JP6204314B2 - 電子内視鏡システム - Google Patents

Description

本発明は撮像システムに関する。

近年、分光画像撮影機能を備えた内視鏡装置（分光内視鏡装置）が提案されている。このような分光内視鏡装置によれば、消化器の粘膜等の生体組織の分光特性に関する情報（例えば反射スペクトル）を得ることができる。この生体組織の反射スペクトルは、測定対象となる生体組織の表層近傍に含まれる物質の種類や濃度の情報を反映していることが知られている。具体的には、生体組織の反射スペクトルより算出される吸収は、その生体組織を構成する複数の物質の吸収を線形的に重畳したものとなることが知られている。

病変部の生体組織は、健常部の生体組織とは、その組成、成分量において異なることが知られている。特に、癌などに代表される病変部の異常は、血液の状態、とりわけ全血液量や酸素飽和度の状態と深く関わることが多くの先行研究で報告されている。ここで、注目する２つの生体組織を、それらが有する可視域の分光学的特徴量を利用して、定性、定量することは、分光分析化学の分野では良く利用されている手法である。よって病変部を含む生体組織の血液の分光特性と、健常部のみの生体組織のそれとを比較して、生体組織に何らかの病変部が含まれるかどうかを推定することができる。

分光画像は、異なる波長の光で撮像された複数の画像情報から構成されるが、分光画像に含まれる波長情報（画像情報を取得する波長の数）が多いほど、より詳細な生体組織の情報を分光画像から得ることができる。特許文献１には、４００〜８００ｎｍの波長域において５ｎｍの波長間隔で分光画像を取得する分光内視鏡装置の構成例が開示されている。

特開２０１２−２４５２２３号公報

しかしながら、特許文献１に記載されているような波長分解能の高い分光画像を得るには、波長を変えながら多数の画像を撮像する必要がある。さらに、画像の解析に必要な計算量も多く、長い計算時間を要する。すなわち、有効な診断支援情報を得るためには、比較的に煩雑な撮影操作と計算を繰り返すことが必要となり、長い時間を要するという問題がある。

本発明は上記の事情に鑑みてなされたものであり、酸素飽和度分布等の生体物質の分布を表す画像情報を短時間で取得可能な撮像システムを提供することを目的とする。

本発明の一実施形態によれば、離隔した複数の波長域を含む照明光を発する光源装置と、被写体である生体組織が反射した照明光の像を撮像する、ＲＧＢカラーフィルタを備えた撮像素子と、撮像素子が生成する画像データに基づいて、生体組織に含まれる第１生体物質と第２生体物質とのモル濃度比を示す指標を計算する画像処理部と、を備え、複数の波長域が、ＲＧＢカラーフィルタのＢフィルタを透過する第１波長域と、ＲＧＢカラーフィルタのＧフィルタを透過する第２波長域と、を含み、第１波長域が、ＲＧＢカラーフィルタを備えた撮像素子のＢフィルタが装着された受光素子によって撮像された生体組織の画像データＢの値がモル濃度比に応じて変動する波長域であり、第２波長域が、生体組織の複数の等吸収点を含み、撮像素子のＧフィルタが装着された受光素子によって撮像された生体組織の画像データＧの値がモル濃度比に依らず一定となる波長域であり、画像処理部が、画像データＢ及び画像データＧに基づいてモル濃度比との相関を有する第１の指標を計算する、撮像システムが提供される。

上記の撮像システムにおいて、光源装置が、白色光源と、白色光源から放射された白色光から照明光を分離する光学フィルタと、を備えた構成としてもよい。

上記の撮像システムにおいて、画像データＢを画像データＧで除算した値を第１の指標とする構成としてもよい。

上記の撮像システムにおいて、複数の波長域が、ＲＧＢカラーフィルタのＲフィルタを透過する第３波長域を含み、第３波長域において生体組織の光吸収が十分に小さく、画像処理部が、画像データＧと、撮像素子のＲフィルタが装着された受光素子によって撮像された生体組織の画像データＲとに基づいて、第１生体物質と第２生体物質のモル濃度の和との相関を有する第２の指標を計算する構成としてもよい。

上記の撮像システムにおいて、画像データＧを画像データＲで除算した値を第２の指標とする構成としてもよい。

上記の撮像システムにおいて、照明光により照明された色基準板を撮像して得たＲ、Ｇ、Ｂ各色の画像データであるベースライン画像データＢＬ_Ｒ、ＢＬ_Ｇ、ＢＬ_Ｂを記憶するメモリを備えた構成としてもよい。

上記の撮像システムにおいて、画像データＲ、Ｇ、Ｂに替えて、以下の数式１〜３により定義される規格化画像データＲ_Ｓ、Ｇ_Ｓ、Ｂ_Ｓを使用して指標を計算する構成としてもよい。

上記の撮像システムにおいて、画像処理部が、生体組織における第１の指標の分布を示す第１の指標画像データを生成する構成としてもよい。

上記の撮像システムにおいて、第１の指標画像データが、第１の指標を画素値とする画像データである構成としてもよい。

上記の撮像システムにおいて、第１生体物質が酸素化ヘモグロビンであり、第２生体物質が還元ヘモグロビンであり、第１の指標が酸素飽和度との相関を有する構成としてもよい。

上記の撮像システムにおいて、第１の指標及び第２の指標に基づいて、生体組織が悪性腫瘍である疑いの度合を示す第３の指標を計算する構成としてもよい。

上記の撮像システムにおいて、第１の指標が第１の基準値よりも低く、且つ、第２の指標が第２の基準値よりも高い画素に対して、第３の指標を生体組織が悪性腫瘍である疑いが高いことを示す値に設定する構成としてもよい。

