WO2017119239A1 - 内視鏡装置 - Google Patents

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WO2017119239A1
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oxygen saturation
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千葉　亨
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Hoya株式会社
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    • G06T2207/10068—Endoscopic image

Definitions

  • the present invention relates to an endoscope apparatus that acquires biological information such as a concentration of a biological substance in a biological tissue based on an image obtained by photographing the biological tissue.
  • Patent Document 1 An endoscope apparatus having a function of quantifying the concentration of a biological substance (for example, hemoglobin) in a biological tissue that is a subject from color information of an endoscopic image is known.
  • An example of such an endoscope apparatus is described in International Publication No. 2014/192781 pamphlet (hereinafter referred to as “Patent Document 1”).
  • the endoscope apparatus described in Patent Document 1 is based on color information of two endoscopic images photographed using two types of illumination lights in the absorption band of hemoglobin near 500 to 600 nm. Then, an index indicating the total hemoglobin concentration and an index indicating the oxygen saturation are calculated.
  • the absorption band of hemoglobin near 500-600 nm has a large absorption coefficient, and the change in absorption with respect to the change in oxygen saturation is also large. Therefore, the distribution of total hemoglobin concentration and oxygen saturation can be detected with high sensitivity by using an image taken using illumination light in the 500-600 nm band.
  • hemoglobin has a larger absorption in the 500-600 nm band than other absorption bands, when a biological tissue with a high total hemoglobin concentration is observed, the change in the amount of received light with respect to the total hemoglobin concentration and oxygen saturation is small. Thus, there is a problem that sensitivity is lowered.
  • the present invention has been made in view of the above circumstances, and an object thereof is to provide an endoscope apparatus capable of acquiring oxygen saturation of a living tissue having a high total hemoglobin concentration from image information of the living tissue.
  • An endoscope apparatus is based on a light source device, an imaging unit that images a living tissue illuminated by light emitted from the light source device to generate RGB color image data, and RGB color image data. And a feature amount acquisition unit that acquires a feature amount of the biological tissue.
  • the feature amount acquisition unit calculates a first parameter having a correlation with the oxygen saturation in the biological tissue from the RGB color image data.
  • the first parameter is one of the following [a] and [b].
  • R is first normal observation image data R that is an R component of normal observation image data captured under illumination of white light
  • G is second normal observation image data G that is a G component of the normal observation image data
  • B is third normal observation image data B which is a B component of the normal observation image data
  • W is the first special observation image data W that is the G component of the RBG color image data captured under the illumination of the first special light.
  • the feature amount acquisition unit acquires the oxygen saturation based on the corrected first parameter obtained by multiplying the first parameter by the first correction value for correcting the influence of the total hemoglobin concentration. Also good.
  • the feature amount acquisition unit may include a first storage unit that holds a numerical table or a function representing a relationship between the corrected first parameter and the oxygen saturation.
  • the feature amount acquisition unit may acquire the first correction value based on the second parameter having a correlation with the total hemoglobin concentration.
  • the feature amount acquisition unit may include a second storage unit that holds a numerical table or a function that represents the relationship between the second parameter and the total hemoglobin concentration.
  • the second parameter may be any one of the following [c] to [e].
  • R is the first normal observation image data R
  • G is the second normal observation image data G
  • W is the first special observation image data W.
  • This configuration makes it possible to obtain an index of total hemoglobin concentration by simple calculation of image data.
  • the feature amount acquisition unit may acquire the total hemoglobin concentration based on the second parameter.
  • the first special light may have a wavelength range from the vicinity of the equiabsorption point E1 of hemoglobin appearing at 528 ⁇ 5 nm to the vicinity of the isosbestic point E4 appearing at 584 ⁇ 5 nm. .
  • This configuration makes it possible to easily acquire an accurate total hemoglobin concentration that does not depend on oxygen saturation.
  • the light source device includes a white light source and a first optical filter that extracts the first special light from the white light emitted from the white light source, and switches between the white light and the first special light. It is good also as a structure which emits.
  • the oxygen saturation can be accurately detected by a light source device having a simple configuration including one white light source and one optical filter.
  • the feature amount acquisition unit calculates oxygen saturation based on the first parameter
  • the oxygen saturation may be calculated based on the third parameter reflecting the absorption of the hemoglobin in the 500-600 nm absorption band.
  • the light source device may further include a second optical filter that extracts the second special light from the white light emitted from the white light source.
  • the third parameter is N / W.
