WO2011099322A1 - 電子内視鏡システム - Google Patents

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WO2011099322A1
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optical filter
light
image
electronic endoscope
transmission peak
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PCT/JP2011/050617
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千成 田中
真一 高山
哲也 宇津井
佳巳 小原
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Hoya株式会社
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    • H04N7/18—Closed-circuit television [CCTV] systems, i.e. systems in which the video signal is not broadcast
    • H04N7/183—Closed-circuit television [CCTV] systems, i.e. systems in which the video signal is not broadcast for receiving images from a single remote source

Definitions

  • the present invention relates to an electronic endoscope system for observing a color image of a subject, and more particularly to an electronic endoscope system suitable for allowing an operator to observe a specific anatomy.
  • An electronic endoscope system is generally known as a system for diagnosing the inside of a patient's body cavity and is in practical use.
  • the electronic endoscope system irradiates a subject through a narrowband filter that transmits light in a wavelength band with high absorption characteristics to a specific biological structure, and receives a scattered component to enhance the specific biological structure.
  • the one with the function to generate is known.
  • the observable wavelength range is fixed, a normal color image cannot be captured, and a spectral image and a normal color image can be compared and diagnosed. The problem of being unable to do so was pointed out.
  • Patent Document 1 Japanese Patent Laid-Open No. 1-297042
  • the electronic endoscope system described in Patent Document 1 controls the wavelength range of the irradiation light by switching the bandpass filter turret arranged on the irradiation light path, and thereby the spectral image and the normal color image. Are selectively generated. By capturing and comparing both of these images, it is easy to grasp the relationship between a specific anatomy and another anatomy, and the effect of increasing diagnostic accuracy is expected.
  • the present invention has been made in view of the above circumstances, and an object of the present invention is to improve the brightness of a spectroscopic image that emphasizes a specific anatomy and to relate the specific anatomy to another anatomy. It is an object to provide an electronic endoscope system suitable for allowing an operator to grasp the above.
  • An electronic endoscope system that solves the above problem includes a light source that emits light including at least a visible light region, and at least one identification in a continuous wavelength region including at least the visible light region.
  • An optical filter having a transmission peak at a wavelength and having a transmittance distribution higher than 0 and lower than a half value of the transmission peak over the entire range other than the transmission peak in the continuous wavelength range;
  • Optical filter switching means for inserting or retracting an optical filter with respect to the optical path, a color solid-state imaging device for receiving reflected light from a subject irradiated with irradiation light through or not through the optical filter, and the solid-state imaging
  • an image generation means for generating a color image that can be displayed on a monitor by processing an image pickup signal output from the element.
  • a spectroscopic image with improved brightness is generated while simultaneously storing a specific anatomy and other anatomy on one screen and displayed on the display screen of the monitor. be able to.
  • the specific wavelength for example, a wavelength suitable for absorption of hemoglobin is assumed.
  • a wavelength suitable for absorption of hemoglobin is, for example, around 400 nm or around 550 nm.
  • the electronic endoscope system may further include an operation unit that receives an input operation by a user.
  • the optical filter switching means inserts the optical filter into the irradiation optical path or retracts from the irradiation optical path in accordance with the input operation received by the operation means.
  • an electronic endoscope system suitable for improving the brightness of a spectroscopic image that emphasizes a specific anatomy and allowing an operator to grasp the relationship between the specific anatomy and another anatomy.
  • FIG. 1 is an external view of an electronic endoscope system according to an embodiment of the present invention. It is a block diagram which shows the structure of the electronic endoscope system of embodiment of this invention. It is a figure which shows the spectral characteristic of the optical filter which the processor of embodiment of this invention has. It is a figure which shows each observation image when a to-be-photographed object is irradiated without passing through a subject via an optical filter. It is a figure which shows the spectral characteristic of the optical filter which the processor of another embodiment has. It is a figure which shows the spectral characteristic of the optical filter which the processor of another embodiment has. It is a figure which shows the spectral characteristic of the optical filter which the processor of another embodiment has. It is a figure which shows the spectral characteristic of the optical filter which the processor of another embodiment has.