上記の撮像システムにおいて、第２波長域が、生体組織の一対の等吸収点によって区画され、その内部に生体組織の別の一対の等吸収点を含む、波長域である構成としてもよい。

上記の撮像システムにおいて、内視鏡装置である構成としてもよい。

本発明の一実施形態によれば、酸素飽和度分布等の生体物質の分布を表す画像情報を短時間で取得することが可能になる。

ヘモグロビンの透過スペクトルである。 波長域Ｗ２における血液の透過光量と酸素飽和度との関係をプロットしたグラフである。 波長域Ｗ７における血液の透過光量と酸素飽和度との関係をプロットしたグラフである。 本発明の実施形態の電子内視鏡システムの構成を示すブロック図である。 固体撮像素子が備えるカラーフィルタの透過スペクトルである。 光学フィルタの透過スペクトルである。 本発明の実施形態に係る分析処理を説明するフローチャートである。 本発明の実施の形態に係る電子内視鏡システムによって生成された内視鏡画像の例である。（ａ）は内視鏡画像であり、（ｂ）は酸素飽和度分布画像である。 波長域Ｗ２に対応する光学フィルタの透過波長域をずらした場合に生じる指標Ｘの誤差のシミュレーション結果をプロットしたグラフである。

以下、本発明の実施形態について図面を参照しながら説明する。なお、以下においては、本発明の一実施形態として電子内視鏡システムを例に取り説明する。

以下に説明する本発明の実施形態に係る電子内視鏡システムは、波長域の異なる光で撮像した複数の画像（本実施形態では、１つのカラー画像を構成するＲ、Ｇ、Ｂの３原色の画像）に基づいて被写体の生体情報（例えば、酸素飽和度や血液量）を定量的に分析して、分析結果を画像化して表示する装置である。以下に説明する本実施形態の電子内視鏡システムを用いた酸素飽和度等の定量分析では、可視域における血液の分光特性（すなわち、ヘモグロビンの分光特性）が酸素飽和度に応じて連続的に変化する性質が利用される。

［ヘモグロビンの分光特性及び酸素飽和度の計算原理］
本発明の実施形態に係る電子内視鏡システムの詳しい構成を説明する前に、可視域におけるヘモグロビンの分光特性と、本実施形態における酸素飽和度の計算原理について説明する。

図１に、ヘモグロビンの透過スペクトルを示す。ヘモグロビンの分光スペクトルは、酸素飽和度（全ヘモグロビンのうち酸素化ヘモグロビンが占める割合）に応じて変化する。図１における実線の波形は、酸素飽和度が１００％の場合（すなわち、酸素化ヘモグロビンHbO₂）の透過スペクトルであり、長破線の波形は、酸素飽和度が０％の場合（すなわち、還元ヘモグロビンHb）の透過スペクトルである。また、短破線は、その中間の酸素飽和度（１０、２０、３０、・・・９０％）におけるヘモグロビン（酸素化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンの混合物）の透過スペクトルである。

なお、ヘモグロビンの吸収（吸光度）Ａは、光透過率Ｔから以下の数式４により計算される。

図１に示されるヘモグロビンの透過スペクトルは、各成分（酸素化ヘモグロビン、還元ヘモグロビン）の濃度の和が一定となる２成分系の分光スペクトルであるため、各成分の濃度比（すなわち、酸素飽和度）によらず吸収Ａ（すなわち透過率Ｔ）が一定となる等吸収点Ｅ１（４２４ｎｍ）、Ｅ２（４５２ｎｍ）、Ｅ３（５０２ｎｍ）、Ｅ４（５２８ｎｍ）、Ｅ５（５４６ｎｍ）、Ｅ６（５７０ｎｍ）及びＥ７（５８４ｎｍ）が現れる。本明細書では、等吸収点Ｅ１からＥ２までの波長領域を波長域Ｗ１、等吸収点Ｅ２からＥ３までの波長領域を波長域Ｗ２、等吸収点Ｅ３からＥ４までの波長領域を波長域Ｗ３、等吸収点Ｅ４からＥ５までの波長領域を波長域Ｗ４、等吸収点Ｅ５からＥ６までの波長領域を波長域Ｗ５、等吸収点Ｅ６からＥ７までの波長領域を波長域Ｗ６と定義する。

隣接する等吸収点間では、酸素飽和度の増加に応じて吸収が単調に増加又は減少する。また、隣接する等吸収点間では、ヘモグロビンの吸収Ａは、酸素飽和度に対してほぼ線形的に変化する。図２は、波長域Ｗ２における血液の透過光量（縦軸）と酸素飽和度（横軸）との関係をプロットしたグラフである。なお、縦軸の透過光量は、波長域Ｗ２の全域で積分した値である。図２のグラフより、波長域Ｗ２において、ヘモグロビンの吸収が酸素飽和度に対してほぼ線形的に減少することがわかる。なお、隣接する波長域Ｗ１においては、ヘモグロビンの吸収が酸素飽和度に対して線形的に増加する。具体的には、光透過率に関しては、正確にはランバート・ベールの法則（Beer-Lambert Law）に従う変化量であるが、２０ｎｍ〜８０ｎｍ程度のある程度の狭い波長領域においてはほぼ線形の変化と見なすことができる。

また、等吸収点Ｅ４からＥ７までの波長領域（すなわち、波長域Ｗ４〜Ｗ６の連続した波長領域。本明細書では波長域Ｗ７と定義する。）に着目すると、波長域Ｗ４及びＷ６においては、酸素飽和度の増加に応じて血液の吸収が単調に増加するが、波長域Ｗ５においては、逆に酸素飽和度の増加に応じて血液の吸収が単調に減少する。しかしながら、本発明者は、波長域Ｗ５における血液の吸収の減少量が、波長域Ｗ４及びＷ６における血液の吸収の増加量の和と略等しく、波長域Ｗ７全体としては血液の吸収が酸素飽和度に依らず略一定となることを見出した。

図３は、波長域Ｗ７における血液の透過光量（縦軸）と酸素飽和度（横軸）との関係をプロットしたグラフである。なお、縦軸の透過光量は、波長域Ｗ７の全域で積分した値である。透過光量の平均値は０．２６７（任意単位）、標準偏差は１．８６×１０^−５であった。図３のグラフより、波長域Ｗ７全体では、血液の透過光量が酸素飽和度に依らず略一定となることがわかる。

