WO2019059059A1 - 医療画像処理システム、内視鏡システム、診断支援装置、並びに医療業務支援装置 - Google Patents

医療画像処理システム、内視鏡システム、診断支援装置、並びに医療業務支援装置 Download PDF

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WO2019059059A1
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青山　達也
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Definitions

  • the present invention relates to a medical image processing apparatus using a white light for observing an observation target and a specific light for detecting a region of interest such as a lesion, an endoscope system, a diagnosis support apparatus, and a medical service support apparatus. .
  • an endoscope system illumination light is irradiated to an observation target and an observation target is imaged to acquire an endoscope image which is one of medical images.
  • the acquired endoscopic image is displayed on a display unit such as a monitor and used for diagnosis of an observation target.
  • a lesion is provided by illuminating a specific light having a specific wavelength band including a narrow band light of a short wave on an observation target to improve the visibility of a lesion on the observation target. It is also practiced to make it easier to detect parts.
  • the specific light image obtained by the specific light is displayed in a color different from the color of the observation target such as pseudo color, the user may not be familiar with the white light image as compared with the white light image usually used for observation. There are many. Therefore, in Patent Document 1, a lesion area is detected from a specific light image, and the detected lesion area is highlighted with a white light image so that the lesion area can be observed on a familiar white light image.
  • the observation condition of the observation target is changed according to the operation mode by the user, the purpose of diagnosis, and the like. For example, in a region where there is no lesion, or in a region where lesion confirmation is easy, etc., while the moving speed of the endoscope is fast, in a region where there is a suspicion of a lesion or in a region where lesion confirmation is difficult, etc. The mirror moves slowly.
  • the zoom of the endoscope is used to enlarge the area considered to be a lesion.
  • observation is performed with a low amount of light when it is separated from the observation target, observation is performed with a high amount of light when it is close to the observation target when identifying a lesion or the like. It will be.
  • the frame rate of the white light may be lowered, and the observation image may be dropped.
  • the lowering of the frame rate becomes remarkable due to the influence of the rolling shutter.
  • the ratio of the light emission frame of the specific light is reduced in order to suppress frame dropping of the observation image, the timing at which the lesion can be detected decreases, and the lesion may be overlooked.
  • the appearance changes depending on the difference in the photographing angle and the distance even at the same place. Therefore, the possibility of missing a lesion is increased by decreasing the ratio of the light emission frame of the specific light.
  • the present invention is a medical image processing system capable of reliably detecting a region of interest such as a lesion and making it easy to grasp an observation target, in accordance with an observation condition changing according to an operation mode or a diagnostic purpose by a user.
  • An object of the present invention is to provide an endoscope system, a diagnosis support device, and a medical service support device.
  • the medical image processing system of the present invention includes a light source unit, an imaging unit, an observation status acquisition unit, and a light source control unit.
  • the light source emits white light or specific light having a spectrum different from white light.
  • the imaging unit captures an observation target under illumination with white light to obtain a white light image, and images a viewing target under illumination with specific light to obtain a specific light image.
  • the observation state acquisition unit acquires at least one of the moving speed of the imaging unit, the zoom information on the zoom for enlarging the observation target, or the light emission amount of the white light or the specific light.
  • the light source control unit controls the number of light emission frames of white light and the light emission frame of the specific light in one light emission cycle according to at least one of the moving speed of the imaging unit, the zoom information, or the light emission amount of the white light or the specific light Control the number of Furthermore, an attention area detection image for performing attention area detection processing for detecting the attention area from the specific light image, and an attention area display image in which the detection result in the attention area detection unit is reflected on the white light image It is preferable to provide a display unit.
  • the light source control unit performs control to increase the number of light emission frames of specific light more than the number of light emission frames of white light when the zoom is used, and when the zoom is not used, the number of light emission frames of the white light It is preferable to perform control to increase the number of light emission frames of specific light.
  • the moving speed of the imaging unit exceeds the speed threshold, the light source control unit performs control to increase the number of light emitting frames of white light more than the number of light emitting frames of specific light, and the moving speed of the imaging unit is the speed When it becomes below the threshold value, it is preferable to perform control to make the number of light emission frames of specific light larger than the number of light emission frames of white light.
  • the light source control unit performs control to increase the number of light emission frames of white light more than the number of light emission frames of specific light when the light emission amount of the white light or the specific light exceeds the light emission amount threshold, When the light emission amount of the specific light is equal to or less than the light emission amount threshold, it is preferable to perform control to make the number of light emission frames of the specific light larger than the number of light emission frames of white light.
  • a specific light detection result determination unit that determines a specific light detection result to be reflected on a white light image. If the result of presence / absence of attention area detection is obtained for the same area of the observation target from a plurality of specific light images, the specific light detection result determination unit can obtain attention area detection It is preferable to determine, as the specific light detection result, either the result with presence of area of interest detection or the result with no area of interest detection according to a majority decision based on the number of results of and the number of results without area of interest detection.
  • a discrimination part which performs the discrimination process which discriminates the observation object contained in the attention area, and the result of the discrimination process is displayed on a display part.
  • a discrimination result determination unit that determines a specific light discrimination result to be displayed on the display unit based on the result of discrimination processing for each attention area.
  • the result of the discrimination process is represented by a stage determined according to the state of the observation target, and the discrimination result determination unit determines, when the result of a plurality of discrimination processes with different stages is obtained for the same attention area, It is preferable to determine the stage as a specific light discrimination result by majority based on the result of a plurality of discrimination processes.
  • the result of the discrimination process is represented by a stage determined according to the state of the observation target, and the discrimination result determination unit determines, when the result of a plurality of discrimination processes with different stages is obtained for the same attention area, It is preferable to determine the stage as a specific light discrimination result by averaging the results of a plurality of discrimination processes.
  • the light source unit emits discrimination illumination light instead of or in addition to the specific light.
  • the peak wavelength of the identification illumination light preferably includes 410 nm.
  • the peak wavelength of the specific light preferably includes 450 nm.
  • the endoscope system of the present invention includes a light source unit, an endoscope, an observation state acquisition unit, and a light source control unit.
  • the light source emits white light or specific light having a spectrum different from white light.
  • the endoscope has an imaging unit that captures an observation target under illumination with white light to obtain a white light image, captures an observation target under illumination using specific light, and obtains a specific light image.
  • the observation state acquisition unit acquires an observation state including at least one of the moving speed of the endoscope, zoom information on a zoom for enlarging the observation target, or the amount of light of white light or specific light.
  • the light source control unit controls the ratio of the light emission frame of the white light to the light emission frame of the specific light according to at least one of the moving speed of the endoscope, the zoom information, or the light emission amount of the white light or the specific light. Do. Furthermore, an attention area detection image for performing attention area detection processing for detecting the attention area from the specific light image, and an attention area display image in which the detection result in the attention area detection unit is reflected on the white light image It is preferable to provide a display unit.
  • the diagnostic support apparatus of the present invention includes the medical image processing system of the present invention described above.
  • the medical service support device of the present invention includes the medical image processing system of the present invention described above.
  • the present invention it is possible to reliably detect an attention area such as a lesion and to easily grasp an observation target in accordance with an observation situation which changes depending on an operation mode or a diagnostic purpose by a user.
  • the endoscope system 10 includes an endoscope 12, a light source device 14, a processor device 16, a monitor 18, and a user interface 19.
  • the endoscope 12 emits illumination light to an observation target to be observed, and captures an image of the observation target illuminated by the illumination light.
  • the light source device 14 generates illumination light for irradiating an observation target.
  • the processor device 16 performs system control, image processing, and the like of the endoscope system 10.
  • the monitor 18 is a display unit that displays an image output from the processor device 16.
  • the user interface 19 is an input device for performing setting input and the like to the processor device 16 and the like, and includes a keyboard KB, a mouse MS, and the like.
  • the endoscope 12 includes an insertion portion 12a to be inserted into a subject, an operation portion 12b provided at a proximal end portion of the insertion portion 12a, a curved portion 12c provided at the distal end side of the insertion portion 12a, and a distal end portion 12d. ,have.
  • the bending portion 12c is bent by operating the angle knob 12e of the operation portion 12b.
  • the bending of the bending portion 12 c causes the tip 12 d to face in a desired direction.
  • the tip 12 d is provided with an injection port (not shown) for injecting air, water, and the like toward the observation target.
  • the zoom operation unit 13 is provided in the operation unit 12b. By operating the zoom operation unit 13, it is possible to magnify or reduce the image of the observation target. Further, a forceps channel (not shown) for inserting a treatment tool or the like is provided from the insertion portion 12a to the distal end portion 12d. The treatment tool is inserted into the forceps channel from the forceps inlet 12f.
  • the light source device 14 includes a light source unit 20 and a light source control unit 22.
  • the light source unit 20 emits illumination light for illuminating the observation target.
  • the light source unit 20 includes one or more light sources, and emits white light or a plurality of illumination lights including specific light having a spectrum different from white light. Specifically, the light source unit 20 emits white light having a blue band, a green band, and a red band, or specific light having a specific band whose peak wavelength includes 450 nm.
  • the light source unit 20 is provided with a light emission amount measurement unit 21 that measures the light emission amount of white light or the light emission amount of specific light. Information on the light emission amount of the white light or the light emission amount of the specific light is sent to the light source control unit 22.
  • the “observation condition acquisition unit” in the present invention corresponds to the “emission amount measurement unit 21”.
  • the light source control unit 22 controls the drive of the light source unit 20.
  • the light source control unit 22 independently controls the timing of turning on or off the light source constituting the light source unit 20, the light emission amount at the time of lighting, and the like.
  • the light source unit 20 can emit plural types of illumination lights having different light emission amounts and light emission timings.
  • a light emission mode for controlling the light emission of the light source unit 20 a normal mode for emitting white light, white light and specific light are automatically switched in accordance with a specific light emission pattern to emit light. It has a special mode.
  • the light source control unit 22 sets a specific light emission pattern according to the moving speed of the endoscope 12, zoom information, or the amount of light emission of white light or specific light. For example, when the moving speed of the endoscope 12 exceeds the speed threshold, the number of light emission frames of white light is made larger than the number of light emission frames of a specific light in one light emission cycle as a specific light emission pattern A light emission pattern of 1 is set, and the light source control unit 22 performs light emission control based on the first light emission pattern.
  • one light emission cycle includes a specific number of light emission frames, and includes a light emission frame that emits white light and a light emission frame that emits specific light.
  • the first light emission pattern is set to reduce the number of light emission frames of the specific light.
  • the number of light emission frames per light emission cycle (the sum of the number of light emission frames of white light and the number of light emission frames of specific light) may be fixed or may be changed according to the specific frame number change condition. It is also good. For example, in the case where the number of light emission frames per light emission frame is nine, the number of light emission frames per light emission frame is changed to five when a specific frame number change condition is satisfied.
  • the first light emission pattern is set, there are cases where "zoom not used” or the amount of light emission of white light or specific light exceeds the light emission amount threshold. Even in such a case, as in the case where the movement speed of the endoscope 12 exceeds the speed threshold, the lesion is detected under the condition where the region without lesion or where the lesion confirmation is easy to observe is observed. It is considered that the first light emission pattern is set because it is considered that the need to do so is low.
  • the number of light emission frames of specific light is set to be larger than the number of light emission frames of white light in one light emission cycle as a specific light emission pattern.
  • a second light emission pattern to be the same is set, and the light source control unit 22 performs light emission control based on the second specific light emission pattern.
  • the second light emission pattern is set to increase the number of light emission frames of the specific light.
  • the specific light is emitted continuously for the “3” frame.
  • the second light emission pattern there may be a case of “during zoom in use” or a light emission amount of white light or specific light may be equal to or less than a light emission amount threshold.
  • the second light emission pattern is set because it is considered that the need for detection is high.
  • the number of light emission frames of white light and the number of light emission frames of specific light are the same. It is preferable to set to the 2nd light emission pattern to be used. For example, as shown in FIG. 5, when the number of light emission frames of white light is “1” and the number of light emission frames of specific light is “1” in one light emission cycle as the second light emission pattern, White light and specific light are alternately emitted for each frame. In the second light emission pattern, it is preferable to increase the number of light emission frames of the specific light in one light emission cycle as the zoom magnification becomes higher in “in use of zoom”.