  • FIG. 1 is an external view of the electronic endoscope system 1 of the present embodiment.
  • the electronic endoscope system 1 includes an electronic scope 100 for photographing a subject.
  • the electronic scope 100 includes a flexible tube 11 covered with a flexible sheath (outer skin) 11a.
  • a distal end portion 12 Connected to the distal end of the flexible tube 11 is a distal end portion 12 that is sheathed by a rigid resin casing.
  • the bending portion 14 at the connecting portion between the flexible tube 11 and the distal end portion 12 is remotely operated from the hand operating portion 13 connected to the proximal end of the flexible tube 11 (specifically, the rotation of the bending operation knob 13a).
  • the operation is flexible.
  • This bending mechanism is a well-known mechanism incorporated in a general electronic scope, and is configured to bend the bending portion 14 by pulling the operation wire in conjunction with the rotation operation of the bending operation knob 13a.
  • the imaging region by the electronic scope 100 moves.
  • the electronic endoscope system 1 has a processor 200.
  • the processor 200 is an apparatus that integrally includes a signal processing device that processes a signal from the electronic scope 100 and a light source device that irradiates a body cavity that does not reach natural light through the electronic scope 100.
  • the signal processing device and the light source device may be configured separately.
  • the processor 200 is provided with a connector portion 20 corresponding to the connector portion 10 provided at the base end of the electronic scope 100.
  • the connector unit 20 has a coupling structure corresponding to the connector unit 10 and is configured to electrically and optically connect the electronic scope 100 and the processor 200.
  • FIG. 2 is a block diagram showing the configuration of the electronic endoscope system 1.
  • the electronic endoscope system 1 includes a monitor 300 connected to the processor 200 via a predetermined cable.
  • the monitor 300 is not shown in order to simplify the drawing.
  • the processor 200 includes a system controller 202 and a timing controller 204.
  • the system controller 202 controls each element constituting the electronic endoscope system 1.
  • the timing controller 204 outputs a clock pulse for adjusting the signal processing timing to various circuits in the electronic endoscope system 1.
  • the lamp 208 emits light (or light including at least the visible light region) having a spectrum mainly extending from the visible light region to the invisible infrared light region after being started by the lamp power igniter 206.
  • a high-intensity lamp such as a xenon lamp, a halogen lamp, or a metal halide lamp is suitable for the lamp 208.
  • Irradiation light emitted from the lamp 208 is limited by the condenser lens 210 to an appropriate amount of light through the diaphragm 212 while being condensed.
  • the motor 214 is mechanically connected to the diaphragm 212 via a transmission mechanism such as an arm or gear not shown.
  • the motor 214 is a DC motor, for example, and is driven under the drive control of the driver 216.
  • the diaphragm 212 is operated by the motor 214 to change the opening degree so that the image displayed on the monitor 300 has an appropriate brightness, and limits the amount of light emitted from the lamp 208 according to the opening degree. .
  • the appropriate reference for the brightness of the image is changed according to the brightness adjustment operation of the front panel 218 by the operator.
  • the dimming circuit that controls the brightness by controlling the driver 216 is a well-known circuit and is omitted in this specification.
  • Various configurations are assumed for the configuration of the front panel 218.
  • a hardware key for each function mounted on the front surface of the processor 200, a touch panel GUI (Graphical User Interface), a combination of a hardware key and a GUI, and the like are assumed. .
  • the irradiation light that has passed through the diaphragm 212 is split by the optical filter 213 and is incident on an incident end of an LCB (Light Carrying Bundle) 102.
  • a motor 215 driven under the drive control of the driver 216 is mechanically coupled to the optical filter 213 via a transmission mechanism such as an arm or a gear (not shown).
  • the motor 215 inserts the optical filter 213 into the optical path or retracts it from the optical path in accordance with the switching operation of the front panel 218 by the operator.
