JP2013215471A - 内視鏡システム、画像処理装置、画像処理方法、画像処理プログラム - Google Patents

Abstract

【課題】位置合わせにかかる負荷を軽減し、かつ、酸素飽和度を表示した際の画面のちらつきを抑える。
【解決手段】分光画像ＰＢ１〜ＰＢ３は、撮像タイミングが異なるため位置ズレが存在する。分光画像ＰＢ１に濃淡変換処理を施し、分光画像ＰＢ２と同様の濃度ヒストグラムを有する疑似分光画像ＰＢ２′及び、分光画像ＰＢ３と同様の濃度ヒストグラムを有する疑似分光画像ＰＢ３′を生成する。分光画像ＰＢ１、及び、分光画像ＰＢ１に対して位置ズレのない疑似分光画像ＰＢ２′ＰＢ３′を用いて酸素飽和度を算出する。
【選択図】図１９

Description

本発明は、内視鏡を用いて血中ヘモグロビンの酸素飽和度などの血液に関する情報を取得する内視鏡システム、画像処理装置、画像処理方法、画像処理プログラムに関するものである。

医療分野において、内視鏡を用いた内視鏡診断が普及している。近年の内視鏡診断においては、白色光のもとで生体組織の表面の全体的な性状を観察する通常観察に加えて、特定の波長に制限された特殊光を用いた特殊光観察も行われるようになっている。

特殊光観察には各種のものがあるが、例えば、本出願人による特許文献１の内視鏡システムでは、酸化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンの吸光係数の大きさに差がある波長域の狭帯域光を利用して、その反射光を撮像して得られる分光画像に基づいて、血中ヘモグロビンの酸素飽和度を算出し、画像化している。

ここで、算出される酸素飽和度の値は血管の深さによっても大きく影響を受けることから、特許文献１では、所定の分光画像間の輝度比を用いることで、血管の深さによって生じるノイズを除去して、酸素飽和度の算出精度を向上させている。

この特許文献１の内視鏡システムでは、複数の分光画像の取得方式として、生体組織に対して複数の狭帯域光を順次照射して撮像するという順次方式を採用している。そのため、撮像タイミングの違いによって生じる、複数の分光画像の位置ズレが問題となる。この位置ズレの問題に対して、特許文献１では、パターンマッチングによって、分光画像間で血管の位置を合わせている。なお、特許文献１は、パターンマッチングの精度を上げるために、血管深さに応じた周波数フィルタリング処理を施している。

特開２０１１−１９４１５１号公報

特許文献１に記載されているように、複数の分光画像の輝度値を比較する際に、位置合わせを行うことによってより正確な酸素飽和度を得ることができる反面、位置合わせに要する負荷が大きいといった問題がある。つまり、位置合わせは分光画像を平行に移動するだけでは不十分であり、患者の体動などによって分光画像間に生じた歪みなどを修正するために画像を変形させる必要もある。この場合は、画像中央部分のみならず、周辺部分の画像処理も必要となるため、内視鏡システムのプロセッサ装置に大きな負荷をかけることになる。

また、前述のように、正確な位置合わせを行うためには、血管深さに応じた周波数フィルタリング処理などの処理も必要となる。さらに、位置合わせには前述したように多くの複雑な処理が必要であるだけでなく、その処理スピードも高速であることが要求される。なぜなら、酸素飽和度は診察中に動画表示されることが前提であり、位置合わせに時間がかかってしまうとスムーズな動画表示ができないからである。このように、位置合わせには多大な負荷がかかるので、位置合わせを廃止したり簡略化することが検討された。しかし、この場合、酸素飽和度を正確に求めることができず、アーチファクト（誤った情報）が発生し、酸素飽和度を表示した際に画面がちらつくといった問題が生じてしまう。

本発明は、上記背景を鑑みてなされたものであり、位置合わせの負担を軽減し、かつ、酸素飽和度を表示した際の画面のちらつきを防止できる内視鏡システム、画像処理装置、画像処理方法、画像処理プログラムを提供することを目的としている。

上記目的を達成するために、本発明の内視鏡システムは、互いに異なる波長成分を有する第１及び第２照明光を、順次、被検体内に照射する照明手段と、前記第１照明光の反射像を撮像することによって第１画像を取得するとともに、前記第２照明光の反射像を撮像することによって第２画像を取得する画像取得手段と、前記第１及び第２画像の特徴量を求める特徴量算出手段と、前記第１及び第２画像の特徴量に基づいて前記第１画像を階調変換することにより、前記第１画像と位置ズレがなく、かつ、前記第２画像と略同一の特徴量を有する疑似第２画像を生成する階調変換手段と、前記第１画像と前記疑似第２画像に基づいて、前記血中ヘモグロビンの酸素飽和度を画像化した酸素飽和度画像を動画表示する動画表示手段とを備えることを特徴としている。

前記特徴量算出手段は、前記第１画像と前記第２画像の濃度ヒストグラムを解析するヒストグラム解析部を有し、前記階調変換手段は、前記第２画像の濃度ヒストグラムと略一致するように、前記第１画像を濃淡変換処理することによって、前記疑似第２画像を生成する疑似画像生成部を有することが好ましい。

前記ヒストグラム解析部は、前記第１、第２画像の複数エリア毎に、前記濃度ヒストグラムの解析を行い、前記疑似画像生成部は、前記第１画像及び前記第２画像の各エリア間で濃度ヒストグラムが略一致するように、前記第１画像の各エリアに対して前記濃度変換処理を行うことが好ましい。

前記濃度変換処理では、前記第１画像と前記第２画像の濃度ヒストグラムの比較演算により生成されるトーンカーブが用いられることが好ましい。

前記照明手段は、前記第１照明光を発光する第１半導体光源と、前記第２照明光を発光する第２半導体光源とからなることが好ましい。

前記照明手段は、前記第１照明光の波長域の光、及び、前記第２照明光の波長域の光を含む広帯域光を発光する光源と、前記光源からの広帯域光を波長分離することによって前記第１照明光、及び、前記第２照明光を生成する波長分離部とを備えるものでもよい。

前記照明手段は、前記第１照明光として波長域が特定の青色領域に制限された第１青色狭帯域光を含む広帯域の広帯域光と、前記第２照明光として波長域が特定の青色領域に制限された第２青色狭帯域光とを、順次、被検体内に照射し、前記画像取得手段は、前記第１照明光の反射像をカラーの撮像素子で撮像することにより第１青色画像を含む複数色の画像を取得するとともに、前記第２照明光の反射像をカラーの撮像素子で撮像することにより第２青色画像を含む複数色の画像を取得し、前記特徴量算出手段は、前記第１、第２青色画像の特徴量を求め、前記階調変換手段は、前記第１、第２青色画像の特徴量に基づいて前記第１青色画像を階調変換することにより、前記第１青色画像と位置ズレがなく、かつ、前記第２青色画像と略同一の特徴量を有する疑似第２青色画像を生成し、前記動画表示手段は、前記第１青色画像、及び、前記疑似第２青色画像に基づいて、前記血中ヘモグロビンの酸素飽和度を画像化した酸素飽和度画像を動画表示するものでもよい。

前記第１照明光は、波長域が４４０±１０ｎｍに制限された前記第１青色狭帯域光と、前記第１青色狭帯域光を波長変換部材で波長変換した蛍光を含む白色光であり、前記第２青色狭帯域光は、波長域が４７０±１０ｎｍに制限された光であることが好ましい。

前記照明手段は、前記第１、第２照明光に加え、波長域が特定の青色領域に制限された第３青色狭帯域光を含む第３照明光を、順次、被検体内に照射し、前記画像取得手段は、前記第１、第２青色画像に加え、前記第３照明光の反射像をカラーの撮像素子で撮像することにより第３青色画像を含む複数色の画像を取得し、前記特徴量算出手段は、前記第１、第２青色画像に加え、前記第３青色画像の特徴量を求め、前記階調変換手段は、前記疑似第２青色画像に加え、前記第１、第３青色画像の特徴量に基づいて前記第１青色画像を階調変換することにより、前記第１青色画像と位置ズレがなく、かつ、前記第３青色画像と略同一の特徴量を有する疑似第３青色画像を生成し、前記動画表示手段は、前記第１青色画像、及び、前記疑似第２青色画像に加え、前記疑似第３青色画像に基づいて、前記血中ヘモグロビンの酸素飽和度を画像化した酸素飽和度画像を動画表示するものでもよい。

前記第３青色狭帯域光は、波長域が４４０±１０ｎｍに制限された光であってもよい。

前記第３青色狭帯域光は、波長域が４００±１０ｎｍに制限された光であってもよい。

前記照明手段は、前記第１照明光として波長域が特定の青色領域に制限された第１青色狭帯域光を含む広帯域の広帯域光と、前記第２照明光として波長域が特定の青色領域に制限された第２青色狭帯域光を含む広帯域の広帯域光とを、順次、被検体内に照射し、前記画像取得手段は、前記第１照明光の反射像をカラーの撮像素子で撮像することにより第１青色画像、第１緑色画像、及び第１赤色画像を取得するとともに、前記第２照明光の反射像をカラーの撮像素子で撮像することにより第２青色画像を含む複数色の画像を取得し、前記特徴量算出手段は、前記第１、第２青色画像の特徴量を求め、前記階調変換手段は、前記第１、第２青色画像の特徴量に基づいて前記第１青色画像を階調変換することにより、前記第１青色画像と位置ズレがなく、かつ、前記第２青色画像と略同一の特徴量を有する疑似第２青色画像を生成し、前記動画表示手段は、前記第１緑色画像、前記第１赤色画像、及び前記疑似第２青色画像に基づいて、前記血中ヘモグロビンの酸素飽和度を画像化した酸素飽和度画像を動画表示するものでもよい。

前記第１照明光は、波長域が４４０±１０ｎｍに制限された前記第１青色狭帯域光と、前記第１青色狭帯域光を波長変換部材で波長変換した蛍光を含む第１白色光であり、前記第２照明光は、波長域が４７０±１０ｎｍに制限された前記第２青色狭帯域光と、前記第２青色狭帯域光を波長変換部材で波長変換した蛍光を含む第２白色光であることが好ましい。