また、図１に示されるように、概ね６３０ｎｍ以上（特に、６５０ｎｍ以上）の波長領域においては、ヘモグロビンの吸収が少なく、酸素飽和度が変化しても光透過率は殆ど変化しない。また、白色光源にキセノンランプを使用する場合、波長７５０ｎｍ以下（特に、７２０ｎｍ以下）の波長領域においては、白色光源の十分に大きな光量が得られる。従って、例えば６５０〜７２０ｎｍの波長領域を、ヘモグロビンの吸収が無い透明領域として、透過光量の基準の波長領域として使用することができる。本明細書では、波長６５０ｎｍから波長７２０ｎｍまでの波長領域を波長域ＷＲと定義する。

上述したように、波長域Ｗ２におけるヘモグロビンの吸収Ａ_Ｗ２は酸素飽和度の増加に対して線形的に減少することが知られている。波長域Ｗ７（波長域Ｗ４〜Ｗ６）におけるヘモグロビンの吸収Ａ_Ｗ７は酸素飽和度に依らず一定値とみなせることから、吸収Ａ_Ｗ７を基準とした吸収Ａ_Ｗ２の値は酸素飽和度を反映した指標を与えることになる。具体的には次の数式５によって定義される指標Ｘにより酸素飽和度を表すことができる。

従って、予め実験的に又は計算により酸素飽和度と指標Ｘとの定量的な関係を取得すれば、指標Ｘの値から酸素飽和度を推定することができる。

［電子内視鏡システム１全体の構成］
図４は、本実施形態の電子内視鏡システム１の構成を示すブロック図である。図４に示されるように、電子内視鏡システム１は、電子スコープ１００、プロセッサ２００及びモニタ３００を備えている。

プロセッサ２００は、システムコントローラ２０２、タイミングコントローラ２０４、画像処理回路２２０、ランプ２０８及び光学フィルタ装置２６０を備えている。システムコントローラ２０２は、メモリ２１２に記憶された各種プログラムを実行し、電子内視鏡システム１全体を統合的に制御する。また、システムコントローラ２０２は、操作パネル２１４に接続されている。システムコントローラ２０２は、操作パネル２１４より入力されるユーザからの指示に応じて、電子内視鏡システム１の各動作及び各動作のためのパラメータを変更する。タイミングコントローラ２０４は、各部の動作のタイミングを調整するクロックパルスを電子内視鏡システム１内の各回路に出力する。

ランプ２０８は、ランプ電源イグナイタ２０６による始動後、照射光Ｌを射出する。ランプ２０８は、例えば、キセノンランプ、ハロゲンランプ、水銀ランプ、メタルハライドランプ等の高輝度ランプやＬＥＤ（Light Emitting Diode）である。照射光Ｌは、主に可視光領域から不可視である赤外光領域に広がるスペクトルを持つ光（又は少なくとも可視光領域を含む白色光）である。

ランプ２０８と集光レンズ２１０との間には、光学フィルタ装置２６０が配置されている。光学フィルタ装置２６０は、フィルタ駆動部２６４と、フィルタ駆動部２６４に装着された光学フィルタ２６２を備えている。フィルタ駆動部２６４は、光学フィルタ２６２を、照射光Ｌの光路上の位置（実線）と光路から退避した位置（破線）との間で、光路と直交する方向にスライド可能に構成されている。なお、フィルタ駆動部２６４の構成は、上述のものに限定されず、例えば回転フィルタ装置のように、光学フィルタ２６２の重心から外れた回動軸の周りに光学フィルタ２６２を回動させることにより、照射光Ｌの光路上に光学フィルタ２６２を挿抜する構成としてもよい。光学フィルタ２６２の詳細については後述する。

本実施形態の電子内視鏡システム１は、ランプ２０８から放射された白色光をそのまま（或いは、赤外成分及び／又は紫外成分を除去して）照明光（通常光Ｌｎ）として使用して内視鏡観察を行う通常観察モードと、白色光を光学フィルタ２６２に通して（或いは、更に赤外成分及び／又は紫外成分を除去して）得たフィルタ光Ｌｆを照明光として使用して内視鏡観察を行う特殊観察モードと、特殊観察モードで使用される補正値を取得するためのベースライン測定モードの３つの動作モードで動作可能に構成されている。光学フィルタ２６２は、通常観察モードでは光路から退避した位置に配置され、特殊観察モードでは光路上に配置される。

光学フィルタ装置２６０を通過した照射光Ｌ（フィルタ光Ｌｆ又は通常光Ｌｎ）は、集光レンズ２１０によってＬＣＢ（Light Carrying Bundle）１０２の入射端面に集光されて、ＬＣＢ１０２内に導入される。

ＬＣＢ１０２内に導入された照射光Ｌは、ＬＣＢ１０２内を伝播して電子スコープ１００の先端に配置されたＬＣＢ１０２の射出端面より射出され、配光レンズ１０４を介して被写体に照射される。照射光Ｌにより照射された被写体からの戻り光は、対物レンズ１０６を介して固体撮像素子１０８の受光面上で光学像を結ぶ。

固体撮像素子１０８は、ベイヤ型画素配置を有する単板式カラーＣＣＤ（Charge Coupled Device）イメージセンサである。固体撮像素子１０８は、受光面上の各画素で結像した光学像を光量に応じた電荷として蓄積して画像信号（画像データ）を生成して出力する。固体撮像素子１０８は、赤色の光を透過させるＲフィルタと、緑色の光を透過させるＧフィルタと、青色の光を透過させるＢフィルタとが固体撮像素子１０８の各受光素子上に直接形成された、いわゆるオンチップカラーフィルタを備えている。固体撮像素子１０８が生成する画像信号には、Ｒフィルタが装着された受光素子によって撮像された画像信号Ｒ、Ｇフィルタが装着された受光素子によって撮像された画像信号Ｇ及びＢフィルタが装着された受光素子によって撮像された画像信号Ｂが含まれている。

図５は、固体撮像素子１０８のＲフィルタ、Ｇフィルタ及びＢフィルタの透過スペクトルである。Ｒフィルタは、波長域ＷＲを含む概ね６００ｎｍ以上の波長領域の光を透過させるフィルタである。Ｇフィルタは、波長域Ｗ７を含む概ね５１０〜６３０ｎｍの波長領域の光を透過させるフィルタである。また、Ｂフィルタは、波長域Ｗ１及びＷ２を含む概ね５１０ｎｍ以下の波長領域の光を透過させるフィルタである。後述するように、光学フィルタ２６２は、波長域ＷＲ、Ｗ７及びＷ２の３つの波長領域の光のみを選択的に透過させる光学特性を有している。光学フィルタ２６２を透過した波長域ＷＲ、Ｗ７及びＷ２の光の像は、固体撮像素子１０８のＲフィルタ、Ｇフィルタ及びＢフィルタが装着された受光素子によってそれぞれ撮像され、画像信号Ｒ、Ｇ及びＢとしてそれぞれ出力される。