  • W is the first special observation image data W
  • N is the second special observation image data N that is the G component of the RBG color image data captured under the illumination of the second special light
  • the second special light has a wavelength range from the vicinity of the equiabsorption point E2 of hemoglobin appearing at 547 ⁇ 5 nm to the vicinity of the isosbestic point E3 appearing at 569 ⁇ 5 nm.
  • the feature amount acquisition unit may include a third storage unit that holds a numerical table or a function that represents the relationship between the third parameter and the oxygen saturation.
  • An endoscope apparatus captures color image data by imaging a light source device capable of generating first light and second light, and a living tissue illuminated by light generated by the light source device.
  • An imaging unit including an RGB color filter that can be generated, and a feature amount acquisition unit that acquires a feature amount of a living tissue based on color image data.
  • the absorption of hemoglobin is the oxygen saturation level.
  • the feature amount acquisition unit selects whether to acquire the oxygen saturation of the living tissue based on either the first image data imaged by the first passing light or the second image data imaged by the second passing light. It has a selection part and acquires oxygen saturation of living tissue based on image data which the selection part selected.
  • the feature amount acquisition unit can generate a first parameter that is an index of the oxygen saturation of the living tissue and a second parameter that is an index of the total hemoglobin concentration of the living tissue. And when the total hemoglobin concentration corresponding to the value of the second parameter is greater than or equal to a predetermined value, the selection unit selects acquisition of oxygen saturation based on the first image data, and the total corresponding to the value of the second parameter When the hemoglobin concentration is less than a predetermined value, it may be configured to select acquisition of oxygen saturation based on the second image data.
  • the endoscope apparatus may include a feature amount distribution image generation unit that generates a feature amount distribution image representing the distribution of the feature amount in the living tissue based on the feature amount.
  • the imaging unit may include an endoscope provided at the distal end.
  • the configuration of the embodiment of the present invention it is possible to acquire the oxygen saturation of a living tissue having a high total hemoglobin concentration from the image information of the living tissue.
  • 1 is a block diagram of an endoscope apparatus according to an embodiment of the present invention. It is a transmission spectrum of the color filter incorporated in an image sensor. It is an external view of a rotation filter. It is a flowchart showing the spectroscopic analysis process which concerns on embodiment of this invention.
  • (A) is a display example of a normal observation image
  • (B) and (C) are two-dimensional display examples of an oxygen saturation distribution image.
  • An endoscope apparatus is based on a plurality of images captured under illumination of light having different wavelength ranges, such as biological information of a subject (for example, total hemoglobin concentration, oxygen saturation, etc.
  • This is a device that quantitatively analyzes a feature amount of a living tissue and displays the analysis result as an image.
  • the property that the spectral characteristics of blood that is, the spectral characteristics of hemoglobin
  • the spectral characteristics of hemoglobin continuously change according to the total hemoglobin concentration and oxygen saturation is used.
  • FIG. 1 shows a transmission spectrum of hemoglobin.
  • FIG. 2 shows an absorption spectrum of hemoglobin near 550 nm. Hemoglobin has a strong absorption band around 550 nm. The absorption spectrum of hemoglobin varies depending on the oxygen saturation (the proportion of oxygenated hemoglobin HbO in the total hemoglobin). 1 and 2, the solid line is a spectrum when the oxygen saturation is 100% (that is, oxygenated hemoglobin HbO), and the long broken line is a spectrum when the oxygen saturation is 0% (that is, reduced hemoglobin). Hb) spectrum. The short dashed line is a spectrum of hemoglobin (a mixture of oxygenated hemoglobin HbO and reduced hemoglobin Hb) at an intermediate oxygen saturation (10, 20, 30,... 90%).
  • oxygenated hemoglobin HbO and reduced hemoglobin Hb have different peak wavelengths.
  • oxygenated hemoglobin HbO has an absorption peak P1 near a wavelength of 542 nm (for example, 542 ⁇ 5 nm) and an absorption peak P3 near a wavelength of 576 nm (for example, 576 ⁇ 5 nm).
  • reduced hemoglobin Hb has an absorption peak P2 near 556 nm (for example, 556 ⁇ 5 nm).
  • FIG. 2 is a two-component absorption spectrum in which the sum of the concentrations of each component (oxygenated hemoglobin HbO, reduced hemoglobin Hb) is constant.
  • the wavelength region sandwiched between the isosbestic points E1 and E2 is sandwiched between the wavelength region R1 and the wavelength region sandwiched between the isosbestic points E2 and E3 is sandwiched between the wavelength region R2 and the isosbestic points E3 and E4.
  • This wavelength region is called a wavelength region R3.