  • the identification processing by the identification unit 78 described later may be performed.
  • the identification illumination light whose peak wavelength is 410 nm It is preferable to switch. In FIG. 6, in one light emission cycle, the number of light emission frames of white light is “1”, and the number of light emission frames of identification illumination light is “3”.
  • the illumination light for discrimination clearly illuminates surface structures such as a blood vessel structure and a duct structure. Because it can be used to distinguish lesions. Therefore, it is preferable to switch from the specific light to the illumination light for discrimination when the observation is performed by enlarging the lesion or the like by using the zoom.
  • the identification illumination light may be emitted without switching from the identification light to the identification illumination light.
  • the illumination light emitted by the light source unit 20 is incident on the light guide 41.
  • the light guide 41 is incorporated in the endoscope 12 and the universal cord (not shown), and propagates the illumination light to the distal end 12 d of the endoscope 12.
  • the universal cord is a cord that connects the endoscope 12 to the light source device 14 and the processor device 16.
  • a multimode fiber can be used. As an example, it is possible to use a thin fiber cable having a core diameter of 105 ⁇ m, a cladding diameter of 125 ⁇ m, and a diameter of ⁇ 0.3 to 0.5 mm including a protective layer to be an outer shell.
  • An illumination optical system 30 a and an imaging optical system 30 b are provided at the distal end 12 d of the endoscope 12.
  • the illumination optical system 30 a includes an illumination lens 45, and illumination light is emitted toward the observation target via the illumination lens 45.
  • the imaging optical system 30 b includes an objective lens 46, a zoom lens 47, and an image sensor 48.
  • the image sensor 48 includes reflected light of illumination light returning from the observation target via the objective lens 46 and the zoom lens 47 (in addition to reflected light, scattered light, fluorescence emitted from the observation target, or a drug administered to the observation target, etc. Image of the observation target using the fluorescence etc. caused by
  • the zoom lens 47 moves by operating the zoom operation unit 13 and enlarges or reduces the observation target to be imaged using the image sensor 48.
  • the zoom information on the zoom for enlarging the observation target by the zoom lens 47 is sent from the zoom information output unit 49 to the light source control unit 22 of the light source device 14.
  • zoom information for example, when the zoom lens 47 is positioned at the wide end and the observation target is not magnified, “zoom not used” is set. On the other hand, when the zoom lens 47 is moved from the wide end to the tele end side and the observation target is enlarged, “zoom in use” is made.
  • the zoom information also includes information on the zoom magnification of the zoom lens 47 in “in use of zoom”.
  • the image sensor 48 is, for example, a color sensor having a primary color filter, and has B pixels (blue pixels) having blue color filters, G pixels (green pixels) having green color filters, and R having red color filters. There are three types of pixels (red pixels). Blue color filters transmit mainly violet to blue light. The green color filter transmits mainly green light. The red color filter transmits mainly red light. As described above, when the observation target is imaged using the primary color image sensor 48, the B image (blue image) obtained from the B pixels, the G image (green image) obtained from the G pixels, and the R pixels are obtained at the maximum. Three types of images of R image (red image) can be obtained simultaneously.
  • a charge coupled device (CCD) sensor or a complementary metal oxide semiconductor (CMOS) sensor can be used.
  • CMOS complementary metal oxide semiconductor
  • the complementary color sensor includes, for example, a cyan pixel provided with a cyan color filter, a magenta pixel provided with a magenta color filter, a yellow pixel provided with a yellow color filter, and a green pixel provided with a green color filter.
  • the image obtained from the pixels of each color when using a complementary color sensor can be converted into a B image, a G image, and an R image by performing complementary-primary color conversion.
  • a monochrome sensor without a color filter can be used as the image sensor 48. In this case, an image of each color can be obtained by sequentially imaging the observation target using illumination light of each color such as BGR.
  • the processor device 16 includes a central control unit 52, an image acquisition unit 54, an image processing unit 61, and a display control unit 66.
  • the central control unit 52 performs overall control of the endoscope system 10 such as synchronous control of the irradiation timing of the illumination light and the imaging timing.
  • the central control unit 52 controls the input various settings as the light source control unit 22, the image sensor 48, or the image processing unit 61.
  • the data is input to each part of the endoscope system 10.
  • the image acquisition unit 54 acquires an image obtained by capturing an observation target from the image sensor 48.
  • the image acquired by the image acquisition unit 54 is an image acquired by a medical device such as the endoscope 12 and thus is referred to as a medical image.
  • the image acquisition unit 54 includes a DSP (Digital Signal Processor) 56, a noise reduction unit 58, and a conversion unit 59, and uses these to perform various processes on the acquired medical image as needed.
  • the DSP 56 performs various processing such as defect correction processing, offset processing, gain correction processing, linear matrix processing, gamma conversion processing, demosaicing processing, and YC conversion processing, as necessary, on the acquired medical image.
  • the defect correction process is a process of correcting the pixel value of the pixel corresponding to the defective pixel of the image sensor 48.
  • the offset process is a process of reducing the dark current component from the image subjected to the defect correction process and setting an accurate zero level.
  • the gain correction process is a process of adjusting the signal level of each image by multiplying the image subjected to the offset process by the gain.
  • the linear matrix processing is processing for improving the color reproducibility of the image subjected to the offset processing, and the gamma conversion processing is processing for adjusting the brightness and saturation of the image after the linear matrix processing.
  • demosaicing processing is processing for interpolating the pixel value of a missing pixel, and is applied to an image after gamma conversion processing.
  • the missing pixels are pixels having no pixel value due to the arrangement of the color filters (because pixels of other colors are arranged in the image sensor 48).
  • the demosaicing process interpolates the B image to generate pixel values of pixels located at G and R pixel positions of the image sensor 48.
  • the YC conversion process is a process of converting the image after the demosaicing process into a luminance channel Y, a color difference channel Cb, and a color difference channel Cr.
  • the noise reduction unit 58 performs noise reduction processing on the luminance channel Y, the color difference channel Cb, and the color difference channel Cr using, for example, a moving average method or a median filter method.
  • the conversion unit 59 reconverts the luminance channel Y, the color difference channel Cb, and the color difference channel Cr after the noise reduction processing into an image of each color of BGR.
  • the image processing unit 61 performs various types of image processing on the medical image acquired by the image acquisition unit 54.
  • the types of image processing performed in the normal mode and the special mode are different.
  • a white light image is generated by performing image processing (white light image processing) corresponding to white light on a medical image obtained at the time of illumination of white light.
  • a white light image is generated by performing image processing (white light image processing) corresponding to white light on a medical image obtained at the time of illumination of white light.
  • an attention area is detected from the specific light image which is a medical image obtained at the time of illumination of the specific light, and a discrimination process regarding a lesion is performed on the detected attention area.
  • an attention area display image is generated by reflecting the detection result of the attention area and the result of the discrimination process on the white light image.
  • the display control unit 66 converts the white light image or the image for attention area display image sent from the image processing unit 61 into a format suitable for display on the monitor 18 and outputs the converted format to the monitor 18. As a result, a white light image or an image for displaying a region of interest is displayed on the monitor 18.
  • the image processing unit 61 identifies the white light image processing unit 70, the movement speed calculation unit 72, the attention area detection unit 74, the specific light detection result determination unit 76, and the discrimination unit 78. And a result determination unit 80.
  • the white light image processing unit 70 performs white light image processing, which is image processing corresponding to white light, on a medical image obtained when white light is illuminated in the normal mode or the special mode. This gives a white light image.
  • the white light image processing includes, in addition to the color adjustment processing for approaching the color of the observation target, the structure emphasis processing for emphasizing the structure on the observation target.
  • the moving speed calculation unit 72 calculates the moving speed of the endoscope 12 using either the white light image or the specific light image.
  • the calculated moving speed of the endoscope 12 is sent to the light source control unit 22 of the light source device 14.
  • the moving speed of the endoscope 12 refers to the image sensor 48 (the “imaging unit” of the present invention) by the operation of the other endoscope 12 by which the user pushes or pulls the insertion portion 12 a of the endoscope 12 into the lumen.
  • the speed at which the tip of the endoscope 12 in which the corresponding) is built is moved.
  • a moving vector is calculated from a plurality of white light images or specific light images different in image acquisition timing, and the moving speed of the endoscope 12 is calculated based on the moving vector.
  • the moving speed of the endoscope 12 becomes faster as the moving vector becomes larger.
  • the “observation status acquisition unit” in the present invention corresponds to the “moving speed calculation unit 72”.
  • the attention area detection unit 74 performs attention area detection processing of detecting an attention area to be noted as a target of examination or diagnosis from the specific light image.
  • the feature quantity is calculated from the specific light image, and the area in which the calculated feature quantity falls within the specific range is detected as the attention area.
  • the detected region of interest is displayed on the white light image as a rectangular region ROI as shown in FIG.
  • the attention area detected by the attention area detection unit 74 is not limited to a two-dimensional area such as the surface of the observation target. For example, in addition to the surface of the observation target, a three-dimensional region in the depth direction (infiltration) of the observation target may be detected as a region of interest.
  • the feature value may be a blood vessel index value regarding a blood vessel described later, or a duct duct index value regarding a duct structure.
  • the feature amount for example, in addition to performing a convolutional neural network on a specific light image, a feature amount obtained by color information of a specific light image, a gradient of pixel values, or the like may be used.
  • the gradient of the pixel value is, for example, the shape of the subject (such as the global unevenness of the mucous membrane or the local depression or bulge), the color (color such as inflammation, hemorrhage, redness, or whitening due to atrophy)
  • the attention area detected by the attention area detection unit 74 includes, for example, a lesion area represented by cancer, a benign tumor area, and an inflammation area (including a so-called inflammation, a part having a change such as bleeding or atrophy)
  • a lesion area represented by cancer
  • a benign tumor area and an inflammation area (including a so-called inflammation, a part having a change such as bleeding or atrophy)
  • This is a region including a marking portion marked by heating scars or coloring agents, coloring with a fluorescent agent or the like, or a biopsy performing portion where a biopsy (so-called biopsy) is performed. That is, for an area including a lesion, an area having a possibility of a lesion, an area subjected to some kind of treatment such as a biopsy, a treatment tool such as a clip or a clamp, or a dark area (back of a fold).
  • the attention area detection unit 74 detects an area including at least one of a lesion, a benign tumor, an inflammation, a marking unit, and a biopsy performing unit as an attention area.
  • the attention area detected from the one specific light image is superimposed on the white light image as it is indicate.
  • attention area detection processing is performed on each specific light image, and attention on each of the specific light images is performed. It is preferable to determine the specific light detection result to be reflected on the white light image based on the result of the area detection process.
  • the specific light detection result determination unit 76 obtains both the result of presence / absence of attention area detection and the result of absence of attention area detection for the same area from a plurality of specific light images in one light emission cycle. Based on the number of results of attention area detection and the number of results of no detection of attention area, either the result of attention area detection or the result of no attention area detection is determined as the specific light detection result.
  • the specific light image having the result of detection of the target area is “3” for the same area.
  • the specific light image having the result of no detection is “2”
  • the result of presence / intention area detection is determined as the specific light detection result by majority decision.
  • the number of results of attention area detection is the same as the number of results of attention area detection, it is preferable to set the result of attention area detection as the specific light detection result.
  • the discrimination unit 78 calculates various index values from the region of interest detected by the region of interest detection unit 74, and performs a discrimination process of identifying an observation target included in the region of interest based on the calculated various index values.
  • the various index values include blood vessel index values related to blood vessels such as blood vessel density and blood vessel travel patterns, and ductal index values related to duct structure.
  • the discrimination process for example, the degree of progression (stage) of the lesion site and the like can be mentioned.
  • the result of the discrimination process is displayed on the monitor 18 in association with the region of interest ROI as shown in FIG. 10 (“Stage 2” in FIG. 10).
  • the discrimination processing Display on the result.
  • discrimination processing is performed on each attention image, and discrimination processing on each of these attention areas. It is preferable to determine the specific light discrimination result to be displayed on the monitor 18 based on the result of the above.
  • the discrimination result processing for determining the specific light discrimination result is performed in the discrimination result determination unit 80.
  • the specific light discrimination result determined by the discrimination result determination unit 80 is displayed on the monitor 18 together with the white light image on which the region of interest ROI is displayed superimposed.
