixel of the image in the lower layer of the mask image. It means changing to%.
  • FIG. 2C shows an example of the mask image M.
  • FIG. 3 is a block diagram showing a configuration of the endoscope system 10 of the present embodiment.
  • the endoscope system 10 includes an electronic endoscope (endoscope) 100, a processor 200, a display 300, and a light source device 400.
  • the electronic endoscope 100 and the display 300 are detachably connected to the processor 200.
  • the processor 200 includes an image processing unit 500.
  • the light source device 400 is detachably connected to the processor 200.
  • the electronic endoscope 100 has an insertion tube 110 that is inserted into the body of a subject. Inside the insertion tube 110, a light guide 131 extending over substantially the entire length of the insertion tube 110 is provided.
  • the distal end portion 131 a that is one end portion of the light guide 131 is located in the distal end portion of the insertion tube 110, that is, in the vicinity of the distal end portion 111 of the insertion tube, and the proximal end portion 131 b that is the other end portion of the light guide 131 is connected to the light source device 400.
  • the light guide 131 extends from the connection portion with the light source device 400 to the vicinity of the insertion tube distal end portion 111.
  • the light source device 400 includes a light source lamp 430 that generates a large amount of light, such as a xenon lamp, as a light source.
  • the light emitted from the light source device 400 enters the base end portion 131b of the light guide 131 as illumination light IL.
  • the light incident on the base end portion 131b of the light guide 131 is guided to the tip end portion 131a through the light guide 131, and is emitted from the tip end portion 131a.
  • a light distribution lens 132 disposed opposite to the distal end portion 131 a of the light guide 131 is provided at the insertion tube distal end portion 111 of the electronic endoscope 100.
  • the illumination light IL emitted from the distal end portion 131a of the light guide 131 passes through the light distribution lens 132 and illuminates the living tissue T in the vicinity of the insertion tube distal end portion 111.
  • An objective lens group 121 and an image sensor 141 are provided at the insertion tube tip 111 of the electronic endoscope 100.
  • the objective lens group 121 and the imaging element 141 form an imaging unit.
  • the illumination light IL the light reflected or scattered by the surface of the living tissue T is incident on the objective lens group 121, is condensed, and forms an image on the light receiving surface of the image sensor 141.
  • the image sensor 141 a known image sensor such as a CCD (Charge-Coupled Device) image sensor or a CMOS (Complementary Metal-Oxide Semiconductor) image sensor having a color filter 141 a on the light receiving surface can be used. .
  • the color filter 141 a includes an R color filter that transmits red light, a G color filter that transmits green light, and a B color filter that transmits blue light, and is arranged on each light receiving element of the image sensor 141. It is a so-called on-chip filter formed directly.
  • FIG. 4 is a diagram illustrating an example of spectral characteristics of the red (R), green (G), and blue (B) filters of the image sensor used in the present embodiment.
  • the R color filter of the present embodiment is a filter that passes light having a wavelength longer than about 570 nm (for example, 580 nm to 700 nm)
  • the G color filter is a filter that passes light having a wavelength of about 470 nm to 620 nm, for example.
  • the B color filter is a filter that allows light having a wavelength shorter than about 530 nm (for example, 420 nm to 520 nm) to pass therethrough.
  • the imaging element 141 is an imaging unit that images the living tissue T illuminated with each of a plurality of lights and generates color image data corresponding to each light, and the living tissue T with a plurality of lights having different wavelength ranges. It is an image data generation means for generating color image data corresponding to light reflected or scattered on the living tissue T by illuminating.
  • the image sensor 141 is controlled to be driven in synchronization with an image processing unit 500 described later, and periodically (for example, 1/1 /) color image data corresponding to an image of the living tissue T formed on the light receiving surface. Output at intervals of 30 seconds).
  • the color image data output from the image sensor 141 is sent to the image processing unit 500 of the processor 200 via the cable 142.
  • the image processing unit 500 mainly includes an A / D conversion circuit 502, a pre-image processing unit 504, a frame memory unit 506, a post image processing unit 508, a feature amount acquisition unit 510, a memory 512, an image display control unit 514, and a controller 516. Prepare for.
  • the A / D conversion circuit 502 A / D converts color image data input from the image sensor 141 of the electronic endoscope 100 via the cable 142 and outputs digital data. Digital data output from the A / D conversion circuit 502 is sent to the pre-image processing unit 504.
  • the pre-image processing unit 504 captures digital data by using the R digital image data captured by the light receiving element in the image sensor 141 with the R color filter and the light receiving element in the image sensor 141 with the G color filter.
  • the R, G, and B component color image data constituting the image by demosaic processing from the G digital image data and the B digital image data picked up by the light receiving element in the image pickup element 141 to which the B color filter is attached.
  • the pre-image processing unit 504 is a part that performs predetermined signal processing such as color correction, matrix calculation, and white balance correction on the generated R, G, and B color image data.
  • the frame memory unit 506 temporarily stores color image data for each image captured by the image sensor 141 and subjected to signal processing.
  • the post image processing unit 508 reads the color image data stored in the frame memory unit 506 or receives the image data generated by the image display control unit 514 (to be described later), performs signal processing ( ⁇ correction or the like), and displays the image data. Generate screen data for display.
  • the image data generated by the image display control unit 514 includes feature amount distribution image data such as an oxygen saturation distribution image showing the oxygen saturation distribution of hemoglobin in the living tissue T.
  • the generated screen data (video format signal) is output to the display 300. Thereby, the image of the living tissue T, the distribution image of the feature amount of the living tissue T, and the like are displayed on the screen of the display 300.
  • the feature amount acquisition unit 510 calculates, as described later, the hemoglobin concentration and oxygen saturation of the hemoglobin of the imaged living tissue T as feature amounts, and captures these feature amounts.
  • a distribution image on the image of the living tissue T that is, a distribution image showing the distribution of hemoglobin concentration or an oxygen saturation distribution image showing the distribution of oxygen saturation of hemoglobin is generated.
  • the feature quantity acquisition unit 510 further generates a mask image that masks the oxygen saturation distribution image from the hemoglobin concentration distribution image.
  • the feature quantity acquisition unit 510 further generates an oxygen saturation distribution processing image in which the mask image is superimposed on the upper layer of the oxygen saturation distribution image.
  • the feature amount acquisition unit 510 calculates the feature amount of the concentration of hemoglobin and oxygen saturation by calculating using the color image data of the living tissue T illuminated with a plurality of lights having different wavelength ranges, the frame memory unit 506 Alternatively, color image data and various types of information used by the feature amount acquisition unit 510 are called from the memory 512.
  • the image display control unit 514 controls the form in which the generated oxygen saturation distribution processing image is displayed on the display 300.
  • the controller 516 is a part that performs operation instruction and operation control of each part of the image processing unit 500, and performs operation instruction and operation control of each part of the electronic endoscope 100 including the light source device 400 and the imaging element 141.
  • the feature amount acquisition unit 510 and the image display control unit 514 may be configured by software modules that perform the above-described functions by starting and executing programs on a computer, or by dedicated hardware. May be.
  • the processor 200 instructs and controls the function of processing the color image data output from the image sensor 141 of the electronic endoscope 100 and the operation of the electronic endoscope 100, the light source device 400, and the display 300. Combines functionality.
  • the light source device 400 is a light emitting unit that emits the first light, the second light, and the third light, and the first light, the second light, and the third light are incident on the light guide 131. Let The light source device 400 of the present embodiment emits first light, second light, and third light having different wavelength ranges, but may emit four or more lights. In this case, the fourth light may be light in the same wavelength range as the first light.
  • the light source device 400 includes a condenser lens 440, a rotation filter 410, a filter control unit 420, and a condenser lens 450.
  • the light that is substantially parallel light emitted from the light source lamp 430 is, for example, white light, is collected by the condenser lens 440, passes through the rotary filter 410, and is condensed again by the condenser lens 450.
  • the light enters the base end 131 b of the guide 131.
  • the rotary filter 410 is movable between a position on the optical path of light emitted from the light source lamp 430 and a retracted position outside the optical path by a moving mechanism (not shown) such as a linear guide way.
  • the rotary filter 410 includes a plurality of filters having different transmission characteristics, the wavelength range of the light emitted from the light source device 400 differs depending on the type of the rotary filter 410 that crosses the optical path of the light emitted from the light source lamp 430.
  • the configuration of the light source device 400 is not limited to that shown in FIG.
  • the light source lamp 430 may be a lamp that generates convergent light instead of parallel light.
  • a configuration may be adopted in which light emitted from the light source lamp 430 is collected before the condenser lens 440 and is incident on the condenser lens 440 as diffused light.
  • a configuration in which substantially parallel light generated by the light source lamp 430 is directly incident on the rotary filter 410 without using the condenser lens 440 may be employed.
  • a configuration in which a collimator lens is used instead of the condenser lens 440 and light is incident on the rotary filter 410 in a substantially parallel light state may be employed.
  • a collimator lens is used instead of the condenser lens 440 and light is incident on the rotary filter 410 in a substantially parallel light state.
  • an interference type optical filter such as a dielectric multilayer filter
  • the incident angle of the light to the optical filter is made uniform by causing substantially parallel light to enter the rotary filter 410.
  • a lamp that generates divergent light may be employed as the light source lamp 430.
  • the light source device 400 is configured to emit a plurality of lights in different wavelength ranges by transmitting light emitted from one light source lamp 430 through an optical filter.
  • different wavelengths are used.
  • a semiconductor light source such as a light emitting diode or a laser element that outputs laser light having different regions can be used as the light source of the light source device 400.
  • the rotation filter 410 may not be used.
  • the light source device 400 emits, for example, synthetic white light including excitation light in a predetermined wavelength region and fluorescence excited and emitted by the excitation light, and light in a predetermined narrow wavelength region separately. Can also be configured.
  • the configuration of the light source device 400 is not particularly limited as long as it emits a plurality of lights having different wavelength ranges.
  • the rotation filter 410 is a disc-shaped optical unit including a plurality of optical filters, and is configured such that the light passing wavelength region is switched according to the rotation angle.
  • the rotary filter 410 of the present embodiment includes three optical filters having different pass wavelength bands, but may include four, five, or six or more optical filters.
  • the rotation angle of the rotary filter 410 is controlled by a filter control unit 420 connected to the controller 516. When the controller 516 controls the rotation angle of the rotary filter 410 via the filter control unit 420, the wavelength range of the illumination light IL that passes through the rotary filter 410 and is supplied to the light guide 131 is switched.
  • FIG. 5 is an external view (front view) of the rotary filter 410.
  • the rotary filter 410 includes a substantially disk-shaped frame 411 and three fan-shaped optical filters 415, 416 and 418. Three fan-shaped windows 414a, 414b and 414c are formed at equal intervals around the central axis of the frame 411, and optical filters 415, 416 and 418 are fitted into the windows 414a, 414b and 414c, respectively.
  • the optical filters of the present embodiment are all dielectric multilayer filters, but other types of optical filters (for example, absorption optical filters and etalon filters using dielectric multilayer films as reflective films). May be used.
  • a boss hole 412 is formed on the central axis of the frame 411.
  • An output shaft of a servo motor (not shown) provided in the filter control unit 420 is inserted into the boss hole 412 and fixed, and the rotary filter 410 rotates together with the output shaft of the servo motor.
  • the optical filter on which the light is incident is switched in the order of the optical filters 415, 416, and 418, thereby the wavelength of the illumination light IL that passes through the rotary filter 410. Bands are switched sequentially.
  • the optical filters 415 and 416 are optical bandpass filters that selectively pass light in the 550 nm band. As shown in FIG. 6, the optical filter 415 is configured to pass light in the wavelength region R0 (W band) from the equal absorption points E1 to E4 with low loss and to block light in other wavelength regions. Has been.
  • the optical filter 416 is configured to pass light in the wavelength region R2 (N band) from the equal absorption points E2 to E3 with low loss and block light in other wavelength regions.
  • the optical filter 418 is an ultraviolet cut filter, and light emitted from the light source lamp 430 passes through the optical filter 418 in the visible light wavelength region. The light transmitted through the optical filter 418 is used for capturing a normal observation image as white light WL.