  • a wavelength region sandwiched between the isosbestic points E1 and E4 (that is, a combination of the wavelength regions R1, R2, and R3) is referred to as a wavelength region R0.
  • the wavelength band R2 is also referred to as an N band (Narrow-band)
  • the wavelength band R0 is also referred to as a W band (Wide-band).
  • the absorption of hemoglobin increases or decreases linearly with respect to oxygen saturation between adjacent isosbestic points. Further, between adjacent isosbestic points, the absorption of hemoglobin changes almost linearly with respect to the oxygen saturation.
  • the hemoglobin absorptions A R1 and A R3 in the wavelength regions R1 and R3 increase linearly with respect to the oxygenated hemoglobin concentration. Further, the absorption A R2 of hemoglobin in the wavelength range R2 linearly increases relative to the concentration of reduced hemoglobin.
  • oxygen saturation is defined by the following formula 1.
  • Equation 1 Equations 2 and 3 representing the concentrations of oxygenated hemoglobin and reduced hemoglobin are obtained.
  • the hemoglobin absorptions A R1 , A R2 and A R3 are characteristic quantities that depend on both the oxygen saturation Sat and the total hemoglobin concentration tHb.
  • the integrated value A R0 of the absorption of hemoglobin in the wavelength range R0 composed of the wavelength ranges R1, R2 and R3 is almost independent of the oxygen saturation Sat and is determined by the total hemoglobin concentration tHb. It has been found to be a value. Therefore, it is possible to quantify the total hemoglobin concentration tHb from the absorption A R0.
  • the oxygen saturation Sat can be determined from the total hemoglobin concentration tHb determined from the absorption A R0 and the absorption A R1 , A R2, or A R3 . As shown in FIG. 2, among the wavelength regions R1, R2, and R3, the amount of change in absorption due to the oxygen saturation Sat (that is, the area of the region surrounded by the solid waveform and the long dashed waveform) is greatest in the wavelength region R2, the most sensitive characteristic amount absorbed a R2 is relative oxygen saturation degree sat wavelength range R2.
  • the spectral characteristics of living tissue are affected by light scattering by the living tissue. That is, the light scattering of the living tissue becomes an error factor in quantifying the total hemoglobin concentration tHb and the oxygen saturation Sat. In order to perform accurate quantification from the image information of living tissue, it is necessary to correct the influence of scattering.
  • the inventor's research group conducted research on indices of total hemoglobin concentration tHb and oxygen saturation Sat that can be obtained from image information of living tissue, and the three groups that do not depend on light scattering represented by the following formula 4-6.
  • Parameters W / R, W / (R + G) and N / W were created.
  • Parameters W / R and W / (R + G) is based on the quantitative relationship between the absorption A R0 described above the total hemoglobin concentration tHb, a parameter indicative of the total hemoglobin concentration tHb.
  • the parameter N / W is a parameter serving as an index of the oxygen saturation Sat based on the quantitative relationship between the absorption AR2 and the oxygen saturation Sat described above.
  • W (x, y) is the value of the pixel (x, y) of the image data captured under illumination of the W band light
  • N (x, y) is under illumination of the N band light. This is the value of the pixel (x, y) of the captured image data.
  • the W band and the N band are included in the pass wavelength range of the G color filter of the single-plate primary color image sensor. That is, the W-band and N-band light images are picked up by the color pixels to which the G color filter is attached, and are obtained as G digital color image data.
  • R (x, y) and G (x, y) are the values of the pixel (x, y) of the image data captured under white light illumination.
  • R (x, y) is a value of R digital color image data captured by a color pixel to which an R color filter is attached
  • G (x, y) is a color to which a G color filter is attached. It is a value of G digital color image data imaged by a pixel.
  • Parameters W / R and W / (R + G) are sensitive to the total hemoglobin concentration tHb, but have little sensitivity to the intensity of scattering and the oxygen saturation Sat. Therefore, the value of the total hemoglobin concentration tHb that hardly includes errors due to the intensity of scattering and the oxygen saturation Sat can be acquired from the parameter W / R or W / (R + G).
  • the parameter N / W is sensitive to the total hemoglobin concentration tHb and the oxygen saturation Sat, but has little sensitivity to the intensity of scattering. Therefore, if the total hemoglobin concentration tHb is known, the value of the oxygen saturation Sat containing almost no error due to scattering can be obtained from the parameter N / W.
  • the bottom of the absorption band of 500 to 600 nm extends to around 800 nm.
  • the absorption of hemoglobin decreases linearly and monotonically with respect to the oxygen saturation Sat.