  • the discrimination result determination unit 80 detects the regions of interest respectively from the plurality of specific light images in one light emission cycle, and when the discrimination process is performed on each of the regions of attention, the discrimination result determination unit 80 is based on the result of the discrimination process on each of the regions of attention You may determine as a specific light discrimination result by majority decision. For example, as shown in FIG. 11, when five specific light images are obtained in one light emission cycle and one attention area is detected from each of the specific light images, attention is paid to the fact that the result of the discrimination process is "stage 2". If the region of interest is “3” and the result of the discrimination process is “stage 1” and the region of interest is “2”, “stage 2” is determined as the specific light discrimination result.
  • the "stage” is predetermined according to the state of the observation target such as a lesion, and generally, the larger the number of the "stage", the higher the progression of the lesion.
  • the discrimination result determination unit 80 detects a region of interest from each of a plurality of specific light images in one light emission cycle, and when discrimination processing is performed on each region of interest, the result of discrimination processing on each region of interest The averaged result of may be determined as the specific light discrimination result. For example, as shown in FIG. 12, when five specific light images are obtained in one light emission cycle and one target area is detected from each of the specific light images, it is noted that the result of the discrimination process is “stage 3”.
  • the movement speed calculation unit 72 calculates the movement speed of the endoscope 12. Further, the zoom information output unit 49 outputs zoom information regarding the zoom for enlarging the observation target. In addition, the light emission amount measurement unit 21 measures the light emission amount of white light or the light emission amount of the specific light.
  • the number of emission frames of white light in one emission cycle is the number of emission frames of the specific light
  • the first light emission pattern which is larger than the first light emission pattern or the second light emission pattern which makes the number of light emission frames of specific light larger than the number of light emission frames of white light in one light emission cycle is determined. If the moving speed of the endoscope 12 exceeds the speed threshold, if the zoom is not used, or if the amount of light of white light or specific light exceeds the threshold for light emission, the first light emission pattern Set to Then, the light source control unit 22 performs light source control in accordance with the first light emission pattern.
  • the light source control unit 22 performs light source control in accordance with the second light emission pattern.
  • a white light image is obtained by imaging an observation object illuminated by white light. Moreover, a specific light image is acquired by imaging the observation object illuminated by the specific light.
  • the attention area detection unit 74 detects the attention area ROI from the specific light image. The detected area of interest is displayed superimposed on the white light image. When one frame of specific light is emitted in one light emission cycle and a specific light image for one frame is obtained, the attention area detected from the specific light image of one frame is displayed superimposed on the white light image.
  • attention area detection processing is performed on each specific light image. Then, the specific light detection result determination unit 76 determines the specific light detection result to be reflected on the white light image based on the result of the attention area detection processing for each specific light image. The specific light detection result is reflected on the white light image.
  • the number of white light emission frames or the number of specific light emission frames is controlled depending on whether or not the moving speed of the endoscope 12 exceeds the speed threshold.
  • the learning device learns the relationship between the moving speed of the endoscope 12 and the number of luminous frames of white light or the number of luminous frames of specific light using a method such as AI (Artificial Intelligence), etc.
  • the number of emission frames of white light or the number of emission frames of specific light may be determined by inputting the moving speed of 12 into the learning device.
  • the learning device is made to learn the relationship between the number of light emission frames of white light or the number of light emission frames of specific light as to the zoom information or the light emission amount of white light or specific light.
  • the number of emission frames of white light or the number of emission frames of specific light may be determined by inputting zoom information or the amount of emission of white light or specific light into the learning device. Further, as described in the above embodiment, the number of light emission frames of the white light or the specific light is comprehensively taken into consideration comprehensively the moving speed of the endoscope 12, the zoom information, or the light emission amount of the white light or the specific light. The number of light emission frames may be determined.
  • the light source unit 20 includes a V-LED (Violet Light Emitting Diode) 20a, a B-LED (Blue Light Emitting Diode) 20b, and a G-LED (Green Light Emitting Diode). It is preferable to emit illumination light using four color LEDs 20c and R-LED (Red Light Emitting Diode) 20d and the wavelength cut filter 23.
  • V-LED Volt Light Emitting Diode
  • B-LED Blue Light Emitting Diode
  • G-LED Green Light Emitting Diode
  • the V-LED 20a emits violet light V in a wavelength band of 380 nm to 420 nm.
  • the B-LED 20b emits blue light B in a wavelength band of 420 nm to 500 nm.
  • the wavelength cut filter 23 cuts off at least the wavelength side longer than 450 nm of the peak wavelength.
  • the blue light Bx transmitted through the wavelength cut filter 23 is in the wavelength range of 420 to 460 nm.
  • the reason why light in the wavelength range longer than 460 nm is cut is a factor that reduces the blood vessel contrast of the blood vessel to be observed. It is because there is.
  • the wavelength cut filter 23 may reduce the light in the wavelength range longer than 460 nm instead of cutting the light in the wavelength range longer than 460 nm.
  • the G-LED 20c emits green light G having a wavelength band ranging from 480 nm to 600 nm.
  • the R-LED 20d emits red light R in a wavelength band of 600 nm to 650 nm.
  • the V-LED 20a, the B-LED 20b, the G-LED 20c, and the R-LED 20d are all turned on.
  • the light source device 14 emits white light including violet light V, blue light Bx, green light G, and red light R.
  • White light is almost white because it has a certain intensity or more from the blue band to the red band.
  • the light emission control of the V-LED 20a, the B-LED 20b, the G-LED 20c, and the R-LED 20d is performed such that white light or specific light emits light according to a specific light emission pattern.
  • white light is emitted, as described above, white light having a spectrum shown in FIG. 15 is emitted.
  • specific light when specific light is emitted, as shown in FIG. 16, the specific light of which the light emission amount of blue light Bx is larger than the light emission amounts of all of purple light V, green light G and red light R is It is emitted.
  • the illumination light may be emitted using a laser light source and a phosphor.
  • a blue laser light source (denoted as “445 LD”, where LD represents “Laser Diode”) 104 which emits blue laser light having a peak wavelength of 445 ⁇ 10 nm, as shown in FIG.
  • a blue-violet laser light source (denoted as "405 LD") 106 which emits blue-violet laser light having a peak wavelength of 405 ⁇ 10 nm.
  • the illumination optical system 30a is provided with a phosphor 110 to which blue laser light or blue-violet laser light from the light guide 24 is incident.
  • the phosphor 110 is excited by blue laser light to emit fluorescence.
  • part of the blue laser light transmits without exciting the phosphor 110.
  • the blue-violet laser light transmits without exciting the phosphor 110.
  • the light emitted from the phosphor 110 illuminates the body to be observed through the illumination lens 32.
  • the blue laser light source 104 since the blue laser light source 104 is turned on and mainly the blue laser light is incident on the phosphor 110, excitation from the phosphor 110 is performed by the blue laser light and the blue laser light as shown in FIG. White light is generated by combining the emitted fluorescent light.
  • emission control of the blue laser light source 104 and the blue-violet laser light source 106 is performed such that white light or specific light emits light in accordance with a specific light emission pattern.
  • white light having a spectrum shown in FIG. 18 is emitted.
  • the blue laser light source 104 and the blue-violet laser light source 106 are turned on, and both the blue-violet laser light and the blue laser light are incident on the phosphor 110.
  • the specific light which combined the fluorescence which carried out the excitation light emission from the fluorescent substance 110 by blue-violet laser light, blue laser light, and blue laser light is emitted.
  • the half width of the blue laser light or the blue-violet laser light is preferably about ⁇ 10 nm.
  • a broad area type InGaN-based laser diode can be used, and an InGaNAs-based laser diode or a GaNAs-based laser diode can also be used.
  • a light emitter such as a light emitting diode may be used as the light source.
  • the phosphor 110 absorbs a part of blue laser light and emits plural colors of green to yellow (for example, a YAG phosphor or a phosphor such as BAM (BaMgAl 10 O 17 )). It is preferable to use what is comprised including.
  • a YAG phosphor or a phosphor such as BAM (BaMgAl 10 O 17 ) for example, a YAG phosphor or a phosphor such as BAM (BaMgAl 10 O 17 )
  • BAM BaMgAl 10 O 17
  • the illumination light may be emitted using a broadband light source such as a xenon lamp and a rotary filter.
  • the light source unit 20 is provided with a broadband light source 202, a rotation filter 204, and a filter switching unit 206.
  • a diaphragm 203 is provided between the broadband light source 202 and the rotary filter 204.
  • the diaphragm control unit 205 adjusts the area of the opening of the diaphragm 203.
  • the aperture control unit 205 controls the aperture 203 based on the light control signal from the processor device 16.
  • the broadband light source 202 is a xenon lamp, a white LED, or the like, and emits broadband light ranging in wavelength from blue to red.
  • the rotation filter 204 includes a normal mode filter 210 provided on the inner side closest to the rotation axis, and a special mode filter 212 provided on the outer side of the normal mode filter 210 (see FIG. 21).
  • the filter switching unit 206 moves the rotary filter 204 in the radial direction. Specifically, the filter switching unit 206 inserts the normal mode filter 210 into the optical path of the white light when the mode switching unit 13c sets the normal mode. When the special mode is set, the filter switching unit 206 inserts the special mode filter 212 into the optical path of the white light.
  • the normal mode filter 210 is provided with a B filter 210a, a G filter 210b, and an R filter 210c along the circumferential direction.
  • the B filter 210a transmits wide band blue light B having a wavelength range of 400 to 500 nm out of the wide band light.
  • the G filter 210 b transmits green light G of the broadband light.
  • the R filter 210c transmits the red light R of the broadband light. Therefore, in the normal mode, the rotation filter 204 rotates.
  • the special mode filter 212 is provided with a B filter 212a, a G filter 212b, an R filter 212c, a Bn filter 212a, and a Gn filter 212b along the circumferential direction.
  • the B filter 212a transmits the blue light B similarly to the B filter 210a.
  • the G filter 212 b transmits green light G similarly to the G filter 210 a.
  • the R filter 212c transmits the red light R similarly to the R filter 210c.
  • the Bn filter 212 d transmits blue narrow band light Bn of 400 to 450 nm out of the wide band light.
  • the Gn filter 212 e transmits the green light G of the broadband light.
  • a monochrome image sensor When emitting illumination light using a broadband light source such as a xenon lamp and a rotary filter, a monochrome image sensor each time the observation target is illuminated with blue light B, green light G, and red light R in the normal mode Image the observation target with.
  • a white light image is generated by the B image, the G image, and the R image obtained by imaging the observation target.
  • the observation target is imaged with a monochrome image sensor, and B obtained by this imaging
  • a white light image is generated by the image, the G image, and the R image.
  • the observation target is imaged by a monochrome image sensor, and Bn image and G image obtained by this imaging Generate a specific light image.
  • the present invention is applied to an endoscope system for processing an endoscopic image which is one of medical images, but medical images other than endoscopic images are processed.
  • the present invention is also applicable to medical image processing systems.
  • the present invention is also applicable to a diagnosis support apparatus for performing diagnosis support to a user using a medical image.
  • the present invention can be applied to a medical service support apparatus for supporting medical services such as diagnostic reports using medical images.
  • the diagnosis support apparatus 600 is used in combination with a modality such as the medical imaging system 602 or a Picture Archiving and Communication Systems (PACS) 604.
  • the medical service support apparatus 610 includes various inspection apparatuses such as the first medical image processing system 621, the second medical image processing system 622, ..., the Nth medical image processing system 623, and any network. Connect via 626.
  • the medical service support device 610 receives medical images from the first to Nth medical image processing systems 621, 622, ..., 623, and supports medical services based on the received medical images.
  • various types such as white light image processing unit 70 included in image processing unit 61, movement speed calculation unit 72, attention area detection unit 74, specific light detection result determination unit 76, discrimination unit 78, and discrimination result determination unit 80
  • the hardware-like structure of a processing unit (processing unit) that executes the processing of (1) is various processors as shown below.
  • CPU Central Processing Unit
  • FPGA Field Programmable Gate Array
  • PLD Programmable logic device
  • One processing unit may be configured by one of these various types of processors, or a combination of two or more processors of the same or different types (for example, a plurality of FPGAs, a combination of a CPU and an FPGA, a CPU and (A combination of GPUs).