  • the irradiation light that has passed through the stop 212 is directly incident on the incident end of the LCB 102.
  • a galvano motor or a servo motor is assumed as the motor 215.
  • the irradiation light incident on the incident end of the LCB 102 propagates by repeating total reflection in the LCB 102.
  • Irradiation light propagating through the LCB 102 is emitted from the emission end of the LCB 102 disposed at the tip of the electronic scope 100.
  • Irradiation light emitted from the exit end of the LCB 102 irradiates the subject via the light distribution lens 104.
  • the reflected light from the subject forms an optical image at each pixel on the light receiving surface of the solid-state image sensor 108 via the objective lens 106.
  • the solid-state image sensor 108 is, for example, a single-plate color CCD (Charge-Coupled Device) image sensor, which accumulates an optical image formed by each pixel on the light-receiving surface as a charge corresponding to the amount of light, so It converts into the imaging signal according to each color.
  • the converted imaging signal is output to the signal processing circuit 220 via the driver signal processing circuit 112 after signal amplification by the preamplifier.
  • the solid-state image sensor 108 may be a CMOS (Complementary Metal Metal Oxide Semiconductor) image sensor.
  • the driver signal processing circuit 112 accesses the memory 114 and reads the unique information of the electronic scope 100.
  • the unique information of the electronic scope 100 includes, for example, the number of pixels and sensitivity of the solid-state image sensor 108, a compatible rate, a model number, and the like.
  • the driver signal processing circuit 112 outputs the unique information read from the memory 114 to the system controller 202.
  • the system controller 202 performs various calculations based on the unique information of the electronic scope 100 and generates a control signal.
  • the system controller 202 uses the generated control signal to control the operation and timing of various circuits in the processor 200 so that processing suitable for the electronic scope connected to the processor 200 is performed.
  • the system controller 202 may be configured to have a table in which a model number of the electronic scope is associated with control information suitable for the electronic scope of this model number. In this case, the system controller 202 refers to the control information in the correspondence table, and controls the operation and timing of various circuits in the processor 200 so that processing suitable for the electronic scope connected to the processor 200 is performed.
  • the timing controller 204 supplies clock pulses to the driver signal processing circuit 112 according to the timing control by the system controller 202.
  • the driver signal processing circuit 112 drives and controls the solid-state imaging device 108 at a timing synchronized with the frame rate of the video processed on the processor 200 side, according to the clock pulse supplied from the timing controller 204.
  • the image processing signal from the driver signal processing circuit 112 is input to the signal processing circuit 220.
  • the image pickup signal is subjected to processing such as clamping, knee, ⁇ correction, interpolation processing, AGC (Auto Gain Control), AD conversion, and the like, and is stored in a frame memory (not shown) for each color of R, G, and B for each color signal. Buffered.
  • Each buffered color signal is swept from the frame memory at a timing controlled by the timing controller 204, and converted into a video signal that conforms to a predetermined standard such as NTSC (National Television System) Committee or PAL (Phase Alternate Line). Converted.
  • NTSC National Television System
  • PAL Phase Alternate Line
  • a spectroscopic image that emphasizes a specific anatomy is displayed, and the optical filter 213 is retracted from the optical path to irradiate the subject.
  • a normal color image is displayed.
  • FIG. 3 is a diagram showing the spectral characteristics of the optical filter 213.
  • the vertical axis in FIG. 3 indicates normalized transmittance, and the horizontal axis indicates wavelength (unit: nm).
  • the spectral characteristics of the optical filter 213 have transmission peaks in the vicinity of 400 nm, 550 nm, and 650 nm, and at least over the range from the visible light region to the infrared light region (eg, 380 nm to 1000 nm). And has a transmissivity above a certain level.
  • the transmittance above a certain level from the visible light region to the infrared light region is higher than 0 and lower than the half value of each transmission peak.
  • the transmittance of light other than light of a specific wavelength for emphasizing a specific biological structure is intentionally made higher than 0, thereby suppressing the amount of light cut by the optical filter 213 and increasing the brightness of the spectral image.