また、本発明の画像処理装置は、第１照明光が照射された被検体像を撮像して得られる第１画像と、前記第１照明光と異なる前記第２照明光が照射された被検体像を、前記第１画像と異なるフレームで撮像することによって得られる第２画像を含む複数の画像を処理する画像処理装置において、前記第１及び第２画像の特徴量を求める特徴量算出手段と、前記第１及び第２画像の特徴量に基づいて前記第１画像を階調変換することにより、フレーム間の位置ズレを補正した第２画像に相当する疑似第２画像を生成する階調変換手段と、前記第１画像と前記疑似第２画像に基づいて、前記血中ヘモグロビンの酸素飽和度を画像化した酸素飽和度画像を表示手段に動画表示するための表示制御手段とを備えることを特徴としている。

さらに、本発明の画像処理方法は、第１照明光が照射された被検体像を撮像して得られる第１画像と、前記第１照明光と異なる前記第２照明光が照射された被検体像を、前記第１画像と異なるフレームで撮像することによって得られる第２画像を含む複数の画像を処理する画像処理方法において、前記第１及び第２画像の特徴量を求めるステップと、前記第１及び第２画像の特徴量に基づいて前記第１画像を階調変換することにより、前記第１画像と位置ズレがなく、かつ、前記第２画像と略同一の特徴量を有する疑似第２画像を生成するステップと、前記第１画像と前記疑似第２画像に基づいて、前記血中ヘモグロビンの酸素飽和度を画像化した酸素飽和度画像を表示手段に動画表示するための表示制御を行うステップとを有することを特徴としている。

また、本発明の画像処理プログラムは、第１照明光が照射された被検体像を撮像して得られる第１画像と、前記第１照明光と異なる前記第２照明光が照射された被検体像を、前記第１画像と異なるフレームで撮像することによって得られる第２画像を含む複数の画像を処理する画像処理プログラムにおいて、コンピュータを、前記第１及び第２画像の特徴量を求める特徴量算出手段、前記第１及び第２画像の特徴量に基づいて前記第１画像を階調変換することにより、前記第１画像と位置ズレがなく、かつ、前記第２画像と略同一の特徴量を有する疑似第２画像を生成する階調変換手段、及び前記第１画像と前記疑似第２画像に基づいて、前記血中ヘモグロビンの酸素飽和度を画像化した酸素飽和度画像を表示手段に動画表示するための表示制御手段として機能させるものである。

本発明では、分光画像の濃度ヒストグラムと近似の濃度ヒストグラムを有する疑似分光画像を、白色画像に濃度変換処理を施すことによって生成し、この疑似分光画像を用いて酸素飽和度を求める、すなわち、白色画像に対して位置ズレのない疑似分光画像を用いて酸素飽和度を求めるので、位置合わせを行う必要がない。また、酸素飽和度を表示した際のアーチファクトやちらつきを軽減できる。

本発明の内視鏡システムの外観図である。 内視鏡の先端部の正面図である。 内視鏡システムの電気的構成を示すブロック図である。 照明光の分光スペクトルを示すグラフである。 撮像素子のカラーマイクロフイルタの分光特性を示すグラフである。 通常観察モードにおける照明光の照射タイミング及び撮像タイミングを示す説明図である。 機能観察モードにおける照明光の照射タイミング及び撮像タイミングを示す説明図である。 機能画像処理部のブロック図である。 各分光画像のエリア毎の濃度ヒストグラムが解析される様子を示す説明図である。 分光画像ＰＢ１に濃淡変換処理を施すことによって分光画像ＰＢ２と同様の濃度ヒストグラムを有する疑似分光画像ＰＢ２′が生成される様子を示す説明図である。 分光画像ＰＢ１に濃淡変換処理を施すことによって分光画像ＰＢ３と同様の濃度ヒストグラムを有する疑似分光画像ＰＢ３′が生成される様子を示す説明図である。 ヘモグロビンの吸光スペクトルと照明光の波長の対応を示す説明図である。 第１及び２輝度比Ｓ１／Ｓ３，Ｓ２／Ｓ３と血管深さ及び酸素飽和度との相関関係を示すグラフである。 第１及び第２輝度比Ｓ１^＊／Ｓ３^＊，Ｓ２^＊／Ｓ３^＊から輝度座標系における座標（Ｘ^＊，Ｙ^＊）を求める方法を説明する説明図である。 座標（Ｘ^＊，Ｙ^＊）に対応する血管情報座標系の座標（Ｕ^＊，Ｖ^＊）を求める方法を説明する説明図である。 血管深さ画像を生成する際に用いられるＲＧＢゲインテーブルを示す説明図である。 血管深さ画像を示す説明図である。 酸素飽和度画像を生成する際に用いられるＲＧＢゲインテーブルを示す説明図である。 酸素飽和度画像を示す説明図である。 血管深さ画像、酸素飽和度画像が動画表示された際の表示形態を示す説明図である。 血管深さ画像、酸素飽和度画像が動画表示された際の別の表示形態を示す説明図である。 血管深さ画像、酸素飽和度画像が動画表示される流れを示すフローチャートである。 内視鏡システムの電気的構成を示すブロック図である。 血液量と信号比Ｒ１／Ｇ１との相関関係を示すグラフである。 酸素飽和度と信号比Ｂ２／Ｇ１、Ｒ１／Ｇ１との相関関係を示すグラフである。 図２１Ｂに示す相関関係を用い、信号比Ｂ２／Ｇ１、Ｒ１／Ｇ１から酸素飽和度を求める方法を示す説明図である。 内視鏡システムの電気的構成を示すブロック図である。 回転フィルタの平面図である。 回転フィルタの各フィルタ部の分光透過率を示すグラフである。 通常観察モードにおける照明光の照射タイミング及び撮像タイミングを示す説明図である。 機能観察モードにおける照明光の照射タイミング及び撮像タイミングを示す説明図である。

［第１実施形態］
図１に示すように、本発明の第１実施形態の内視鏡システム１０は、被検体内の観察部位を撮像する内視鏡１１と、撮像により得られた信号に基づいて観察部位の観察画像を生成するプロセッサ装置１２と、観察部位を照射する光を供給する光源装置１３と、観察画像を表示するモニタ１４とを備えている。プロセッサ装置１２には、キーボードやマウスなどの操作入力部であるコンソール１５が設けられている。

内視鏡システム１０は、白色光のもとで観察部位を観察する通常観察モードと、機能情報観察モードの２つの動作モードを備えている。機能情報観察モードは、特殊光を利用して、生体組織に関する生体機能情報を取得し、画像化して観察するモードである。本実施形態では、生体機能情報が血中ヘモグロビンの酸素飽和度及び血管深さに関する情報であり、機能情報観察モードでは、酸素飽和度及び血管深さに関する情報を取得し、これらを画像化して観察する例で説明する。

内視鏡１１は、被検体内に挿入される可撓性の挿入部１６と、挿入部１６の基端部分に設けられた操作部１７と、操作部１７とプロセッサ装置１２及び光源装置１３との間を連結するユニバーサルコード１８とを備えている。

挿入部１６は、先端部１９、湾曲部２０、可撓管部２１からなり、これらが先端から順に連設されている。図２に示すように、先端部１９の先端面には、観察部位に照明光を照射する照明窓２２、観察部位で反射した像光が入射する観察窓２３、観察窓２３を洗浄するために送気・送水を行うための送気・送水ノズル２４、鉗子や電気メスといった処置具を突出させる鉗子出口２５などが設けられている。観察窓２３の奥には、撮像素子４４（図３参照）や結像用の光学系が内蔵されている。

湾曲部２０は、連結された複数の湾曲駒からなり、操作部１７のアングルノブ２６を操作することにより、上下左右方向に湾曲動作する。湾曲部２０が湾曲することにより、先端部１９の向きが所望の方向に向けられる。可撓管部２１は、食道や腸など曲がりくねった管道に挿入できるように可撓性を有している。挿入部１６には、撮像素子４４を駆動する駆動信号や撮像素子４４が出力する撮像信号を通信する通信ケーブルや、光源装置１３から供給される照明光を照明窓２２に導光するライトガイド４３（図３参照）が挿通されている。

操作部１７には、アンブルノブ２６の他、処置具を挿入するための鉗子口２７、送気・送水操作を行う送気・送水ボタン、静止画像を撮影するためのレリーズボタンなどが設けられている。

ユニバーサルコード１８には、挿入部１６から延設される通信ケーブルやライトガイド４３が挿通されており、プロセッサ装置１２および光源装置１３側の端部には、コネクタ２８が取り付けられている。コネクタ２８は、通信用コネクタと光源用コネクタからなる複合タイプのコネクタであり、通信用コネクタには通信ケーブルの一端が、光源用コネクタにはライトガイド４３の一端がそれぞれ配設される。内視鏡１１は、このコネクタ２８を介して、プロセッサ装置１２および光源装置１３に着脱自在に接続される。

図３に示すように、光源装置１３は、半導体光源ユニット３１と、これらを駆動制御する光源制御部３２とを備えている。光源制御部３２は、光源装置１３の各部の駆動タイミングや同期タイミングなどの制御を行う。

半導体光源ユニット３１は、青色領域において特定の波長域に制限された狭帯域光をそれぞれ発光する３つのレーザ光源ＬＤ１〜ＬＤ３と、蛍光体３７とを有している。図４に示すように、レーザ光源ＬＤ１は、波長域が４４０±１０ｎｍに、好ましくは４４５ｎｍに制限された狭帯域光Ｎ１を発光する。レーザ光源ＬＤ２は、波長域が４７０±１０ｎｍに、好ましくは４７３ｎｍに制限された狭帯域光Ｎ２を発光する。レーザ光源ＬＤ３は、波長域が４００±１０ｎｍに、好ましくは４０５ｎｍに制限された狭帯域光Ｎ３を発光する。レーザ光源ＬＤ１〜ＬＤ３としては、ＩｎＧａＮ系、ＩｎＧａＮＡｓ系、ＧａＮＡｓ系のレーザダイオードを用いることができる。また、レーザ光源ＬＤ１〜ＬＤ３としては、高出力化が可能なストライプ幅（導波路の幅）が広いブロードエリア型のレーザダイオードが好ましい。

光源制御部３２は、ドライバ３３を介してレーザ光源ＬＤ１〜ＬＤ３の点灯、消灯、光量の制御を行う。レーザ光源ＬＤ１が発光する狭帯域光Ｎ１は、蛍光体３７に入射する。蛍光体３７としては、例えば、ＹＡＧ系、ＢＡＭ（ＢｇＭｇＡｌ_１０Ｏ_１７）系等の蛍光体が使用される。