なお、固体撮像素子１０８は、ＣＣＤイメージセンサに限らず、ＣＭＯＳ（Complementary Metal Oxide Semiconductor）イメージセンサやその他の種類の撮像装置に置き換えてもよい。

図４に示されるように、電子スコープ１００の接続部内には、ドライバ信号処理回路１１０が備えられている。ドライバ信号処理回路１１０には、画像信号がフィールド周期で固体撮像素子１０８より入力される。ドライバ信号処理回路１１０は、固体撮像素子１０８より入力される画像信号に対して所定の処理を施した後、プロセッサ２００の画像処理回路２２０へ出力する。

ドライバ信号処理回路１１０はまた、メモリ１１２にアクセスして電子スコープ１００の固有情報を読み出す。メモリ１１２に記録される電子スコープ１００の固有情報には、例えば、固体撮像素子１０８の画素数や感度、動作可能なフィールドレート、型番等が含まれる。ドライバ信号処理回路１１０は、メモリ１１２より読み出された固有情報をシステムコントローラ２０２に出力する。

システムコントローラ２０２は、電子スコープ１００の固有情報に基づいて各種演算を行い、制御信号を生成する。システムコントローラ２０２は、生成された制御信号を用いて、プロセッサ２００に接続されている電子スコープに適した処理がなされるようにプロセッサ２００内の各種回路の動作やタイミングを制御する。

タイミングコントローラ２０４は、システムコントローラ２０２によるタイミング制御に従って、ドライバ信号処理回路１１０にクロックパルスを供給する。ドライバ信号処理回路１１０は、タイミングコントローラ２０４から供給されるクロックパルスに従って、固体撮像素子１０８をプロセッサ２００側で処理される映像のフィールドレートに同期したタイミングで駆動制御する。

画像処理回路２２０は、ドライバ信号処理回路１１０より１フィールド周期で入力される画像信号に対して色補完、マトリクス演算、Ｙ／Ｃ分離等の所定の信号処理を施した後、モニタ表示用の画面データを生成し、生成されたモニタ表示用の画面データを所定のビデオフォーマット信号に変換する。変換されたビデオフォーマット信号は、モニタ３００に出力される。これにより、被写体の画像がモニタ３００の表示画面に表示される。

また、画像処理回路２２０は、分析処理回路２３０を備えている。分析処理回路２３０は、特殊観察モードにおいて、取得した画像信号Ｒ（Red）、Ｇ（Green）、Ｂ（Blue）に基づいて分光学的な分析処理を行い、被写体である生体組織における酸素飽和度との相関を有する指標の値を計算し、計算結果を視覚的に表示するための画像データを生成する。

上述のように、本実施形態の電子内視鏡システム１は、光学フィルタ２６２を使用せず、ランプ２０８から放射された白色光（通常光Ｌｎ）を照明光として使用してする通常観察モードと、白色光を光学フィルタ２６２に通して得られるフィルタ光Ｌｆを照明光として使用して分光学的な分析を行う特殊観察モードと、特殊観察用の補正値を取得するためのベースライン測定モードの３つのモードで動作するように構成されている。各モードの切り替えは、電子スコープ１００の操作部又はプロセッサ２００の操作パネル２１４に対するユーザ操作によって行われる。

通常観察モードでは、システムコントローラ２０２は、光学フィルタ装置２６０を制御して光学フィルタ２６２を光路上から退避させ、被写体に通常光Ｌｎを照射して撮像を行う。そして、撮像素子１０８によって撮像された画像データを、必要に応じて画像処理を施した後に、ビデオ信号に変換して、モニタ３００に表示させる。

特殊観察モード及びベースライン測定モードでは、システムコントローラ２０２は、光学フィルタ装置２６０を制御して光学フィルタ２６２を光路上に配置し、被写体にフィルタ光Ｌｆを照射して撮像を行う。そして、特殊観察モードでは、撮像素子１０８によって撮像された画像データに基づいて、後述する分析処理を行う。

ベースライン測定モードは、実際の内視鏡観察を行う前に、無彩色の拡散板や標準反射板等の色基準板を被写体として、フィルタ光Ｌｆによる照明下で撮像を行い、後述する特殊観察モードの規格化処理に使用するデータを取得するモードである。

ベースライン測定モードにおいてフィルタ光Ｌｆを用いて撮像した３原色の画像データＲ（ｘ，ｙ）、Ｇ（ｘ，ｙ）、Ｂ（ｘ，ｙ）は、それぞれベースライン画像データＢＬ_Ｒ（ｘ，ｙ）、ＢＬ_Ｇ（ｘ，ｙ）、ＢＬ_Ｂ（ｘ，ｙ）として、分析処理回路２３０の内部メモリに記憶される。なお、Ｒ（ｘ，ｙ）、Ｇ（ｘ，ｙ）、Ｂ（ｘ，ｙ）及びＢＬ_Ｒ（ｘ，ｙ）、ＢＬ_Ｇ（ｘ，ｙ）、ＢＬ_Ｂ（ｘ，ｙ）は、それぞれ画素（ｘ，ｙ）の画像データ及びベースライン画像データの値である。また、画素（ｘ，ｙ）は、水平方向の座標ｘ及び垂直方向の座標ｙにより特定される。