  • the image of other anatomy other than the specific anatomy is simultaneously captured.
  • the fall of the detection sensitivity with respect to a specific biological structure is also suppressed effectively by setting this transmittance
  • FIG. 4A shows an observation image when the subject is irradiated without passing through the optical filter 213, and FIG. 4B shows an observation image when the subject is irradiated through the optical filter 213.
  • FIG. 4A and FIG. 4B is an image of the same subject (in the oral cavity).
  • the optical filter 213 is not passed, the mucous membrane structure in the oral cavity is observed as a bright image as shown in FIG. Since a specific anatomy is not emphasized, the image is entirely fit.
  • the optical filter 213 is used, as shown in FIG. 4 (b), while the specific anatomy is emphasized, the mucous membrane structure in the oral cavity is a single screen and a bright image with the specific anatomy. Observed.
  • the vicinity of 400 nm or 550 nm corresponding to the transmission peak is a band that is easily absorbed by hemoglobin. Therefore, the specific anatomy observed here is a blood vessel in the oral cavity.
  • the optical filter 213 since the irradiation light is not a narrow band light but a light having a wide wavelength range, various biological structures corresponding to the depth of the wavelength are observed.
  • the spectral characteristics of the optical filter 213 are not limited to those shown in FIG. 3, and are set as appropriate according to the anatomy of the observation target. Examples of such spectral characteristics include those shown in FIGS. In all of FIGS. 5 to 7, the vertical axis indicates the transmittance, and the horizontal axis indicates the wavelength. In any spectral characteristic example, there is at least one transmission peak in a predetermined wavelength range, and the transmittance higher than 0 and lower than the half value of the transmission peak is distributed over a wide area (at least in the visible light region). .