  • the absorption A R4 in the wavelength region R4 (especially the 600-650 nm band) is small compared to the 500-600 nm band, but the fluctuation range with respect to the change in the oxygen saturation Sat (that is, the sensitivity to the oxygen saturation Sat) is large. It can be an indicator of the oxygen saturation Sat.
  • the parameters R / (R + G + B) and R / W created by the present inventor are each an absorption A R4 having a correlation with the oxygen saturation. (Equation 7 and Equation 8).
  • an index indicating the absorption A R4 (and oxygen saturation Sat) can be easily calculated from the image data of the living tissue.
  • B (x, y) is the value of the pixel (x, y) of the image data captured under white light illumination.
  • B (x, y) is a value of B digital color image data captured by a color pixel to which a B color filter is attached.
  • Absorption A R4 is dependent on the total hemoglobin concentration tHb. Accordingly, the parameters R / (R + G + B) and R / W, which are indicators of the absorption A R4 , also depend on the total hemoglobin tHb. In order to obtain an accurate oxygen saturation Sat, it is necessary to correct the influence of the total hemoglobin concentration tHb for each parameter R / (R + G + B) or R / W.
  • FIG. 3 is a graph plotting the relationship between the oxygen saturation Sat and the parameter R / (R + G + B). Even if the oxygen saturation Sat is the same value, the value of the parameter R / (R + G + B) increases as the total hemoglobin concentration tHb increases, and an accurate oxygen saturation Sat is obtained only from the parameter R / (R + G + B). I can't.
  • FIG. 4 is a graph in which the parameter ⁇ R / (R + G + B) obtained by multiplying the parameter R / (R + G + B) by the correction value ⁇ (tHb) determined by the total hemoglobin concentration tHb is plotted against the oxygen saturation Sat.
  • the values at all the total hemoglobin concentrations tHb are distributed on substantially the same curve, and the parameter ⁇ R / (R + G + B) is a value that hardly depends on the total hemoglobin concentration tHb.
  • the parameter R / G created by the present inventor is an index indicating the total hemoglobin concentration tHb (Equation 9).
  • an index indicating the total hemoglobin concentration tHb can be easily calculated from the image data of the living tissue.
  • FIG. 5 is a graph plotting the relationship between the experimentally obtained parameter R / G and the correction value ⁇ . Using this graph, the value of the correction value ⁇ can be obtained from the value of the parameter R / G.
  • Equation 4-6 using the absorption in the wavelength range R1-R3 (particularly illumination of light in the wavelength range R2 with a narrow wavelength range and a small amount of light)
  • the parameter N / W) of Expression 6 using the image data N captured below is suitable for evaluation of a living tissue having a relatively low total hemoglobin concentration tHb.
  • the parameters of Equation 7-9 using the absorption in the wavelength region R4 are suitable for evaluation of a living tissue having a relatively high total hemoglobin concentration tHb. .
  • the concentration of biological substances in biological tissues (specifically, based on strong absorption in the wavelength region R1-R3) Calculates the total hemoglobin concentration tHb and oxygen saturation Sat), and for biological tissues with a relatively high total hemoglobin concentration tHb, the concentration of the biological material in the biological tissue is determined based on the weak absorption in the wavelength region R4. calculate.
  • the wavelength region used for the calculation of the oxygen saturation Sat is selected according to the total hemoglobin concentration tHb, it is possible to accurately acquire the oxygen saturation Sat over a wide concentration range.
  • FIG. 6 is a block diagram of the endoscope apparatus 1 according to the embodiment of the present invention.
  • the endoscope apparatus 1 according to this embodiment includes an electronic endoscope 100, a processor 200, and a monitor 300.
  • the electronic endoscope 100 and the monitor 300 are detachably connected to the processor 200.
  • the processor 200 includes a light source unit 400 and an image processing unit 500.
  • the electronic endoscope 100 has an insertion tube 110 that is inserted into the body of a subject. Inside the electronic endoscope 100, a light guide 131 that extends over substantially the entire length is provided. One end portion (tip portion 131a) of the light guide 131 is disposed at the tip portion (insertion tube tip portion 111) of the insertion tube 110, and the other end portion (base end portion 131b) of the light guide 131 is connected to the processor 200. It is connected.
  • the processor 200 is an example of a white light source, and includes a light source unit 400 including a light source lamp 430 that generates white light WL having a large amount of light, such as a xenon lamp, and the illumination generated by the light source unit 400.
  • the light IL is incident on the base end 131 b of the light guide 131.