［光学フィルタの構成と特性］
図６は、光学フィルタ２６２の透過スペクトルである。光学フィルタ２６２は、少なくとも可視光線波長領域において、波長域Ｗ２、Ｗ７及びＷＲの３つの波長領域の光のみを選択的に透過させる光学特性を有する、所謂多峰性の誘電体多層膜フィルタである。光学フィルタ２６２は、各波長域Ｗ２、Ｗ７及びＷＲにおいて平坦な透過特性を有しているが、波長域Ｗ７における透過率は他の波長域Ｗ２及びＷＲよりも低く調整されている。これは、本実施形態で使用する白色光源の発光スペクトルが波長域Ｗ７内にピークを有しているため、波長域Ｗ７における透過率を下げることにより、光学フィルタ２６２を透過した後の各波長域Ｗ２、Ｗ７、ＷＲの光量を略均一にして受光データのノイズレベルを一定に保つためである。このフィルタの透過率特性は実際に用いる光源の分光波長輝度特性、受光素子の感度特性に鑑みて決めることができる。なお、光学フィルタ２６２には、他の方式の光学フィルタ（例えば、吸収型の光学フィルタや誘電体多層膜を波長選択性の反射膜として用いたエタロンフィルタ等）を用いてもよい。

［特殊観察モードにおける分析処理］
次に、特殊観察モードにおいて行われる分析処理について説明する。

図７は、分析処理を説明するフローチャートである。分析処理では、先ず固体撮像素子１０８による被写体の撮像が行われ、分析処理回路２３０は、固体撮像素子１０８が生成した３原色の画像データＲ（ｘ，ｙ）、Ｇ（ｘ，ｙ）、Ｂ（ｘ，ｙ）を取得する（Ｓ１）。

次に、分析処理回路２３０が、処理Ｓ１にて取得した画像データＲ（ｘ，ｙ）、Ｇ（ｘ，ｙ）及びＢ（ｘ，ｙ）を用いて、以下の分析処理（処理Ｓ３〜Ｓ６）の対象とする画素（ｘ，ｙ）を選別する画素選別処理Ｓ２を行う。

血液を含んでいない箇所や、組織の色がヘモグロビン以外の物質により支配的な影響を受けている箇所については、画素の色情報から酸素飽和度や血液量を計算しても意味のある値は得られず、単なるノイズとなる。このようなノイズを算出して医師に提供すると、適切な診断の妨げとなるだけでなく、画像処理部５００に無用な負荷を与えて処理速度を低下させるという弊害が生じる。そこで、本実施形態の画像生成処理は、分析処理に適した画素（すなわち、ヘモグロビンの分光学的特徴が記録された画素）を選別して、選別された画素に対してのみ分析処理を行うように構成されている。

画素選別処理Ｓ２では、以下の数式６、数式７及び数式８の条件を全て充足する画素のみが分析処理の対象画素として選別される。
ここで、ａ_１、ａ_２、ａ_３は正の定数である。

上記の３つの条件式は、血液の透過スペクトルにおける、「Ｇ成分＜Ｂ成分＜Ｒ成分」の値の大小関係に基づいて設定されている。なお、上記の３つの条件式のうちの１つ又は２つのみを使用して（例えば、血液に特有の赤色に注目して数式７及び／又は数式８のみを使用して）画素選別処理Ｓ２を行っても良い。

次に、分析処理回路２３０が、規格化処理Ｓ３を行う。本実施形態の規格化処理Ｓ３は、電子内視鏡システム１自体の光学的特性（例えば光学フィルタの透過率や撮像素子の受光感度）を補正して、定量的な分析を可能にするための処理である。

規格化処理においては、分析処理回路２３０は、光学フィルタ２６２を透過したフィルタ光Ｌｆを用いて取得した画像データＲ（ｘ，ｙ）及びベースライン画像データＢＬ_Ｒ（ｘ，ｙ）から、次の数式９により、規格化画像データＲ_ｓ（ｘ，ｙ）が計算される。

同様に、次の数式１０及び数式１１により、規格化画像データＧ_ｓ（ｘ，ｙ）及びＢ_ｓ（ｘ，ｙ）が計算される。

なお、以下の説明では、規格化画像データＲ_ｓ（ｘ，ｙ）、Ｇ_ｓ（ｘ，ｙ）、Ｂ_ｓ（ｘ，ｙ）を使用するが、規格化処理を行わずに、規格化画像データＲ_ｓ（ｘ，ｙ）、Ｇ_ｓ（ｘ，ｙ）、Ｂ_ｓ（ｘ，ｙ）に替えて画像データＲ（ｘ，ｙ）、Ｇ（ｘ，ｙ）、Ｂ（ｘ，ｙ）を使用して指標の計算を行ってもよい。

次に、分析処理回路２３０は、以下の数式１２により、酸素飽和度との相関を有する第１指標Ｘを計算する（Ｓ４）。

画像データＧ（ｘ，ｙ）は、光学フィルタ２６２を透過した波長域Ｗ７の光によって形成された光学像を表すものである。また、画像データＢ（ｘ，ｙ）は、光学フィルタ２６２を透過した波長域Ｗ２の光によって形成された光学像を表すものである。上述のように、波長域Ｗ２の光に対する生体組織の反射率（すなわち、画像データＢの値）は、酸素飽和度及び総ヘモグロビン量の両者に依存する。一方、波長域Ｗ７の光に対する生体組織の反射率（すなわち、画像データＧの値）は、酸素飽和度には依存せず、総ヘモグロビン量に依存する。規格化反射率Ｂ_ｓ（補正後の画像データＢの値）を規格化反射率Ｇ_ｓ（補正後の画像データＧの値）で除算することにより、総ヘモグロビン量の寄与を相殺することができる。また、この除算により、生体組織の表面状態や生体組織への照明光ＩＬ（フィルタ光Ｌｆ）の入射角による生体組織の反射率への寄与も相殺され、酸素飽和度の寄与のみを抽出することができる。そのため、第１指標Ｘは、酸素飽和度の良い指標となる。

次に、分析処理回路２３０は、以下の数式１３により、生体組織中の血液量（総ヘモグロビン量）と相関を有する第２指標Ｙを計算する（Ｓ５）。

上述したように、規格化反射率Ｇ_ｓは、酸素飽和度には依存せず、総ヘモグロビン量に依存する値である。一方、規格化反射率Ｒ_ｓ（補正後の画像データＲの値）は、ヘモグロビンの吸収が殆ど無い波長域ＷＲにおける生体組織の反射率であるため、酸素飽和度にも総ヘモグロビン量にも依存しない。規格化反射率Ｇ_ｓを規格化反射率Ｒ_ｓで除算することにより、生体組織の表面状態や生体組織への照明光ＩＬの入射角による生体組織の反射率への寄与が相殺され、総ヘモグロビン量の寄与のみを抽出することができる。そのため、第２指標Ｙは、総ヘモグロビン量の良い指標となる。