  • the spectral characteristics of FIG. 5 have transmission peaks in a wavelength range suitable for hemoglobin absorption (380 to 420 nm) and in a wavelength range suitable for large intestine tissue absorption (470 to 490 nm). Therefore, it is suitable for observing the mucosa structure of the large intestine and the blood vessel structure in the vicinity of the surface layer with bright images.
  • the spectral characteristics shown in FIG. 6 have transmission peaks in wavelength ranges (380 to 420 nm and 550 to 560 nm) suitable for absorption of hemoglobin. Therefore, it is suitable for observing a blood vessel structure in the vicinity of the surface layer and in the deep layer together with the mucous membrane structure of a living body with a bright image.
  • the spectral characteristic of FIG. 7 has a transmission peak in a wavelength range (550 to 560 nm) suitable for absorption of hemoglobin. Therefore, it is suitable for observing a deep blood vessel structure together with a mucous membrane structure of a living body with a bright image.

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Abstract

　電子内視鏡システムを、少なくとも可視光領域を含む光を放射する光源と、少なくとも可視光領域を含む連続的な波長域中の少なくとも１つの特定波長に透過ピークを持つと共に、該連続的な波長域中の該透過ピーク以外の全域に亘って０よりも高くかつ該透過ピークの半値よりも低い透過率分布を持つ光学フィルタと、光源の照射光路に対して光学フィルタを挿入し又は退避させる光学フィルタ切替手段と、光学フィルタを介した又は介さない照射光によって照射された被写体からの反射光を受光するカラーの固体撮像素子と、固体撮像素子が出力する撮像信号を処理してモニタ表示可能なカラー画像を生成する画像生成手段と、から構成した。

Description

電子内視鏡システム
　この発明は、被写体のカラー画像を観察するための電子内視鏡システムに関連し、詳しくは、特定の生体構造を術者に観察させるのに好適な電子内視鏡システムに関する。
　患者の体腔内を診断するためのシステムとして、電子内視鏡システムが一般に知られ、実用に供されている。電子内視鏡システムには、特定の生体構造に高い吸収特性を持つ波長域の光を透過させる狭帯域フィルタを通して被写体を照射し、その散乱成分を受光して特定の生体構造を強調する分光画像を生成する機能を搭載したものが知られている。ところが、この種の電子内視鏡システムでは、観察可能な波長域が固定されているため、通常のカラー画像を撮像することができず、分光画像と通常のカラー画像とを比較診断することができないという問題が指摘されていた。
　そこで、分光画像と通常のカラー画像との比較診断を可能にする電子内視鏡システムが、例えば特開平１－２９７０４２号公報（以下、「特許文献１」と記す。）で提案されている。具体的には、特許文献１に記載の電子内視鏡システムは、照射光路上に配置されたバンドパスフィルタターレットを切り替えることで照射光の波長域をコントロールして、分光画像と通常のカラー画像とを選択的に生成するように構成されている。これら両方の画像を撮像して見比べることにより、特定の生体構造と他の生体構造との関係が把握しやすくなり、診断精度が高まるという効果が期待される。
　しかし、特許文献１に記載の電子内視鏡システムでは、分光画像と通常のカラー画像とを同時に観察することができず、両者を間接的に対比して観察することしかできない。そのため、特定の生体構造と他の生体構造との関係を必ずしも精度良く把握できないという欠点が指摘される。また、分光画像は、狭帯域フィルタによって光量が大幅にカットされるため、明るさが暗いという欠点も指摘される。
　本発明は上記の事情に鑑みてなされたものであり、その目的とするところは、特定の生体構造を強調する分光画像の明るさを向上させると共に特定の生体構造と他の生体構造との関係を術者に把握させるのに好適な電子内視鏡システムを提供することである。