  • the light incident on the proximal end 131b of the light guide 131 is guided to the distal end portion 131a through the light guide 131 and is emitted from the distal end portion 131a.
  • a light distribution lens 132 is provided at the distal end portion 111 of the insertion tube of the electronic endoscope 100 so as to face the distal end portion 131 a of the light guide 131, and illumination emitted from the distal end portion 131 a of the light guide 131.
  • the light IL passes through the light distribution lens 132 and illuminates the living tissue T in the vicinity of the insertion tube distal end portion 111.
  • the insertion tube distal end portion 111 is provided with an objective optical system 121 and an image sensor 141 which is an example of an image pickup unit.
  • a part (return light) of the illumination light IL reflected or scattered on the surface of the living tissue T is incident on the objective optical system 121 and is condensed and imaged on the light receiving surface of the image sensor 141.
  • the image sensor 141 of the present embodiment is a CCD (Charge Coupled Device) image sensor for color image capturing, which includes a color filter 141a on its light receiving surface.
  • CMOS Complementary Metal Metal Oxide Semiconductor
  • the color filter 141 a includes an R color filter that transmits red light, a G color filter that transmits green light, and a B color filter that transmits blue light, and is arranged on each light receiving element of the image sensor 141. It is a so-called on-chip filter formed directly.
  • the R, G, and B filters have spectral characteristics as shown in FIG. That is, the R color filter of the present embodiment is a filter that passes light having a wavelength longer than about 570 nm, the G color filter is a filter that passes light having a wavelength of about 500 nm to 620 nm, and the B color filter is It is a filter that allows light having a wavelength shorter than about 530 nm to pass through.
  • the image sensor 141 is controlled to be driven in synchronization with a signal processing circuit 550 described later, and periodically captures an image signal corresponding to a subject image formed on the light receiving surface (for example, at 1/30 second intervals). )Output.
  • the imaging signal output from the imaging element 141 is sent to the image processing unit 500 of the processor 200 via the cable 142.
  • the image processing unit 500 includes an A / D conversion circuit 510, a temporary storage memory 520, a controller 530, a video memory 540, and a signal processing circuit 550.
  • the A / D conversion circuit 510 performs A / D conversion on an imaging signal input from the imaging device 141 of the electronic endoscope 100 via the cable 142 and outputs digital image data.
  • Digital image data output from the A / D conversion circuit 510 is sent to and stored in the temporary storage memory 520.
  • the digital image data includes R digital image data captured by a light receiving element to which an R color filter is mounted, G digital image data captured by a light receiving element to which a G color filter is mounted, and light reception to which a B color filter is mounted.
  • B digital image data imaged by the element is included.
  • R digital image data, G digital image data, and B digital image data are also referred to as single color image data (R single color image data, G single color image data, and B single color image data).
  • the controller 530 processes one or more digital image data stored in the temporary storage memory 520, generates screen data to be displayed on the monitor 300, and sends this to the video memory 540.
  • the controller 530 may generate screen data generated from a single digital image data, screen data in which images of a plurality of digital image data are arranged, or each pixel (x, y) based on a plurality of digital image data.
  • a reflection spectrum of the living tissue T is generated, and thereby, screen data including an image obtained by color-coding the healthy part and the lesioned part, and a graph display of the reflection spectrum of the living tissue T corresponding to a specific pixel (x, y) are displayed.
  • the generated screen data and the like are generated and stored in the video memory 540.
  • the signal processing circuit 550 generates and outputs a video signal in a predetermined format (for example, a format conforming to the NTSC standard or the DVI standard) based on the screen data stored in the video memory 540.
  • the video signal output from the signal processing circuit 550 is input to the monitor 300.
  • an endoscopic image captured by the electronic endoscope 100 is displayed on the monitor 300.
  • the processor 200 functions as a video processor for processing the imaging signal output from the imaging device 141 of the electronic endoscope 100 and the illumination light IL for illuminating the living tissue T as the subject. It also has a function as a light source device to be supplied to the light guide 131 of the endoscope 100.
  • the light source unit 400 which is an example of a light source device, includes a condensing lens 440, a rotation filter 410, a filter control unit 420, and a condensing lens 450 in addition to the light source 430 described above.
  • the substantially parallel white light WL emitted from the light source 430 is collected by the condenser lens 440, passes through the rotary filter 410, and is collected again by the condenser lens 450, and is then proximal to 131 b of the light guide 131. Is incident on.
  • the rotary filter 410 is movable between an application position on the optical path of the white light WL and a retracted position outside the optical path by a moving means (not shown) such as a linear guide way.