蛍光体３７に入射した、狭帯域光Ｎ１は、蛍光体３７を励起させ、緑色領域から赤色領域に渡る波長域の蛍光ＦＬを発光させる。蛍光体３７は、狭帯域光Ｎ１の一部を吸収して蛍光ＦＬを発光するとともに、残りの狭帯域光Ｎ１を透過させる。蛍光体３７を透過する狭帯域光Ｎ１は、蛍光体３７によって拡散される。透過する狭帯域光Ｎ１と励起される蛍光ＦＬによって白色光Ｗが生成され、生成された白色光Ｗがコンバイナ３６に導光される。

他方、レーザ光源ＬＤ２、ＬＤ３が発光する光は、蛍光体３７を介さずに光ファイバ３４によってコンバイナ３６に導光される。コンバイナ３６は、各光ファイバ３４からの光を合波する機能を持つ光学部材であり、選択的に入射する各光ファイバ３４からの光の光軸を１つに結合する。

図３において、コンバイナ３６の下流側には、集光レンズ３８とロッドインテグレータ３９が配置されている。集光レンズ３８は、コンバイナ３６から出射した光を集光して、ロッドインテグレータ３９に入射させる。ロッドインテグレータ３９は、入射した光を内部で多重反射させることにより面内光量分布を均一化して、光源装置１３に接続された内視鏡１１のライトガイド４３の入射端に光を入射させる。

内視鏡１１は、ライトガイド４３、撮像素子４４、アナログ処理回路４５（ＡＦＥ：Analog Front End）、撮像制御部４６を備えている。ライトガイド４３は大口径光ファイバ、バンドルファイバなどであり、ライトガイド４３の入射端が配置されたコネクタ２８が光源装置１３に接続されたときに、入射端が光源装置１３のロッドインテグレータ３９の出射端と対向する。

照明窓２２の奥には、照明光の配光角を調整する照射レンズ４８が配置されている。光源装置１３から供給された光はライトガイド４３により照射レンズ４８に導光されて照明窓２２から観察部位に向けて照射される。観察窓２３の奥には、対物光学系５１と撮像素子４４が配置されている。観察部位で反射した像光は、観察窓２３を通して対物光学系５１に入射し、対物光学系５１によって撮像素子４４の撮像面４４ａに結像される。

撮像素子４４は、ＣＣＤイメージセンサやＣＭＯＳイメージセンサなどからなり、フォトダイオードなどの画素を構成する複数の光電変換素子がマトリックスに配列された撮像面４４ａを有している。撮像素子４４は、撮像面４４ａで受光した光を光電変換して、各画素においてそれぞれの受光量に応じた信号電荷を蓄積する。信号電荷はアンプによって電圧信号に変換されて読み出される。電圧信号は撮像信号として撮像素子４４から出力されて、撮像信号はＡＦＥ４５に送られる。

撮像素子４４は、カラー撮像素子であり、撮像面４４ａには、図５に示すような分光特性を有するＢ、Ｇ、Ｒの３色のマイクロカラーフィルタが各画素に割り当てられている。ここで、Ｂのマイクロカラーフィルタが設けられた画素をＢ画素とし、Ｇのマイクロカラーフィルタが設けられた画素をＧ画素とし、Ｒのマイクロカラーフィルタが設けられた画素をＲ画素とする。マイクロカラーフィルタの配列は例えばベイヤー配列である。

図６Ａ、図６Ｂに示すように、撮像素子４４では、１フレームの取得期間内で、信号電荷を蓄積する蓄積動作と、蓄積した信号電荷を読み出す読み出し動作が行われる。図６Ａに示すように、通常観察モードにおいては、蓄積タイミングに合わせて白色光Ｗが観察部位に照射され、その反射光が撮像素子４４に入射する。撮像素子４４は、Ｂ、Ｇ、Ｒの各画素の輝度値が混在した１フレーム分の撮像信号Ｂ、Ｇ、Ｒをフレームレートに従って順次出力する。こうした撮像動作は、通常観察モードに設定されている間、繰り返される。

図６Ｂに示すように、機能情報観察モードにおいては、蓄積タイミングに合わせてレーザ光源ＬＤ１、ＬＤ２、ＬＤ３が順次点灯する。レーザ光源ＬＤ１が点灯すると、通常観察モードと同様に、照明光として白色光Ｗが観察部位に照射される。レーザ光源ＬＤ２が点灯すると、照明光として狭帯域光Ｎ２が観察部位に照射される。レーザ光源ＬＤ３が点灯すると、照明光として狭帯域光Ｎ３が観察部位に照射される。

白色光Ｗは、観察部位で反射した後、マイクロカラーフィルタで色分離されて、Ｂ、Ｇ、Ｒの全ての画素に入射する。他方、狭帯域光Ｎ２、Ｎ３は、観察部位で反射した後、Ｂ画素にのみ入射する。機能情報観察モードにおいても、通常観察モードと同様に、撮像素子４４は、Ｂ、Ｇ、Ｒの各画素の輝度値が混在した１フレーム分の撮像信号Ｂ、Ｇ、Ｒをフレームレートに従って順次出力する。こうした撮像動作は、機能情報観察モードに設定されている間、繰り返される。

図３に示すように、ＡＦＥ４５は、相関二重サンプリング回路（ＣＤＳ）、自動ゲイン制御回路（ＡＧＣ）、及びアナログ／デジタル変換器（Ａ／Ｄ）（いずれも図示省略）から構成されている。ＣＤＳは、撮像素子４４からの撮像信号に対して相関二重サンプリング処理を施し、信号電荷のリセットに起因するノイズを除去する。ＡＧＣは、ＣＤＳによりノイズが除去された撮像信号を増幅する。Ａ／Ｄは、ＡＧＣで増幅された撮像信号を、所定のビット数に応じた階調値を持つデジタルな撮像信号に変換してプロセッサ装置１２に入力する。

撮像制御部４６は、プロセッサ装置１２内のコントローラ５６に接続されており、コントローラ５６から入力されるベースクロック信号に同期して、撮像素子４４に対して駆動信号を入力する。撮像素子４４は、撮像制御部４６からの駆動信号に基づいて、所定のフレームレートで撮像信号をＡＦＥ４５に出力する。

また、図３に示すように、プロセッサ装置１２は、コントローラ５６の他、ＤＳＰ（Digital Signal Processor）５７、画像処理部５８と、フレームメモリ５９と、表示制御回路６０を備えている。コントローラ５６は、ＣＰＵ、制御プログラムや制御に必要な設定データを記憶するＲＯＭ、プログラムをロードして作業メモリとして機能するＲＡＭなどからなり、ＣＰＵが制御プログラムを実行することにより、プロセッサ装置１２の各部を制御する。

ＤＳＰ５７は、撮像素子４４が出力する撮像信号を取得する。ＤＳＰ５７は、Ｂ、Ｇ、Ｒの各画素に対応する信号が混在した撮像信号を、３色の撮像信号に分離し、各色の撮像信号に対して画素補間処理を行って、Ｂ、Ｇ、Ｒの各色の分光画像を生成する。この他、ＤＳＰ５７は、ガンマ補正や、Ｂ、Ｇ、Ｒの各分光画像の撮像信号に対してホワイトバランス補正などの信号処理を施す。

フレームメモリ５９は、ＤＳＰ５７が出力する画像データや、画像処理部５８が処理した処理済みのデータを記憶する。表示制御回路６０は、フレームメモリ５９から画像処理済みの画像データを読み出して、コンポジット信号やコンポーネント信号などのビデオ信号に変換してモニタ１４に出力する。

画像処理部５８には、通常画像処理部６１、機能画像処理部６２が設けられている。通常画像処理部６１は、通常観察モードにおいて、ＤＳＰ５７によって色分離されたＢ、Ｇ、Ｒの分光画像Ｂ、Ｇ、Ｒに基づいて、白色画像Ｗを生成する。通常画像処理部６１は、フレームメモリ５９内の分光画像Ｂ、Ｇ、Ｒが更新される毎に、白色画像Ｗを生成する。白色画像Ｗは、撮像素子４４のＢ画素の信号に基づく青色の分光画像（狭帯域光Ｎ１（４４５ｎｍ）を含む青色成分を有する）と、Ｇ画素の信号に基づく緑色の分光画像と、Ｒ画素の信号に基づく赤色の分光画像とからなる。

他方、機能画像処理部６２は、機能情報観察モードにおいて、白色光Ｗ、狭帯域光Ｎ２、Ｎ３の照射タイミングとその反射光の撮像タイミングに合わせて、白色画像Ｗ、分光画像ＰＢ２、ＰＢ３を取得する。分光画像ＰＢ２は、狭帯域光Ｎ２を照射して撮像した際に得られたＢ画素の信号に基づく青色の分光画像（狭帯域光Ｎ２（４７３ｎｍ）を含む青色成分を有する）であり、分光画像ＰＢ３は、狭帯域光Ｎ３を照射して撮像した際に得られたＢ画素の信号に基づく青色の分光画像（狭帯域光Ｎ３（４０５ｎｍ）を含む青色成分を有する）である。

そして、機能画像処理部６２は、白色画像Ｗ、及び白色画像Ｗの青色の分光画像ＰＢ１の輝度値Ｓ１、分光画像ＰＢ２の輝度値Ｓ２、分光画像ＰＢ３の輝度値Ｓ３に基づいて、血中ヘモグロビンの酸素飽和度ＳｔＯ２と血管深さＤを算出し、これらの情報を画像化する。なお、輝度値Ｓ３は、観察部位の明るさのレベルを表すものであり、輝度値Ｓ１、Ｓ２を比較するために、輝度値Ｓ１、Ｓ２を規格化するための参照信号である。

ただし、酸素飽和度ＳｔＯ２及び深さＤを求める際には、輝度値Ｓ１〜Ｓ３が同じ部位の輝度値を示すものであること、すなわち、輝度値Ｓ１〜Ｓ３を有する画素が、同じ部位で反射された光を電荷として蓄積したものであることが前提となっている。しかし、分光画像ＰＢ１〜ＰＢ３は、同時に撮影されたものではないので、分光画像ＰＢ１〜ＰＢ３の間には、手ぶれ、視野の移動、心拍や呼吸などによる患者の体動によって、位置ズレが存在する。このため、従来は、パターンマッチングにより分光画像ＰＢ１〜ＰＢ３の位置合わせを行ってから、酸素飽和度ＳｔＯ２及び深さＤを求めていた。しかし、分光画像ＰＢ１〜ＰＢ３は、画像が平行にずれているだけでなく、患者の体動などに起因する歪みも存在するので、正確に位置を合わせることは困難であり、また、位置合わせの精度を高めようとすると、位置合わせの処理負荷が増大しコストアップや処理速度の低下を招いてしまう。