  • a plurality of processing units may be configured by one processor.
  • one processor is configured by a combination of one or more CPUs and software as represented by computers such as clients and servers; There is a form in which this processor functions as a plurality of processing units.
  • SoC system on chip
  • IC integrated circuit
  • circuitry in the form in which circuit elements such as semiconductor elements are combined.

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Abstract

ユーザーによる操作態様や診断目的などによって変化する観察状況に合わせて、病変部などの注目領域を確実に検出し、且つ、観察対象を把握し易くすることができる医療画像処理システム、内視鏡システム、診断支援装置、並びに医療業務支援装置を提供する。　撮像部は、白色光によって照明中の観察対象を撮像して白色光画像を取得し、特定光によって照明中の前記観察対象を撮像して特定光画像を取得する。光源制御部は、撮像部の移動速度、ズーム情報、又は発光量のうち少なくとも一つに応じて、１発光サイクルにおける前記白色光の発光フレームの数と前記特定光の発光フレームの数を制御する。

Description

医療画像処理システム、内視鏡システム、診断支援装置、並びに医療業務支援装置
　本発明は、観察対象を観察するための白色光と病変部などの注目領域を検出するための特定光とを用いる医療画像処理装置、内視鏡システム、診断支援装置、並びに医療業務支援装置に関する。
　現在の医療分野においては、観察対象の診断において、医療画像を用いる医療画像処理システムが普及している。医療画像処理システムの中でも、内視鏡システムにおいては、観察対象に対して照明光を照射し、観察対象を撮像することにより、医療画像の一つである内視鏡画像を取得している。取得した内視鏡画像は、モニタなどの表示部に表示され、観察対象の診断に用いられる。
　また、近年の内視鏡システムにおいては、短波の狭帯域光を含む特定の波長帯域を有する特定光を観察対象に照明して、観察対象上の病変部の視認性を向上することによって、病変部の検出をし易くすることも行われている。ただし、特定光により得られる特定光画像は、疑似カラーなど観察対象の色と異なる色で表示されるため、ユーザーにとっては、通常観察に用いられる白色光画像と比較して、見慣れていない場合も多い。そこで、特許文献１では、特定光画像から病変領域を検出し、検出した病変領域を白色光画像で強調表示することで、見慣れた白色光画像上で病変領域を観察できるようにしている。
特開２０１１－１３５９８３号公報
　内視鏡観察においては、ユーザーによる操作態様や診断目的などに応じて、観察対象に対する観察状況が変化している。例えば、病変部が無い領域や、病変確認が容易な領域などでは、内視鏡の移動速度が速くなる一方で、病変部の疑いがある領域や、病変確認が困難な領域などでは、内視鏡の移動速度が遅くなる。また、病変部を検出した場合などにおいては、内視鏡のズームを使用して、病変と思われる領域を拡大することも行われている。また、スクリーニング時のように、観察対象から離れている場合には光量が低い状態で観察が行われる一方、病変部を鑑別する場合など観察対象に近い場合には光量が高い状態で観察が行われる。
　ここで、特許文献１のように、特定光に基づく特定光画像から検出した病変領域を、白色光画像上で観察する場合には、上記のように、内視鏡の移動速度、ズームの使用の有無、光量などの観察状況が変化すると、特定光画像から病変部を検出することができないことがあり、また、白色光画像上で観察対象を把握しにくくなることがあった。
　例えば、白色光と特定光を切り替えて観察対象に照明する場合には、白色光のフレームレートが落ちて、コマ落ちしたような観察画像になることがあった。また、観察対象の撮像にＣＭＯＳイメージセンサを用いた場合には、ローリングシャッターの影響により、フレームレートの低下が顕著となる。更には、観察画像のコマ落ちを抑えるため、特定光の発光フレームの比率を落とした場合には、病変部を検出できるタイミングが減り、病変部を見落とす可能性がある。特に、内視鏡では、同じ場所でも微妙な撮影角度や距離の違いにより見え方が変わるため、特定光の発光フレームの比率を落とすことで、病変部を見逃す可能性が高くなる。
　本発明は、ユーザーによる操作態様や診断目的などによって変化する観察状況に合わせて、病変部などの注目領域を確実に検出し、且つ、観察対象を把握し易くすることができる医療画像処理システム、内視鏡システム、診断支援装置、並びに医療業務支援装置を提供することを目的とする。
　本発明の医療画像処理システムは、光源部と、撮像部と、観察状況取得部と、光源制御部とを備える。光源部は、白色光、又は、白色光と異なるスペクトルを有する特定光を発光する。撮像部は、白色光によって照明中の観察対象を撮像して白色光画像を取得し、特定光によって照明中の観察対象を撮像して特定光画像を取得する。観察状況取得部は、撮像部の移動速度、観察対象を拡大するズームに関するズーム情報、又は、白色光又は特定光の発光量のうち少なくとも一つを取得する。光源制御部は、撮像部の移動速度、ズーム情報、又は、白色光又は特定光の発光量のうち少なくとも一つに応じて、１発光サイクルにおける白色光の発光フレームの数と特定光の発光フレームの数を制御する。さらに、特定光画像から注目領域を検出する注目領域検出処理を行う注目領域検出部と、白色光画像に対して、注目領域検出部での検出結果を反映させた注目領域表示用画像を表示する表示部とを備えることが好ましい。
　光源制御部は、ズーム使用時は、特定光の発光フレームの数を白色光の発光フレームの数よりも多くする制御を行い、前記ズーム不使用時は、前記白色光の発光フレームの数を前記特定光の発光フレームの数よりも多くする制御を行うことが好ましい。光源制御部は、撮像部の移動速度が速度用閾値を超える場合には、白色光の発光フレームの数を特定光の発光フレームの数よりも多くする制御を行い、撮像部の移動速度が速度用閾値以下になる場合には、特定光の発光フレームの数を白色光の発光フレームの数よりも多くする制御を行うことが好ましい。光源制御部は、白色光又は特定光の発光量が発光量用閾値を超える場合には、白色光の発光フレームの数を特定光の発光フレームの数よりも多くする制御を行い、白色光又は特定光の発光量が発光量用閾値以下になる場合には、特定光の発光フレームの数を白色光の発光フレームの数よりも多くする制御を行うことが好ましい。
　複数の特定光の発光フレームから複数の特定光画像を取得し、各特定光画像に対して注目領域検出処理を行った場合には、各特定光画像に対する注目領域検出処理の検出結果に基づいて、白色光画像上に反映させるための特定光検出結果を決定する特定光検出結果決定部を有することが好ましい。特定光検出結果決定部は、複数の特定光画像から、観察対象の同一領域に対して、注目領域検出有りの結果と、注目領域検出無しの結果が得られた場合には、注目領域検出有りの結果の数と注目領域検出無しの結果の数に基づく多数決により、特定光検出結果として、注目領域検出有りの結果又は注目領域検出無しの結果のいずれかを決定することが好ましい。
　注目領域に含まれる観察対象を鑑別する鑑別処理を行う鑑別部を有し、鑑別処理の結果は表示部に表示されることが好ましい。複数の特定光の発光フレームから複数の特定光画像を取得し、各特定光画像に対して注目領域検出処理を行い、注目領域検出処理で検出された各注目領域に対して鑑別処理を行う場合には、各注目領域に対する鑑別処理の結果に基づいて、表示部に表示させるための特定光鑑別結果を決定する鑑別結果決定部を有することが好ましい。
　鑑別処理の結果は、観察対象の状態に応じて定められるステージで表され、鑑別結果決定部は、同一の注目領域に対して、ステージが異なる複数の鑑別処理の結果が得られた場合は、複数の鑑別処理の結果に基づく多数決により、特定光鑑別結果としてのステージを決定することが好ましい。鑑別処理の結果は、観察対象の状態に応じて定められるステージで表され、鑑別結果決定部は、同一の注目領域に対して、ステージが異なる複数の鑑別処理の結果が得られた場合は、複数の鑑別処理の結果の平均化を行うことにより、特定光鑑別結果としてのステージを決定することが好ましい。
　光源部は、鑑別処理を行う場合には、特定光に代えて又は加えて、鑑別用照明光を発光することが好ましい。鑑別用照明光のピーク波長には４１０ｎｍが含まれることが好ましい。特定光のピーク波長には４５０ｎｍが含まれることが好ましい。
　本発明の内視鏡システムは、光源部と、内視鏡と、観察状況取得部と、光源制御部とを備える。光源部は、白色光、又は、白色光と異なるスペクトルを有する特定光を発光する。内視鏡は、白色光によって照明中の観察対象を撮像して白色光画像を取得し、特定光によって照明中の観察対象を撮像して特定光画像を取得する撮像部を有する。観察状況取得部は、内視鏡の移動速度、観察対象を拡大するズームに関するズーム情報、又は、白色光又は特定光の発光量のうち少なくとも一つを含む観察状況を取得する。光源制御部は、内視鏡の移動速度、ズーム情報、又は、白色光又は特定光の発光量のうち少なくとも一つに応じて、白色光の発光フレームと特定光の発光フレームとの比率を制御する。さらに、特定光画像から注目領域を検出する注目領域検出処理を行う注目領域検出部と、白色光画像に対して、注目領域検出部での検出結果を反映させた注目領域表示用画像を表示する表示部とを備えることが好ましい。
　本発明の診断支援装置は、上記記載の本発明の医療画像処理システムを有する。本発明の医療業務支援装置は、上記記載の本発明の医療画像処理システムを有する。
　本発明によれば、ユーザーによる操作態様や診断目的などによって変化する観察状況に合わせて、病変部などの注目領域を確実に検出し、且つ、観察対象を把握し易くすることができる。
内視鏡システムの外観図である。 内視鏡システムのブロック図である。 第１の発光パターンを示す説明図である。 １発光サイクルにおける特定光の発光フレームの数が白色光の発光フレームの数よりも大きい第２の発光パターンを示す説明図である。 １発光サイクルにおける白色光の発光フレームの数と特定光の発光フレームの数が同じである第２の発光パターンを示す説明図である。 白色光と鑑別用照明光を発光する第２の発光パターンを示す説明図である。 画像処理部の機能を示すブロック図である。 注目領域ＲＯＩが重畳表示された白色光画像を示す画像図である。 多数決により特定光検出結果を決定することを示す説明図である。 注目領域ＲＯＩが重畳表示された白色光画像と鑑別結果を示す画像図である。 多数決により特定光鑑別結果を決定することを示す説明図である。 平均化により特定光鑑別結果を決定することを示す説明図である。 特殊モードの一連の流れを示すフローチャートである。 複数のLEDを備える光源部を示すブロック図である。 複数のLEDを発光して得られる白色光のスペクトルを示すグラフである。 複数のLEDを発光して得られる特定光のスペクトルを示すグラフである。 レーザ光源を備える光源部と蛍光体を示すブロック図である。 レーザ光源及び蛍光体を用いて発光する白色光のスペクトルを示すグラフである。 レーザ光源及び蛍光体を用いて発光する特定光のスペクトルを示すグラフである。 広帯域光源及び回転フィルタを備える光源部を示すブロック図である。 回転フィルタを示す平面図である。 診断支援装置を示すブロック図である。 医療業務支援装置を示すブロック図である。