  • the optical filter 418 may not be used, and the window 414c of the frame 411 may be opened. Accordingly, light that has passed through the optical filter 415 out of light emitted from the light source lamp 430 is hereinafter referred to as “Wide light”, and light that has passed through the optical filter 416 among light emitted from the light source lamp 430 is referred to as “Narrow light” hereinafter. Of the light emitted from the light source lamp 430, the light transmitted through the optical filter 418 is hereinafter referred to as white light WL.
  • FIG. 6 is a diagram showing an example of an absorption spectrum of hemoglobin near 550 nm.
  • the wavelength range R1 is a band including the peak wavelength of the absorption peak P1 derived from oxygenated hemoglobin
  • the wavelength range R2 is a band including the peak wavelength of the absorption peak P2 derived from reduced hemoglobin.
  • the wavelength region R3 is a band including the peak wavelength of the absorption peak P3 derived from oxygenated hemoglobin.
  • the wavelength range R0 includes the peak wavelengths of the three absorption peaks P1, P2, and P3.
  • the wavelength range R0 of the optical filter 415 and the wavelength range R2 of the optical filter 416 are included in the pass wavelength range of the G color filter of the color filter 141a (see FIG. 4). Therefore, the image of the living tissue T formed by the light that has passed through the optical filter 415 or 416 is obtained as an image of the G component of the color image data captured by the image sensor 141.
  • a through hole 413 is formed in the peripheral edge of the frame 411.
  • the through hole 413 is formed at the same position (phase) as the boundary between the window 414a and the window 414c in the rotation direction of the frame 411.
  • a photo interrupter 422 for detecting the through hole 413 is arranged so as to surround a part of the peripheral edge of the frame 411.
  • the photo interrupter 422 is connected to the filter control unit 420.
  • the light source device 400 sequentially switches the plurality of optical filters 415, 416, and 418 in the optical path of the light emitted from the light source lamp 430, that is, light having different wavelength ranges, that is, wide light and narrow light. , And a configuration for emitting white light WL as illumination light IL.
  • the feature amount (hemoglobin concentration, hemoglobin oxygen saturation) of the living tissue T is calculated by the feature amount acquisition unit 510 of the processor 500. Processing for calculating the hemoglobin concentration of the biological tissue T and the oxygen saturation of the hemoglobin as the feature amount from the captured image of the biological tissue T will be described below.
  • hemoglobin has a strong absorption band called a Q band derived from porphyrin near 550 nm.
  • the absorption spectrum of hemoglobin changes according to the oxygen saturation that represents the proportion of oxygenated hemoglobin HbO in the total hemoglobin.
  • the solid line waveform in FIG. 6 is an oxygen saturation level of 100%, that is, an absorption spectrum of oxygenated hemoglobin HbO
  • the long dashed line waveform is an oxygen saturation level of 0%, that is, an absorption spectrum of reduced hemoglobin Hb.
  • oxygenated hemoglobin HbO and reduced hemoglobin Hb have different peak wavelengths. Specifically, oxygenated hemoglobin HbO has an absorption peak P1 near a wavelength of 542 nm and an absorption peak P3 near a wavelength of 576 nm. On the other hand, reduced hemoglobin Hb has an absorption peak P2 near 556 nm.
  • FIG. 6 is an absorption spectrum when the sum of the concentrations of oxygenated hemoglobin HbO and reduced hemoglobin Hb is constant. Therefore, the ratio of oxygenated hemoglobin HbO and reduced hemoglobin Hb, that is, the absorbance is constant regardless of the oxygen saturation.
  • the isosbestic points E1, E2, E3, E4 appear.
  • the wavelength band sandwiched between the equal absorption points E1 and E2 is the wavelength band R1 described above with respect to the optical filter 410, and the wavelength region sandwiched between the equal absorption points E2 and E3 is the wavelength band.
  • the wavelength band sandwiched between the equal absorption points E3 and E4 is the wavelength band R3, and the wavelength band sandwiched between the equal absorption points E1 and E4, that is, the band including the wavelength bands R1, R2, and R3. Is the wavelength band R0. Therefore, the wavelength band of the Wide light, which is the transmitted light transmitted through the optical filter 415 among the light emitted from the light source lamp 430, is the wavelength band R0, and the light emitted from the light source lamp 430 is transmitted through the optical filter 416.
  • the wavelength band of the narrow light that is the transmitted light is the wavelength band R2.
  • the absorption of hemoglobin increases or decreases linearly with respect to the oxygen saturation.
  • the total values AR1 and AR3 of the hemoglobin absorbance in the wavelength bands R1 and R3 increase linearly with respect to the oxygenated hemoglobin concentration, that is, the oxygen saturation.
  • the total value AR2 of the absorbance of hemoglobin in the wavelength band R2 increases linearly with respect to the concentration of reduced hemoglobin.
  • the oxygen saturation is defined by the following equation (1).
  • formulas (2) and (3) representing the concentrations of oxygenated hemoglobin HbO and reduced hemoglobin Hb are obtained.
  • the total values AR1, AR2, and AR3 of the hemoglobin absorbance are characteristic quantities that depend on both the oxygen saturation and the hemoglobin concentration.
  • the total value of the extinction coefficient in the wavelength band R0 does not depend on the oxygen saturation but becomes a value determined by the concentration of hemoglobin. Therefore, the hemoglobin concentration can be quantified based on the total value of the extinction coefficient in the wavelength band R0. Further, the oxygen saturation is quantified based on the total value of the absorbance in the wavelength band R1, the wavelength band R2, or the wavelength band R3 and the hemoglobin concentration determined based on the total value of the absorbance in the wavelength band R0. be able to.
  • the feature amount acquisition unit 510 of the present embodiment includes a first image processing unit 510a, a second image processing unit 510b, and a third image processing unit 510c.
  • the first image processing unit 510a calculates and acquires the hemoglobin concentration of the biological tissue T based on a first ratio described later having sensitivity to the hemoglobin concentration of the biological tissue T, and calculates the calculated hemoglobin concentration. And calculating the oxygen saturation of the hemoglobin of the living tissue T based on a later-described second ratio having sensitivity to the oxygen saturation of the hemoglobin.
  • the sensitivity of the first ratio to the concentration of moglobin means that the value of the first ratio also changes when the concentration of moglobin changes.
  • the second ratio is sensitive to the oxygen saturation of hemoglobin means that the value of the second ratio also changes when the oxygen saturation changes.
  • the second image processing unit 510b sets pixels whose hemoglobin density is less than the threshold as non-transparent pixels whose transmittance is 0 in the distribution image of hemoglobin density, and the hemoglobin density is the threshold value.
  • FIG. 2 (c) shows that the oxygen saturation distribution image is masked from the distribution image of the hemoglobin concentration by giving the pixel that is separated from the threshold value a transmission pixel that is determined according to the degree of separation from the threshold value.
  • a mask image M as shown in FIG.
  • the second image processing unit 510b determines that the pixel value representing the hemoglobin density is greater than or equal to the set lower limit value and reaches the upper limit value, and the pixel value corresponding to the difference between the lower limit value and the upper limit value.
  • the oxygen saturation distribution image from the hemoglobin concentration distribution image by providing the pixel with a transmittance determined according to the ratio (distance) between the (pixel output value) and the lower limit value.
  • it is preferable that a pixel having a pixel value equal to or higher than the upper limit value is given a transmittance of 100% to be a transmissive pixel.
  • the third image processing unit 510c generates an oxygen saturation distribution processing image in which the mask image M is superimposed on the upper layer of the oxygen saturation distribution image. First, generation of a hemoglobin concentration distribution image and generation of an oxygen saturation distribution image performed in the first image processing unit 510a will be described.
  • the first image processing unit 510a of the feature amount acquisition unit 510 of this embodiment calculates the concentration of hemoglobin based on the luminance component of the color image data in the wavelength band R0.
  • the luminance component is obtained by multiplying the R component of the color image data by a predetermined coefficient, multiplying the G component of the color image data by a predetermined coefficient, and multiplying the value of the B component of the color image data by a predetermined coefficient.
  • the first image processing unit 510a of the feature amount acquisition unit 510 specifically outputs color image data (second color image data) of the living tissue T using Wide light (second light) as illumination light IL.
  • the concentration of hemoglobin is calculated based on (first ratio).
  • the ratio Wide / WL (R) or Wide / ⁇ WL (R) + WL (G) ⁇ obtained by dividing the luminance component Wide by WL (R) or ⁇ WL (R) + WL (G) ⁇ . Is used to remove the change in the spectral characteristics of the living tissue T depending on the degree to which the illumination light IL is scattered on the surface of the living tissue T.
  • the reflection spectrum of the living tissue T such as the inner wall of the digestive tract has a wavelength characteristic of absorption by the components constituting the living tissue T (specifically, absorption spectrum characteristics of oxygenated hemoglobin and reduced hemoglobin), It is easily affected by the wavelength characteristic of scattering of illumination light by T.
  • R component WL (R) of color image data (first color image data) of living tissue T using white light WL (first light) as illumination light IL, or a total component WL of R component and G component ( R) + WL (G) represents the degree of scattering of the illumination light IL in the living tissue T without being affected by the hemoglobin concentration or oxygen saturation.
  • the wavelength band of the white light WL has one of the components of the first color image data. It is preferable that the wavelength band is set so as not to be sensitive to a change in the hemoglobin concentration of the living tissue T. One of the components of the first color image data is not sensitive to changes in the concentration of hemoglobin. Even if the concentration of hemoglobin changes, one value of the components of the first color image data is substantially It means not changing.
  • the wavelength band of the white light WL (reference light) is set so that one of the components of the first color image data includes a wavelength band that is not sensitive to changes in oxygen saturation.
  • One of the components of the first color image data is not sensitive to changes in oxygen saturation. Even if the oxygen saturation changes, one value of the components of the first color image data is substantially It means not changing.
  • a reference table representing the correspondence between the first ratio information and the hemoglobin concentration in the sample reproducing the light absorption characteristics of hemoglobin having a predetermined concentration is stored in the memory 512 in advance, and the feature amount acquisition unit 510 The first image processing unit 510a calculates the concentration of hemoglobin based on the value of the first ratio in the color image data captured by the living tissue T using the reference table.
  • the luminance component Wide of the color image data (second color image data) of the living tissue T using Wide light (second light) as the illumination light IL is used as the first ratio.
  • G component Wide (G) instead of the luminance component Wide of the color image data (second color image data) of the living tissue T.
  • the oxygen saturation calculation unit 510b of the feature amount acquisition unit 510 calculates the oxygen saturation based on the second ratio defined below. That is, the oxygen saturation calculation unit 510b of the feature amount acquisition unit 510 performs color image data (third color image data) of the biological tissue T illuminated with the narrow light that is the light in the wavelength band R2 that has passed through the optical filter 416.
  • the ratio Narrow / Wide is calculated as the second ratio.
  • the correspondence relationship representing the relationship between the concentration of hemoglobin and the lower limit value of the second ratio when the oxygen saturation level is 0% and the upper limit value of the second ratio Narrow / Wide when the oxygen saturation level is 100% is described above. And stored in the memory 512 in advance.
  • the oxygen saturation calculation unit 510b of the feature amount acquisition unit 510 uses the calculation result of the hemoglobin concentration obtained from the color image data generated by the imaging of the living tissue T and the above correspondence, and uses the lower limit value and the upper limit of the second ratio. Find the value.
  • the lower limit value and the upper limit value are values corresponding to oxygen saturation of 0% and 100%.
  • the oxygen saturation calculation unit 510b uses the fact that the second ratio linearly changes according to the oxygen saturation between the obtained lower limit value and upper limit value, and thus the second ratio of the captured biological tissue T.
  • the oxygen saturation is calculated depending on where the value of Narrow / Wide is in the range between the lower limit and the upper limit corresponding to the oxygen saturation of 0 to 100%.
  • the oxygen saturation calculation unit 510b of the feature amount acquisition unit 510 calculates the oxygen saturation. Further, a reference table representing the correspondence between the hemoglobin concentration and the second ratio value and the oxygen saturation of hemoglobin is obtained from the above sample and stored in the memory 512 in advance. The oxygen saturation of hemoglobin can also be calculated from the calculated second ratio.
  • the second ratio is the luminance component Narrow of the color image data (third color image data) of the living tissue T illuminated with the narrow light and the color image data (first image of the living tissue T illuminated with the wide light).