一方、位置合わせを行わずに、分光画像ＰＢ１〜ＰＢ３の画素のうち、撮像素子４４上で同じ位置に存在する画素から得られた輝度値Ｓ１〜Ｓ３を用いて酸素飽和度ＳｔＯ２及び深さＤを求めると、精度良く酸素飽和度を求めることができず、これらの情報を表示した際に、アーチファクトが発生し、画面がちらついてしまう。

このため、機能画像処理部６２では、位置合わせを行うことなく、かつ、酸素飽和度や血管深さの情報を表示しても画面がちらつかない手法で、酸素飽和度や血管深さの算出及び算出した情報の表示を行っている。以下、このような機能画像処理部６２の具体的な構成について説明する。

図７に示すように、機能画像処理部６２は、疑似分光画像生成部６３、輝度比算出部６４、相関関係記憶部６５、血管深さ−酸素飽和度算出部６６と、血管深さ画像生成部６７及び酸素飽和度画像生成部６８を備えている。また、疑似分光画像生成部６３は、ヒストグラム解析部９０、トーンカーブ生成部９１を備えている。

ヒストグラム解析部９０は、分光画像ＰＢ１〜ＰＢ３を解析してこれらの濃度ヒストグラムを調べる。周知のように、濃度ヒストグラムは、画素値（輝度値）と、各画素値の頻度（各画素値を有する画素の数）との関係を表すものであり、例えば、横軸を画素値、縦軸を頻度としたグラフで表される（図８〜図１０参照）。

図８に示すように、ヒストグラム解析部９０は、分光画像ＰＢ１〜ＰＢ３を、例えば１６分割し、分割された各エリア毎の濃度ヒストグラムを調べる。なお、図８では、上段が各分光画像ＰＢ１〜ＰＢ３の濃度ヒストグラムを調べるエリアの位置を示し、中段が上段のエリアの画像を視覚化したものである。このように、中段エリアの画像は各分光画像ＰＢ１〜ＰＢ３の１つのエリアの画像を示すものであるが、図８及び後述する図９、図１０では対応する分光画像と同様の符号ＰＢ１〜ＰＢ３を付している。図８の下段は、中段の各画像ＰＢ１〜ＰＢ３を解析することによって得られた濃度ヒストグラムＨＧ１〜ＨＧ３を示している。濃度ヒストグラムＨＧ１は分光画像ＰＢ１に、濃度ヒストグラムＨＧ２は分光画像ＰＢ２に、濃度ヒストグラムＨＧ３は分光画像ＰＢ２にそれぞれ対応している。ヒストグラム解析部９０は、エリア毎に順次濃度ヒストグラムＨＧ１〜ＨＧ３を調べ、最終的に全ての分光画像ＰＢ１〜ＰＢ３の全てのエリアの濃度ヒストグラムＨＧ１〜ＨＧ３を調べる。

トーンカーブ生成部９１は、後述する濃淡変換処理において用いられる２つのトーンカーブＴＣａ、ＴＣｂ（図９、図１０参照）を生成する。周知のように、トーンカーブは、入力画素値と出力画素値との関係を表すものであり、例えば、横軸を入力階調値、縦軸を出力階調値とし、各入力階調値に対する出力階調値を示す点の集合からなる線分として表される（図９、図１０参照）。

図９に示すように、トーンカーブＴＣａは、分光画像ＰＢ１（４４５ｎｍ）の濃度ヒストグラムＨＧ１と、分光画像ＰＢ２（４７３ｎｍ）の濃度ヒストグラムＨＧ２とを比較し、この比較結果に基づいて生成される。このトーンカーブＴＣａは、濃度ヒストグラムＨＧ１を濃度ヒストグラムＨＧ２に変換するためのトーンカーブである。

トーンカーブＴＣａはエリア毎に生成される。すなわち、本例のように、分光画像ＰＢ１を１６のエリアに区画した場合、分光画像ＰＢ１の各エリアの画像が、分光画像ＰＢ２の対応する各エリアの画像と同様の濃度ヒストグラムとなるように、１６種類のトーンカーブＴＣａが生成される。

例えば、図９の分光画像ＰＢ２は、分光画像ＰＢ１に対して低階調（画素値の低い部分）から高階調（画素値の高い部分）まで広範囲に画素値が存在する、すなわちコントラストが高いことが判る。この場合、トーンカーブ生成部９１で生成されるトーンカーブＴＣａは、分光画像ＰＢ１のコントラストを上げるように、低階調（画素値の低い）部分については出力値を引き下げ、高階調（画素値の高い）部分については出力値を引き上げるものとなる。

他方、図１０に示すように、トーンカーブＴＣｂは、分光画像ＰＢ１（４４５ｎｍ）の濃度ヒストグラムＨＧ１と、分光画像ＰＢ３（４０５ｎｍ）の濃度ヒストグラムＨＧ３とを比較し、この比較結果に基づいて生成される。このトーンカーブＴＣｂは、濃度ヒストグラムＨＧ１を濃度ヒストグラムＨＧ３に変換するためのトーンカーブである。

トーンカーブ生成部９１は、トーンカーブＴＣａの生成と同様の手法で、エリア毎にトーンカーブＴＣｂを生成する。すなわち、本例では、分光画像ＰＢ１の各エリアの画像が、分光画像ＰＢ３の対応する各エリアの画像と同様の濃度ヒストグラムとなるように、１６種類のトーンカーブＴＣｂが生成される。

例えば、図１０の分光画像ＰＢ３は、分光画像ＰＢ１に対して頻度の高い画素値が低階調に集中している、すなわち、暗い画像であることが判る。この場合、トーンカーブ生成部９１で生成されるトーンカーブＴＣｂは、分光画像ＰＢ１の画素値を全体的に下げるように、下方へ湾曲した弓形のものとなる。

疑似分光画像生成部６３は、分光画像ＰＢ１の各エリアに対してこのエリアに対応するトーンカーブＴＣａを用いた濃淡変換処理を施すことによって、図９に示すように、エリア毎の濃淡変換画像ＰＢ２′を生成する。この濃淡変換画像ＰＢ２′は、分光画像ＰＢ１に対して位置ズレがなく、かつ、分光画像ＰＢ２と同様の濃度ヒストグラムを有する（コントラストが高い）ものとなる。なお、図１７に示す濃淡変換画像ＰＢ２′は、後述する疑似分光画像ＰＢ２′の１つのエリアの画像を示すものであるが、両者に同様の符号を付している。

疑似分光画像生成部６３は、分光画像ＰＢ１のエリア毎に順次トーンカーブＴＣａを用いた濃淡変換処理を行い、最終的に分光画像ＰＢ１の全てのエリアの濃淡変換画像ＰＢ２′を生成する。この後、疑似分光画像生成部６３は、各エリアの濃淡変換画像ＰＢ２′を１つに連結することによって疑似分光画像ＰＢ２′を生成する。このようにして生成された疑似分光画像ＰＢ２′は、分光画像ＰＢ１に対して位置ズレがなく、かつ、各エリアの濃度ヒストグラムが分光画像ＰＢ２と同様となる。

また、疑似分光画像生成部６３は、分光画像ＰＢ１の各エリアに対してこのエリアに対応するトーンカーブＴＣｂを用いた濃淡変換処理を施すことによって、図１０に示すように、エリア毎の濃淡変換画像ＰＢ３′を生成する。この濃淡変換画像ＰＢ３′は、分光画像ＰＢ１に対して位置ズレがなく、かつ、分光画像ＰＢ３と同様の濃度ヒストグラムを有する（輝度が全体的に低い）ものとなる。なお、図１０に示す濃淡変換画像ＰＢ３′は、後述する疑似分光画像ＰＢ３′の１つのエリアの画像を示すものであるが、両者に同様の符号を付している。

疑似分光画像生成部６３は、分光画像ＰＢ１のエリア毎に順次トーンカーブＴＣｂを用いた濃淡変換処理を行い、最終的に分光画像ＰＢ１の全てのエリアの濃淡変換画像ＰＢ３′を生成する。この後、疑似分光画像生成部６３は、各エリアの濃淡変換画像ＰＢ３′を１つに連結することによって疑似分光画像ＰＢ３′を生成する。このようにして生成された疑似分光画像ＰＢ３′は、分光画像ＰＢ１に対して位置ズレがなく、かつ、各エリアの濃度ヒストグラムが分光画像ＰＢ２と同様となる。

なお、本例では、トーンカーブ生成部により、曲線状のトーンカーブが生成される例で説明をしたが、折れ線状のト−ンカーブが生成されるように構成してもよい。また、入力値が最小である場合は出力値も最小となり、かつ、入力値が最大である場合は出力値も最大となるトーンカーブすなわち、一端と他端の位置が固定されており、この一端と他端を結ぶ部分の形状のみが変化するトーンカーブが生成される例で説明をしたが、一端と他端の位置も変化するトーンカーブが生成されるように構成してもよい。さらに、予め複数種類のトーンカーブを記憶させておき、濃度ヒストグラムの比較結果に基づいて、いずれのトーンカーブを用いるかを決定するように構成してもよい。

輝度比算出部６４は、酸素飽和度及び血管深さの算出に用いられる第１及び第２輝度比を算出する。第１輝度比は、分光画像ＰＢ１の輝度値Ｓ１と疑似分光画像ＰＢ３′の輝度値Ｓ２′間の比（Ｓ１／Ｓ２′）で表され、第２輝度比は、疑似分光画像ＰＢ２′の輝度値Ｓ２′と疑似分光画像ＰＢ３′の輝度値Ｓ３′間の比（Ｓ２′／Ｓ３′）で表される。第１及び第２輝度比は、各画像間の全ての画素について算出される。ここで、疑似分光画像ＰＢ２′、ＰＢ３′は、分光画像ＰＢ１を濃度変換処理することにより生成されたものであるため、これら画像間には位置ズレが無いため、第１及び第２輝度比は適切な値となっている。このような適切な第１及び第２輝度比を用いることで、酸素飽和度及び血管深さを精度良く求めることができる。

なお、以下の説明においては、第１輝度比については「Ｓ１／Ｓ２′」から「′」を除いた「Ｓ１／Ｓ２」とし、第２輝度比については「Ｓ２′／Ｓ３′」から「′」を除いた「Ｓ２／Ｓ３」とする。

相関関係記憶部６５は、第１及び第２輝度比Ｓ１／Ｓ３、Ｓ２／Ｓ３と、血管中の酸素飽和度及び血管深さとの相関関係を記憶している（図１２参照）。この相関関係は、図１１に示す生体組織の光反射特性と、これまでの診断等で蓄積された多数の画像解析により得られたものである。