  • the configuration of the light source unit 400 is not limited to that shown in FIG.
  • a lamp that generates convergent light in the light source 430 may be employed.
  • a configuration may be adopted in which the white light WL is condensed before the condenser lens 440 and is incident on the condenser lens 440 as diffused light.
  • a configuration in which a collimator lens is used instead of the condenser lens 440 and the white light WL is incident on the rotary filter 410 in a substantially parallel light state may be employed.
  • a collimator lens such as a dielectric multilayer filter
  • the incident angle of the white light WL to the optical filter is caused by causing the substantially parallel white light WL to enter the rotary filter 410.
  • a lamp that generates divergent light may be used for the light source 430.
  • a collimator lens is used instead of the condensing lens 440 and the substantially parallel white light WL is incident on the rotary filter 410.
  • the rotary filter 410 is a disc-shaped optical unit including a plurality of optical filters, and is configured such that the pass wavelength range is switched according to the rotation angle.
  • the rotation angle of the rotary filter 410 is controlled by a filter control unit 420 connected to the controller 530.
  • the controller 530 controls the rotation angle of the rotary filter 410 via the filter control unit 420, the spectrum of the illumination light IL that passes through the rotary filter 410 and is supplied to the light guide 131 is switched.
  • FIG. 8 is an external view (front view) of the rotary filter 410.
  • the rotary filter 410 includes a substantially disk-shaped frame 411 and three fan-shaped optical filters 415, 416 and 418.
  • the optical filters 415 and 416 are examples of a first optical filter and a second optical filter, respectively.
  • Three fan-shaped windows 414a, 414b and 414c are formed at equal intervals around the central axis of the frame 411, and optical filters 415, 416 and 418 are fitted into the windows 414a, 414b and 414c, respectively.
  • the optical filters of the present embodiment are all dielectric multilayer filters, but other types of optical filters (for example, absorption optical filters and etalon filters using dielectric multilayer films as reflective films). May be used.
  • a boss hole 412 is formed on the central axis of the frame 411.
  • An output shaft of a servo motor (not shown) provided in the filter control unit 420 is inserted into the boss hole 412 and fixed, and the rotary filter 410 rotates together with the output shaft of the servo motor.
  • FIG. 8 shows a state where the white light WL is incident on the optical filter 415.
  • the optical filters on which the white light WL is incident are 415, 416, In this order, the spectrum order of the illumination light IL passing through the rotation filter 410 is switched.
  • Optical filters 415 and 416 are optical bandpass filters that selectively pass light in the 550 nm band. As shown in FIG. 2, the optical filter 415 allows light in the wavelength region from the equiabsorption points E1 to E4 (that is, the wavelength region R0 (W band)) to pass through with low loss, and the light in other wavelength regions. Is configured to shut off. Further, the optical filter 416 is configured to pass light in the wavelength region from the equiabsorption points E2 to E3 (that is, the wavelength region R2 (N band)) with low loss and block light in the other wavelength regions. Has been.
  • the wavelength range R1 includes the peak wavelength of the absorption peak P1 derived from oxygenated hemoglobin
  • the wavelength range R2 includes the peak wavelength of the absorption peak P2 derived from reduced hemoglobin
  • the region R3 includes the peak wavelength of the absorption peak P3 derived from oxygenated hemoglobin.
  • the wavelength range R0 includes the peak wavelengths of the three absorption peaks P1, P2, and P3.
  • the W band and the N band which are the pass wavelength ranges of the optical filters 415 and 416, are included in the pass wavelength range of the G color filter of the color filter 141a. Accordingly, the subject image formed by the light that has passed through the optical filter 415 or 416 is captured by the light receiving element to which the G color filter of the imaging element 141 is attached, and is obtained as G digital image data.
  • the optical filter 418 is an ultraviolet cut filter, and the illumination light IL (that is, white light) that has passed through the optical filter 418 is normally used to capture an observation image. Note that the optical filter 418 may not be used, and the window 414c of the frame 411 may be opened.
  • the illumination light IL that has passed through the optical filter 415 or 416 is also referred to as special light (or special observation light), and white light (or broadband light) that has passed through the optical filter 418 is normal light (or normal observation). Also called light.
  • a neutral density filter (ND filter) 419 is attached to the window 414a so as to overlap the optical filter 415.
  • the neutral density filter 419 has no wavelength dependence over the entire visible light range, and reduces only the amount of light without changing the spectrum of the illumination light IL.