次に、分析処理回路２３０は、第１指標Ｘ及び第２指標Ｙに基づいて、悪性腫瘍の疑い度を表す第３指標Ｚを計算する。

悪性腫瘍の組織では、血管新生により正常な組織よりも総ヘモグロビン量が多く、尚且つ、酸素の代謝が顕著であるため酸素飽和度は正常な組織よりも低いことが知られている。そこで、分析処理回路２３０は、数式１２により計算した酸素飽和度を示す第１指標Ｘが所定の基準値（第１基準値）よりも小さく、且つ、数式１３により計算した総ヘモグロビン量を示す第２指標Ｙが所定の基準値（第２基準値）よりも大きな画素を抽出して、これらの画素の第３指標Ｚの値を、悪性腫瘍の疑いがあることを示す「１」に設定し、その他の画素の第３指標Ｚの値を「０」に設定する。

また、第１指標Ｘ、第２指標Ｙ及び第３指標Ｚをそれぞれ２値の指標とし、第１指標Ｘと第２指標Ｙとの論理積又は論理和として第３指標Ｚを計算する構成としてもよい。この場合、例えば、数式５の右辺の値が所定値未満の場合にＸ＝１（低酸素飽和度）、所定値以上の場合にＸ＝０（正常値）とし、数式１３の右辺の値が所定値以上の場合にＹ＝１（血液量大）、所定値未満の場合にＹ＝０（正常値）として、Ｚ＝Ｘ・Ｙ（論理積）又はＺ＝Ｘ＋Ｙ（論理和）によりＺを計算することもできる。

上記は、第３指標Ｚを２値の指標とした場合の例であるが、第３指標Ｚを悪性腫瘍の疑いの度合を示す多値（あるいは実数等の連続値）の指標としてもよい。この場合、例えば、第１指標Ｘ（ｘ，ｙ）の第１基準値や平均値からの偏差と、第２指標Ｙ（ｘ，ｙ）の第２基準値や平均値からの偏差に基づいて、悪性腫瘍の疑いの度合を示す第３指標Ｚ（ｘ，ｙ）を計算する構成とすることができる。第３指標Ｚ（ｘ，ｙ）は、例えば、第１指標Ｘ（ｘ，ｙ）の偏差と第２基準値の偏差との和や積として計算することができる。

次に、分析処理回路２３０は、第１指標Ｘ（ｘ，ｙ）、第２指標Ｙ（ｘ，ｙ）又は第３指標Ｚ（ｘ，ｙ）のうち、予めユーザが指定したものを画素値（輝度）とする指標画像データを生成する（Ｓ７）。なお、処理Ｓ７において、第１指標Ｘ（ｘ，ｙ）、第２指標Ｙ（ｘ，ｙ）又は第３指標Ｚ（ｘ，ｙ）の全ての指標画像データを生成する構成としてもよい。

次に、分析処理回路２３０は、画像データＲ（ｘ，ｙ）、Ｇ（ｘ，ｙ）、Ｂ（ｘ，ｙ）について色補正処理Ｓ８を行う。光学フィルタ２６２を通したフィルタ光Ｌｆは、Ｒ（波長域ＷＲ）、Ｇ（波長域Ｗ７）、Ｂ（波長域Ｗ２）の３原色のスペクトル成分を含むため、フィルタ光Ｌｆを使用してカラー画像を撮像することができる。しかしながら、フィルタ光Ｌｆのスペクトルは帯域が限定されているため、フィルタ光Ｌｆを使用して撮像した画像は、通常光Ｌｎを使用して撮像した画像と比べて、やや不自然な色合いとなる。そこで、本実施形態では、フィルタ光Ｌｆを使用して撮像した画像データＲ（ｘ，ｙ）、Ｇ（ｘ，ｙ）、Ｂ（ｘ，ｙ）に対して、通常光Ｌｎを使用した場合に得られる画像に色合いを近づけるための色補正処理Ｓ８を行う。

色補正処理Ｓ８は、例えば画像データＲ（ｘ，ｙ）、Ｇ（ｘ，ｙ）、Ｂ（ｘ，ｙ）に対して、予め取得した補正値Ｃ_Ｒ、Ｃ_Ｇ、Ｃ_Ｂを加算又は乗算することによって行われる。あるいは、通常光Ｌｎ用のカラーマトリックスＭｎとは別にフィルタ光Ｌｆ用のカラーマトリックスＭｆを用意し、カラーマトリックス演算により色補正を行う構成としてもよい。補正値Ｃ_Ｒ、Ｃ_Ｇ、Ｃ_ＢやカラーマトリックスＭｆは、例えばフィルタ光Ｌｆで照明した色基準板を電子内視鏡システムによって撮像して得た画像データに基づいて予め設定され、分析処理回路２３０の内部メモリに記憶される。また、色補正処理Ｓ８を行わない設定とすることもできる。

次に、分析処理回路２３０は、色補正処理Ｓ８を施した画像データや処理Ｓ７において生成した指標画像データ等に基づいて、モニタ３００に表示するための画面データを生成する（Ｓ９）。画面データ生成処理Ｓ９では、例えば色補正後の内視鏡画像と一種類以上の指標画像とを１画面上に並べて表示する複数画面表示、色補正後の内視鏡画像のみを表示する内視鏡画像表示、ユーザが指定した一種類以上の指標画像のみを表示する指標画像表示等の各種の画面データを生成することができる。生成する画面データの種類は、電子スコープ１００の操作部又はプロセッサ２００の操作パネル２１４に対するユーザ操作によって選択される。また、プロセッサ２００の操作パネル２１４等から入力された患者情報等の関連情報がスーパーインポーズにより各表示画面上に表示される。