図１１において、酸素と結合していない還元ヘモグロビン７０と、酸素と結合した酸化ヘモグロビン７１は、異なる吸光特性を持っており、同じ吸光係数μａを示す等吸収点（図１１における各ヘモグロビン７０、７１の交点）を除いて、吸光係数μａに差が生じる。例えば、狭帯域光Ｎ１（４４５ｎｍ）、Ｎ２（４７３ｎｍ）では、吸光係数μａに差があるため、酸素飽和度が変化すると、分光画像ＰＢ１、ＰＢ２の輝度値Ｓ１、Ｓ２は変化する。一方、狭帯域光Ｎ３（４０５ｎｍ）では、吸光係数μａに差がないので、酸素飽和度が変化しても、分光画像ＰＢ３の輝度値は変化しない。

このような生体組織の光反射特性、及び、これまでの診断等で蓄積された多数の画像解析により、具体的には、図１２に示す相関関係が得られる。そして、この相関関係が相関関係記憶部６５に記憶されている。

図１２において、輝度座標系９６は、ＸＹの２軸を持つＸＹ座標系であり、Ｘ軸に第１輝度比Ｓ１／Ｓ３が割り当てられ、Ｙ軸に第２輝度比Ｓ２／Ｓ３が割り当てられている。血管情報座標系９７は、輝度座標系９６上に設けられたＵＶの２軸を持つＵＶ座標系であり、Ｕ軸は血管深さＤに、Ｖ軸は酸素飽和度ＳｔＯ２に割り当てられている。Ｕ軸は血管深さが輝度座標系９６に対して正の相関関係があることから、正の傾きを有している。このＵ軸に関して、右斜め上にいくほど血管が浅い位置にあることを、左斜め下に行くほど血管が深い位置にあることを示している。一方、Ｖ軸は、酸素飽和度ＳｔＯ２が輝度座標系に対して負の相関関係を有することから、負の傾きを有している。このＶ軸に関して、左斜め上に行くほど酸素飽和度ＳｔＯ２が低いことを、右斜め下に行くほど、酸素飽和度ＳｔＯ２が高いことを示している。また、血管情報座標系９７においては、Ｕ軸とＶ軸とは交点Ｐで直交している。

血管深さ−酸素飽和度算出部６６には、輝度比算出部６４により算出された画素毎の第１輝度比Ｓ１／Ｓ３及び第２輝度比Ｓ２／Ｓ３が入力される。血管深さ−酸素飽和度算出部６６は、第１及び第２輝度比Ｓ１／Ｓ３，Ｓ２／Ｓ３が入力されると、相関関係記憶部６５に記憶された相関関係を参照して、入力された第１及び第２輝度比Ｓ１／Ｓ３，Ｓ２／Ｓ３に対応する酸素飽和度ＳｔＯ２と血管深さＤを特定する。

血管深さ−酸素飽和度算出部６６に入力された第１輝度比Ｓ１／Ｓ３及び第２の輝度比Ｓ２／Ｓ３を、それぞれ第１輝度比をＳ１^＊／Ｓ３^＊、第２輝度比をＳ２^＊／Ｓ３^＊とすると、血管深さ−酸素飽和度算出部６６は、次のようにして、酸素飽和度ＳｔＯ２と血管深さＤを特定する。

血管深さ−酸素飽和度算出部６６は、図１３Ａに示すように、輝度座標系９６において、第１及び第２輝度比Ｓ１^＊／Ｓ３^＊，Ｓ２^＊／Ｓ３^＊に対応する座標（Ｘ^＊，Ｙ^＊）を特定する。座標（Ｘ^＊，Ｙ^＊）が特定されたら、図１３Ｂに示すように、血管情報座標系９７において、特定した座標（Ｘ^＊，Ｙ^＊）を、酸素飽和度の座標軸であるＶ軸と、血管深さの座標軸であるＵ軸にそれぞれ射影して、座標（Ｕ^＊，Ｖ^＊）を特定する。これにより、１つの画素について、血管深さ情報Ｕ^＊及び酸素飽和度情報Ｖ^＊が求まる。血管深さ−酸素飽和度算出部６６は、こうした処理を１画面分の全画素について繰り返して、全画素に対する血管深さ情報Ｕ^＊及び酸素飽和度情報Ｖ^＊を求める。

図７において、血管深さ画像生成部６７には、ＲＧＢゲインテーブル６７ａが記憶されている。図１４に示すように、ＲＧＢゲインテーブル６７ａでは、血管深さが横軸、白色画像Ｗの中の青色の分光画像ＰＢ１、緑色の分光画像ＰＧ１、赤色の分光画像ＰＲ１に対するゲイン値ｇｒ、ｇｇ、ｇｂが縦軸に割り当てられている。ここで、白色画像Ｗは、白色光Ｗを照射して撮像されたもの、すなわち、機能情報観察モードの１フレーム目の撮像により取得されるものである。

血管深さ画像生成部６７は、血管深さ−酸素飽和度算出部６６で求めた血管深さとＲＧＢゲインテーブル６７ａとを用い、血管深さの情報を白色画像Ｗに反映させる。具体的には、ＲＧＢゲインテーブル６７ａにおいて、血管深さ−酸素飽和度算出部６６で求めた血管深さに対応するゲイン値を、白色画像Ｗの画素毎に特定する。そして、各画素毎に、ゲイン値を白色画像Ｗの画素値に掛け合わせることにより血管深さ画像を得る。

図１４に示すように、ＲＧＢゲインテーブル６７ａは、血管深さが深くなるほど、ゲイン値ｇｒが徐々に大きくなり、ゲイン値ｇｇ，ｇｂが徐々に小さくなる。このため、図１５に示すように、生成される血管深さ画像７３は、表層血管７５から中層血管７６、深層血管７７へ向かうほど白色画像Ｗの色合いと比較して赤が強くなる。

また、図７において、酸素飽和度画像生成部６８には、ＲＧＢゲインテーブル６８ａが記憶されている。図１６に示すように、ＲＧＢゲインテーブル６８ａでは、酸素飽和度が横軸、白色画像Ｗの中の青色の分光画像ＰＢ１、緑色の分光画像ＰＧ１、赤色の分光画像ＰＲ１に対するゲイン値ｇｒ、ｇｇ、ｇｂが縦軸に割り当てられている。

酸素飽和度画像生成部６８は、血管深さ−酸素飽和度算出部６６で求めた酸素飽和度とＲＧＢゲインテーブル６８ａとを用い、血管深さの情報を白色画像Ｗに反映させる。具体的には、ＲＧＢゲインテーブル６８ａにおいて、血管深さ−酸素飽和度算出部６６で求めた酸素飽和度に対応するゲイン値を、白色画像Ｗの画素毎に特定する。そして、各画素毎に、ゲイン値を白色画像Ｗの画素値に掛け合わせることにより酸素飽和度画像を得る。

図１６に示すように、ＲＧＢゲインインテーブル６８ａは、酸素飽和度が１００％〜６０％の間はゲイン値ｇｒ，ｇｇ，ｇｂはすべて１に設定されている。一方、酸素飽和度が６０％を下回ると、ゲイン値ｇｒは酸素飽和度の低下に伴って徐々に小さくなり、ゲイン値ｇｇ，ｇｂは酸素飽和度の低下に伴って徐々に大きくなる。このため、図１７に示すように、生成される血管深さ画像７４は、酸素飽和度が１００％〜６０％の領域８０は、白色画像Ｗと同じ色合いで再現され、酸素飽和度が６０％を下回る領域８１は、白色画像Ｗよりもシアンの色合いが強くなる。さらに、領域８１内においても、酸素飽和度が低下するほどシアンの色合いが強くなる。なお、正常な状態での酸素飽和度は、動脈では１００％、静脈では７０％程度である

本実施形態では、血管深さや酸素飽和度に応じて白色画像Ｗの画素値を変化させるが、画素値自体ではなく、色相、明度、彩度などの白色画像Ｗの色特性値を酸素飽和度に応じて変化させてもよい。その際、血管深さや酸素飽和度に応じて色相、明度、彩度を変化させる場合には、ＲＧＢゲインテーブルに代えて、血管深さや酸素飽和度と、白色画像Ｗの画素値を色相、明度、彩度に変換するための変換値とを関連付けた色相マトリックス、明度マトリクス、彩度マトリックスを用いる。

また、本実施形態では、酸素飽和度が６０％を下回ったときにゲイン値を変化させるようにしたが、これに限らず、６０％よりももっと低い値に設定し、著しく低酸素な領域のみ強調するようにしてもよい。また、これとは反対に６０％よりも少し高めの値に設定し、少しでも低酸素の疑いのある領域を強調するようにしてもよい。

さらに、本実施形態では、ゲイン値を画像信号に掛け合わせることで色調を変化させたが、ｌｏｇ変換した画像信号にゲイン値に相当のオフセット値を加算するようにしてもよい。

表示制御回路６０は、上述のように生成された血管深さ画像や酸素飽和度を順次取得し、これら順次取得した画像を血管深さ動画、酸素飽和度動画としてモニタ１４に表示する。これら血管深さ動画及び酸素飽和度動画は、濃淡変換処理によって位置ズレが補正された画像に基づいて生成されたものであるため、ちらつくことがなく、また、動画中の血管深さや酸素飽和度に関する情報も正確に表示されている。

なお、上記動画の表示態様としては様々なパターンが考えられる。例えば、図１７Ａに示すように、血管深さ動画と酸素飽和度動画をモニタ１４に並列表示してもよい。また、図１７Ｂに示すように、血管深さ動画及び酸素飽和度動画のうちのいずれか一方のみをモニタ１４に表示し、コンソール１５の操作によって、モニタ１４に表示する動画を適宜切り替えるようにしてもよい。

次に、図１９に示すフローチャートをもとに、血管深さ画像や酸素飽和度画像が表示されるまでの手順について説明する。なお、後述する各ステップで行われる処理の詳細についてはすでに説明しているので、以下では、血管深さ画像や酸素飽和度画像が表示されるまでの流れについて説明し、各ステップでの処理については説明を簡略化している。

図１９に示すように、白色光Ｗを照射して撮像することによって１フレーム目の撮像を行い、白色画像Ｗと、白色画像Ｗの青色の分光画像ＰＢ１を生成する。次に狭帯域光Ｎ２を照射して２フレーム目の撮像を行い、この撮像により得られた画像の青色の分光画像ＰＢ２を生成する。続けて、狭帯域光Ｎ３を照射して３フレーム目の撮像を行い、この撮像により得られた画像の青色の分光画像ＰＢ３を生成する。