  • the neutral density filter 419 the amount of illumination light IL that has passed through the optical filter 415 and the neutral density filter 419 is adjusted to be approximately the same as the amount of illumination light IL that has passed through the optical filter 416. As a result, even when the illumination light IL that has passed through any of the optical filters 415 and 416 is used, it is possible to capture an image with appropriate exposure with the same exposure time.
  • a fine metal mesh is used as the neutral density filter 419.
  • a neutral density filter such as a slit or a half mirror may be used.
  • the transmittance of the optical filters 415 and 416 themselves may be adjusted without using the neutral density filter.
  • a neutral density filter may be attached to the windows 414b and 414c.
  • the amount of light passing through may be adjusted by changing the central angle (that is, the opening area) of the windows 414a to 414c.
  • a through hole 413 is formed in the peripheral edge of the frame 411.
  • the through hole 413 is formed at the same position (phase) as the boundary between the window 414a and the window 414c in the rotation direction of the frame 411.
  • a photo interrupter 422 for detecting the through hole 413 is arranged so as to surround a part of the peripheral edge of the frame 411.
  • the photo interrupter 422 is connected to the filter control unit 420.
  • the endoscope apparatus 1 of the present embodiment has two operation modes, a normal observation mode and a spectroscopic analysis mode.
  • the normal observation mode is an operation mode in which a color image is captured using the illumination light IL (normal light) that has passed through the optical filter 418.
  • spectroscopic analysis mode spectroscopic analysis is performed based on digital image data captured using illumination light IL (special light) that has passed through each of the optical filters 415 and 416, and a distribution image of biomolecules in a biological tissue (for example, This is a mode for displaying an oxygen saturation distribution image.
  • the operation mode of the endoscope apparatus 1 is switched by a user operation on an operation panel (not shown) of the processor 200 or an operation button (not shown) of the electronic endoscope 100, for example.
  • the controller 530 controls the moving means to move the rotary filter 410 from the application position to the retracted position.
  • the rotary filter 410 is disposed at the application position.
  • the controller 530 controls the filter control unit 420 to stop the rotary filter 410 at a position where the white light WL enters the optical filter 418.
  • the digital image data picked up by the image pickup device 141 is subjected to predetermined image processing such as demosaic, then converted to a video signal and displayed on the monitor 300.
  • the controller 530 controls the filter control unit 420 to rotate the rotary filter 410 at a constant rotation speed, and while the biological filter illuminates by the illumination light IL that has passed through each of the optical filters 415, 416, and 418.
  • the tissue T is imaged sequentially. Then, based on the digital image data acquired using the illumination light IL that has passed through each of the optical filters 415 and 416, an image showing the distribution of biomolecules in the biological tissue is generated, and this and the optical filter 418 are used.
  • a display screen in which the acquired normal observation images are arranged is generated, further converted into a video signal, and displayed on the monitor 300.
  • the filter control unit 420 detects the phase of rotation of the rotary filter 410 based on the timing when the photo interrupter 422 detects the through hole 413, and uses this as the phase of the timing signal supplied from the controller 530. In comparison, the rotation phase of the rotary filter 410 is adjusted.
  • the timing signal from the controller 530 is synchronized with the drive signal for the image sensor 141. Accordingly, the rotary filter 410 is rotationally driven at a substantially constant rotational speed in synchronization with the driving of the image sensor 141.
  • the rotation of the rotation filter 410 is the optical filters 415, 416, and 418 on which the white light WL is incident every time one image (three frames of R, G, and B) is captured by the image sensor 141. Control is performed so that the windows 414a to 414c are switched.
  • FIG. 9 is a flowchart showing the procedure of the spectroscopic analysis process.
  • the filter control unit 420 rotationally drives the rotary filter 410 at a constant rotational speed. Then, the illumination light IL that has passed through the optical filters 415, 416, and 418 is sequentially supplied from the light source unit 400, and imaging using each illumination light IL is sequentially performed (S1).
  • the B digital image data B (x, y) is stored in the internal memory 531 of the controller 530.
  • the image processing unit 500 uses the R digital image data R (x, y), G digital image data G (x, y), and B digital image data B (x, y) acquired in step S1. Then, the pixel selection process S2 for selecting the pixels to be subjected to the following analysis process (processes S3-S7) is performed.
  • the image processing unit 500 is an example of a feature amount acquisition unit that acquires a feature amount of a living tissue.
  • pixels suitable for the analysis processing that is, pixels in which the spectroscopic characteristics of hemoglobin are recorded are selected, and the analysis processing is performed only on the selected pixels. It is configured.