  • 2 color image data is used as a ratio to the luminance component Wide, but illumination is performed using the G component Narrow (G) of the color image data (third color image data) of the living tissue T illuminated with the narrow light and the wide light.
  • G the ratio of the color image data (second color image data) of the living tissue T to the G component Wide (G)
  • it is desirable that the ratio is optimized according to the wavelength characteristics of the filter to be used.
  • the narrow light in the wavelength band R2 is used for illumination of the living tissue T for the calculation of the second ratio, but is not limited to the narrow light.
  • the light having the wavelength band R1 or the wavelength band R2 as the wavelength band may be used in order to use the wavelength band R1 or the wavelength band R2 in which the total absorbance changes with respect to the oxygen saturation. it can.
  • the filter characteristic of the optical filter 416 may be set to the wavelength band R1 or the wavelength band R2.
  • the ratio Wide / WL (R) or Wide / ⁇ WL (R) + WL (G) ⁇ is a ratio having sensitivity to the concentration of hemoglobin in the living tissue, and the ratio Narrow.
  • / Wide is a ratio having sensitivity to oxygen saturation of hemoglobin in a living tissue
  • the ratio Wide is a component in a wavelength band within a range of 500 nm to 600 nm
  • Narrow is within a range of 500 nm to 600 nm. It is a component in a wavelength band narrower than the above wavelength band.
  • FIG. 7 is a diagram showing an example of the relationship between the first ratio and the hemoglobin concentration.
  • the first image processing unit 510a of the feature amount acquisition unit 510 obtains the first ratio as described above
  • the first image processing unit 510a refers to the reference table representing the correspondence relationship as illustrated in FIG. To determine the hemoglobin concentration.
  • FIG. 7 shows that the concentration H1 of hemoglobin is obtained based on the value of the first ratio.
  • the numerical values on the horizontal axis and the vertical axis in FIG. 7 are represented by values from 0 to 1024 for convenience.
  • FIG. 8 is a diagram illustrating an example of the relationship between the upper limit value and the lower limit value of the second ratio and the concentration of hemoglobin.
  • the numerical values on the horizontal axis and the vertical axis in FIG. 8 are represented by values from 0 to 1024 for convenience.
  • the first image processing unit 510a of the feature amount acquisition unit 510 obtains the second ratio as described above
  • the first image processing unit 510a is illustrated in FIG. 8 based on the hemoglobin concentration and the second ratio obtained by the first image processing unit 510a.
  • the oxygen saturation amount calculation unit 510b determines the value of oxygen saturation.
  • the upper limit value Max (100%) and the lower limit value Min (0%) when the value of the second ratio is the hemoglobin concentration H1 when the value is R2 are obtained.
  • the value of oxygen saturation is obtained.
  • the first image processing unit 510a uses the pixel value obtained by performing gradation processing based on the hemoglobin concentration value and the oxygen saturation value calculated for each pixel in this manner, and the hemoglobin concentration distribution image and oxygen A distribution image of saturation is generated.
  • the mask image generated by the second image processing unit 510b is a non-transparent pixel having a transmittance of 0 in a hemoglobin density distribution image where the hemoglobin density is less than the threshold value.
  • the distribution of oxygen saturation is obtained from the distribution image of hemoglobin concentration by assigning a pixel having a hemoglobin concentration equal to or higher than the threshold value to a transmission pixel by giving the pixel a transmittance determined according to the degree to which the hemoglobin concentration departs from the threshold value.
  • a mask image M (see FIG. 2C) as shown in FIG. 2C, which masks the image, is generated.
  • a pixel whose pixel value (pixel output value) representing the hemoglobin density is less than the set lower limit value is set as a non-transparent pixel having a transmittance of 0, and a pixel value equal to or higher than the set upper limit value is set as the transmittance.
  • the pixel value (pixel output value) is between the lower limit value and the upper limit value according to the ratio of the difference between the pixel value and the lower limit value with respect to the difference between the lower limit value and the upper limit value.
  • FIG. 2 (c) shows the oxygen saturation distribution image masked from the hemoglobin concentration distribution image by providing the pixel with a transmittance between 0 and 100% that is modulated to form a transmission pixel.
  • Such a mask image M (see FIG. 2C) is generated.
  • the threshold value, the upper limit value, and the lower limit value may be preset values or values that can be freely input and set by the operator.
  • the third image processing unit 510c generates an oxygen saturation distribution processing image in which the generated mask image M is superimposed on the upper layer of the oxygen saturation distribution image generated by the first image processing unit 510a.
  • the data of the generated oxygen saturation distribution processing image is controlled to a predetermined image display form via the image display control unit 514 and output to the display 300.
  • FIG. 9A is a diagram illustrating an example of the diagnosis support image of the present embodiment displayed on the endoscope system 10
  • FIG. 9B is an example of the diagnosis support image displayed on the conventional endoscope system.
  • FIGS. 9A and 9B are oxygen saturation distribution processing images (diagnosis support images) of the present embodiment, which are generated from the same hemoglobin concentration distribution image and oxygen saturation distribution image.
  • FIGS. 1A and 1C show an example of a conventional oxygen saturation distribution image.
  • FIGS. 1A and 1C show a portion surrounded by a rectangular frame F.
  • FIG. 9A it can be seen that the diagnostic support image (oxygen saturation distribution processing image) generated in the present embodiment displays image information in the form of muscles such as blood vessels.
  • the conventional diagnosis support image shown in FIG. 9B is an image obtained by selecting and displaying pixels with a specified hemoglobin concentration. That is, in this oxygen saturation distribution image, image information in the form of muscles such as blood vessels is not displayed. For this reason, in the conventional diagnosis support image, it is difficult to indicate which part on the living tissue shown in FIG. In contrast, in the diagnosis support image generated in the present embodiment, a mask is generated based on a change in the concentration of hemoglobin (blood), so that image information in the form of muscles such as blood vessels is displayed. Based on this image information, it is possible to easily identify which part on the living tissue shown in FIG.
  • FIGS. 10A to 10F are diagrams for explaining a mask image M used for creating a diagnosis support image displayed by the endoscope system 10.
  • FIGS. 10A to 10F show examples of tone conversion when generating a value of transmittance 0 to 100% from the value of hemoglobin density for creating the mask image M.
  • FIG. FIG. 10A to 10F show examples of tone conversion when generating a value of transmittance 0 to 100% from the value of hemoglobin density for creating the mask image M.
  • the conversion from the hemoglobin concentration to the transmittance between the threshold Th and the upper limit H is as shown in FIG. ) To (f) can be used.
  • a pixel having a hemoglobin density less than the threshold Th is an opaque pixel having a transmittance of zero.
  • the transmittance can be linearly changed with respect to the density between the threshold Th and the upper limit H as in the gradation conversion shown in FIG.
  • the change in transmittance with respect to the density is reduced in the vicinity of the threshold value Th and the upper limit value H.
  • non-linear conversion that increases the change in transmittance with respect to the density can also be used.
  • the change in the transmittance with respect to the density gradually decreases as the density increases between the threshold value Th and the upper limit value H. It can also be a non-linear transformation.
  • the change in transmittance with respect to the density gradually increases as the density increases between the threshold value Th and the upper limit value H as in the gradation conversion shown in FIG. It can also be a non-linear transformation.
  • like the gradation conversion shown in FIG. 10 (f) instead of the conversion shown in FIG.
  • the transmittance of the transmissive pixel of the mask image M is set to increase continuously or stepwise as the pixel value of the pixel moves away from the threshold Th.
  • the transmittance of the transmissive pixel increases nonlinearly as the pixel value of the pixel moves away from the threshold Th.
  • the processor 200 includes an input unit (not shown) that receives an input that continuously changes the value of the threshold Th, and the third image processing unit 510c performs an oxygen saturation distribution process each time the input is changed. It is preferable to generate an image.
  • the threshold value Th is displayed so that the operator can display image information that can identify a portion on the living tissue, such as a muscular shape such as a blood vessel, while viewing the oxygen saturation distribution processing image displayed on the display 300. Therefore, the operator can easily indicate the location on the living tissue of the non-healthy part.
  • the endoscope system 10 captures a diagnosis image that can easily point a non-healthy part on an image of a living tissue by imaging a living tissue and performing image processing using a mask image M.
  • the image display apparatus comprised so that the image which the biological tissue imaged was received, or the image display which memorize
  • An apparatus can be provided.
  • the image display device includes a processor that performs image processing and a display configured to display an image.
  • the processor includes first to third image processing units for generating oxygen saturation distribution processing images.
  • the display is configured to display an image of the distribution processing image of the oxygen saturation generated by the processor.
  • the first image processing unit is configured to obtain a distribution image of the hemoglobin concentration of the living tissue and an oxygen saturation distribution image of the living tissue from the captured image of the living tissue.
  • the second image processing unit sets a pixel having a hemoglobin density less than the threshold Th as a non-transparent pixel having a transmittance of 0, and converts the pixel value of the pixel into a pixel having a hemoglobin density greater than or equal to the threshold Th.
  • Is configured to generate a mask image M that masks the oxygen saturation distribution image from the hemoglobin concentration distribution image by providing a transmission pixel that is determined according to the degree of separation from the threshold Th. .
  • the third image processing unit is configured to generate an oxygen saturation distribution processing image in which a mask image M is superimposed on an upper layer of the oxygen saturation distribution image.
  • This image display device also generates an oxygen saturation distribution processing image based on the mask image M, so that a diagnosis support image that can determine the presence of an unhealthy part is identified, and the position of the unhealthy part in the living tissue is specified.
  • the image information that can be displayed can be displayed.
  • the wavelength band of the illumination light IL used for calculating the hemoglobin concentration and the oxygen saturation is in the range of 500 to 600 nm as shown in FIG. 6, but is not limited to this wavelength band.
  • the present invention can also be applied to a wavelength band in which the absorbance changes around the isoabsorption point depending on the oxygen saturation of hemoglobin.
  • a constant wavelength band on the long wavelength side or short wavelength side of any isosbestic point in the wavelength band of 400 to 500 nm can be used as the wavelength band of the proof light IL.