分光画像ＰＢ１〜ＰＢ３の生成後、これらの濃度ヒストグラムを解析する。濃度ヒストグラムは各分光画像ＰＢ１〜ＰＢ３のエリア毎に解析され、最終的には全ての分光画像の全てのエリアについて濃度ヒストグラムが解析される。

分光画像ＰＢ１〜ＰＢ３の濃度ヒストグラムの解析後、分光画像ＰＢ１、ＰＢ２の濃度ヒストグラムを比較し、この比較結果に基づいて、分光画像ＰＢ１の濃度ヒストグラムを分光画像ＰＢ２の濃度ヒストグラムと同様のものにするためのトーンカーブＴＣａを生成する。トーンカーブＴＣａは、分光画像ＰＢ１の各エリアの濃度ヒストグラムを分光画像ＰＢ２の対応するエリアの濃度ヒストグラムと同様のものとするために、エリアの数だけ生成される。

続けて、分光画像ＰＢ１、ＰＢ３の濃度ヒストグラムを比較し、この比較結果に基づいて、分光画像ＰＢ１の濃度ヒストグラムを分光画像ＰＢ３の濃度ヒストグラムと同様のものにするためのトーンカーブＴＣｂを生成する。トーンカーブＴＣｂもトーンカーブＴＣａと同様にエリアの数だけ生成される。

トーンカーブＴＣａ、ＴＣｂが生成されると、分光画像ＰＢ１をトーンカーブＴＣａで濃淡変換した疑似分光画像ＰＢ２′、及び、分光画像ＰＢ１をトーンカーブＴＣｂで濃淡変換した疑似分光画像ＰＢ３′を生成する。このように生成された疑似分光画像ＰＢ２′は、分光画像ＰＢ１と位置ズレがなく、分光画像ＰＢ２と同様の濃度ヒストグラムを有するものである。同様に、疑似分光画像ＰＢ３′は、分光画像ＰＢ１と位置ズレがなく、分光画像ＰＢ３と同様の濃度ヒストグラムを有するものである。

疑似分光画像ＰＢ２′、ＰＢ３′が生成されると、分光画像ＰＢ１と疑似分光画像ＰＢ２′、ＰＢ３′から、第１輝度比Ｓ１／Ｓ３、及び、第２輝度比Ｓ２／Ｓ３が算出される。第１輝度比Ｓ１／Ｓ３、及び、第２輝度比Ｓ２／Ｓ３が算出されると、これらと血管深さ及び酸素飽和度との相関関係から、血管深さ及び酸素飽和度が算出される。そして、白色画像Ｗに血管深さや酸素飽和度を示す情報が付加された血管深さ画像及び酸素飽和度画像が生成される。生成された画像はモニタ１４上で酸素飽和度動画、血管深さ動画として表示される。

このように、本発明では、血管の深さや酸素飽和度を算出する際に、分光画像ＰＢ１と位置ズレのない疑似分光画像ＰＢ２′、疑似分光画像ＰＢ３′を用いているので、従来と比較して位置合わせを行う手間を省くことができる。また、血管深さや酸素飽和度の算出及び表示に関わる画像の全てに位置ズレがないので、血管深さや酸素飽和度の情報が画像間の位置ズレにより本来表示されるべき位置からずれた位置に表示されることもない。このため、血管深さや酸素飽和度の情報を表示した際のアーチファクトや画面のちらつきを防止できる。

なお、血管深さ情報と酸素飽和度情報は、画像に代えて又は加えて、文字情報として表示してもよい。また、酸素飽和度を画像化しているが、酸素飽和度画像には、上記例で示した形態に代えて、又はそれに加えて、「血液量（酸化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンの和）×酸素飽和度（％）」から求まる酸化ヘモグロビンインデックスを画像化したものも含まれる。

また、本実施形態では、参照信号として輝度値Ｓ３（すなわち、狭帯域光Ｎ３を照射して撮像された画像の輝度値）を用いて酸素飽和度や血管深さを算出する例で説明をしたが、輝度値Ｓ３は参照信号であるので、輝度値Ｓ３に代えて、狭帯域光Ｎ３とは波長域の異なる光を照射して撮像された画像の輝度値を参照信号として用い、酸素飽和度（及び血管深さ）を算出してもよい。

狭帯域光Ｎ３とは波長域の異なる光としては、例えば、狭帯域光Ｎ１（すなわち、波長域が４４０±１０ｎｍの光）が考えられる。このとき、参照信号として用いられる輝度値は（輝度値Ｓ３の代わりに用いられる輝度値は）、狭帯域光Ｎ１を照射して撮像された画像の輝度値（すなわち、輝度値Ｓ１）である。

このように、輝度値Ｓ３に代えて輝度値Ｓ１を用いる場合は、狭帯域光Ｎ１を発光するレーザ光源ＬＤ３や、レーザ光源ＬＤ３からの狭帯域光Ｎ１を導光する光ファイバ３４などの導光手段を廃止できる。また、輝度値Ｓ１は、白色光Ｗを照射して撮像された白色画像Ｗの分光画像ＰＢ１の輝度値である。よって、機能情報観察モードの１フレーム目の撮像で輝度値Ｓ１を取得できる。このため、機能情報観察モードの３フレーム目の撮像を行わずに酸素飽和度（及び、血管深さ）を算出できる。なお、酸素飽和度（及び血管深さ）を算出する際には、第１、第２輝度比と酸素飽和度（及び血管深さ）の相関関係が前述した図１２とは異なるので、図１２とは別の相関関係を用いる。

もちろん、輝度値Ｓ３に代えて輝度値Ｓ１を用いる場合において、狭帯域光Ｎ１を照射して３フレーム目の撮像を行い、３フレーム目に撮像された画像から輝度値Ｓ１を取得してもよい。ただし、この場合、１フレーム目に撮像された画像と、３フレーム目に撮像された画像との間には位置ズレが存在する。このため、酸素飽和度（及び、血管深さ）を算出する際には、１フレーム目に撮像された画像を濃淡変換して、３フレーム目に撮像された画像と同様の濃度ヒストグラムを有する疑似画像を生成し、この疑似画像の輝度値を輝度値Ｓ１として用いる。

なお、輝度値Ｓ３に代えて輝度値Ｓ１を用い、かつ、狭帯域光Ｎ１を照射して３フレーム目の撮像を行う場合、レーザ光源ＬＤ１から発光される狭帯域光Ｎ１の光路に蛍光体３７を挿入または退避させる光路切り替え機構を設け、１フレーム目の撮像の際には狭帯域光Ｎ１の光路に蛍光体３７を挿入し、３フレーム目の撮像の際には狭帯域光Ｎ１の光路から蛍光体３７を退避させてもよい。もちろん、レーザ光源ＬＤ１を２つ設け、一方のレーザ光源ＬＤ１を蛍光体３７を介して狭帯域光Ｎ１を照射する１フレーム目の撮像専用とし、他方のレーザ光源ＬＤ１を蛍光体３７を介さずに狭帯域光Ｎ１を照射する３フレーム目の撮像専用としてもよい。

［第２実施形態］
上記第１実施形態では、白色光Ｗ（４４５ｎｍ〜７００ｎｍ）、中心波長が４７３ｎｍの狭帯域光Ｎ２、中心波長が４０５ｎｍの狭帯域光Ｎ３の３種類の光を照射して撮像し、撮像によって得られた画像から血管深さと酸素飽和度とを算出する内視鏡システムに本発明を適用する例で説明をしたが、第１白色光Ｗ１（４４０ｎｍ〜７００ｎｍ）と、第２白色光（４６０ｎｍ〜７００ｎｍ）との２種類の光を照射して撮像し、撮像によって得られた画像から血液量と酸素飽和度を算出する内視鏡システムに本発明を適用することも可能である。

以下、血液量と酸素飽和度を算出する内視鏡システムに本発明を適用する例について、図２０〜図２２をもとに説明する。なお、図２０以降の図面を用いた説明では、上述した実施形態と同様の部材については同様の符号を付して説明を省略している。また、照明光の発光、撮像タイミング、酸素飽和度の算出方法以外については、第１実施形態と略同様であるので、説明を省略する。

図２０に示すように、内視鏡システム１００では、前述した第１実施形態から中心波長４０５ｎｍの狭帯域光Ｎ３を発光する光源及びその関連部分（ドライバや導光手段など）を廃止している。また、蛍光体３７はレーザ光源ＬＤ１と光ファイバ３４との間ではなく、コンバイナ３６と集光レンズ３８との間に設けられている。そのため、中心波長４４５ｎｍの狭帯域光Ｎ１だけでなく、中心波長４７３ｎｍの狭帯域光Ｎ２が蛍光体３７に入射する。したがって、狭帯域光Ｎ１が蛍光体３７に入射したときには、狭帯域光Ｎ１とこの狭帯域光Ｎ１により蛍光体３７で励起発光する蛍光とを含む第１白色光Ｗ１が観察部位に照射される。一方、狭帯域光Ｎ２が蛍光体３７に入射したときには、狭帯域光Ｎ２とこの狭帯域光Ｎ２により蛍光体３７で励起発光する蛍光を含む第２白色光Ｗ２が観察部位に照射される。

第２実施形態では、通常観察モード時は、第１実施形態と同様、第１白色光Ｗ１のみを観察部位に照射して撮像する。一方、機能情報観察モード時は、第１白色光Ｗ１と第２白色光Ｗ２を交互に照射し、各照射毎に撮像を行う。したがって、第１白色光Ｗ１の照射フレームにおいては白色画像Ｗ１が得られ、第２白色光Ｗ２の照射フレームにおいては、白色画像Ｗ２が得られる。そして、機能画像処理部１０１において、白色画像Ｗ１と、白色画像Ｗ２の中の青色の分光画像ＰＢ２とに基づいて、血液量と酸素飽和度の算出と画像化を行う。血液量と酸素飽和度の算出については、後述する。