　上記の課題を解決する本発明の一形態に係る電子内視鏡システムは、少なくとも可視光領域を含む光を放射する光源と、少なくとも可視光領域を含む連続的な波長域中の少なくとも１つの特定波長に透過ピークを持つと共に、該連続的な波長域中の該透過ピーク以外の全域に亘って０よりも高くかつ該透過ピークの半値よりも低い透過率分布を持つ光学フィルタと、光源の照射光路に対して光学フィルタを挿入し又は退避させる光学フィルタ切替手段と、光学フィルタを介した又は介さない照射光によって照射された被写体からの反射光を受光するカラーの固体撮像素子と、該固体撮像素子が出力する撮像信号を処理してモニタ表示可能なカラー画像を生成する画像生成手段とを有したことを特徴とする。
　本発明に係る光学フィルタを介して被写体を照射した場合、特定の生体構造とその他の生体構造とを一画面に同時に収めつつ明るさが向上した分光画像を生成してモニタの表示画面に表示させることができる。また、光学フィルタを照射光路から必要に応じて退避させることで、通常のカラー画像を表示画面に表示させることも可能である。特定波長には、例えばヘモグロビンの吸収に適した波長が想定される。ヘモグロビンの吸収に適した波長は、例えば４００ｎｍ付近又は５５０ｎｍ付近である。
　本発明に係る電子内視鏡システムは、ユーザによる入力操作を受け付ける操作手段を更に有した構成としてもよい。この場合、光学フィルタ切替手段は、操作手段が受け付けた入力操作に従って光学フィルタを照射光路に挿入し、又は照射光路から退避させる。
　本発明によれば、特定の生体構造を強調する分光画像の明るさを向上させると共に特定の生体構造と他の生体構造との関係を術者に把握させるのに好適な電子内視鏡システムが提供される。
本発明の実施形態の電子内視鏡システムの外観図である。 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。 本発明の実施形態のプロセッサが有する光学フィルタの分光特性を示す図である。 光学フィルタを介して被写体を照射した場合と介さずに被写体を照射した場合の各観察画像を示す図である。 別の実施形態のプロセッサが有する光学フィルタの分光特性を示す図である。 別の実施形態のプロセッサが有する光学フィルタの分光特性を示す図である。 別の実施形態のプロセッサが有する光学フィルタの分光特性を示す図である。
　以下、図面を参照して、本発明の実施形態の電子内視鏡システムについて説明する。
　図１は、本実施形態の電子内視鏡システム１の外観図である。図１に示されるように、電子内視鏡システム１は、被写体を撮影するための電子スコープ１００を有している。電子スコープ１００は、可撓性を有するシース（外皮）１１ａによって外装された可撓管１１を備えている。可撓管１１の先端には、硬質性を有する樹脂製筐体によって外装された先端部１２が連結されている。可撓管１１と先端部１２との連結箇所にある湾曲部１４は、可撓管１１の基端に連結された手元操作部１３からの遠隔操作（具体的には、湾曲操作ノブ１３ａの回転操作）によって屈曲自在に構成されている。この屈曲機構は、一般的な電子スコープに組み込まれている周知の機構であり、湾曲操作ノブ１３ａの回転操作に連動した操作ワイヤの牽引によって湾曲部１４を屈曲させるように構成されている。先端部１２の方向が上記操作による屈曲動作に応じて変わることにより、電子スコープ１００による撮影領域が移動する。
　図１に示されるように、電子内視鏡システム１は、プロセッサ２００を有している。プロセッサ２００は、電子スコープ１００からの信号を処理する信号処理装置と、自然光の届かない体腔内を電子スコープ１００を介して照射する光源装置とを一体に備えた装置である。別の実施形態では、信号処理装置と光源装置とを別体で構成してもよい。
　プロセッサ２００には、電子スコープ１００の基端に設けられたコネクタ部１０に対応するコネクタ部２０が設けられている。コネクタ部２０は、コネクタ部１０に対応する連結構造を有し、電子スコープ１００とプロセッサ２００とを電気的にかつ光学的に接続するように構成されている。
　図２は、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２に示されるように、電子内視鏡システム１は、所定のケーブルを介してプロセッサ２００に接続されたモニタ３００を有している。なお、図１においては、図面を簡略化するため、モニタ３００を図示省略している。
　図２に示されるように、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を有している。システムコントローラ２０２は、電子内視鏡システム１を構成する各要素を制御する。タイミングコントローラ２０４は、信号の処理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内の各種回路に出力する。
　ランプ２０８は、ランプ電源イグナイタ２０６による始動後、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光）を放射する。ランプ２０８には、キセノンランプ、ハロゲンランプ、メタルハライドランプ等の高輝度ランプが適している。ランプ２０８から放射された照射光は、集光レンズ２１０によって集光されつつ絞り２１２を介して適正な光量に制限される。