  • Endoscope system 100 Electronic endoscope 110 Insertion tube 111 Insertion tube front-end

Abstract

内視鏡システムは、生体組織の撮像画像から生体組織の第１、２特徴量分布画像を生成し、こられの分布画像から第２特徴量分布処理画像を生成するプロセッサと、前記第２特徴量分布処理画像を画像表示するディスプレイと、を備える。前記プロセッサは、前記第１特徴量分布画像において、前記第１特徴量を表す画素値が下限値未満の画素を透過率が０の不透過画素とし、上限値と前記下限値の間にある画素に、前記画素値に応じて、連続的にあるいは段階的に定まる透過率を与えて透過画素とすることにより、前記第２特徴量分布画像のマスク画像を生成する。前記プロセッサは、さらに、前記第２特徴量分布画像の上層に前記マスク画像を重ねた第２特徴量分布処理画像を生成する。

Description

内視鏡システム、及び画像表示装置
　本発明は、生体組織の特徴量を画像処理して画像表示する内視鏡システム及び画像表示装置に関する。
　内視鏡によって得られた画像データから、被写体である生体組織中の生体物質、例えば、ヘモグロビンの濃度やヘモグロビンの酸素飽和度の情報を求めこの情報を分布として表した分布画像を表示する機能を備えた内視鏡システムがある。この特徴量の分布画像から、病変部あるいは病変部として疑わしい部分（以降、病変部あるいは病変部として疑わしい部分を非健常部という）を有力な診断支援情報として提供することができる。このような内視鏡システムを含むヘモグロビン観察装置の一例が特許文献１に記載されている。
　特許文献１に記載のヘモグロビン観察装置は、観察対象物が含むヘモグロビンの３種の異なる波長帯域の反射光の情報を所定の演算処理に基づき処理し、その処理結果を表示部に表示する構成を備える。このとき、取り込んだ像の信号の演算処理においては、ヘモグロビン濃度依存の反射光量または透過光量の情報と、酸素飽和度依存の反射光量または透過光量の情報との相関に基づいてヘモグロビンの酸素飽和度を算出する。
特開２００５－３２６１５３号公報
　内視鏡システムを含む上記ヘモグロビン観察装置で算出され表示される酸素飽和度の分布を示す画像は、内臓組織や静脈や動脈等の血管の場所を特定する情報が欠落している。このため診断支援画像としては、注目する部分と生体組織との位置関係が不明確であり、適切でない。すなわち、酸素飽和度の分布を示す画像において注目する部分が、生体組織のどの位置に対応するのか、明確に特定できない。また、生体組織の画像を酸素飽和度画像と同時に観察できるように画面上に配置とした場合でも、生体組織のどの位置において酸素飽和度が高いのか、生体組織と酸素飽和度の位置関係を明確に把握することは困難であるという欠点を有している。
　そこで、本発明は、酸素飽和度と血液の濃度から、生体組織中の病変部あるいは病変部として疑わしい部分を含む非健常部の存在を検出することができ、かつ診断支援画像として注目する非健常部が生体組織のどこに位置するか特定することが可能な明確な画像情報を表示する内視鏡システム及び画像表示装置を提供することを目的とする。
　本発明の一態様は、内視鏡システムである。
　前記内視鏡システムは、
　生体組織を撮像することにより複数の画像データを生成するように構成された撮像素子を備えた内視鏡と、
　前記複数の画像データから、生体組織の第１特徴量の分布を表した第１特徴量分布画像及び生体組織の第２特徴量分布を表した第２特徴量分布画像を求めるように構成された第１画像処理部と、前記第１特徴量分布画像において、前記第１特徴量が所定の閾値未満の画素を透過率が０の不透過画素とし、前記第１特徴量が前記所定の閾値以上の画素を、前記第１特徴量が前記閾値から離れる程度に応じて定まる透過率を画素に与えて透過画素とすることにより、前記第１特徴量分布画像から、前記第２特徴量分布画像をマスクするマスク画像を生成するように構成された第２画像処理部と、前記第２特徴量分布画像の上層に前記マスク画像を重ねた第２特徴量分布処理画像を生成するように構成された第３画像処理部と、を備えたプロセッサと、
　前記第３画像処理部で生成された前記第２特徴量分布処理画像を画像表示するように構成されたディスプレイと、を備える。
　前記第２画像処理部は、例えば、前記第１特徴量が所定の下限値未満の画素を透過率が０の不透過画素とし、前記第１特徴量が所定の上限値以上の画素を透過率が１００％の透過画素とし、前記画素の出力値が前記下限閾値から前記上限閾値の間は両者間の距離に応じて変調される透過率を画素に与えて透過画素とすることにより、前記第１特徴量分布画像からマスクを生成して、前記第２特徴量分布画像をフィルタリングするためのマスク画像を生成する、ことが好ましい。
　前記透過画素の前記透過率は、前記画素における前記第１特徴量が前記閾値から離れる程、連続的にあるいは段階的に高くなる、ことが好ましい。例えば、前記透過画素の透過率は、前記下限値から前記上限値に向けて、連続的にあるいは段階的に高くする構成とすることができる。
　前記透過画素の前記透過率は、前記画素における前記第１特徴量が前記閾値から離れるにつれ、非線形に高くなる、ことが好ましい。例えば、前記透過画素の透過率は、前記画素における前記第１特徴量が前記閾値から離れる程度に応じて、または、前記画素の出力値が前記下限値から前記上限値に向けて、非線形的に高くする構成とすることができる。
　前記プロセッサは、前記閾値の値を連続的に変化させるような入力を受けるように構成された入力部を備え、前記入力の変更のたびに、前記第３画像処理部は、前記第２特徴量分布処理画像の生成を行うように構成されている、ことが好ましい。
　前記第１画像処理部は、前記複数の画像データの成分のうち、所定の成分の値を用いて成分間の第１の比率及び第２の比率の値を算出し、前記第１の比率及び前記第２の比率の値を用いて前記第１特徴量及び前記第２特徴量を算出し、
　前記第１特徴量は、ヘモグロビンの濃度であり、前記第２特徴量は、ヘモグロビンの酸素飽和度である、ことが好ましい。
　前記第１の比率は、前記生体組織の前記第１特徴量に対して感度を有する比率であり、
　前記第２の比率は、前記生体組織の前記第２の特徴量に対して感度を有する比率であり、
　前記第１の比率の算出に用いる前記画像データの成分の１つは、５００ｎｍ～６００ｎｍの範囲内の第１波長帯域の成分であり、
　前記第２の比率の算出に用いる前記画像データの成分の１つは、前記第１波長帯域より狭い第２の波長帯域の成分である、ことが好ましい。
　本発明の他の一態様は、画像処理を行うように構成されたプロセッサと画像を表示するように構成されたディスプレイを備える画像表示装置である。
　前記画像表示装置は、
　生体組織の撮像画像から生体組織の第１特徴量の分布を表した第１特徴量分布画像及び生体組織の第２特徴量の分布を表した第２特徴量分布画像を求めるように構成された第１画像処理部と、前記第１特徴量分布画像において、前記第１特徴量が所定の閾値未満の画素を透過率が０の不透過画素とし、前記第１特徴量が所定の閾値以上の画素に、前記画素の画素値が前記閾値から離れる程度に応じて定まる透過率を与えて透過画素とすることにより、前記第１特徴量分布画像から、前記第２特徴量分布画像をマスクするマスク画像を生成するように構成された第２画像処理部と、前記第２特徴量分布画像の上層に前記マスク画像を重ねた第２特徴量分布処理画像を生成するように構成された第３画像処理部と、を備えたプロセッサと、
　前記第３画像処理部で生成された前記第２特徴量分布処理画像を画像表示するように構成されたディスプレイと、を備える。
　前記第２画像処理部は、例えば、前記第１特徴量が所定の下限値未満の画素を透過率が０の不透過画素とし、前記第１特徴量が所定の上限値以上の画素を透過率が１の全透過画素とし、前記画素の出力値が前記下限閾値から前記上限閾値の間は両者間の距離に応じて変調される透過率を画素に与えて透過画素とすることにより、前記第１特徴量分布画像からマスクを生成し、前記第２特徴量分布画像をフィルタリングするためのマスク画像を生成する、ことが好ましい。
　上述の内視鏡システム及び画像表示装置によれば、生体組織中の病変部あるいは病変部として疑わしい部分を含む非健常部の存在を検出することができる診断支援画像であり、かつ、診断支援画像として注目する非健常部が生体組織のどこに位置するか特定することが可能な明確な画像情報を含んだ画像を表示することができる。
（ａ）～（ｃ）は、生体組織の画像とその生体組織の生体特徴量の分布画像の例を示す図である。 （ａ）～（ｃ）は、本実施形態の内視鏡システムあるいは画像表示装置で表示する診断支援画像の作成の一例を説明する図である。 本実施形態で用いる内視鏡システムの一例の構成のブロック図である。 本実施形態で用いる内視鏡システムの撮像素子の赤（Ｒ）、緑（Ｇ）、青（Ｂ）の各フィルタの分光特性の一例を示す図である。 本実施形態で用いる内視鏡システムの光源装置で用いる回転フィルタの一例の外観図（正面図）である。 ５５０ｎｍ付近のヘモグロビンの吸収スペクトルの一例を示す図である。 本実施形態で用いる第１比率とヘモグロビンの濃度との関係の一例を示す図である。 本実施形態で用いる第２比率の上限値及び下限値とヘモグロビンの濃度の関係の一例を示す図である。 （ａ）は、本実施形態の内視鏡システムで表示する診断支援画像の一例を示す図であり、（ｂ）は、従来の内視鏡システムで表示する診断支援画像の一例を示す図である。 （ａ）～（ｆ）は、本実施形態の内視鏡システムあるいは画像表示装置で表示する診断支援画像の作成に用いるマスク画像を説明する図である。
　本発明の一実施形態である内視鏡システムあるいは画像表示装置は、生体組織における非健常部の有無を判断することができる診断支援画像を表示する。図１（ａ）～（ｃ）は、生体組織の画像とその生体組織の生体特徴量の分布画像の例を示す図である。
　図１（ａ）は、生体組織の像の一例を示している。図１（ｂ）は、後述する内視鏡システムを用いて算出される生体組織におけるヘモグロビンの濃度（生体特徴量）の分布画像の一例を示し、図１（ｃ）は、後述する内視鏡システムを用いて算出される生体組織における酸素飽和度（生体特徴量）の分布画像の一例を示す。
　図１（ｂ）には、生体組織の血管等の筋状の形態が表示されている。一方、図１（ｃ）に示す酸素飽和度の分布画像では、生体組織の血管等の形態が明確に示されていない。このため、悪性腫瘍等と特徴とされるヘモグロビンの濃度が高く、かつ酸素飽和度の低い組織を検出するために、酸素飽和度の分布画像から、低い酸素飽和度の場所を探し、かつ該当部分に対応するヘモグロビンの濃度の高低を判断することが必要となる。しかし、図１（ｂ）及び図１（ｃ）をディスプレイに並列に表示したとしても、生体組織の血管等の場所を特定できる画像情報が含まれない酸素飽和度の分布画像から、病変部あるいは病変部として疑わしい非健常部が、図１（ａ）に示す生体組織のどの部分に該当するか、瞬時に特定することは困難である。
　本発明の実施形態では、このような生体組織中の病変部あるいは病変部として疑わしい部分を含む非健常部の存在を検出することができかつ、生体組織中の非健常部の位置を容易に特定できる診断支援画像を提供することができる。すなわち、診断支援画像として、生体組織の形状や位置を反映した情報を付加した画像が提供される。
（診断支援画像）
　図２（ａ）～（ｃ）は、本実施形態の内視鏡システムあるいは画像表示装置で表示する診断支援画像の作成の一例を説明する図である。