ここで、白色画像Ｗ１と分光画像ＰＢ２とは、撮像タイミングが異なるため、これら白色画像Ｗ１と分光画像ＰＢ２との間には、位置ズレが存在する。そこで、第１実施形態と同様に、濃淡変換処理によって、位置ズレを補正した疑似分光画像を生成する。この第２実施形態では、白色画像Ｗ１の中の青色の分光画像ＰＢ１の濃度ヒストグラムと、分光画像ＰＢ２の濃度ヒストグラムとに基づいて、第１実施形態と同様の方法でトーンカーブを生成する。そして、この生成したトーンカーブを用いて分光画像ＰＢ１に濃淡変換処理を施すことによって、画像間の位置ずれが補正された疑似分光画像ＰＢ２′を得る。この疑似分光画像ＰＢ２′と、白色画像Ｗ１とに基づいて生成される血液量画像及び酸素飽和度画像は、位置ズレが解消されているため、アーチファクトや画面のちらつきを軽減できる。

なお、血液量と酸素飽和度の算出には、疑似分光画像ＰＢ２′と白色画像Ｗ１の中の緑色の分光画像ＰＧ１との信号比Ｂ２／Ｇ１、及び、白色画像Ｗ１の中の赤色の分光画像ＰＲ１と分光画像ＰＧ１との信号比Ｒ１／Ｇ１の２つの信号比が用いられる。信号比Ｂ２／Ｇ１と信号比Ｒ１／Ｇ１と血液量及び酸素飽和度とは、図２１Ａ、Ｂに示すような相関関係がある。図２１Ａに示すように、血液量は信号比Ｒ１／Ｇ１と相関関係があり、Ｒ１／Ｇ１が大きくなるほど血液量も大きくなっている。また、図２１Ｂに示すように、酸素飽和度は信号比Ｂ２／Ｇ１、Ｒ１／Ｇ１と相関関係を有している。この図２１Ｂでは、酸素飽和度は等高線で表され、信号比Ｂ２／Ｇ１が低くなるほど酸素飽和度は低くなっている。また、この図２１Ｂの相関関係によれば、信号比Ｂ２／Ｇ１が同じでも信号比Ｒ１／Ｇ１が異なれば、酸素飽和度も違ってくる。

図２１Ｂのような相関関係を用いることで、信号比Ｂ２／Ｇ１、Ｂ２／Ｇ１から、各画素における酸素飽和度を求める。具体的には、図２２に示すように、信号比Ｂ２^＊／Ｇ１^＊、Ｒ１^＊／Ｇ１^＊に対応する対応点Ｐを特定する。そして、対応点Ｐが酸素飽和度＝０％限界の下限ライン９３と酸素飽和度＝１００％限界の上限ライン９４との間にある場合に、その対応点Ｐが示すパーセント値を酸素飽和度とする。そして、図２２の場合、対応点Ｐは６０％の等高線上に位置するため、酸素飽和度は６０％となる。

一方、対応点が下限ライン９３と上限ライン９４との間から外れている場合、対応点が下限ライン９３よりも上方に位置するときには酸素飽和度を０％とし、対応点が上限ライン９４よりも下方に位置するときには酸素飽和度を１００％とする。なお、対応点が下限ライン９３と上限ライン９４との間から外れている場合には、その画素における酸素飽和度の信頼度を下げてモニタ１４に表示しないようにしてもよい。

［第３実施形態］
上記第１実施形態では、所望の波長域の照明光を発光する複数の光源を設け、各光源からの照明光を順次照射して撮像する例で説明をしたが、これに代えて、１つの白色光源（キセノンランプなど）を設け、この白色光源から所望の波長域の照明光を、例えば回転フィルタなどで分離し、分離後の光を順次照射して撮像を行ってもよい。以下、このような光源及び回転フィルタを用いた内視鏡システムに本発明を適用する例について、図２３〜図２７をもとに説明する。

第３実施形態では、図２３に示す内視鏡システム２００を用いる。この内視鏡システム２００は、光源装置２０２が第１実施形態の光源装置１３と異なっている他、カラーの撮像素子４４に代えて、カラーフィルタが設けられていないモノクロの撮像素子２０１が内視鏡１１に設けられている点が第１実施形態と異なる点である。それ以外については、第１実施形態と略同様であるため、説明を省略する。

光源装置２０２は、白色光源ユニット２０３、回転フィルタ２０４、モータ２０５、シフト部２０６、及び、これら光源装置２０２の各部を駆動制御する光源制御部２０７を備えている。

白色光源ユニット２０３は、光源２０３ａと、絞り２０３ｂとからなる。光源２０３ａは、キセノンランプ、ハロゲンランプ、メタルハライドなどからなり、光源制御部２０７により駆動されて波長域が４００ｎｍ〜７００ｎｍの広帯域光ＢＢ（図２５参照）を発光する。絞り２０３ｂは、光源制御部２０７により駆動されて広帯域光ＢＢの光量を調整する。

図２４に示すように、回転フィルタ２０４は、回転軸２１０を中心に回転自在に設けられている。回転軸２１０には、モータ２０５が接続されている。モータ２０５は光源制御部２０７によって駆動され、回転フィルタ２０４を回転させる。回転フィルタ２０４は回転軸２１０に近い内側領域２１１と、回転軸２１０から遠い外側領域２１２とを備えている。シフト部２０６は、光源制御部２０７によって駆動され、通常観察モードでは内側領域２１１を広帯域光ＢＢの光路上に挿入する内側位置へ回転フィルタ２０４を移動させ、機能画像観察モードでは外側領域２１２を広帯域光ＢＢの光路上に挿入する外側位置へ回転フィルタ２０４を移動させる。

内側領域２１１には、Ｒフィルタ２１３、Ｇフィルタ２１４、Ｂフィルタ２１５の３つのフィルタが配置されている。また、外側領域２１２には、Ｒフィルタ２１６、Ｇフィルタ２１７、Ｂフィルタ２１８、Ｎ１フィルタ２１９、Ｎ２フィルタ２２０、Ｎ３フィルタ２２１の６つのフィルタが配置されている。図２５に示すように、Ｒフィルタ２１３、２１６は、広帯域光ＢＢのうち波長域が５８０ｎｍ〜７６０ｎｍのＲ光を通過させる。Ｇフィルタ２１４、２１７は、広帯域光ＢＢのうち波長域が４５０ｎｍ〜６３０ｎｍのＧ光を通過させる。Ｂフィルタ２１５、２１８は、広帯域光ＢＢのうち波長域が３８０ｎｍ〜５００ｎｍのＢ光を通過させる。また、Ｎ１〜Ｎ３フィルタ２１９〜２２１は、実施形態１で説明した狭帯域光Ｎ１〜Ｎ３をそれぞれ通過させる。

このように、内視鏡システム２００では、通常観察モードでは、ＲＧＢの３色の光が順次照射され、機能画像観察モードでは、ＲＧＢの３色に加え、３種類の狭帯域光Ｎ１〜Ｎ３が順次照射される。そして、通常観察モードでは、図２６に示すように、ＲＧＢ各色の照射に合わせて３フレーム分の撮像を行い、取得されたＲＧＢ各色の画像を合成することによって白色画像Ｗを生成してモニタ１４に表示する。

一方、機能画像観察モードでは、図２７に示すように、６フレーム分の撮像を行い、取得された６つの画像から酸素飽和度画像及び血管深さ画像を生成する。具体的には、ＲＧＢ各色の照射に合わせて撮像された３つの画像を合成することによって酸素飽和度画像及び血管深さ画像を生成する際のベースとなる白色画像Ｗを生成する。また、狭帯域光Ｎ１の照射に合わせて撮像された分光画像ＰＢ１の濃度ヒストグラムと、白色画像ＷのうちＢ色の照射により得られる青色画像Ｂｃの濃度ヒストグラムとを比較することによって、トーンカーブＴ１を生成する。これと同様にして、狭帯域光Ｎ２の照射に合わせて撮像された分光画像ＰＢ２の濃度ヒストグラムと青色画像Ｂｃの濃度ヒストグラムの比較演算によってトーンカーブＴ２を生成するとともに、狭帯域光Ｎ３の照射に合わせて撮像された分光画像ＰＢ３の濃度ヒストグラムと青色画像Ｂｃの濃度ヒストグラムの比較演算によってトーンカーブＴ３を生成する。そして、トーンカーブＴ１〜Ｔ３を用いて青色画像Ｂｃを濃淡変換処理することによって、疑似分光画像ＰＢ１′〜ＰＢ３′を生成する。なお、トーンカーブの生成方法は、第１実施形態と同様である。

この後、これら疑似分光画像ＰＢ１′〜ＰＢ３′の輝度値Ｓ１′〜Ｓ３′から、第１輝度比（本例の場合Ｓ１′／Ｓ３′）及び第２輝度比（本例の場合Ｓ２′／Ｓ３′）を算出し、これら第１、第２輝度比に基づいて、血管深さ及び酸素飽和度を算出する。そして、これらの情報を白色画像Ｗに反映させることによって血管深さ画像及び酸素飽和度を生成し、モニタ１４に表示する。

なお、この第３実施形態では、３種類の光を照射して血管深さと酸素飽和度を算出する内視鏡システムにおいて白色光源と回転フィルタとを用いる例で説明をしたが、前述した第２実施形態のように、２種類の光を照射して血液量と酸素飽和度とを算出する内視鏡システムにおいて、白色光源と回転フィルタとを用いてもよい。

上記実施形態では、位置合わせを全く行わない例で説明をしたが、例えば、画像をスライドさせるだけなどの簡単な位置合わせを行い、この位置合わせ後の画像に基づいて疑似画像を生成してもよい。

また、上記実施形態では、画像の全エリアについて疑似画像化する例で説明をしたが、画像の一部のエリアについてのみ疑似画像化してもよい。この場合、例えば、画像の中央部は位置合わせを行って疑似画像化せずに、画像の周辺部について疑似画像化するといったことが考えられる。

さらに、上記実施形態では、フレーム間の位置ズレが補正された疑似分光画像を生成するために、トーンカーブを用いた濃淡変換処理を行ったが、これに限らず、輝度変換などその他の階調変換処理であってもよい。

また、上記実施形態では、白色画像Ｗのうち低酸素領域（酸素飽和度が０〜６０％）のみ疑似カラー表示し、それ以外の高酸素領域（６０〜１００％）についてはそのままの色で表示した、すなわち、白色画像Ｗの一部のみを疑似カラー表示したが、これに代えて、低酸素領域から高酸素領域に至る全ての領域において、酸素飽和度を疑似カラーで表示してもよい。

さらに、上記実施形態では、半導体光源としてレーザダイオードからなるレーザ光源を例示したが、レーザダイオードの代わりにＬＥＤを使用したＬＥＤ光源でもよい。

なお、上記実施形態では、光源装置とプロセッサ装置が別体で構成される例で説明したが、２つの装置を一体で構成してもよい。また、本発明は、撮像素子と超音波トランスデューサが先端部に内蔵された超音波内視鏡と画像処理を行うプロセッサ装置からなるシステム、カプセル内視鏡と画像処理を行うプロセッサ装置からなるシステム等、他の形態の内視鏡システムにも適用することができる。