　［第１実施形態］
　図１に示すように、内視鏡システム１０は、内視鏡１２と、光源装置１４と、プロセッサ装置１６と、モニタ１８と、ユーザーインターフェース１９と、を備える。内視鏡１２は、観察対象である観察対象に照明光を照射し、照明光で照射された観察対象を撮像する。光源装置１４は、観察対象に照射するための照明光を発生する。プロセッサ装置１６は、内視鏡システム１０のシステム制御及び画像処理等を行う。モニタ１８は、プロセッサ装置１６から出力された画像を表示する表示部である。ユーザーインターフェース１９は、プロセッサ装置１６等への設定入力等を行う入力デバイスであり、キーボードＫＢやマウスＭＳなどから構成される。
　内視鏡１２は、被検体内に挿入する挿入部１２ａと、挿入部１２ａの基端部分に設けた操作部１２ｂと、挿入部１２ａの先端側に設けた湾曲部１２ｃと、先端部１２ｄと、を有している。操作部１２ｂのアングルノブ１２ｅを操作することにより、湾曲部１２ｃが湾曲する。湾曲部１２ｃが湾曲することにより、先端部１２ｄが所望の方向に向く。先端部１２ｄには、観察対象に向けて空気や水等を噴射する噴射口（図示しない）が設けられている。
　また、操作部１２ｂには、アングルノブ１２ｅの他、ズーム操作部１３が設けられている。ズーム操作部１３を操作することによって、観察対象を拡大または縮小して撮像することができる。また、挿入部１２ａから先端部１２ｄにわたって、処置具などを挿通するための鉗子チャンネル（図示しない）が設けられている。処置具は、鉗子入口１２ｆから鉗子チャンネル内に挿入される。
　図２に示すように、光源装置１４は、光源部２０と、光源制御部２２と、を備える。光源部２０は、観察対象を照明するための照明光を発光する。光源部２０は、１又は複数の光源を備えており、白色光、又は、白色光と異なるスペクトルを有する特定光を含む複数の照明光を発光する。具体的には、光源部２０は、青色帯域、緑色帯域、及び赤色帯域を有する白色光、又は、ピーク波長に４５０ｎｍが含まれる特定帯域を有する特定光を発光する。光源部２０には、白色光の発光量、又は特定光の発光量を測定する発光量測定部２１が設けられている。これら白色光の発光量又は特定光の発光量に関する情報は、光源制御部２２に送られる。なお、本発明の「観察状況取得部」は、「発光量測定部２１」に対応する。
　光源制御部２２は、光源部２０の駆動を制御する。光源制御部２２は、光源部２０を構成する光源の点灯または消灯のタイミング、及び、点灯時の発光量等をそれぞれ独立に制御する。その結果、光源部２０は、発光量や発光タイミングが異なる複数種類の照明光を発光することができる。光源装置１４においては、光源部２０の発光を制御するための発光モードとして、白色光を発光する通常モードと、白色光と特定光とを、特定の発光パターンに従って、自動で切り替えて発光を行う特殊モードとを備えている。
　特殊モードに設定されている場合には、光源制御部２２は、内視鏡１２の移動速度、ズーム情報、又は、白色光又は特定光の発光量に応じて、特定の発光パターンを設定する。例えば、内視鏡１２の移動速度が速度用閾値を超える場合には、特定の発光パターンとして、１発光サイクルにおいて、白色光の発光フレームの数を特定光の発光フレームの数よりも多くする第１の発光パターンを設定し、この第１の発光パターンに基づいて、光源制御部２２は発光制御を行う。ここで、１発光サイクルは、特定数の発光フレームからなり、白色光を発光する発光フレームと特定光を発光する発光フレームとが含まれる。
　このように、内視鏡１２の移動速度が速度用閾値を超える場合には、病変がない、あるいは病変確認が容易な領域を観察している状況下で、病変部を検出する必要性が低いと考えられるため、特定光の発光フレームの数を小さくする第１の発光パターンを設定するようにしている。なお、１発光サイクル当たりの発光フレーム数（白色光の発光フレームの数と特定光の発光フレームの数の合計）は、固定でもよく、特定のフレーム数変更条件に応じて、変化するようにしてもよい。例えば、１発光フレーム当たりの発光フレーム数が９フレームの場合には、特定のフレーム数変更条件を満たしたときに、１発光フレーム当たりの発光フレーム数を５に変化させる。
　例えば、図３に示すように、第１の発光パターンとして、１発光サイクルにおいて、白色光の発光フレームの数を「９」、特定光の発光フレームの数を「１」とした場合には、白色光が連続して「９」フレーム分だけ発光した後に、特定光が「１」フレーム分だけ発光される。なお、第１の発光パターンを設定する場合としては、「ズーム不使用」である場合や、白色光又は特定光の発光量が発光量用閾値を超える場合がある。このような場合においても、内視鏡１２の移動速度が速度用閾値を超えている場合と同様、病変がない、あるいは病変確認が容易な領域を観察している状況下で、病変部を検出する必要性が低いと考えられるため、第１の発光パターンを設定するようにしている。
　また、内視鏡１２の移動速度が速度用閾値以下となる場合には、特定の発光パターンとして、１発光サイクルにおいて、特定光の発光フレームの数を白色光の発光フレームの数よりも多くする又は同じにする第２の発光パターンを設定し、この第２の特定発光パターンに基づいて、光源制御部２２は発光制御を行う。このように、内視鏡１２の移動速度が速度用閾値以下になる場合には、病変が有る可能性があり、あるいは病変を検出して精査している状況下で、病変部を検出する必要性が高いと考えられるため、特定光の発光フレームの数を大きくする第２の発光パターンを設定するようにしている。
　例えば、図４に示すように、第２の発光パターンとして、１発光サイクルにおいて、白色光の発光フレームの数を「１」、特定光の発光フレームの数を「３」とした場合には、白色光が「１」フレーム分だけ発光した後に、特定光が連続して「３」フレーム分だけ発光される。なお、第２の発光パターンを設定する場合としては、「ズーム使用中」である場合や、白色光又は特定光の発光量が発光量用閾値以下となる場合がある。このような場合においても、内視鏡１２の移動速度が速度用閾値以下になる場合と同様、病変が有る可能性があり、あるいは病変を検出して精査している状況下で、病変部を検出する必要性が高いと考えられるため、第２の発光パターンを設定するようにしている。
　なお、白色光又は特定光の発光量が発光量用閾値以下となったものの、「ズーム不使用」である場合には、白色光の発光フレームの数と特定光の発光フレームの数とを同じにする第２の発光パターンに設定することが好ましい。例えば、図５に示すように、第２の発光パターンとして、１発光サイクルにおいて、白色光の発光フレームの数を「１」、特定光の発光フレームの数を「１」とした場合には、白色光と特定光が１フレーム毎に交互に発光される。なお、第２の発光パターンにおいては、「ズーム使用中」でズーム倍率が高くなるほど、１発光サイクルにおける特定光の発光フレームの数を大きくすることが好ましい。
　また、白色光又は特定光の発光量が発光量用閾値以下となり、且つ、「ズーム使用中」となった場合には、後述する鑑別部７８による鑑別処理を行う可能性があることから、特定光の発光フレームの数を白色光の発光フレームの数よりも大きくする又は同じにすることに加えて、ピーク波長に４５０ｎｍが含まれる特定光から、ピーク波長に４１０ｎｍが含まれる鑑別用照明光に切り替えることが好ましい。図６では、１発光サイクルにおいて、白色光の発光フレームの数を「１」、鑑別用照明光の発光フレームの数を「３」としている。ここで、特定光は、スクリーニング時のように、病変部の検出（病変部の拾い上げ）に適している一方、鑑別用照明光は、血管構造や腺管構造などの表面構造を鮮明に照明することができるため、病変部の鑑別に適している。したがって、ズームの使用により、病変部などを拡大して観察を行う場合には、特定光から鑑別用照明光に切り替えて照明することが好ましい。なお、特定光から鑑別用照明光に切り替えることなく、特定光に加えて、鑑別用照明光を発光するようにしてもよい。
　図２に示すように、光源部２０が発光した照明光は、ライトガイド４１に入射する。ライトガイド４１は、内視鏡１２及びユニバーサルコード（図示しない）内に内蔵されており、照明光を内視鏡１２の先端部１２ｄまで伝搬する。ユニバーサルコードは、内視鏡１２と光源装置１４及びプロセッサ装置１６とを接続するコードである。なお、ライトガイド４１としては、マルチモードファイバを使用できる。一例として、コア径１０５μｍ、クラッド径１２５μｍ、外皮となる保護層を含めた径がφ０．３～０．５ｍｍの細径なファイバケーブルを使用できる。
　内視鏡１２の先端部１２ｄには、照明光学系３０ａと撮像光学系３０ｂが設けられている。照明光学系３０ａは、照明レンズ４５を有しており、この照明レンズ４５を介して照明光が観察対象に向けて出射する。撮像光学系３０ｂは、対物レンズ４６、ズームレンズ４７、及びイメージセンサ４８を有している。イメージセンサ４８は、対物レンズ４６及びズームレンズ４７を介して、観察対象から戻る照明光の反射光等（反射光の他、散乱光、観察対象が発する蛍光、または、観察対象に投与等した薬剤に起因した蛍光等を含む）を用いて観察対象を撮像する。
　ズームレンズ４７は、ズーム操作部１３の操作をすることで移動し、イメージセンサ４８を用いて撮像する観察対象を拡大または縮小する。ズームレンズ４７により観察対象を拡大するズームに関するズーム情報は、ズーム情報出力部４９から、光源装置１４の光源制御部２２に送られる。ズーム情報としては、例えば、ズームレンズ４７がワイド端に位置して、観察対象を拡大していない場合には、「ズーム不使用」とされる。一方、ズームレンズ４７がワイド端からテレ端側に移動して、観察対象を拡大している場合には、「ズーム使用中」とされる。また、ズーム情報には、「ズーム使用中」において、ズームレンズ４７のズーム倍率に関する情報も含まれる。
　イメージセンサ４８は、例えば原色系のカラーフィルタを有するカラーセンサであり、青色カラーフィルタを有するＢ画素（青色画素）、緑色カラーフィルタを有するＧ画素（緑色画素）、及び、赤色カラーフィルタを有するＲ画素（赤色画素）の３種類の画素を備える。青色カラーフィルタは、主として紫色から青色の光を透過する。緑色カラーフィルタは、主として緑色の光を透過する。赤色カラーフィルタは、主として赤色の光を透過する。上記のように原色系のイメージセンサ４８を用いて観察対象を撮像すると、最大で、Ｂ画素から得るＢ画像（青色画像）、Ｇ画素から得るＧ画像（緑色画像）、及び、Ｒ画素から得るＲ画像（赤色画像）の３種類の画像を同時に得ることができる。
　なお、イメージセンサ４８としては、ＣＣＤ（Charge Coupled Device）センサや、ＣＭＯＳ（Complementary Metal Oxide Semiconductor）センサを利用可能である。また、本実施形態のイメージセンサ４８は、原色系のカラーセンサであるが、補色系のカラーセンサを用いることもできる。補色系のカラーセンサは、例えば、シアンカラーフィルタが設けられたシアン画素、マゼンタカラーフィルタが設けられたマゼンタ画素、イエローカラーフィルタが設けられたイエロー画素、及び、グリーンカラーフィルタが設けられたグリーン画素を有する。補色系カラーセンサを用いる場合に上記各色の画素から得る画像は、補色－原色色変換をすれば、Ｂ画像、Ｇ画像、及びＲ画像に変換できる。また、カラーセンサの代わりに、カラーフィルタを設けていないモノクロセンサをイメージセンサ４８として使用できる。この場合、ＢＧＲ等各色の照明光を用いて観察対象を順次撮像することにより、上記各色の画像を得ることができる。