　本実施形態では、図１（ｃ）に示す酸素飽和度（第２特徴量）の分布画像をマスクするマスク画像を、図１（ｂ）に示すヘモグロビンの濃度（第１特徴量）の分布画像から生成する。具体的には、本実施形態では、後述する内視鏡システムで算出されるヘモグロビンの濃度の分布（図２（ａ）参照）において、図２（ｂ）に示すように、各画素におけるヘモグロビンの濃度（第１特徴量）が所定の閾値未満の画素を透過率が０の不透過画素とし、ヘモグロビンの濃度が閾値以上の画素を、ヘモグロビンの濃度が前記閾値から離れる程度に応じて定まる透過率を画素に与えて透過画素とする。具体的には、各画素の出力値すなわちヘモグロビンの濃度に関する画素値が、所定の下限値（ヘモグロビンの濃度の閾値に対応する画素値）以上の画素を、下限値から上限値に向けて透過率が高くなるように、画素値と下限値との差（距離）に応じて定まる透過率を画素に与えて透過画素とすることにより、ヘモグロビンの濃度（第１特徴量）の分布画像からマスク画像を作成する。
　本実施形態の内視鏡システム及び画像表示装置は、このマスク画像を、酸素飽和度の分布画像をマスクするマスク画像として作成し、酸素飽和度の分布画像の上層にマスク画像を重ねた酸素飽和度処理分布画像を、診断支援画像として作成し、この酸素飽和度分布処理画像をディスプレイに表示する。
　図２（ａ）に示す例では、透過率が２０％、５０％、及び１００％が示されている。透過率は、マスク画像として用いる場合、マスク画像の下層にある画像の画素の輝度値を透過率に応じて変更させる。マスク画像の各画素において、透過率１００％は、マスク画像の下層にある画像の画素の輝度値は変化させず、透過率２５％は、マスク画像の下層にある画像の画素の輝度値を２５％に変化させることをいう。
　図２（ｃ）は、マスク画像Ｍの一例を示す。
　（内視鏡システムの構成）
　図３は、本実施形態の内視鏡システム１０の構成を示すブロック図である。内視鏡システム１０は、電子内視鏡（内視鏡）１００、プロセッサ２００、ディスプレイ３００、及び光源装置４００を備える。電子内視鏡１００及びディスプレイ３００は、プロセッサ２００に着脱可能に接続されている。プロセッサ２００は、画像処理部５００を備える。光源装置４００は、プロセッサ２００に着脱自在に接続されている。
　電子内視鏡１００は、被検者の体内に挿入される挿入管１１０を有する。挿入管１１０の内部には、挿入管１１０の略全長に亘って延びるライトガイド１３１が設けられている。ライトガイド１３１の一端部である先端部１３１ａは、挿入管１１０の先端部、すなわち挿入管先端部１１１近傍に位置し、ライトガイド１３１の他端部である基端部１３１ｂは、光源装置４００との接続部に位置する。したがって、ライトガイド１３１は、光源装置４００との接続部から挿入管先端部１１１近傍まで延びている。
　光源装置４００は、キセノンランプ等の光量の大きい光を生成する光源ランプ４３０を光源として備える。光源装置４００から出射した光は照明光ＩＬとして、ライトガイド１３１の基端部１３１ｂに入射する。ライトガイド１３１の基端部１３１ｂに入射した光は、ライトガイド１３１を通ってその先端部１３１ａに導かれ、先端部１３１ａから出射される。電子内視鏡１００の挿入管先端部１１１には、ライトガイド１３１の先端部１３１ａと対向して配置された配光レンズ１３２が設けられている。ライトガイド１３１の先端部１３１ａから出射する照明光ＩＬは、配光レンズ１３２を通過して、挿入管先端部１１１の近傍の生体組織Ｔを照明する。
　電子内視鏡１００の挿入管先端部１１１には対物レンズ群１２１及び撮像素子１４１が設けられている。対物レンズ群１２１及び撮像素子１４１は撮像部を形成する。照明光ＩＬのうち、生体組織Ｔの表面で反射又は散乱された光は、対物レンズ群１２１に入射し、集光されて、撮像素子１４１の受光面上で結像する。撮像素子１４１は、その受光面にカラーフィルタ１４１ａを備えたカラー画像撮像用のＣＣＤ（Charge Coupled Device）イメージセンサ、あるいはＣＭＯＳ（Complementary Metal Oxide Semiconductor）イメージセンサ等の公知撮像素子を使用することができる。
　カラーフィルタ１４１ａは、赤色の光を通過させるＲカラーフィルタと、緑色の光を通過させるＧカラーフィルタと、青色の光を通過させるＢカラーフィルタとが配列され、撮像素子１４１の各受光素子上に直接形成された、いわゆるオンチップフィルタである。図４は、本実施形態で用いる撮像素子の赤（Ｒ）、緑（Ｇ）、青（Ｂ）の各フィルタの分光特性の一例を示す図である。本実施形態のＲカラーフィルタは、波長約５７０ｎｍより長波長（例えば５８０ｎｍ～７００ｎｍ）の光を通過させるフィルタであり、Ｇカラーフィルタは、例えば波長約４７０ｎｍ～６２０ｎｍの光を通過させるフィルタであり、Ｂカラーフィルタは、波長約５３０ｎｍより短波長（例えば４２０ｎｍ～５２０ｎｍ）の光を通過させるフィルタである。
　撮像素子１４１は、複数の光のそれぞれで照明された生体組織Ｔを撮像して、各光に対応したカラー画像データを生成する撮像手段であり、波長範囲が異なる複数の光で生体組織Ｔを照明することにより生体組織Ｔ上で反射したあるいは散乱した光に対応するカラー画像データを生成する画像データ生成手段である。撮像素子１４１は、後述する画像処理部５００と同期して駆動するように制御され、受光面上で結像した生体組織Ｔの像に対応するカラー画像データを、周期的に（例えば、１／３０秒間隔で）出力する。撮像素子１４１から出力されたカラー画像データは、ケーブル１４２を介してプロセッサ２００の画像処理部５００に送られる。
　画像処理部５００は、Ａ／Ｄ変換回路５０２、プレ画像処理部５０４、フレームメモリ部５０６、ポスト画像処理部５０８、特徴量取得部５１０、メモリ５１２、画像表示制御部５１４、及びコントローラ５１６を主に備える。
　Ａ／Ｄ変換回路５０２は、電子内視鏡１００の撮像素子１４１からケーブル１４２を介して入力されるカラー画像データをＡ／Ｄ変換してデジタルデータを出力する。Ａ／Ｄ変換回路５０２から出力されるデジタルデータは、プレ画像処理部５０４に送られる。
　プレ画像処理部５０４は、デジタルデータを、Ｒカラーフィルタが装着された撮像素子１４１中の受光素子によって撮像されたＲデジタル画像データ、Ｇカラーフィルタが装着された撮像素子１４１中の受光素子によって撮像されたＧデジタル画像データ、及びＢカラーフィルタが装着された撮像素子１４１中の受光素子によって撮像されたＢデジタル画像データからデモザイク処理により、画像を構成するＲ，Ｇ，Ｂ成分のカラー画像データを生成する。さらに、プレ画像処理部５０４は、生成したＲ，Ｇ，Ｂのカラー画像データに対して、色補正、マトリックス演算、及びホワイトバランス補正等の所定の信号処理を施す部分である。
　フレームメモリ部５０６は、撮像素子１４１で撮像され、信号処理の施された１画像毎のカラー画像データを一時記憶する。
　ポスト画像処理部５０８は、フレームメモリ部５０６に記憶されたカラー画像データを読み出して、あるいは後述する画像表示制御部５１４で生成された画像データを受け取って、信号処理（γ補正等）してディスプレイ表示用の画面データを生成する。画像表示制御部５１４で生成された画像データは、後述するように、生体組織Ｔのヘモグロビンの酸素飽和度の分布を示した酸素飽和度分布画像等の特徴量の分布画像のデータを含む。生成された画面データ（ビデオフォーマット信号）は、ディスプレイ３００に出力される。これにより、生体組織Ｔの画像や生体組織Ｔの特徴量の分布画像等がディスプレイ３００の画面に表示される。
　特徴量取得部５１０は、コントローラ５１６の指示に応じて、後述するように、撮像された生体組織Ｔのヘモグロビンの濃度とヘモグロビンの酸素飽和度を特徴量として算出し、これらの特徴量の、撮像した生体組織Ｔの像上の分布画像、すなわち、ヘモグロビンの濃度の分布を示した分布画像やヘモグロビンの酸素飽和度の分布を示した酸素飽和度の分布画像を生成する。特徴量取得部５１０は、さらに、ヘモグロビンの濃度の分布画像から酸素飽和度の分布画像をマスクするマスク画像を生成する。特徴量取得部５１０は、さらに、酸素飽和度の分布画像の上層に上記マスク画像を重ねた酸素飽和度分布処理画像を生成する。
　特徴量取得部５１０は、波長域の異なる複数の光で照明した生体組織Ｔのカラー画像データを用いて演算することによりヘモグロビンの濃度や酸素飽和度の特徴量を算出するので、フレームメモリ部５０６あるいはメモリ５１２から、特徴量取得部５１０で用いるカラー画像データ及び各種情報を呼び出す。
　画像表示制御部５１４は、生成した酸素飽和度分布処理画像をディスプレイ３００に表示する形態を制御する。
　コントローラ５１６は、画像処理部５００の各部分の動作指示及び動作制御を行う他、光源装置４００、撮像素子１４１を含む電子内視鏡１００の各部分の動作指示及び動作制御を行う部分である。
　なお、特徴量取得部５１０及び画像表示制御部５１４は、コンピュータ上でプログラムを起動して実行することで上述した各機能を担うソフトウェアモジュールで構成されてもよいし、専用のハードウェアで構成されてもよい。
　このように、プロセッサ２００は、電子内視鏡１００の撮像素子１４１から出力されるカラー画像データを処理する機能と、電子内視鏡１００、光源装置４００、及びディスプレイ３００の動作を指示し制御する機能とを兼ね備える。
　光源装置４００は、第１の光、第２の光、及び第３の光を出射する光出射手段であり、第１の光、第２の光、及び第３の光をライトガイド１３１に入射させる。本実施形態の光源装置４００は、波長域の異なる第１の光、第２の光、及び第３の光を出射するが、４つ以上の光を出射させてもよい。この場合、第４の光は、第１の光と同じ波長域の光としてもよい。光源装置４００は、光源ランプ４３０の他に、集光レンズ４４０、回転フィルタ４１０、フィルタ制御部４２０及び集光レンズ４５０を備えている。光源ランプ４３０から射出される略平行光である光は、例えば白色光であり、集光レンズ４４０によって集光され、回転フィルタ４１０を通過した後、集光レンズ４５０によって再度集光されて、ライトガイド１３１の基端１３１ｂに入射する。なお、回転フィルタ４１０は、リニアガイドウェイ等の図示されない移動機構によって、光源ランプ４３０から放射される光の光路上の位置と光路外の退避位置との間で移動可能になっている。回転フィルタ４１０は、透過特性の異なる複数のフィルタを含むので、光源ランプ４３０から放射される光の光路を横切る回転フィルタ４１０の種類によって、光源装置４００から出射する光の波長域は異なる。
　なお、光源装置４００の構成は、図３に示されるものに限定されない。例えば、光源ランプ４３０に平行光でなく収束光を発生するランプを採用してもよい。この場合、例えば、光源ランプ４３０からの放射される光を集光レンズ４４０の手前で集光させ、拡散光として集光レンズ４４０に入射させる構成を採用してもよい。また、集光レンズ４４０を使用せず、光源ランプ４３０が発生する略平行光を直接回転フィルタ４１０に入射させる構成を採用してもよい。また、収束光を発生するランプを使用する場合、集光レンズ４４０の替わりにコリメータレンズを使用して、略平行光の状態で光を回転フィルタ４１０に入射させる構成を採用してもよい。例えば、回転フィルタ４１０に誘電体多層膜フィルタ等の干渉型の光学フィルタを使用する場合、略平行光の光を回転フィルタ４１０に入射させることで、光学フィルタへの光の入射角を均一にすることにより、より良好なフィルタ特性を得ることができる。また、光源ランプ４３０に発散光を発生するランプを採用してもよい。この場合にも、集光レンズ４４０の替わりにコリメータレンズを使用して、略平行光の光を回転フィルタ４１０に入射させる構成を採用することができる。