１０、１００、２００ 内視鏡システム
１４ モニタ
３１ 半導体光源ユニット
３２、２０７ 光源制御部
４４、２０１ 撮像素子
５７ ＤＳＰ
５８ 画像処理部
６２、１０１ 機能画像処理部
６３ 疑似分光画像生成部
６７ 血管深さ画像生成部
６８ 酸素飽和度画像生成部
９０ ヒストグラム解析部
９１ トーンカーブ生成部
２０３ 白色光源ユニット
２０４ 回転フィルタ
ＬＤ１〜ＬＤ３ レーザ光源
ＰＢ１〜ＰＢ３ 分光画像
ＰＢ１′、ＰＢ２′、ＰＢ３′ 疑似分光画像
ＴＣａ、ＴＣｂ、Ｔ１〜Ｔ３ トーンカーブ
ＨＧ１〜ＨＧ３ 濃度ヒストグラム

Claims (16)

1. 互いに異なる波長成分を有する第１及び第２照明光を、順次、被検体内に照射する照明手段と、
   前記第１照明光の反射像を撮像することによって第１画像を取得するとともに、前記第２照明光の反射像を撮像することによって第２画像を取得する画像取得手段と、
   前記第１及び第２画像の特徴量を求める特徴量算出手段と、
   前記第１及び第２画像の特徴量に基づいて前記第１画像を階調変換することにより、前記第１画像と位置ズレがなく、かつ、前記第２画像と略同一の特徴量を有する疑似第２画像を生成する階調変換手段と、
   前記第１画像と前記疑似第２画像に基づいて、前記血中ヘモグロビンの酸素飽和度を画像化した酸素飽和度画像を動画表示する動画表示手段とを備えることを特徴とする内視鏡システム。
2. 前記特徴量算出手段は、前記第１画像と前記第２画像の濃度ヒストグラムを解析するヒストグラム解析部を有し、
   前記階調変換手段は、前記第２画像の濃度ヒストグラムと略一致するように、前記第１画像を濃淡変換処理することによって、前記疑似第２画像を生成する疑似画像生成部を有することを特徴とする請求項１記載の内視鏡システム。
3. 前記ヒストグラム解析部は、前記第１、第２画像の複数エリア毎に、前記濃度ヒストグラムの解析を行い、
   前記疑似画像生成部は、前記第１画像及び前記第２画像の各エリア間で濃度ヒストグラムが略一致するように、前記第１画像の各エリアに対して前記濃度変換処理を行うことを特徴とする請求項２記載の内視鏡システム。
4. 前記濃度変換処理では、前記第１画像と前記第２画像の濃度ヒストグラムの比較演算により生成されるトーンカーブが用いられることを特徴とする請求項２または３記載の内視鏡システム。
5. 前記照明手段は、前記第１照明光を発光する第１半導体光源と、前記第２照明光を発光する第２半導体光源とからなることを特徴とする請求項１ないし４いずれか１項記載の内視鏡システム。
6. 前記照明手段は、前記第１照明光の波長域の光、及び、前記第２照明光の波長域の光を含む広帯域光を発光する光源と、前記光源からの広帯域光を波長分離することによって前記第１照明光、及び、前記第２照明光を生成する波長分離部とを備えることを特徴とする請求項１ないし４いずれか１項記載の内視鏡システム。
7. 前記照明手段は、前記第１照明光として波長域が特定の青色領域に制限された第１青色狭帯域光を含む広帯域の広帯域光と、前記第２照明光として波長域が特定の青色領域に制限された第２青色狭帯域光とを、順次、被検体内に照射し、
   前記画像取得手段は、前記第１照明光の反射像をカラーの撮像素子で撮像することにより第１青色画像を含む複数色の画像を取得するとともに、前記第２照明光の反射像をカラーの撮像素子で撮像することにより第２青色画像を含む複数色の画像を取得し、
   前記特徴量算出手段は、前記第１、第２青色画像の特徴量を求め、
   前記階調変換手段は、前記第１、第２青色画像の特徴量に基づいて前記第１青色画像を階調変換することにより、前記第１青色画像と位置ズレがなく、かつ、前記第２青色画像と略同一の特徴量を有する疑似第２青色画像を生成し、
   前記動画表示手段は、前記第１青色画像、及び、前記疑似第２青色画像に基づいて、前記血中ヘモグロビンの酸素飽和度を画像化した酸素飽和度画像を動画表示することを特徴とする請求項１ないし６いずれか１項記載の内視鏡システム。
8. 前記第１照明光は、波長域が４４０±１０ｎｍに制限された前記第１青色狭帯域光と、前記第１青色狭帯域光を波長変換部材で波長変換した蛍光を含む白色光であり、
   前記第２青色狭帯域光は、波長域が４７０±１０ｎｍに制限された光であることを特徴とする請求項７記載の内視鏡システム。
9. 前記照明手段は、前記第１、第２照明光に加え、波長域が特定の青色領域に制限された第３青色狭帯域光を含む第３照明光を、順次、被検体内に照射し、
   前記画像取得手段は、前記第１、第２青色画像に加え、前記第３照明光の反射像をカラーの撮像素子で撮像することにより第３青色画像を含む複数色の画像を取得し、
   前記特徴量算出手段は、前記第１、第２青色画像に加え、前記第３青色画像の特徴量を求め、
   前記階調変換手段は、前記疑似第２青色画像に加え、前記第１、第３青色画像の特徴量に基づいて前記第１青色画像を階調変換することにより、前記第１青色画像と位置ズレがなく、かつ、前記第３青色画像と略同一の特徴量を有する疑似第３青色画像を生成し、
   前記動画表示手段は、前記第１青色画像、及び、前記疑似第２青色画像に加え、前記疑似第３青色画像に基づいて、前記血中ヘモグロビンの酸素飽和度を画像化した酸素飽和度画像を動画表示することを特徴とする請求項７または８記載の内視鏡システム。
10. 前記第３青色狭帯域光は、波長域が４４０±１０ｎｍに制限された光であることを特徴とする請求項９記載の内視鏡システム。
11. 前記第３青色狭帯域光は、波長域が４００±１０ｎｍに制限された光であることを特徴とする請求項９記載の内視鏡システム。
12. 前記照明手段は、前記第１照明光として波長域が特定の青色領域に制限された第１青色狭帯域光を含む広帯域の広帯域光と、前記第２照明光として波長域が特定の青色領域に制限された第２青色狭帯域光を含む広帯域の広帯域光とを、順次、被検体内に照射し、
    前記画像取得手段は、前記第１照明光の反射像をカラーの撮像素子で撮像することにより第１青色画像、第１緑色画像、及び第１赤色画像を取得するとともに、前記第２照明光の反射像をカラーの撮像素子で撮像することにより第２青色画像を含む複数色の画像を取得し、
    前記特徴量算出手段は、前記第１、第２青色画像の特徴量を求め、
    前記階調変換手段は、前記第１、第２青色画像の特徴量に基づいて前記第１青色画像を階調変換することにより、前記第１青色画像と位置ズレがなく、かつ、前記第２青色画像と略同一の特徴量を有する疑似第２青色画像を生成し、
    前記動画表示手段は、前記第１緑色画像、前記第１赤色画像、及び前記疑似第２青色画像に基づいて、前記血中ヘモグロビンの酸素飽和度を画像化した酸素飽和度画像を動画表示することを特徴とする請求項７ないし１２いずれか１項記載の内視鏡システム。
13. 前記第１照明光は、波長域が４４０±１０ｎｍに制限された前記第１青色狭帯域光と、前記第１青色狭帯域光を波長変換部材で波長変換した蛍光を含む第１白色光であり、
    前記第２照明光は、波長域が４７０±１０ｎｍに制限された前記第２青色狭帯域光と、前記第２青色狭帯域光を波長変換部材で波長変換した蛍光を含む第２白色光であることを特徴とする請求項１２記載の内視鏡システム。
14. 第１照明光が照射された被検体像を撮像して得られる第１画像と、前記第１照明光と異なる前記第２照明光が照射された被検体像を、前記第１画像と異なるフレームで撮像することによって得られる第２画像を含む複数の画像を処理する画像処理装置において、
    前記第１及び第２画像の特徴量を求める特徴量算出手段と、
    前記第１及び第２画像の特徴量に基づいて前記第１画像を階調変換することにより、フレーム間の位置ズレを補正した第２画像に相当する疑似第２画像を生成する階調変換手段と、
    前記第１画像と前記疑似第２画像に基づいて、前記血中ヘモグロビンの酸素飽和度を画像化した酸素飽和度画像を表示手段に動画表示するための表示制御手段とを備えることを特徴とする画像処理装置。
15. 第１照明光が照射された被検体像を撮像して得られる第１画像と、前記第１照明光と異なる前記第２照明光が照射された被検体像を、前記第１画像と異なるフレームで撮像することによって得られる第２画像を含む複数の画像を処理する画像処理方法において、
    前記第１及び第２画像の特徴量を求めるステップと、
    前記第１及び第２画像の特徴量に基づいて前記第１画像を階調変換することにより、前記第１画像と位置ズレがなく、かつ、前記第２画像と略同一の特徴量を有する疑似第２画像を生成するステップと、
    前記第１画像と前記疑似第２画像に基づいて、前記血中ヘモグロビンの酸素飽和度を画像化した酸素飽和度画像を表示手段に動画表示するための表示制御を行うステップとを有することを特徴とする画像処理方法。
16. 第１照明光が照射された被検体像を撮像して得られる第１画像と、前記第１照明光と異なる前記第２照明光が照射された被検体像を、前記第１画像と異なるフレームで撮像することによって得られる第２画像を含む複数の画像を処理する画像処理プログラムにおいて、
    コンピュータを、
    前記第１及び第２画像の特徴量を求める特徴量算出手段、
    前記第１及び第２画像の特徴量に基づいて前記第１画像を階調変換することにより、前記第１画像と位置ズレがなく、かつ、前記第２画像と略同一の特徴量を有する疑似第２画像を生成する階調変換手段、及び
    前記第１画像と前記疑似第２画像に基づいて、前記血中ヘモグロビンの酸素飽和度を画像化した酸素飽和度画像を表示手段に動画表示するための表示制御手段として機能させるための画像処理プログラム。

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