　プロセッサ装置１６は、中央制御部５２と、画像取得部５４と、画像処理部６１と、表示制御部６６とを有する。中央制御部５２は、照明光の照射タイミングと撮像のタイミングの同期制御等の内視鏡システム１０の統括的な制御を行う。また、ユーザーインターフェース１９等を用いて、各種設定の入力等をした場合には、中央制御部５２は、入力された各種設定を、光源制御部２２、イメージセンサ４８、または画像処理部６１等の内視鏡システム１０の各部に入力する。
　画像取得部５４は、イメージセンサ４８から、観察対象を撮像した画像を取得する。この画像取得部５４で取得する画像は、内視鏡１２のような医療用装置により得られた画像であることから、医療画像と称する。画像取得部５４は、ＤＳＰ（Digital Signal Processor）５６と、ノイズ低減部５８と、変換部５９と、を有し、これらを用いて、取得した医療画像に必要に応じて各種処理を施す。ＤＳＰ５６は、取得した医療画像に対し、必要に応じて欠陥補正処理、オフセット処理、ゲイン補正処理、リニアマトリクス処理、ガンマ変換処理、デモザイク処理、及びＹＣ変換処理等の各種処理を施す。
　欠陥補正処理は、イメージセンサ４８の欠陥画素に対応する画素の画素値を補正する処理である。オフセット処理は、欠陥補正処理を施した画像から暗電流成分を低減し、正確な零レベルを設定する処理である。ゲイン補正処理は、オフセット処理をした画像にゲインを乗じることにより各画像の信号レベルを整える処理である。リニアマトリクス処理は、オフセット処理をした画像の色再現性を高める処理であり、ガンマ変換処理は、リニアマトリクス処理後の画像の明るさや彩度を整える処理である。
　なお、イメージセンサ４８がカラーセンサである場合には、デモザイク処理が行われる。デモザイク処理（等方化処理や同時化処理とも言う）は、欠落した画素の画素値を補間する処理であり、ガンマ変換処理後の画像に対して施す。欠落した画素とは、カラーフィルタの配列に起因して（イメージセンサ４８において他の色の画素を配置しているため）、画素値がない画素である。例えば、Ｂ画像はＢ画素において観察対象を撮像して得る画像なので、Ｇ画素やＲ画素に対応する位置の画素には画素値がない。デモザイク処理は、Ｂ画像を補間して、イメージセンサ４８のＧ画素及びＲ画素の位置にある画素の画素値を生成する。ＹＣ変換処理は、デモザイク処理後の画像を、輝度チャンネルＹと色差チャンネルＣｂ及び色差チャンネルＣｒに変換する処理である。
　ノイズ低減部５８は、輝度チャンネルＹ、色差チャンネルＣｂ及び色差チャンネルＣｒに対して、例えば、移動平均法またはメディアンフィルタ法等を用いてノイズ低減処理を施す。変換部５９は、ノイズ低減処理後の輝度チャンネルＹ、色差チャンネルＣｂ及び色差チャンネルＣｒを再びＢＧＲの各色の画像に再変換する。
　画像処理部６１は、画像取得部５４が取得した医療画像に対して各種の画像処理を施す。画像処理部６１においては、通常モードと特殊モードで施される画像処理の種類は異なっている。通常モードでは、白色光の照明時に得られた医療画像に対して、白色光に対応する画像処理（白色光画像処理）を医療画像に施すことによって、白色光画像を生成する。また、特殊モードでは、白色光の照明時に得られた医療画像に対して、白色光に対応する画像処理（白色光画像処理）を施すことによって、白色光画像を生成する。一方、特定光の照明時に得られた医療画像である特定光画像から注目領域を検出し、検出した注目領域に対して病変に関する鑑別処理を行う。注目領域の検出と鑑別処理の詳細については後述する。そして、注目領域の検出結果と鑑別処理の結果は白色光画像に反映することによって、注目領域表示用画像が生成される。表示制御部６６は、画像処理部６１から送られる白色光画像又は注目領域表示用画像を用い、モニタ１８での表示に適した形式に変換してモニタ１８に出力する。これにより、モニタ１８には、白色光画像又は注目領域表示用画像が表示される。
　図７に示すように、画像処理部６１は、白色光画像処理部７０と、移動速度算出部７２と、注目領域検出部７４と、特定光検出結果決定部７６と、鑑別部７８と、鑑別結果決定部８０とを備えている。白色光画像処理部７０は、通常モード又は特殊モードにおいて白色光の照明時に得られる医療画像に対して、白色光に対応する画像処理である白色光画像処理を施す。これにより、白色光画像が得られる。なお、白色光画像処理には、観察対象の色に近づけるための色調整処理の他、観察対象上の構造物を強調する構造強調処理が含まれる。
　移動速度算出部７２は、白色光画像又は特定光画像のいずれかを用いて、内視鏡１２の移動速度を算出する。算出された内視鏡１２の移動速度は、光源装置１４の光源制御部２２に送られる。内視鏡１２の移動速度とは、ユーザーが内視鏡１２の挿入部１２ａを管腔内に押し込む又は引き込むその他の内視鏡１２の操作によって、イメージセンサ４８（本発明の「撮像部」に対応する）が内蔵された内視鏡１２の先端部が移動する速度のことをいう。移動速度の算出方法としては、例えば、画像取得タイミングが異なる複数の白色光画像又は特定光画像から移動ベクトルを算出し、移動ベクトルに基づいて、内視鏡１２の移動速度を算出する。内視鏡１２の移動速度は、移動ベクトルが大きくなる程、速くなる。なお、本発明の「観察状況取得部」は、「移動速度算出部７２」に対応する。
　注目領域検出部７４は、特定光画像から検査または診断の対象として注目すべき注目領域を検出する注目領域検出処理を行う。注目領域検出処理においては、特定光画像から特徴量を算出し、算出した特徴量が、特定の範囲に入っている領域を注目領域として検出する。検出した注目領域については、図８に示すように、矩形上の領域ＲＯＩとして、白色光画像上に表示される。なお、注目領域検出部７４により検出する注目領域は、観察対象の表面など２次元の領域に限られない。例えば、観察対象の表面に加えて、観察対象の深さ方向（浸潤）の３次元の領域を、注目領域として検出するようにしてもよい。
　ここで、特徴量としては、後述する血管に関する血管指標値や、腺管構造に関する腺管指標値であってもよい。また、特徴量としては、例えば、特定光画像に対してConvolutional Neural Networkを行うことの他、特定光画像の色情報、画素値の勾配等で得られる特徴量を用いてもよい。なお、画素値の勾配等は、例えば、被写体の形状（粘膜の大局的な起伏または局所的な陥凹もしくは隆起等）、色（炎症、出血、発赤、または萎縮に起因した白化等の色）、組織の特徴（血管の太さ、深さ、密度、もしくはこれらの組み合わせ等）、または、構造の特徴（ピットパターン等）等によって、変化が表れる。
　また、注目領域検出部７４で検出される注目領域は、例えば、がんに代表される病変部、良性腫瘍部、炎症部（いわゆる炎症の他、出血または萎縮等の変化がある部分を含む）、加熱による焼灼跡もしくは着色剤、蛍光薬剤等による着色によってマーキングしたマーキング部、または、生体検査（いわゆる生検）を実施した生検実施部を含む領域である。すなわち、病変を含む領域、病変の可能性がある領域、生検等の何らかの処置をした領域、クリップやかん子などの処置具、または、暗部領域（ヒダ（襞）の裏、管腔奥のため観察光が届きにくい領域）など病変の可能性にかかわらず詳細な観察が必要である領域等が注目領域になり得る。内視鏡システム１０においては、注目領域検出部７４は、病変部、良性腫瘍部、炎症部、マーキング部、または、生検実施部のうち少なくともいずれかを含む領域を注目領域として検出する。
　ここで、１発光サイクルにおいて、特定光の発光フレームが「１」で、１の特定光画像が得られた場合には、１の特定光画像から検出される注目領域を白色光画像にそのまま重畳表示する。一方、１発光サイクルにおいて、特定光の発光フレームが複数で、複数の特定光画像が得られた場合には、各特定光画像に対して注目領域検出処理を行い、これら各特定光画像に対する注目領域検出処理の結果に基づいて、白色光画像に反映させるための特定光検出結果を決定することが好ましい。このように複数の注目領域の検出結果から１の特定光検出結果を決定するようにすることで、白色光又は特定光の発光量が低いような場合であっても、ノイズに対するロバスト性を確保することができる。なお、特定光検出結果を決定するための検出結果処理は、特定光検出結果決定部７６において行われる。この特定光検出結果決定部７６にて決定された特定光検出結果が白色光画像に反映される。
　特定光検出結果決定部７６は、１発光サイクルにおける複数の特定光画像から、同一の領域に対して、注目領域検出有りの結果と、注目領域検出無しの結果の両方が得られた場合には、注目領域検出有りの結果の数と注目領域の検出無しの結果の数に基づく多数決により、注目領域検出有りの結果又は注目領域検出無しの結果のいずれかを、特定光検出結果として決定する。
　例えば、図９に示すように、１発光サイクルにおいて５つの特定光画像が得られた場合において、同一の領域に対して、注目領域検出有りの結果を有する特定光画像が「３」、注目領域検出無しの結果を有する特定光画像が「２」である場合には、多数決により、注目領域検出有りの結果を特定光検出結果として決定する。なお、注目領域検出有りの結果の数と注目領域検出無しの結果の数とが同じである場合には、注目領域検出有りの結果を特定光検出結果とすることが好ましい。
　鑑別部７８は、注目領域検出部７４で検出された注目領域から各種指標値を算出し、算出した各種指標値に基づいて、注目領域に含まれる観察対象を鑑別する鑑別処理を行う。各種指標値としては、血管密度や血管走行パターンなどの血管に関する血管指標値や、腺管構造に関する腺管指標値などが含まれる。鑑別処理の結果としては、例えば、病変部の進行度（ステージ）などが挙げられる。鑑別処理の結果は、図１０に示すように、注目領域ＲＯＩに対応づけられてモニタ１８に表示される（図１０では「ステージ２」）。
　ここで、１発光サイクルにおいて、特定光の発光フレームが「１」で、１の特定光画像から検出された１の注目領域に対して、鑑別処理が行われた場合には、その鑑別処理の結果に表示する。一方、１発光サイクルにおいて、特定光の発光フレームが複数で、複数の特定光画像からそれぞれ注目領域を検出した場合には、各注目画像に対して鑑別処理を行い、これら各注目領域に対する鑑別処理の結果に基づいて、モニタ１８に表示させるための特定光鑑別結果を決定することが好ましい。このような複数の鑑別処理の結果から１の特定光鑑別結果を決定するようにすることで、白色光又は特定光の発光量が低いような場合であっても、ノイズに対するロバスト性を確保することができる。なお、特定光鑑別結果を決定するための鑑別結果処理は、鑑別結果決定部８０において行われる。この鑑別結果決定部８０にて決定された特定光鑑別結果が、注目領域ＲＯＩが重畳表示された白色光画像とともに、モニタ１８に表示される。
　鑑別結果決定部８０は、１発光サイクルにおける複数の特定光画像からそれぞれ注目領域が検出され、各注目領域に対して鑑別処理が行われた場合には、各注目領域に対する鑑別処理の結果に基づく多数決により、特定光鑑別結果として決定してもよい。例えば、図１１に示すように、１発光サイクルにおいて５つの特定光画像が得られ、各特定光画像からそれぞれ１つの注目領域が検出された場合、鑑別処理の結果が「ステージ２」である注目領域が「３」、鑑別処理の結果が「ステージ１」である注目領域が「２」である場合、「ステージ２」を特定光鑑別結果として決定する。なお、「ステージ」は、病変部など観察対象の状態に応じて予め定められており、一般的に、「ステージ」の数字が大きくなるほど、病変の進行度が高いとされる。
　また、鑑別結果決定部８０は、１発光サイクルにおける複数の特定光画像からそれぞれ注目領域が検出され、各注目領域に対して鑑別処理が行われた場合には、各注目領域に対する鑑別処理の結果の平均化した結果を、特定光鑑別結果として決定してもよい。例えば、図１２に示すように、１発光サイクルにおいて５つの特定光画像が得られ、各特定光画像からそれぞれ１つの注目領域が検出された場合、鑑別処理の結果が「ステージ３」である注目領域が「２」、鑑別処理の結果が「ステージ２」である注目領域が「２」、鑑別処理の結果が「ステージ１」である注目領域が「１」である場合、それらを平均化した結果「２．２（＝（３×２＋２×２＋１）／５）」を、特別鑑定結果として決定する。なお、平均化した結果については、四捨五入することが好ましい（例えば、図１２の場合であれば、特別鑑定結果は四捨五入により「２」となる）。