　また、光源装置４００は、１つの光源ランプ４３０から放射された光を光学フィルタに透過させることで、異なる波長域の複数の光を出射する構成であるが、光源ランプ４３０の代わりに、異なる波長域の異なる複数の光、例えば発光ダイオードやレーザ光を出力するレーザ素子等の半導体光源を光源装置４００の光源として用いることもできる。この場合、回転フィルタ４１０を用いなくてもよい。また、光源装置４００は、例えば、所定の波長域の励起光とその励起光によって励起発光する蛍光とを含む合成白色光と、所定の狭い波長域の光を別々に出射するように光源装置４００を構成することもできる。光源装置４００は、波長域の異なる複数の光を出射するものであれば構成は特に制限されない。
　回転フィルタ４１０は、複数の光学フィルタを備えた円盤型の光学ユニットであり、その回転角度に応じて光の通過波長域が切り替わるように構成されている。本実施形態の回転フィルタ４１０は、通過波長帯域が異なる３つの光学フィルタを備えるが、４つ、５つ、または６以上の光学フィルタを備えてもよい。回転フィルタ４１０の回転角度は、コントローラ５１６に接続されたフィルタ制御部４２０によって制御される。コントローラ５１６がフィルタ制御部４２０を介して回転フィルタ４１０の回転角度を制御することにより、回転フィルタ４１０を通過してライトガイド１３１に供給される照明光ＩＬの波長域が切り替えられる。
　図５は、回転フィルタ４１０の外観図（正面図）である。回転フィルタ４１０は、略円盤状のフレーム４１１と、３つの扇形の光学フィルタ４１５、４１６及び４１８を備えている。フレーム４１１の中心軸の周りには３つの扇状の窓４１４ａ、４１４ｂ及び４１４ｃが等間隔で形成されており、各窓４１４ａ、４１４ｂ及び４１４ｃには、それぞれ光学フィルタ４１５、４１６及び４１８が嵌め込まれている。なお、本実施形態の光学フィルタは、いずれも誘電体多層膜フィルタであるが、他の方式の光学フィルタ（例えば、吸収型の光学フィルタや誘電体多層膜を反射膜として用いたエタロンフィルタ等）を用いてもよい。
　また、フレーム４１１の中心軸上にはボス穴４１２が形成されている。ボス穴４１２には、フィルタ制御部４２０が備える図示されないサーボモータの出力軸が差し込まれて固定され、回転フィルタ４１０はサーボモータの出力軸と共に回転する。
　回転フィルタ４１０が図５中の矢印で示される方向に回転すると、この光が入射する光学フィルタが、光学フィルタ４１５、４１６、４１８の順に切り替わり、これにより回転フィルタ４１０を通過する照明光ＩＬの波長帯域が順次切り替えられる。
　光学フィルタ４１５及び４１６は、５５０ｎｍ帯の光を選択的に通過させる光バンドパスフィルタである。図６に示されるように、光学フィルタ４１５は、等吸収点Ｅ１からＥ４までの波長域Ｒ０（Ｗ帯）の光を低損失で通過させ、それ以外の波長域の光を遮断するように構成されている。また、光学フィルタ４１６は、等吸収点Ｅ２からＥ３までの波長域Ｒ２（Ｎ帯）の光を低損失で通過させ、それ以外の波長域の光を遮断するように構成されている。
　また、光学フィルタ４１８は、紫外線カットフィルタであり、可視光波長域では、光源ランプ４３０から放射された光は光学フィルタ４１８を透過する。光学フィルタ４１８を透過した光は、白色光ＷＬとして通常観察像の撮像に使用される。なお、光学フィルタ４１８を使用せず、フレーム４１１の窓４１４ｃを開放した構成としてもよい。
　したがって、光源ランプ４３０から放射される光のうち光学フィルタ４１５を透過した光を、以降Ｗｉｄｅ光といい、光源ランプ４３０から放射される光のうち光学フィルタ４１６を透過した光を、以降Ｎａｒｒｏｗ光といい、光源ランプ４３０から放射される光のうち光学フィルタ４１８を透過した光を、以降白色光ＷＬという。
　図６は、５５０ｎｍ付近のヘモグロビンの吸収スペクトルの一例を示す図である。
　図６に示されるように、波長域Ｒ１は酸素化ヘモグロビンに由来する吸収ピークＰ１のピーク波長が含まれる帯域であり、波長域Ｒ２は還元ヘモグロビンに由来する吸収ピークＰ２のピーク波長が含まれる帯域であり、波長域Ｒ３は酸素化ヘモグロビンに由来する吸収ピークＰ３のピーク波長が含まれる帯域である。また、波長域Ｒ０には、３つの吸収ピークＰ１、Ｐ２、Ｐ３の各ピーク波長が含まれている。
　また、光学フィルタ４１５の波長域Ｒ０及び光学フィルタ４１６の波長域Ｒ２は、カラーフィルタ１４１ａのＧカラーフィルタの通過波長域（図４参照）に含まれている。従って、光学フィルタ４１５又は４１６を通過した光によって形成される生体組織Ｔの像は、撮像素子１４１で撮像されたカラー画像データのＧ成分の像として得られる。
　フレーム４１１の周縁部には、貫通孔４１３が形成されている。貫通孔４１３は、フレーム４１１の回転方向において、窓４１４ａと窓４１４ｃとの境界部と同じ位置（位相）に形成されている。フレーム４１１の周囲には、貫通孔４１３を検出するためのフォトインタラプタ４２２が、フレーム４１１の周縁部の一部を囲むように配置されている。フォトインタラプタ４２２は、フィルタ制御部４２０に接続されている。
　このように、本実施形態の光源装置４００は、複数の光学フィルタ４１５，４１６，４１８を光源ランプ４３０の放射した光の光路中で順次切り替えることにより波長域の異なる光、すなわちＷｉｄｅ光、Ｎａｒｒｏｗ光、及び白色光ＷＬを照明光ＩＬとして出射する構成を備えることが好ましい。
（生体組織の特徴量の算出）
　生体組織Ｔの特徴量（ヘモグロビンの濃度、ヘモグロビンの酸素飽和度）は、プロセッサ５００の特徴量取得部５１０で算出される。撮像した生体組織Ｔの画像から生体組織Ｔのヘモグロビンの濃度、及びヘモグロビンの酸素飽和度を特徴量として算出する処理を以下説明する。
　図６に示すように、ヘモグロビンは、５５０ｎｍ付近にポルフィリンに由来するＱ帯と呼ばれる強い吸収帯を有する。ヘモグロビンの吸収スペクトルは、全ヘモグロビンのうち酸素化ヘモグロビンＨｂＯが占める割合を表す酸素飽和度に応じて変化する。図６における実線の波形は、酸素飽和度が１００％、すなわち、酸素化ヘモグロビンＨｂＯの吸収スペクトルであり、長破線の波形は、酸素飽和度が０％、すなわち、還元ヘモグロビンＨｂの吸収スペクトルである。また、短破線は、その中間の酸素飽和度＝１０、２０、３０、・・・９０％におけるヘモグロビン、すなわち酸素化ヘモグロビンＨｂＯと還元ヘモグロビンＨｂの混合物の吸収スペクトルである。
　図６に示すように、Ｑ帯において、酸素化ヘモグロビンＨｂＯと還元ヘモグロビンＨｂは互いに異なるピーク波長を有する。具体的には、酸素化ヘモグロビンＨｂＯは、波長５４２ｎｍ付近の吸収ピークＰ１と、波長５７６ｎｍ付近の吸収ピークＰ３を有している。一方、還元ヘモグロビンＨｂは、５５６ｎｍ付近に吸収ピークＰ２を有している。図６は、酸素化ヘモグロビンＨｂＯ、還元ヘモグロビンＨｂの濃度の和が一定となる場合の吸収スペクトルであるため、酸素化ヘモグロビンＨｂＯ及び還元ヘモグロビンＨｂの比率、すなわち、酸素飽和度によらず吸光度が一定となる等吸収点Ｅ１、Ｅ２、Ｅ３、Ｅ４が現れる。以下の説明では、等吸収点Ｅ１とＥ２とで挟まれた波長帯域は、先に光学フィルタ４１０で説明した波長帯域Ｒ１であり、等吸収点Ｅ２とＥ３とで挟まれた波長領域は波長帯域Ｒ２であり、等吸収点Ｅ３とＥ４とで挟まれた波長帯域は波長帯域Ｒ３であり、等吸収点Ｅ１とＥ４とで挟まれた波長帯域、すなわち波長帯域Ｒ１、Ｒ２及びＲ３を合わせた帯域は、波長帯域Ｒ０である。したがって、光源ランプ４３０から放射された光のうち光学フィルタ４１５を透過した透過光であるＷｉｄｅ光の波長帯域は、波長帯域Ｒ０であり、光源ランプ４３０から放射された光のうち光学フィルタ４１６を透過した透過光であるＮａｒｒｏｗ光の波長帯域は、波長帯域Ｒ２である。
　図６に示されるように、波長帯域Ｒ１，Ｒ２，Ｒ３では、ヘモグロビンの吸収は酸素飽和度に対して線形的に増加又は減少する。具体的には、波長帯域Ｒ１，Ｒ３におけるヘモグロビンの吸光率の合計値ＡＲ１，ＡＲ３は、酸素化ヘモグロビンの濃度、すなわち酸素飽和度に対して線形的に増加する。また、波長帯域Ｒ２におけるヘモグロビンの吸光率の合計値ＡＲ２は、還元ヘモグロビンの濃度に対して線形的に増加する。
　ここで、酸素飽和度は次の式（１）により定義される。
式（１）：
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000001
  
　　　但し、
　　　　Ｓａｔ：酸素飽和度
　　　　［Ｈｂ］：還元ヘモグロビンの濃度
　　　　［ＨｂＯ］：酸素化ヘモグロビンの濃度
　　　　［Ｈｂ］＋［ＨｂＯ］：ヘモグロビンの濃度（ｔＨｂ）
　また、式（１）より、酸素化ヘモグロビンＨｂＯ及び還元ヘモグロビンＨｂの濃度を表す式（２）、式（３）が得られる。
式（２）：
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000002
  
式（３）：
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000003
  
　したがって、ヘモグロビンの吸光率の合計値ＡＲ１、ＡＲ２及びＡＲ３は、酸素飽和度とヘモグロビンの濃度の両方に依存する特徴量となる。
　ここで、波長帯域Ｒ０における吸光率の合計値は、酸素飽和度には依存せず、ヘモグロビンの濃度によって決まる値となることが判明している。したがって、波長帯域Ｒ０における吸光率の合計値に基づいてヘモグロビンの濃度を定量することができる。また、波長帯域Ｒ１、波長帯域Ｒ２、あるいは波長帯域Ｒ３における吸光率の合計値と、波長帯域Ｒ０の吸光率の合計値に基づいて定量したヘモグロビンの濃度とに基づいて、酸素飽和度を定量することができる。
　本実施形態の特徴量取得部５１０は、第１画像処理部５１０ａ、第２画像処理部５１０ｂ、及び第３画像処理部５１０ｃを有する。
　第１画像処理部５１０ａは、生体組織Ｔのヘモグロビンの濃度に対して感度を有する後述する第１比率に基づいて生体組織Ｔのヘモグロビンの濃度を算出し取得すること、及び、算出したヘモグロビンの濃度とヘモグロビンの酸素飽和度に対して感度を有する後述する第２比率に基づいて生体組織Ｔのヘモグロビンの酸素飽和度を算出し取得することを行う。第１比率がモグロビンの濃度に対して感度を有するとは、モグロビンの濃度が変化するとき第１比率の値も変化することをいう。また、第２比率がヘモグロビンの酸素飽和度に対して感度を有するとは、酸素飽和度が変化するとき第２比率の値も変化することをいう。
　第２画像処理部５１０ｂは、図２（ｂ）に示すように、ヘモグロビンの濃度の分布画像において、ヘモグロビンの濃度が閾値未満の画素を透過率が０の不透過画素とし、ヘモグロビンの濃度が閾値から離れた画素を、この閾値から離れる程度に応じて定まる透過率を画素に与えて透過画素とすることにより、ヘモグロビンの濃度の分布画像から酸素飽和度の分布画像をマスクする、図２（ｃ）に示すようなマスク画像Ｍを生成する。具体的には、第２画像処理部５１０ｂは、ヘモグロビンの濃度を表す画素値が、設定された下限値以上かつ上限値までの画素を、下限値と上限値との間の差に対する、画素値（画素出力値）と下限値との差（距離）の比に応じて定まる透過率を画素に与えて透過画素とすることにより、ヘモグロビンの濃度の分布画像から酸素飽和度の分布画像をマスクする、図２（ｃ）に示すようなマスク画像Ｍを生成する。一実施形態によれば、画素値が上限値以上の画素には、透過率１００％を与えて、透過画素とすることが好ましい。