　絞り２１２には、図示省略されたアームやギヤ等の伝達機構を介してモータ２１４が機械的に連結している。モータ２１４は例えばＤＣモータであり、ドライバ２１６のドライブ制御下で駆動する。絞り２１２は、モニタ３００に表示される映像を適正な明るさにするため、モータ２１４によって動作して開度が変化して、ランプ２０８から放射された光の光量を開度に応じて制限する。適正とされる映像の明るさの基準は、術者によるフロントパネル２１８の輝度調節操作に応じて設定変更される。なお、ドライバ２１６を制御して輝度調整を行う調光回路は周知の回路であり、本明細書においては省略することとする。
　フロントパネル２１８の構成には種々の形態が想定される。フロントパネル２１８の具体的構成例には、プロセッサ２００のフロント面に実装された機能毎のハードウェアキーや、タッチパネル式ＧＵＩ（Graphical User Interface）、ハードウェアキーとＧＵＩとの組合せ等が想定される。
　絞り２１２を通過した照射光は、光学フィルタ２１３によって分光されて、ＬＣＢ（Light Carrying Bundle）１０２の入射端に入射する。光学フィルタ２１３には、ドライバ２１６のドライブ制御下で駆動するモータ２１５が、図示省略されたアームやギヤ等の伝達機構を介して機械的に連結している。モータ２１５は、術者によるフロントパネル２１８の切替操作に応じて光学フィルタ２１３を光路に挿入し又は光路から退避させる。光学フィルタ２１３が光路から退避している期間は、絞り２１２を通過した照射光がＬＣＢ１０２の入射端に直接入射する。なお、モータ２１５には、例えばガルバノモータやサーボモータ等が想定される。
　ＬＣＢ１０２の入射端に入射した照射光は、ＬＣＢ１０２内を全反射を繰り返すことによって伝播する。ＬＣＢ１０２内を伝播した照射光は、電子スコープ１００の先端に配されたＬＣＢ１０２の射出端から射出する。ＬＣＢ１０２の射出端から射出した照射光は、配光レンズ１０４を介して被写体を照射する。被写体からの反射光は、対物レンズ１０６を介して固体撮像素子１０８の受光面上の各画素で光学像を結ぶ。
　固体撮像素子１０８は、例えば単板式カラーＣＣＤ（Charge Coupled Device）イメージセンサであり、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、Ｒ、Ｇ、Ｂの各色に応じた撮像信号に変換する。変換された撮像信号は、プリアンプによる信号増幅後、ドライバ信号処理回路１１２を介して信号処理回路２２０に出力される。なお、別の実施形態では、固体撮像素子１０８は、ＣＭＯＳ（Complementary Metal Oxide Semiconductor）イメージセンサであってもよい。
　ドライバ信号処理回路１１２は、メモリ１１４にアクセスして電子スコープ１００の固有情報を読み出す。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、対応可能なレート、型番等が含まれる。ドライバ信号処理回路１１２は、メモリ１１４から読み出し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に接続中の電子スコープに適した処理が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。なお、システムコントローラ２０２は、電子スコープの型番と、この型番の電子スコープに適した制御情報とを対応付けたテーブルを有した構成としてもよい。この場合、システムコントローラ２０２は、対応テーブルの制御情報を参照して、プロセッサ２００に接続中の電子スコープに適した処理が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１１２にクロックパルスを供給する。ドライバ信号処理回路１１２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レームレートに同期したタイミングで駆動制御する。
　信号処理回路２２０には、ドライバ信号処理回路１１２からの撮像信号が入力する。撮像信号は、クランプ、ニー、γ補正、補間処理、ＡＧＣ（Auto Gain Control）、ＡＤ変換等の処理後、各色信号別にフレーム単位でＲ、Ｇ、Ｂの各色用のフレームメモリ（不図示）にバッファリングされる。バッファリングされた各色信号は、タイミングコントローラ２０４によって制御されたタイミングでフレームメモリから掃き出されて、ＮＴＳＣ（National Television System Committee）やＰＡＬ（Phase Alternating Line）等の所定の規格に準拠した映像信号に変換される。変換された映像信号がモニタ３００に順次入力することにより、被写体の画像がモニタ３００の表示画面上に表示される。より詳細には、光学フィルタ２１３を光路に挿入して被写体を照射している期間は、特定の生体構造を強調する分光画像が表示され、光学フィルタ２１３を光路から退避させて被写体を照射している期間は、通常のカラー画像が表示される。