　次に、特殊モードの流れについて、図１３に示すフローチャートに沿って説明を行う。特殊モードに切り替えられると、移動速度算出部７２において、内視鏡１２の移動速度を算出する。また、ズーム情報出力部４９は、観察対象を拡大するズームに関するズーム情報を出力する。また、発光量測定部２１は白色光の発光量、又は特定光の発光量を測定する。
　そして、内視鏡１２の移動速度、ズーム情報、又は、白色光又は特定光の発光量の少なくとも１つに応じて、１発光サイクルにおいて白色光の発光フレームの数を特定光の発光フレームの数よりも多くする第１の発光パターン、又は、１発光サイクルにおいて特定光の発光フレームの数を白色光の発光フレームの数よりも多くする第２の発光パターンのいずれかを決定する。内視鏡１２の移動速度が速度用閾値を超える場合、「ズーム不使用」である場合、又は、白色光又は特定光の発光量が発光量用閾値を超える場合には、第１の発光パターンに設定する。そして、光源制御部２２は、第１の発光パターンに従って、光源制御を行う。
　これに対して、内視鏡１２の移動速度が速度用閾値以下となる場合、「ズーム使用中」である場合、又は、白色光又は特定光の発光量が発光量用閾値以下である場合には、第２の発光パターンに設定する。そして、光源制御部２２は、第２の発光パターンに従って、光源制御を行う。
　白色光によって照明された観察対象を撮像することによって、白色光画像を取得する。また、特定光によって照明された観察対象を撮像することによって、特定光画像を取得する。注目領域検出部７４は、特定光画像から注目領域ＲＯＩを検出する。検出された注目領域は、白色光画像上に重畳表示される。１発光サイクルにおいて１フレームの特定光が発光され、１フレーム分の特定光画像が得られた場合には、１フレームの特定光画像から検出した注目領域を白色光画像上に重畳表示する。一方、１発光サイクルにおいて複数フレームの特定光が発光され、複数フレーム分の特定光画像が得られた場合には、各特定光画像に対して注目領域検出処理を行う。そして、特定光検出結果決定部７６は、各特定光画像に対する注目領域検出処理の結果に基づいて、白色光画像に反映されるための特定光検出結果を決定する。この特定光検出結果が白色光画像に反映される。
　なお、上記実施形態では、内視鏡１２の移動速度が速度用閾値を超えた場合か否かによって、白色光の発光フレームの数又は特定光の発光フレームの数を制御するようにしているが、ＡＩ（Artificial Intelligence）などの方法を用い、内視鏡１２の移動速度と白色光の発光フレームの数又は特定光の発光フレームの数との関係を学習装置に学習させておき、内視鏡１２の移動速度を学習装置に入力することによって、白色光の発光フレームの数又は特定光の発光フレームの数を決定するようにしてもよい。ズーム情報、又は、白色光又は特定光の発光量についても、内視鏡１２の移動速度と同様、白色光の発光フレームの数又は特定光の発光フレームの数との関係を学習装置に学習させておき、ズーム情報、又は、白色光又は特定光の発光量を学習装置に入力することによって、白色光の発光フレームの数又は特定光の発光フレームの数を決定するようにしてもよい。また、上記実施形態で示したように、内視鏡１２の移動速度、ズーム情報、又は、白色光又は特定光の発光量を総合的に勘案して、白色光の発光フレームの数又は特定光の発光フレームの数を決定するようにしてもよい。
　なお、上記実施形態では、図１４に示すように、光源部２０として、Ｖ－ＬＥＤ（Violet Light Emitting Diode）２０ａ、Ｂ－ＬＥＤ（Blue Light Emitting Diode）２０ｂ、Ｇ－ＬＥＤ（Green Light Emitting Diode）２０ｃ、及びＲ－ＬＥＤ（Red Light Emitting Diode）２０ｄの４色のＬＥＤと、波長カットフィルタ２３とを用いて、照明光の発光を行うことが好ましい。
　Ｖ－ＬＥＤ２０ａは、波長帯域３８０ｎｍ～４２０ｎｍの紫色光Ｖを発する。Ｂ－ＬＥＤ２０ｂは、波長帯域４２０ｎｍ～５００ｎｍの青色光Ｂを発する。Ｂ－ＬＥＤ２３ｂから出射した青色光Ｂのうち少なくともピーク波長の４５０ｎｍよりも長波長側は、波長カットフィルタ２３によりカットされる。これにより、波長カットフィルタ２３を透過した後の青色光Bxは、４２０～４６０nmの波長範囲になる。このように、４６０ｎｍよりも長波長側の波長域の光をカットしているのは、この４６０ｎｍよりも長波長側の波長域の光は、観察対象である血管の血管コントラストを低下させる要因であるためである。なお、波長カットフィルタ２３は、４６０ｎｍよりも長波長側の波長域の光をカットする代わりに、４６０ｎｍよりも長波長側の波長域の光を減光させてもよい。Ｇ－ＬＥＤ２０ｃは、波長帯域が４８０ｎｍ～６００ｎｍに及ぶ緑色光Ｇを発する。Ｒ－ＬＥＤ２０ｄは、波長帯域が６００ｎｍ～６５０ｎｍに及び赤色光Ｒを発する。
　通常モードの場合、Ｖ－ＬＥＤ２０ａ、Ｂ－ＬＥＤ２０ｂ、Ｇ－ＬＥＤ２０ｃ、及びＲ－ＬＥＤ２０ｄを全て点灯させる。これにより、図１５に示すように、光源装置１４から、紫色光Ｖ、青色光Ｂｘ、緑色光Ｇ、及び赤色光Ｒを含む白色光が発せられる。白色光は、青色帯域から赤色帯域まで一定以上の強度を有しているため、ほぼ白色となっている。
　特殊モードの場合には、白色光又は特定光が特定の発光パターンに従って発光するように、Ｖ－ＬＥＤ２０ａ、Ｂ－ＬＥＤ２０ｂ、Ｇ－ＬＥＤ２０ｃ、及びＲ－ＬＥＤ２０ｄの発光制御が行われる。白色光を発光する場合には、上記したように、図１５に示すスペクトルを有する白色光が発せられる。一方、特定光を発光する場合には、図１６に示すように、青色光Bxの発光量が、紫色光V、緑色光Ｇ、及び赤色光Ｒのいずれの発光量よりも大きくなる特定光が発せられる。
　また、上記実施形態では、レーザ光源と蛍光体を用いて、照明光の発光を行うようにしてもよい。この場合には、図１７に示すように、光源部２０には、ピーク波長４４５±１０ｎｍの青色レーザ光を発する青色レーザ光源（「４４５ＬＤ」と表記。ＬＤは「Laser Diode」を表す）１０４と、ピーク波長４０５±１０ｎｍの青紫色レーザ光を発する青紫色レーザ光源（「４０５ＬＤ」と表記）１０６とが設けられている。
　照明光学系３０aには、照明レンズ３２の他に、ライトガイド２４からの青色レーザ光又は青紫色レーザ光が入射する蛍光体１１０が設けられている。蛍光体１１０は、青色レーザ光によって励起され、蛍光を発する。また、青色レーザ光の一部は、蛍光体１１０を励起させることなく透過する。青紫色レーザ光は、蛍光体１１０を励起させることなく透過する。蛍光体１１０を出射した光は、照明レンズ３２を介して、観察対象の体内を照明する。
　ここで、通常モードでは、青色レーザ光源１０４が点灯して、主として青色レーザ光が蛍光体１１０に入射するため、図１８に示すような、青色レーザ光、及び青色レーザ光により蛍光体１１０から励起発光する蛍光を合波した白色光が発せられる。一方、特殊モードでは、白色光又は特定光が特定の発光パターンに従って発光するように、青色レーザ光源１０４及び青紫色レーザ光源１０６の発光制御が行われる。白色光を発光する場合には、上記したように、図１８に示すスペクトルを有する白色光が発せられる。一方、特定光を発光する場合には、青色レーザ光源１０４及び青紫色レーザ光源１０６が点灯して、青紫色レーザ光と青色レーザ光の両方を蛍光体１１０に入射させる。これにより、図１９に示すような、青紫色レーザ光、青色レーザ光、及び青色レーザ光により蛍光体１１０から励起発光する蛍光を合波した特定光が発せられる。
　なお、青色レーザ光又は青紫色レーザ光の半値幅は±１０nm程度にすることが好ましい。また、青色レーザ光源１０４及び青紫色レーザ光源１０６は、ブロードエリア型のＩｎＧａＮ系レーザダイオードが利用でき、また、ＩｎＧａＮＡｓ系レーザダイオードやＧａＮＡｓ系レーザダイオードを用いることもできる。また、上記光源として、発光ダイオードなどの発光体を用いた構成としてもよい。
　なお、蛍光体１１０は、青色レーザ光の一部を吸収して、緑色～黄色に励起発光する複数種の蛍光体（例えばＹＡＧ系蛍光体、或いはＢＡＭ（ＢａＭｇＡｌ10Ｏ17）などの蛍光体）を含んで構成されるものを使用することが好ましい。本構成例のように、半導体発光素子を蛍光体１１０の励起光源として用いれば、高い発光効率で高強度の白色光が得られ、白色光の強度を容易に調整できる上に、白色光の色温度、色度の変化を小さく抑えることができる。
　また、上記実施形態では、キセノンランプ等の広帯域光源と回転フィルタを用いて、照明光の発光を行うようにしてもよい。この場合には、図２０に示すように、光源部２０には、広帯域光源２０２と、回転フィルタ２０４と、フィルタ切替部２０６とが設けられている。また、広帯域光源２０２と回転フィルタ２０４との間には絞り２０３が設けられており、この絞り２０３は絞り制御部２０５によって開口部の面積が調整される。絞り制御部２０５は、プロセッサ装置１６からの調光信号に基づいて絞り２０３の制御を行う。
　広帯域光源２０２はキセノンランプや白色ＬＥＤ等であり、波長域が青色から赤色に及ぶ広帯域光を発する。回転フィルタ２０４は、回転軸に一番近い内側に設けた通常モード用フィルタ２１０と、この通常モード用フィルタ２１０の外側に設けた特殊モード用フィルタ２１２とを備えている（図２１参照）。
　フィルタ切替部２０６は、回転フィルタ２０４を径方向に移動する。具体的には、フィルタ切替部２０６は、モード切替部１３ｃにより通常モードにセットした場合に、通常モード用フィルタ２１０を白色光の光路に挿入する。フィルタ切替部２０６は、特殊モードにセットした場合に、特殊モード用フィルタ２１２を白色光の光路に挿入する。
　図２１に示すように、通常モード用フィルタ２１０には、周方向に沿って、Ｂフィルタ２１０ａと、Ｇフィルタ２１０ｂと、Ｒフィルタ２１０ｃとが設けられている。Ｂフィルタ２１０ａは、広帯域光のうち４００～５００nmの波長範囲を持つ広帯域の青色光Ｂを透過する。Ｇフィルタ２１０ｂは、広帯域光のうち緑色光Ｇを透過する。Ｒフィルタ２１０ｃは、広帯域光のうち赤色光Ｒを透過する。したがって、通常モード時には、回転フィルタ２０４が回転することで、
　特殊モード用フィルタ２１２には、周方向に沿って、Ｂフィルタ２１２ａと、Ｇフィルタ２１２ｂと、Ｒフィルタ２１２ｃと、Ｂｎフィルタ２１２ａと、Ｇｎフィルタ２１２ｂとが設けられている。Ｂフィルタ２１２ａは、Ｂフィルタ２１０ａと同様に、青色光Ｂを透過する。Ｇフィルタ２１２ｂは、Ｇフィルタ２１０ａと同様に、緑色光Ｇを透過する。Ｒフィルタ２１２ｃは、Ｒフィルタ２１０ｃと同様に、赤色光Ｒを透過する。Ｂｎフィルタ２１２ｄは、広帯域光のうち４００～４５０nmの青色狭帯域光Ｂｎを透過する。Ｇｎフィルタ２１２ｅは、広帯域光のうち緑色光Ｇを透過する。
　したがって、特殊モード時には、回転フィルタ２０４が回転することで、白色光として、青色光Ｂ、緑色光Ｇ、赤色光Ｒが、観察対象に向けて、順次照射される。赤色光Ｒが照射された後は、特定光として、青色狭帯域光Ｂｎ、緑色光Ｇが、観察対象に向けて、順次照射される。
　キセノンランプ等の広帯域光源と回転フィルタを用いて、照明光の発光を行う場合には、通常モード時には、青色光Ｂ、緑色光Ｇ、赤色光Ｒで観察対象を照明する毎にモノクロのイメージセンサで観察対象を撮像する。この観察対象の撮像により得られるＢ画像、Ｇ画像、Ｒ画像によって、白色光画像を生成する。