　第３画像処理部５１０ｃは、酸素飽和度の分布画像の上層にマスク画像Ｍを重ねた酸素飽和度分布処理画像を生成する。
　まず、第１画像処理部５１０ａにおいて行うヘモグロビンの濃度の分布画像の生成と酸素飽和度の分布画像の生成を説明する。
（ヘモグロビンの濃度の分布画像及び酸素飽和度の分布画像の生成）
　上述したＷｉｄｅ光（光学フィルタ４１５を透過した波長帯域Ｒ０の光）で照明した生体組織Ｔのカラー画像データの輝度成分の値が、上述の波長帯域Ｒ０における吸光度の合計値に対応することから、本実施形態の特徴量取得部５１０の第１画像処理部５１０ａは、波長帯域Ｒ０のカラー画像データの輝度成分に基づいてヘモグロビンの濃度を算出する。ここで、輝度成分は、カラー画像データのＲ成分に所定の係数を掛け算し、カラー画像データのＧ成分に所定の係数を掛け算し、カラー画像データのＢ成分の値に所定の係数を掛け算し、これらの掛け算した結果を合算すること・BR>ナ算出することができる。
　特徴量取得部５１０の第１画像処理部５１０ａは、具体的には、Ｗｉｄｅ光（第２の光）を照明光ＩＬとして用いた生体組織Ｔのカラー画像データ（第２のカラー画像データ）の輝度成分Ｗｉｄｅ（以降、単にＷｉｄｅともいう）を、白色光ＷＬ（第１の光）を照明光ＩＬとして用いた生体組織Ｔのカラー画像データ（第１のカラー画像データ）のＲ成分ＷＬ（Ｒ）、あるいはＲ成分ＷＬ（Ｒ）及びＧ成分ＷＬ（Ｇ）の合計成分ＷＬ（Ｒ）＋ＷＬ（Ｇ）で割った比率Ｗｉｄｅ／ＷＬ（Ｒ）またはＷｉｄｅ／｛ＷＬ（Ｒ）＋ＷＬ（Ｇ）｝（第１比率）に基づいてヘモグロビンの濃度を算出する。ヘモグロビンの濃度の算出において、輝度成分Ｗｉｄｅを、ＷＬ（Ｒ）あるいは｛ＷＬ（Ｒ）＋ＷＬ（Ｇ）｝で割った比率Ｗｉｄｅ／ＷＬ（Ｒ）またはＷｉｄｅ／｛ＷＬ（Ｒ）＋ＷＬ（Ｇ）｝を用いるのは、照明光ＩＬが生体組織Ｔの表面で散乱する程度によって生体組織Ｔの分光特性が変化することを除去するためである。特に、消化管内壁等の生体組織Ｔの反射スペクトルは、生体組織Ｔを構成する成分による吸収の波長特性（具体的には、酸素化ヘモグロビン及び還元ヘモグロビンの吸収スペクトル特性）に加えて、生体組織Ｔによる照明光の散乱の波長特性の影響を受け易い。白色光ＷＬ（第１の光）を照明光ＩＬとして用いた生体組織Ｔのカラー画像データ（第１のカラー画像データ）のＲ成分ＷＬ（Ｒ）、あるいはＲ成分及びＧ成分の合計成分ＷＬ（Ｒ）＋ＷＬ（Ｇ）は、ヘモグロビンの濃度や酸素飽和度の影響を受けず、照明光ＩＬの生体組織Ｔにおける散乱の程度を表す。したがって、生体組織Ｔの反射スペクトルから、照明光ＩＬの生体組織Ｔにおける散乱の影響を除去するために、白色光ＷＬ（基準光）の波長帯域は、第１のカラー画像データの成分の１つが、生体組織Ｔのヘモグロビンの濃度の変化に対して感度を有しないような波長帯域を含むように設定されていることが好ましい。第１のカラー画像データの成分の１つがヘモグロビンの濃度の変化に対して感度を有しないとは、ヘモグロビンの濃度が変化しても、第１のカラー画像データの成分の１つの値は、実質的に変化しないことをいう。これに加えて、白色光ＷＬ（基準光）の波長帯域は、第１のカラー画像データの成分の１つが、酸素飽和度の変化に対して感度を有しないような波長帯域を含むように設定されていることが好ましい。第１のカラー画像データの成分の１つが酸素飽和度の変化に対して感度を有しないとは、酸素飽和度が変化しても、第１のカラー画像データの成分の１つの値は、実質的に変化しないことをいう。
　本実施形態では、所定の濃度のヘモグロビンの吸光特性を再現した試料における第１比率の情報とヘモグロビンの濃度の対応関係を表した参照テーブルをメモリ５１２に予め記憶しておき、特徴量取得部５１０の第１画像処理部５１０ａは、この参照テーブルを用いて、生体組織Ｔの撮像したカラー画像データにおける上記第１比率の値に基づいてヘモグロビンの濃度を算出する。
　本実施形態のヘモグロビンの濃度の算出では、第１比率として、Ｗｉｄｅ光（第２の光）を照明光ＩＬとして用いた生体組織Ｔのカラー画像データ（第２のカラー画像データ）の輝度成分Ｗｉｄｅと、白色光ＷＬ（第１の光）を照明光ＩＬとして用いた生体組織Ｔのカラー画像データ（第１のカラー画像データ）のＲ成分ＷＬ（Ｒ）、あるいはＲ成分及びＧ成分の合計成分ＷＬ（Ｒ）＋ＷＬ（Ｇ）の比率Ｗｉｄｅ／ＷＬ（Ｒ）またはＷｉｄｅ／｛ＷＬ（Ｒ）＋ＷＬ（Ｇ）｝を用いることが好ましいが、Ｗｉｄｅ光（第２の光）を照明光ＩＬとして用いた生体組織Ｔのカラー画像データ（第２のカラー画像データ）の輝度成分Ｗｉｄｅの代わりにＧ成分Ｗｉｄｅ（Ｇ）を用いることも好ましい。
　さらに、上述したように、酸素飽和度の上昇とともに波長帯域Ｒ２における吸光度の合計値が低下すること、及び、波長帯域Ｒ０における吸光度の合計値はヘモグロビンの濃度に応じて変化するが、酸素飽和度の変化に係わらず一定であることから、特徴量取得部５１０の酸素飽和度算出部５１０ｂは、以下に定める第２比率に基づいて酸素飽和度を算出する。すなわち、特徴量取得部５１０の酸素飽和度算出部５１０ｂは、光学フィルタ４１６を通過した波長帯域Ｒ２の光であるＮａｒｒｏｗ光で照明した生体組織Ｔのカラー画像データ（第３のカラー画像データ）の輝度成分Ｎａｒｒｏｗ（以降、単にＮａｒｒｏｗともいう）と、Ｗｉｄｅ光（光学フィルタ４１５を透過した波長帯域Ｒ０の光）で照明した生体組織Ｔのカラー画像データ（第２のカラー画像データ）の輝度成分Ｗｉｄｅとの比率Ｎａｒｒｏｗ／Ｗｉｄｅを、第２比率として算出する。一方、ヘモグロビンの濃度と、酸素飽和度＝０％における第２比率の下限値及び酸素飽和度＝１００％における第２比率Ｎａｒｒｏｗ／Ｗｉｄｅの上限値との関係を表した対応関係を、上述の試料から求めてメモリ５１２に予め記憶しておく。特徴量取得部５１０の酸素飽和度算出部５１０ｂは、生体組織Ｔの撮像によって生成したカラー画像データから得られるヘモグロビンの濃度の算出結果と上記対応関係を用いて、第２比率の下限値及び上限値を求める。下限値、上限値は、酸素飽和度０％、１００％に対応する値である。さらに、酸素飽和度算出部５１０ｂは、求めた下限値と上限値の間で第２比率が酸素飽和度に応じて線形的に変化することを利用して、撮像した生体組織Ｔの第２比率Ｎａｒｒｏｗ／Ｗｉｄｅの値が、酸素飽和度０～１００％に対応する下限値及び上限値の間の範囲のうちどの位置にあるかによって酸素飽和度を算出する。このようにして、特徴量取得部５１０の酸素飽和度算出部５１０ｂは、酸素飽和度の算出を行う。
　また、ヘモグロビンの濃度及び第２比率の値とヘモグロビンの酸素飽和度との対応関係を表した参照テーブルを上述の試料から求めて予めメモリ５１２に記憶しておき、この参照テーブルを参照して、算出した第２比率からヘモグロビンの酸素飽和度を算出することもできる。
　本実施形態では、第２比率を、Ｎａｒｒｏｗ光で照明した生体組織Ｔのカラー画像データ（第３のカラー画像データ）の輝度成分Ｎａｒｒｏｗと、Ｗｉｄｅ光で照明した生体組織Ｔのカラー画像データ（第２のカラー画像データ）の輝度成分Ｗｉｄｅとの比率として用いるが、Ｎａｒｒｏｗ光で照明した生体組織Ｔのカラー画像データ（第３のカラー画像データ）のＧ成分Ｎａｒｒｏｗ（Ｇ）と、Ｗｉｄｅ光で照明した生体組織Ｔのカラー画像データ（第２のカラー画像データ）のＧ成分Ｗｉｄｅ（Ｇ）との比率を用いることもできるが、用いるフィルタの波長特性により最適化されることが望ましい。
　また、本実施形態では、第２比率の算出のために、生体組織Ｔの照明のために波長帯域Ｒ２のＮａｒｒｏｗ光を用いるが、Ｎａｒｒｏｗ光には限られない。例えば、酸素飽和度の変化に対して吸光度の合計値が変化する波長帯域Ｒ１あるいは波長帯域Ｒ２を利用することを意図して、波長帯域Ｒ１あるいは波長帯域Ｒ２を波長帯域とする光を用いることもできる。この場合、光学フィルタ４１６のフィルタ特性を波長帯域Ｒ１あるいは波長帯域Ｒ２に設定するとよい。
　本実施形態では、上述したように、比率Ｗｉｄｅ／ＷＬ（Ｒ）またはＷｉｄｅ／｛ＷＬ（Ｒ）＋ＷＬ（Ｇ）｝は、生体組織のヘモグロビンの濃度に対して感度を有する比率であり、比率Ｎａｒｒｏｗ／Ｗｉｄｅは、生体組織のヘモグロビンの酸素飽和度に対して感度を有する比率であり、比率Ｗｉｄｅは、５００ｎｍ～６００ｎｍの範囲内の波長帯域の成分であり、Ｎａｒｒｏｗは、５００ｎｍ～６００ｎｍの範囲内の上記波長帯域より狭い波長帯域の成分である。これにより、散乱等外乱の影響を最小限にして、ヘモグロビンの濃度及びヘモグロビンの酸素飽和度を精度良く求めることができる。
　図７は、第１比率とヘモグロビンの濃度との関係の一例を示す図である。特徴量取得部５１０の第１画像処理部５１０ａは、上述したように第１比率を求めると、図７に示すような対応関係を表した参照テーブルを参照して、求めた第１比率に基づいてヘモグロビンの濃度を求める。図７は、第１比率の値に基づいてヘモグロビンの濃度Ｈ１を求めたことを表している。図７の横軸及び縦軸の数値は、便宜的に０～１０２４の値で表されている。
　図８は、第２比率の上限値及び下限値とヘモグロビンの濃度の関係の一例を示す図である。図８の横軸及び縦軸の数値は、便宜的に０～１０２４の値で表されている。
　特徴量取得部５１０の第１画像処理部５１０ａは、上述したように第２比率を求めると、第１画像処理部５１０ａで求めたヘモグロビンの濃度と第２比率とに基づいて、図８に示す対応関係を用いて、求めたヘモグロビンの濃度における第２比率の上限値及び下限値を求める。この上限値が酸素飽和度＝１００％を示し、下限値が酸素飽和度＝０％を示す。この上限値と下限値の間のどの位置に求めた第２比率はあるかを求めることで、酸素飽和度量算出部５１０ｂは、酸素飽和度の値を求める。図８では、第２比率の値がＲ２であるときのヘモグロビンの濃度Ｈ１であるときの上限値Ｍａｘ（１００％）と下限値Ｍｉｎ（０％）を求めている。この上限値Ｍａｘ（１００％）と下限値Ｍｉｎ（０％）と第２比率の値Ｙから、酸素飽和度の値が求められる。
　第１画像処理部５１０ａは、このようにして画素毎に算出されたヘモグロビンの濃度の値と酸素飽和度の値に基づいて階調処理して得られる画素値によってヘモグロビンの濃度の分布画像及び酸素飽和度の分布画像を生成する。
（マスク画像の生成及び酸素飽和度分布処理画像の生成）
　第２画像処理部５１０ｂが行うマスク画像の生成は、図２（ｂ）に示すように、ヘモグロビンの濃度の分布画像において、ヘモグロビンの濃度が閾値未満の画素を透過率が０の不透過画素とし、ヘモグロビンの濃度が閾値以上の画素を、ヘモグロビンの濃度が前記閾値から離れる程度に応じて定まる透過率を画素に与えて透過画素とすることにより、ヘモグロビンの濃度の分布画像から酸素飽和度の分布画像をマスクする、図２（ｃ）に示すようなマスク画像Ｍ（図２（ｃ）参照）を生成する。
　具体的には、ヘモグロビンの濃度を表す画素値（画素出力値）が設定した下限値未満の画素を透過率が０の不透過画素とし、画素値が設定した上限値以上の画素を透過率が１００％の透過画素とし、画素値（画素出力値）が下限値から上限値の間は、下限値と上限値との間の差に対する画素値と下限値との間の差の比に応じて変調される０と１００％の間の中間の透過率を画素に与えて透過画素とすることにより、ヘモグロビンの濃度の分布画像から酸素飽和度の分布画像をマスクする、図２（ｃ）に示すようなマスク画像Ｍ（図２（ｃ）参照）を生成する。ここで、閾値、上限値、下限値は、予め設定された値でもよいし、操作者が自在に入力して設定することができる値であってもよい。
　第３画像処理部５１０ｃは、第１画像処理部５１０ａが生成した酸素飽和度の分布画像の上層に、生成したマスク画像Ｍを重ねた酸素飽和度分布処理画像を生成する。生成した酸素飽和度分布処理画像のデータは、画像表示制御部５１４を介して、所定の画像の表示形態に制御されてディスプレイ３００に出力される。