図８は、モニタ３００に表示される画面の例である。図８（ａ）が内視鏡画像であり、図６（ｂ）が第１指標Ｘ（ｘ，ｙ）の指標画像である。なお、図８の画像は、中指の近位指節間関節付近を輪ゴムで圧迫した状態の右手を観察したものである。図８（ｂ）には、右中指の圧迫部よりも遠位側において、圧迫によって血流が阻害されたことにより、酸素飽和度が低くなっていることが示されている。また、圧迫部の近位側直近では、動脈血が滞留して、局所的に酸素飽和度が高くなっていることが読み取れる。

特殊観察モードにおいて、内視鏡画像と指標画像とをモニタ３００上に２画面表示させながら内視鏡観察を行うことにより、総ヘモグロビン量と酸素飽和度に特徴的変化がある悪性腫瘍をより確実に発見することが可能になる。また、悪性腫瘍が疑われる箇所を発見したときには、電子スコープ１００の操作により、特殊観察モードから通常観察モードに迅速に切り替えて、より色再現性の高い通常観察画像を全画面表示させ、更に精密な診断を行うことができる。本実施形態の電子内視鏡システム１は、電子スコープ１００の操作により、光学フィルタ２６２を光路上に自動的に挿抜して、画像処理の方法を変更するだけで、通常観察モードと特殊観察モードを容易且つ速やかに切り替えることができるように構成されている。

また、本実施形態の電子内視鏡システム１では、３つの波長域Ｗ２、Ｗ７及びＷＲを分離する多峰性の光学フィルタ２６２が採用され、更に、３つの波長域Ｗ２、Ｗ７及びＷＲが固体撮像素子１０８のＢフィルタ、Ｇフィルタ及びＲフィルタをそれぞれ透過する構成が採用されている。これらの構成により、１フレーム（２フィールド）の撮像により１フレームの内視鏡画像と指標画像を生成することが可能となるため、実効的なフレームレートの高い映像が得られる。

また、光学フィルタ２６２の３つの透過波長領域は、所望の精度の指標Ｘ、Ｙが得られるならば、ヘモグロビンの等吸収点によって定義される波長域Ｗ２、Ｗ７及びＷＲから多少ずれていてもよい。図９は、波長域Ｗ２（４５２〜５０２ｎｍ）に対応する光学フィルタ２６２の透過波長域をずらした場合に生じる指標Ｘの誤差をシミュレーションした結果をプロットしたグラフである。図９の横軸は酸素飽和度を示し、縦軸は指標Ｘの誤差を示す。

図９におけるプロットＡは、波長域Ｗ２から長波長側に２ｎｍずらした４５４〜５０４ｎｍの波長領域を透過する光学フィルタ２６２を使用した場合の誤差である。プロットＢは、波長域Ｗ２から短波長側に６ｎｍずらした４４６〜５９６ｎｍの波長領域を透過する光学フィルタ２６２を使用した場合の誤差である。また、プロットＣは、波長域Ｗ２から短波長側に１２ｎｍずらした４４０〜４９０ｎｍの波長領域を透過する光学フィルタ２６２を使用した場合の誤差である。いずれのプロットも、誤差は８％未満となった。また、短波長側にずれた場合よりも、長波長側にずれた場合の方が、少し誤差が大きくなる傾向が見られる。

正常な生体組織の酸素飽和度は大凡９０％以上になるが、悪性腫瘍における酸素飽和度は大凡４０％以下になるという報告等がある。従って、指標Ｘの誤差を大凡±５％以下に抑えることができれば、悪性腫瘍を判別する用途としては、十分に実用に耐えうると考えられる。

従って、光学フィルタ２６２の波長域Ｗ２に対応する透過波長域のずれ量としては、±１２ｎｍの範囲（長波長側にずれた場合に誤差が大きくなることを考慮すると、−１２ｎｍ〜＋１０ｎｍの範囲）で十分に許容されると考えられる。少なくとも、図９にプロットした条件（すなわち、波長のずれ量が−１２ｎｍ〜＋２ｎｍ）の範囲内であれば、指標Ｘの誤差を十分に実用的な範囲内に抑えることができる。

また、図９は、波長域Ｗ２に対応する透過波長域について、帯域幅を変えずに波長をシフトさせた場合のシミュレーション結果であるが、帯域幅の増減を伴う波長領域のずれに対しても、略同程度の許容差を与えることができると考えられる。すなわち、波長域Ｗ２に対応する透過波長域の短波長端及び長波長端の各波長について、±１２ｎｍ（好ましくは−１２ｎｍ〜＋１０ｎｍ、更に好ましくは−１２ｎｍ〜＋２ｎｍ）の範囲内の誤差を許容することができると考えられる。

また、波長域Ｗ７及び波長域ＷＲに対応する透過波長域についても、少なくとも同程度の許容差が認められると考えられる。

以上の実施形態によれば、波長領域が極めて狭い等吸収点の替わりに波長領域全体の吸収が酸素飽和度に依存しない比較的に広い波長領域を使用するため、レーザ光等の極狭帯域かつ分光エネルギー密度の高い光を使用する必要がなくなり、バンドパスフィルタによって白色光から波長分離した光のような分光エネルギー密度が低い狭帯域光を使用しても、酸素飽和度の影響を受けずにヘモグロビン濃度（血液濃度）の情報を正確に推定することが可能になる。

以上が本発明の例示的な実施形態の説明である。本発明の実施形態は、上記に説明したものに限定されず、本発明の技術的思想の範囲において様々な変形が可能である。例えば明細書中に例示的に明示される実施形態等又は自明な実施形態等を適宜組み合わせた内容も本願の実施形態に含まれる。

上記の実施形態は、特殊観察モードで使用する青色の波長領域として波長域Ｗ２を使用した例であるが、波長域Ｗ２に替えて波長域Ｗ１を使用することもできる。波長域Ｗ１は、波長域Ｗ２よりも、酸素化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンとの吸収の差が大きい。そのため、波長域Ｗ１を使用することにより、酸素飽和度の変化をより高感度で検出することが可能になる。一方、波長域Ｗ２は、波長域Ｗ１よりも、ヘモグロビンの吸収が小さく、また、ランプ２０８にキセノンランプを使用する場合にはランプ２０８の発光強度も高くなるため、大きな光量が得られる。そのため、波長域Ｗ２を使用することにより、酸素飽和度をより高精度（低ノイズ）に検出することが可能になる。