　図３は、光学フィルタ２１３の分光特性を示す図である。図３の縦軸は、正規化した透過率を示し、横軸は、波長（単位：ｎｍ）を示す。図３に示されるように、光学フィルタ２１３の分光特性は、４００ｎｍ付近、５５０ｎｍ付近、６５０ｎｍ付近に透過ピークを持つと共に、少なくとも可視光領域から赤外光領域（例えば３８０ｎｍ～１０００ｎｍ）の範囲に亘って一定以上の透過率を持つ。
　可視光領域から赤外光領域に亘る一定以上の透過率は、０もより高くかつ各透過ピークの半値より低い。本実施形態では、特定の生体構造を強調するための特定波長の光以外の透過率を０よりも意図的に高くすることで、光学フィルタ２１３によってカットされる光量を抑制して分光画像の明るさを向上させると同時に、特定の生体構造以外の他の生体構造の画像も同時に撮像されるようにしている。また、かかる透過率を各透過ピークの半値よりも低く設定することで、特定の生体構造に対する検出感度の低下も効果的に抑えている。すなわち、本実施形態によれば、光学フィルタ２１３を介して被写体を照射することで、特定の生体構造とその他の生体構造とを一画面に同時に収めつつ明るさが向上した分光画像を生成してモニタ３００の表示画面に表示させることができる。
　図４（ａ）は、光学フィルタ２１３を介さずに被写体を照射した場合の観察画像を示し、図４（ｂ）は、光学フィルタ２１３を介して被写体を照射した場合の観察画像を示す。図４（ａ）と図４（ｂ）に示す各画像は、同じ被写体（口腔内）を撮像したものである。光学フィルタ２１３を介さない場合は、図４（ａ）に示されるように、口腔内の粘膜構造が明るめの画像として観察される。特定の生体構造が強調されていないため、全体的にのっぺりとした画像となっている。光学フィルタ２１３を介した場合は、図４（ｂ）に示されるように、特定の生体構造が強調されつつも、口腔内の粘膜構造が当該特定の生体構造と共に一画面でかつ明るめの画像として観察される。透過ピークに対応する４００ｎｍ付近又は５５０ｎｍ付近は、ヘモグロビンに吸収されやすい帯域である。そのため、ここで観察される特定の生体構造は、口腔内の血管である。また、光学フィルタ２１３を介した場合も、照射光が狭帯域光で無く広い波長域の光であるため、波長の深達度に応じた種々の生体構造が観察されることとなる。
　以上が本発明の実施形態の説明である。本発明は、上記の構成に限定されるものではなく、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。例えば光学フィルタ２１３の分光特性は、図３に示すものに限定されず、観察対象の生体構造に応じて適宜設定される。このような分光特性として、例えば図５～７に示すものが挙げられる。図５～７の何れも、縦軸が透過率を示し、横軸が波長を示す。何れの分光特性例においても、所定波長域に少なくとも一つの透過ピークがあって、０よりも高くかつ透過ピークの半値よりも低い透過率が広域（少なくとも可視光領域）に亘って分布している。説明を加えると、図５の分光特性は、ヘモグロビンの吸収に適した波長域（３８０～４２０ｎｍ）と、大腸組織の吸収に適した波長域（４７０～４９０ｎｍ）に透過ピークを持つ。そのため、大腸の粘膜構造と表層付近の血管構造を明るい画像で観察するのに適している。図６の分光特性は、ヘモグロビンの吸収に適した波長域（３８０～４２０ｎｍ、及び５５０～５６０ｎｍ）に透過ピークを持つ。そのため、表層付近及び深層の血管構造を生体の粘膜構造と共に明るい画像で観察するのに適している。図７の分光特性は、ヘモグロビンの吸収に適した波長域（５５０～５６０ｎｍ）に透過ピークを持つ。そのため、深層の血管構造を生体の粘膜構造と共に明るい画像で観察するのに適している。

Claims (2)

  1. 　少なくとも可視光領域を含む光を放射する光源と、
    　少なくとも可視光領域を含む連続的な波長域中の少なくとも１つの特定波長に透過ピークを持つと共に、該連続的な波長域中の該透過ピーク以外の全域に亘って０よりも高くかつ該透過ピークの半値よりも低い透過率分布を持つ光学フィルタと、
    　前記光源の照射光路に対して前記光学フィルタを挿入し又は退避させる光学フィルタ切替手段と、
    　前記光学フィルタを介した又は介さない照射光によって照射された被写体からの反射光を受光するカラーの固体撮像素子と、
    　前記固体撮像素子が出力する撮像信号を処理してモニタ表示可能なカラー画像を生成する画像生成手段と、
    を有することを特徴とする電子内視鏡システム。
  2. 　ユーザによる入力操作を受け付ける操作手段を更に有し、
    　前記光学フィルタ切替手段は、前記操作手段が受け付けた入力操作に従って前記光学フィルタを前記照射光路に挿入し、又は該照射光路から退避させることを特徴とする、請求項１に記載の電子内視鏡システム。
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