　図９（ａ）は、内視鏡システム１０で表示する本実施形態の診断支援画像の一例を示す図であり、（ｂ）は、従来の内視鏡システムで表示する診断支援画像の一例を示す図である。具体的には、図９（ａ），（ｂ）は、同じヘモグロビンの濃度の分布画像と酸素飽和度の分布画像から生成される、本実施形態の酸素飽和度分布処理画像（診断支援画像）と従来の酸素飽和度の分布画像の一例を示す図であり、図１（ａ），（ｃ）に矩形枠Ｆで囲まれた部分を示す。
　図９（ａ）に示すように、本実施形態で生成される診断支援画像（酸素飽和度分布処理画像）には、血管等の筋状の形態の画像情報が表示されることがわかる。一方、図９（ｂ）に示す従来の診断支援画像は、指定されたヘモグロビン濃度で画素を選定して表示しただけの画像である。
　すなわち、この酸素飽和度分布画像では、血管等の筋状の形態の画像情報が表示されていない。このため、従来の診断支援画像では、図１（ａ）に示す生体組織上のどの部分が問題となる非健常部であるかを、指し示すことは難しい。これに対して、本実施形態で生成される診断支援画像には、ヘモグロビン（血液）の濃度の変化を基にマスクを生成しているので、血管等の筋状の形態の画像情報が表示され、この画像情報をたよりに、図１（ａ）に示す生体組織上のどの部分が問題となる非健常部であるかを、容易に特定することができる。
　図１０（ａ）～（ｆ）は、内視鏡システム１０で表示する診断支援画像の作成に用いるマスク画像Ｍを説明する図である。具体的には、図１０（ａ）～（ｆ）は、マスク画像Ｍの作成のためのヘモグロビンの濃度の値から透過率０～１００％の値を生成するときの階調変換の例を示す図である。
　図１０（ａ）に示すように、ヘモグロビンの濃度の閾値Ｔｈと上限値Ｈを定めた時、閾値Ｔｈと上限値Ｈとの間のヘモグロビンの濃度から透過率への変換は、図１０（ｂ）～（ｆ）に示すような階調変換を用いることができる。ヘモグロビンの濃度が閾値Ｔｈ未満である画素は、透過率が０の不透過画素とされる。一実施形態によれば、図１(ｂ)に示す階調変換のように、閾値Ｔｈと上限値Ｈの間おいて、濃度に対して透過率を線形的に変化させることができる。一実施形態によれば、図１(ｃ)に示す階調変換のように、閾値Ｔｈと上限値Ｈの間おいて、閾値Ｔｈ及び上限値Ｈの付近では、濃度に対する透過率の変化を小さくし、閾値Ｔｈ及び上限値Ｈの間の中間領域では、濃度に対する透過率の変化を大きくする非線形の変換とすることもできる。一実施形態によれば、図１（ｄ）に示す階調変換のように、閾値Ｔｈと上限値Ｈの間おいて、濃度に対する透過率の変化が、濃度の増加に伴って徐々に低下する非線形の変換とすることもできる。一実施形態によれば、図１（ｅ）に示す階調変換のように、閾値Ｔｈと上限値Ｈの間おいて、濃度に対する透過率の変化が、濃度の増加に伴って徐々に増大する非線形の変換とすることもできる。一実施形態によれば、図１０（ｆ）に示す階調変換のように、図１０（ｂ）に示す、透過率が濃度の変化に対して線形的にかつ連続的に変化する変換に代えて、濃度が大きくなるにつれ、透過率が階段状に変化する変換とすることもできる。一実施形態によれば、図１０（ｃ）～（ｅ）に示すような透過率が濃度の変化に対して連続的に変化する変換に代えて、図１０（ｆ）に示すように階段状に変化する変換にすることもできる。
　このように、実施形態では、マスク画像Ｍの透過画素の透過率は、画素の画素値が閾値Ｔｈから離れる程、連続的にあるいは段階的に高くなるように設定する。これにより、血管等の筋状の形態の画像情報が表示され易くなるので、図１（ａ）に示す生体組織上のどの部分が問題となる非健常部であるかを、特定することが容易になる。
　この場合、透過画素の透過率は、画素の画素値が閾値Ｔｈから離れるにつれ、非線形に高くなることが、好ましい。
　なお、プロセッサ２００は、閾値Ｔｈの値を連続的に変化させるような入力を受ける入力部（不図示）を備え、入力の変更のたびに、第３画像処理部５１０ｃは、酸素飽和度分布処理画像の生成を行うことが好ましい。これにより、操作者がディスプレイ３００に表示された酸素飽和度分布処理画像を見ながら、血管等の筋状の形態のような、生体組織上の部分を特定できる画像情報を表示させるように閾値Ｔｈを調整できるので、操作者は、非健常部の、生体組織上の場所を容易に指し示すことができる。
　本実施形態の内視鏡システム１０は、生体組織を撮像し、マスク画像Ｍを用いた画像処理を施すことで非健常部を、生体組織の像上で指し示すことが容易にできる診断支援画像を提供することができるが、内視鏡システム１０の代わりに、生体組織の撮像した画像を受信するように構成された画像表示装置、あるいは、生体組織の撮像した画像を予めメモリに記憶した画像表示装置を提供することができる。
　すなわち、画像表示装置は、画像処理を行うプロセッサと画像を表示するように構成されたディスプレイを備える。
　プロセッサは、酸素飽和度の分布処理画像を生成するための第１～３画像処理部を備える。ディスプレイは、プロセッサで生成された酸素飽和度の分布処理画像を画像表示するように構成される。
　ここで、第１画像処理部は、生体組織の撮像画像から生体組織のヘモグロビンの濃度の分布画像及び生体組織の酸素飽和度の分布画像を求めるように構成される。第２画像処理部は、ヘモグロビンの濃度の分布画像において、ヘモグロビンの濃度が閾値Ｔｈ未満の画素を透過率が０の不透過画素とし、ヘモグロビンの濃度が閾値Ｔｈ以上の画素に、画素の画素値が閾値Ｔｈから離れる程度に応じて定まる透過率を与えて透過画素とすることにより、ヘモグロビンの濃度の分布画像から、酸素飽和度の分布画像をマスクするマスク画像Ｍを生成するように構成される。第３画像処理部は、酸素飽和度の分布画像の上層にマスク画像Ｍを重ねた酸素飽和度の分布処理画像を生成するように構成される。
　この画像表示装置でも、マスク画像Ｍに基づく酸素飽和度の分布処理画像を生成するので、非健常部の存在を判断することができる診断支援画像を、生体組織中の非健常部の位置を特定することができる画像情報を含んで表示することができる。
　上述の実施形態では、ヘモグロビンの濃度及び酸素飽和度を算出するために用いる照明光ＩＬの波長帯域は、図６に示すような５００～６００ｎｍの範囲にあるが、この波長帯域に限定されない。例えば、ヘモグロビンの酸素飽和度によって吸光率が等吸収点の周りで変化する波長帯域に適用することもできる。例えば、４００～５００ｎｍの波長帯域におけるいずれかの等吸収点の長波長側あるいは短波長側の一定の波長帯域を、証明光ＩＬの波長帯域とすることもできる。
　以上、本実施形態について説明したが、本発明は、上記の実施携帯に限定されるものではなく、本発明の技術的思想の範囲内において様々な変形が可能である。
１０　内視鏡システム
１００　　電子内視鏡
１１０　　挿入管
１１１　　挿入管先端部
１２１　　対物レンズ群
１３１　　ライトガイド
１３１ａ　先端部
１３１ｂ　基端部
１３２　　レンズ
１４１　　撮像素子
１４１ａ　カラーフィルタ
１４２　　ケーブル
２００　　プロセッサ
３００　　ディスプレイ
４００　　光源部
４１０　　回転フィルタ
４２０　　フィルタ制御部
４３０　　光源ランプ
４４０　　集光レンズ
４５０　　集光レンズ
５００　　画像処理部
５０２　　Ａ／Ｄ変換回路
５０４　　プレ画像処理部
５０６　　フレームメモリ部
５０８　　ポスト画像処理部
５１０　　特徴量取得部
５１０ａ　第１画像処理部
５１０ｂ　第２画像処理部
５１０ｃ　第３画像処理部
５１２　　メモリ
５１４　　画像表示制御部
５１６　　コントローラ

Claims (7)

  1. 　生体組織を撮像することにより複数の画像データを生成するように構成された撮像素子を備えた内視鏡と、
    　前記複数の画像データから、生体組織の第１特徴量の分布を表した第１特徴量分布画像及び生体組織の第２特徴量分布を表した第２特徴量分布画像を求めるように構成された第１画像処理部と、前記第１特徴量分布画像において、前記第１特徴量が所定の閾値未満の画素を透過率が０の不透過画素とし、前記第１特徴量が前記所定の閾値以上の画素を、前記第１特徴量が前記閾値から離れる程度に応じて定まる透過率を画素に与えて透過画素とすることにより、前記第１特徴量分布画像から、前記第２特徴量分布画像をマスクするマスク画像を生成するように構成された第２画像処理部と、前記第２特徴量分布画像の上層に前記マスク画像を重ねた第２特徴量分布処理画像を生成するように構成された第３画像処理部と、を備えたプロセッサと、
    　前記第３画像処理部で生成された前記第２特徴量分布処理画像を画像表示するように構成されたディスプレイと、を備える、ことを特徴とする内視鏡システム。
  2. 　前記透過画素の前記透過率は、前記画素における前記第１特徴量が前記閾値から離れる程、連続的にあるいは段階的に高くなる、請求項１に記載の内視鏡システム。
  3. 　前記透過画素の前記透過率は、前記画素における前記第１特徴量が前記閾値から離れるにつれ、非線形に高くなる、請求項２に記載の内視鏡システム。
  4. 　前記プロセッサは、前記閾値の値を連続的に変化させるような入力を受けるように構成された入力部を備え、前記入力の変更のたびに、前記第３画像処理部は、前記第２特徴量分布処理画像の生成を行うように構成されている、請求項１～３のいずれか１項に記載の内視鏡システム。
  5. 　前記第１画像処理部は、前記複数の画像データの成分のうち、所定の成分の値を用いて成分間の第１の比率及び第２の比率の値を算出し、前記第１の比率及び前記第２の比率の値を用いて前記第１特徴量及び前記第２特徴量を算出し、
    　前記第１特徴量は、ヘモグロビンの濃度であり、前記第２特徴量は、ヘモグロビンの酸素飽和度である、請求項１～４のいずれか１項に記載の内視鏡システム。
  6. 　前記第１の比率は、前記生体組織の前記第１特徴量に対して感度を有する比率であり、
    　前記第２の比率は、前記生体組織の前記第２の特徴量に対して感度を有する比率であり、
    　前記第１の比率の算出に用いる前記画像データの成分の１つは、５００ｎｍ～６００ｎｍの範囲内の第１波長帯域の成分であり、
    　前記第２の比率の算出に用いる前記画像データの成分の１つは、前記第１波長帯域より狭い第２の波長帯域の成分である、請求項５に記載の内視鏡システム。
  7. 　画像処理を行うように構成されたプロセッサと画像を表示するように構成されたディスプレイを備える画像表示装置であって、
    　生体組織の撮像画像から生体組織の第１特徴量の分布を表した第１特徴量分布画像及び生体組織の第２特徴量の分布を表した第２特徴量分布画像を求めるように構成された第１画像処理部と、前記第１特徴量分布画像において、前記第１特徴量が所定の閾値未満の画素を透過率が０の不透過画素とし、前記第１特徴量が所定の閾値以上の画素に、前記画素の画素値が前記閾値から離れる程度に応じて定まる透過率を与えて透過画素とすることにより、前記第１特徴量分布画像から、前記第２特徴量分布画像をマスクするマスク画像を生成するように構成された第２画像処理部と、前記第２特徴量分布画像の上層に前記マスク画像を重ねた第２特徴量分布処理画像を生成するように構成された第３画像処理部と、を備えたプロセッサと、
    　前記第３画像処理部で生成された前記第２特徴量分布処理画像を画像表示するように構成されたディスプレイと、を備えたことを特徴とする画像表示装置。
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