上記の実施形態は、分光学的な分析結果をグレースケール又はモノクロの指標画像により表示する例であるが、分析結果の表示方法はこれに限定されない。例えば、指標値に応じて画像データＲ（ｘ，ｙ）、Ｇ（ｘ，ｙ）、Ｂ（ｘ，ｙ）に変更を加える構成としてもよい。例えば、指標値が基準値を超えた画素に対して、明度を高くする処理や、色相を変化させる処理（例えば、Ｒ成分を増加させて赤味を強くする処理や、色相を所定角度だけ回転させる処理）、画素を明滅させる（あるいは、周期的に色相を変化させる）処理を行うことができる。

また、上記の実施形態の固体撮像素子１０８は、オンチップのカラーフィルタを備えたカラー画像撮像用の固体撮像素子であるとして説明したが、この構成に限定されるものではなく、例えば、白黒画像撮像用の固体撮像素子を用い、いわゆる面順次方式のカラーフィルタを備えた構成としてもよい。また、カラーフィルタは、ランプ２０８から固体撮像素子１０８までの光路上のいずれかの位置に配置することができる。

また、上記の実施形態では、光学フィルタ装置２６０が光源側に設けられ、照射光ＩＬに対してフィルタリングを行う構成が採用されているが、本発明はこの構成に限定されるものではなく、光学フィルタ装置２６０を撮像素子側（例えば、対物光学系１０６と撮像素子１０８との間）に設けて、被写体からの戻り光をフィルタリングする構成とすることもできる。

また、上記の実施形態は、本発明をデジタルカメラの一形態である電子内視鏡システムに適用した例であるが、他の種類のデジタルカメラ（例えば、デジタル一眼レフカメラやデジタルビデオカメラ）を使用したシステムに本発明を適用することもできる。例えば、本発明をデジタルスチルカメラに適用すると、体表組織の観察や開頭手術時の脳組織の観察（例えば、脳血流量の迅速検査）を行うことができる。

１ 電子内視鏡システム
１００ 電子スコープ
１０２ ＬＣＢ
１０４ 配光レンズ
１０６ 対物レンズ
１０８ 固体撮像素子
１１０ ドライバ信号処理回路
１１２ メモリ
２００ プロセッサ
２０２ システムコントローラ
２０４ タイミングコントローラ
２０６ ランプ電源イグナイタ
２０８ ランプ
２１０ 集光レンズ
２１２ メモリ
２１４ 操作パネル
２２０ 画像処理回路
２３０ 分析処理回路
２６０ 光学フィルタ装置

Claims (12)

1. 光源装置から発せられた照明光を被写体である生体組織が反射した像を撮像する、ＲＧＢカラーフィルタを備えた撮像素子と、
   前記撮像素子が生成する画像データに基づいて、前記生体組織に含まれる酸素化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンとのモル濃度比との相関を有する第１の指標と、前記酸素化ヘモグロビンと前記還元ヘモグロビンとのモル濃度和と相関を有する第２の指標と、前記第１の指標と前記第２の指標とに基づいて前記生体組織が病変部である疑い度合い示す第３指標と、を求める画像処理部と、を備え、
   前記照明光は、
   前記モル濃度比に応じて変動する第１波長域と、
   前記生体組織の複数の等吸収点を含み、該生体組織による前記照明光の吸収が前記モル濃度比に依らず一定となる波長域である第２波長域と、を含み、
   前記画像処理部は、モニタに表示するための前記第３指標の画像を生成する、
   電子内視鏡システム。
2. 前記光源装置が、ＬＥＤである、
   請求項１に記載の電子内視鏡システム。
3. 前記第１波長域は、前記ＲＧＢカラーフィルタのＢフィルタを透過する波長域であり、
   前記第２波長域は、前記ＲＧＢカラーフィルタのＧフィルタを透過する波長域である、
   請求項１又は２に記載の電子内視鏡システム。
4. 前記照明光は、前記ＲＧＢカラーフィルタのＲフィルタを透過する第３波長域を含み、
   前記画像処理部が、前記第２波長域の情報に基づいて生成された画像データＧと前記第３波長域の情報に基づいて生成された画像データＲとに基づいて、前記第２の指標を求める、
   請求項１から請求項３のいずれか一項に記載の電子内視鏡システム。
5. 前記画像データＧを前記画像データＲで除算した値を前記第２の指標とする、
   請求項４に記載の電子内視鏡システム。
6. 前記照明光により照明された色基準板を撮像して得たＲ、Ｇ、Ｂ各色の画像データであるベースライン画像データＢＬ_Ｒ、ＢＬ_Ｇ、ＢＬ_Ｂを記憶するメモリを備えた、
   請求項１から請求項５のいずれか一項に記載の電子内視鏡システム。
7. 画像データＲ、Ｇ、Ｂに替えて、以下の数式１〜３により定義される規格化画像データＲ_Ｓ、Ｇ_Ｓ、Ｂ_Ｓを使用して指標を計算する、
   請求項６に記載の電子内視鏡システム。
8. 前記画像処理部が、前記生体組織における前記第１の指標の分布を示す第１の指標画像データを生成する、
   請求項１から請求項７のいずれか一項に記載の電子内視鏡システム。
9. 前記第１の指標画像データが、前記第１の指標を画素値とする画像データである、
   請求項８に記載の電子内視鏡システム。
10. 前記第１の指標及び前記第２の指標に基づいて、前記生体組織が悪性腫瘍である疑いの度合を示す第３の指標を計算する、
    請求項１から請求項９のいずれか一項に記載の電子内視鏡システム。
11. 前記第１の指標が第１の基準値よりも低く、且つ、前記第２の指標が第２の基準値よりも高い画素に対して、前記第３の指標を前記生体組織が悪性腫瘍である疑いが高いことを示す値に設定する、
    請求項１０に記載の電子内視鏡システム。
12. 前記第２波長域が、
    前記生体組織の一対の等吸収点によって区画され、
    その内部に前記生体組織の別の一対の等吸収点を含む、波長域である、
    請求項１から請求項１１のいずれか一項に記載の電子内視鏡システム。