　また、特殊モード時には、白色光の照明時、即ち、青色光Ｂ、緑色光Ｇ、赤色光Ｒで観察対象を照明する毎にモノクロのイメージセンサで観察対象を撮像し、この撮像により得られるＢ画像、Ｇ画像、Ｒ画像によって、白色光画像を生成する。また、特定光の照明時、即ち、青色狭帯域光Ｂｎ、緑色光Ｇで観察対象を照明する毎にモノクロのイメージセンサで観察対象を撮像し、この撮像により得られるＢｎ画像、Ｇ画像によって、特定光画像を生成する。
　なお、上記実施形態では、医療画像の一つである内視鏡画像の処理を行う内視鏡システムに対して、本発明の適用を行っているが、内視鏡画像以外の医療画像を処理する医療画像処理システムに対しても本発明の適用は可能である。また、医療画像を用いてユーザーに診断支援を行うための診断支援装置に対しても本発明の適用は可能である。また、医療画像を用いて、診断レポートなどの医療業務を支援するための医療業務支援装置に対しても本発明の適用は可能である。
　例えば、図２２に示すように、診断支援装置６００は、医療画像処理システム６０２などのモダリティやＰＡＣＳ（Picture Archiving and Communication Systems）６０４を組み合わせて使用される。また、図２３に示すように、医療業務支援装置６１０は、第１医療画像処理システム６２１、第２医療画像処理システム６２２、…、第Ｎ医療画像処理システム６２３等の各種検査装置と任意のネットワーク６２６を介して接続する。医療業務支援装置６１０は、第１～第N医療画像処理システム６２１、６２２・・・、６２３からの医療画像を受信し、受信した医療画像に基づいて、医療業務の支援を行う。
　上記実施形態において、画像処理部６１に含まれる白色光画像処理部７０、移動速度算出部７２、注目領域検出部７４、特定光検出結果決定部７６、鑑別部７８、鑑別結果決定部８０といった各種の処理を実行する処理部（processing unit)のハードウェア的な構造は、次に示すような各種のプロセッサ（processor）である。各種のプロセッサには、ソフトウエア（プログラム）を実行して各種の処理部として機能する汎用的なプロセッサであるＣＰＵ（Central Processing Unit)、ＦＰＧＡ (Field Programmable Gate Array) などの製造後に回路構成を変更可能なプロセッサであるプログラマブルロジックデバイス（Programmable Logic Device:ＰＬＤ）、各種の処理を実行するために専用に設計された回路構成を有するプロセッサである専用電気回路、ＧＰＵ（Graphical Processing Unit）などが含まれる。
　１つの処理部は、これら各種のプロセッサのうちの１つで構成されてもよいし、同種または異種の２つ以上のプロセッサの組み合せ（例えば、複数のＦＰＧＡや、ＣＰＵとＦＰＧＡの組み合わせ、ＣＰＵとＧＰＵの組み合わせ）で構成されてもよい。また、複数の処理部を１つのプロセッサで構成してもよい。複数の処理部を１つのプロセッサで構成する例としては、第１に、クライアントやサーバなどのコンピュータに代表されるように、１つ以上のＣＰＵとソフトウエアの組み合わせで１つのプロセッサを構成し、このプロセッサが複数の処理部として機能する形態がある。第２に、システムオンチップ（System On Chip:ＳｏＣ）などに代表されるように、複数の処理部を含むシステム全体の機能を１つのＩＣ（Integrated Circuit）チップで実現するプロセッサを使用する形態がある。このように、各種の処理部は、ハードウェア的な構造として、上記各種のプロセッサを１つ以上用いて構成される。
　さらに、これらの各種のプロセッサのハードウェア的な構造は、より具体的には、半導体素子などの回路素子を組み合わせた形態の電気回路（circuitry）である。
１０　内視鏡システム
１２　内視鏡
１２ａ　挿入部
１２ｂ　操作部
１２ｃ　湾曲部
１２ｄ　先端部
１２ｅ　アングルノブ
１２ｆ　鉗子入口
１３　ズーム操作部
１３ｃ　モード切替部
１４　光源装置
１６　プロセッサ装置
１８　モニタ
１９　ユーザーインターフェース
２０　光源部
２０ａ　Ｖ－ＬＥＤ（Ｖｉｏｌｅｔ　Ｌｉｇｈｔ　Ｅｍｉｔｔｉｎｇ　Ｄｉｏｄｅ）
２０ｂ　Ｂ－ＬＥＤ（Ｂｌｕｅ　Ｌｉｇｈｔ　Ｅｍｉｔｔｉｎｇ　Ｄｉｏｄｅ）
２０ｃ　Ｇ－ＬＥＤ（Ｇｒｅｅｎ　Ｌｉｇｈｔ　Ｅｍｉｔｔｉｎｇ　Ｄｉｏｄｅ）
２０ｄ　Ｒ－ＬＥＤ（Ｒｅｄ　Ｌｉｇｈｔ　Ｅｍｉｔｔｉｎｇ　Ｄｉｏｄｅ）
２１　発光量測定部
２２　光源制御部
２３　波長カットフィルタ
２４　ライトガイド
３０ａ　照明光学系
３０ｂ　撮像光学系
３２　照明レンズ
４１　ライトガイド
４５　照明レンズ
４６　対物レンズ
４７　ズームレンズ
４８　イメージセンサ
４９　ズーム情報出力部
５２　中央制御部
５４　画像取得部
５６　ＤＳＰ（Ｄｉｇｉｔａｌ　Ｓｉｇｎａｌ　Ｐｒｏｃｅｓｓｏｒ）
５８　ノイズ低減部
５９　変換部
６１　画像処理部
６６　表示制御部
７０　白色光画像処理部
７２　移動速度算出部
７４　注目領域検出部
７６　特定光検出結果決定部
７８　鑑別部
８０　鑑別結果決定部
１０４　青色レーザ光源
１０６　青紫色レーザ光源
１１０　蛍光体
２０２　広帯域光源
２０４　回転フィルタ
２０５　制御部
２０６　フィルタ切替部
２１０　通常モード用フィルタ
２１０ａ　Ｂフィルタ
２１０ｂ　Ｇフィルタ
２１０ｃ　Ｒフィルタ
２１２　特殊モード用フィルタ
２１２ａ　Ｂフィルタ
２１２ｂ　Ｇフィルタ
２１２ｃ　Ｒフィルタ
２１２ｄ　Ｂｎフィルタ
２１２ｅ　Ｇｎフィルタ
６００　診断支援装置
６０２　医療画像処理システム
６０４　ＰＡＣＳ
６１０　医療業務支援装置
６２１　第１医療画像処理システム
６２２　第２医療画像処理システム
６２３　第Ｎ医療画像処理システム
６２６　ネットワーク

Claims (18)

  1. 　白色光、又は、前記白色光と異なるスペクトルを有する特定光を発光する光源部と、
    　前記白色光によって照明中の観察対象を撮像して白色光画像を取得し、前記特定光によって照明中の前記観察対象を撮像して特定光画像を取得する撮像部と、
    　前記撮像部の移動速度、前記観察対象を拡大するズームに関するズーム情報、又は、前記白色光又は前記特定光の発光量のうち少なくとも一つを取得する観察状況取得部と、
    　前記撮像部の移動速度、前記ズーム情報、又は、前記白色光又は前記特定光の発光量のうち少なくとも一つに応じて、１発光サイクルにおける前記白色光の発光フレームの数と前記特定光の発光フレームの数を制御する光源制御部とを備える医療画像処理システム。
  2. 　前記光源制御部は、前記ズーム使用時は、前記特定光の発光フレームの数を前記白色光の発光フレームの数よりも多くする制御を行い、前記ズーム不使用時は、前記白色光の発光フレームの数を前記特定光の発光フレームの数よりも多くする制御を行う請求項１記載の医療画像処理システム。
  3. 　前記光源制御部は、前記撮像部の移動速度が速度用閾値を超える場合には、前記白色光の発光フレームの数を前記特定光の発光フレームの数よりも多くする制御を行い、前記撮像部の移動速度が前記速度用閾値以下になる場合には、前記特定光の発光フレームの数を前記白色光の発光フレームの数よりも多くする制御を行う請求項１または２記載の医療画像処理システム。
  4. 　前記光源制御部は、前記白色光又は前記特定光の発光量が発光量用閾値を超える場合には、前記白色光の発光フレームの数を前記特定光の発光フレームの数よりも多くする制御を行い、前記白色光又は前記特定光の発光量が前記発光量用閾値以下になる場合には、前記特定光の発光フレームの数を前記白色光の発光フレームの数よりも多くする制御を行う請求項１ないし３いずれか１項記載の医療画像処理システム。
  5. 　前記特定光画像から注目領域を検出する注目領域検出処理を行う注目領域検出部と、
    　前記白色光画像に対して、前記注目領域検出部での検出結果を反映させた注目領域表示用画像を表示する表示部とを備える請求項１ないし４いずれか１項記載の医療画像処理システム。
  6. 　複数の特定光の発光フレームから複数の前記特定光画像を取得し、各特定光画像に対して前記注目領域検出処理を行った場合には、前記各特定光画像に対する前記注目領域検出処理の検出結果に基づいて、前記白色光画像上に反映させるための特定光検出結果を決定する特定光検出結果決定部を有する請求項５記載の医療画像処理システム。
  7. 　前記特定光検出結果決定部は、前記複数の特定光画像から、前記観察対象の同一領域に対して、注目領域検出有りの結果と、注目領域検出無しの結果が得られた場合には、前記注目領域検出有りの結果の数と前記注目領域検出無しの結果の数に基づく多数決により、前記特定光検出結果として、前記注目領域検出有りの結果又は前記注目領域検出無しの結果のいずれかを決定する請求項６記載の医療画像処理システム。
  8. 　前記注目領域に含まれる観察対象を鑑別する鑑別処理を行う鑑別部を有し、
    　前記鑑別処理の結果は前記表示部に表示される請求項５記載の医療画像処理システム。
  9. 　複数の特定光の発光フレームから複数の前記特定光画像を取得し、各特定光画像に対して前記注目領域検出処理を行い、前記注目領域検出処理で検出された各注目領域に対して前記鑑別処理を行う場合には、前記各注目領域に対する鑑別処理の結果に基づいて、前記表示部に表示させるための特定光鑑別結果を決定する鑑別結果決定部を有する請求項８記載の医療画像処理システム。
  10. 　前記鑑別処理の結果は、前記観察対象の状態に応じて定められるステージで表され、
    　前記鑑別結果決定部は、同一の注目領域に対して、ステージが異なる複数の鑑別処理の結果が得られた場合は、前記複数の鑑別処理の結果に基づく多数決により、前記特定光鑑別結果としての前記ステージを決定する請求項９記載の医療画像処理システム。
  11. 　前記鑑別処理の結果は、前記観察対象の状態に応じて定められるステージで表され、
    　前記鑑別結果決定部は、同一の注目領域に対して、ステージが異なる複数の鑑別処理の結果が得られた場合は、前記複数の鑑別処理の結果の平均化を行うことにより、前記特定光鑑別結果としての前記ステージを決定する請求項９記載の医療画像処理システム。
  12. 　前記光源部は、前記鑑別処理を行う場合には、前記特定光に代えて又は加えて、鑑別用照明光を発光する請求項８ないし１１いずれか１項記載の医療画像処理システム。
  13. 　前記鑑別用照明光のピーク波長には４１０ｎｍが含まれる請求項１２記載の医療画像処理システム。
  14. 　前記特定光のピーク波長には４５０ｎｍが含まれる請求項１ないし１３いずれか１項記載の医療画像処理システム。
  15. 　白色光、又は、前記白色光と異なるスペクトルを有する特定光を発光する光源部と、
    　前記白色光によって照明中の観察対象を撮像して白色光画像を取得し、前記特定光によって照明中の前記観察対象を撮像して特定光画像を取得する撮像部を有する内視鏡と、
    　前記内視鏡の移動速度、前記観察対象を拡大するズームに関するズーム情報、又は、前記白色光又は前記特定光の発光量のうち少なくとも一つを含む観察状況を取得する観察状況取得部と、
    　前記内視鏡の移動速度、前記ズーム情報、又は、前記白色光又は前記特定光の発光量のうち少なくとも一つに応じて、前記白色光の発光フレームと前記特定光の発光フレームとの比率を制御する光源制御部とを備える内視鏡システム。
  16. 　前記特定光画像から注目領域を検出する注目領域検出処理を行う注目領域検出部と、
    　前記白色光画像に対して、前記注目領域検出部での検出結果を反映させた注目領域表示用画像を表示する表示部とを備える請求項１５記載の内視鏡システム。
  17. 　請求項１ないし１４いずれか１項記載の医療画像処理システムを有する診断支援装置。
  18. 　請求項１ないし１４いずれか１項記載の医療画像処理システムを有する医療業務支援装置。
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