  • a 1 , a 2 , and a 3 are positive constants.
  • the above three conditional expressions are set based on the magnitude relationship of the values of G component ⁇ B component ⁇ R component in the blood transmission spectrum. Note that the pixel selection process S2 is performed using only one or two of the above three conditional expressions (for example, using only the expressions 11 and 12 focusing on the red color peculiar to blood). May be.
  • the image processing unit 500 performs a first analysis process S4.
  • a numerical table T1 (or a function) representing the quantitative relationship between the parameter W / R and the total hemoglobin concentration tHb, the relationship between the total hemoglobin concentration tHb and the parameter N / W, and the oxygen saturation Sat.
  • a numerical table T2 (or function) representing the numerical value
  • a numerical table T3 (or function) representing the relationship between the parameter R / G and the correction value ⁇
  • a numerical table T4 representing the relationship between the parameter ⁇ R / (R + G + B) and the oxygen saturation Sat. (Or function) is held.
  • the nonvolatile memory 532 is an example of first to third storage units.
  • the numerical table T1 is used to calculate the total hemoglobin concentration tHb from the G digital image data W (x, y) and the R digital image data R (x, y) acquired in the process S1. Get the value.
  • Equation 13 the parameter W / R (x, y) is calculated for each pixel (x, y) by Equation 13.
  • the value of the total hemoglobin concentration tHb (x, y) corresponding to the value of the parameter W / R (x, y) calculated by the mathematical formula 13 is read and acquired.
  • the spectroscopic analysis mode includes a first spectroscopic analysis mode (hereinafter referred to as “first mode”) that acquires the oxygen saturation Sat based on absorption in the 550 nm band (wavelength range R0), and a 650 nm band (wavelength range R4).
  • first mode a first spectroscopic analysis mode
  • second mode a second spectroscopic analysis mode for acquiring the oxygen saturation Sat based on the absorption.
  • the second spectroscopic analysis mode using the 650 nm band which does not absorb hemoglobin so much and has a high sensitivity to oxygen saturation, is suitable.
  • the analysis mode selection process S4 a parameter having a correlation with the blood content (total hemoglobin concentration) in the living tissue is calculated, and either the first mode or the second mode is used based on the parameter. Select what to do.
  • the pixel (x, y) that satisfies the condition expressed by the mathematical formula 14 is determined as an image of a living tissue with a relatively low blood content, and the first mode is selected. Select. Further, regarding the pixel (x, y) that does not satisfy the condition expressed by Expression 14, it is determined that the image is a biological tissue having a relatively high blood content, and the second mode is selected.
  • a 4 is a positive constant.
  • Numerical formula 14 It is set as the structure which selects the 1st mode when satisfying a conditional expression using the conditional expression represented by Numerical formula 15, and selects a 2nd mode when not satisfying. You can also.
  • a 5 is a positive constant.
  • conditional expression used in the analysis mode selection process S4 is not limited to Expression 14 or Expression 15. Other parameters having a correlation with the content of blood in the living tissue may be used.
  • the boundary condition (constant a 4 or a 5 ) of the analysis mode selection process S4 is, for example, selected so that the errors in the analysis results in the first mode and the second mode are approximately the same (that is, the spectral analysis mode with less errors is selected To be set).
  • the second mode can be selected when the error due to scattering is sufficiently small. In this case, even if the correction of scattering is omitted in the second mode, sufficient analysis accuracy can be ensured.
  • the second analysis process is a process for obtaining the oxygen saturation using a parameter N / W that is an index of absorption in the 550 nm band (specifically, the N band).
  • a non-volatile memory 532 of the controller 530 holds a numerical table T2 (or function) representing the quantitative relationship between the total hemoglobin concentration tHb, the parameter N / W, and the oxygen saturation Sat.
  • the numerical value table T2 three numerical values (hereinafter referred to as “numerical value set”) of total hemoglobin concentration tHb, parameter N / W, and oxygen saturation Sat are registered in association with each other.
  • the G digital image data W (x, y) and N (x, y) acquired in the process S1 and the total acquired in the first analysis process S3 are used.
  • the value of the oxygen saturation Sat (x, y) of each pixel is acquired from the value of the hemoglobin concentration tHb (x, y).
  • Equation 16 the parameter N / W (x, y) is calculated for each pixel (x, y) by Equation 16.
  • the third analysis process is a process for obtaining the oxygen saturation using the parameter R / (R + G + B) or R / W that is an index of absorption in the 600-700 nm band (wavelength range R4).
  • the non-volatile memory 532 of the controller 530 holds a numerical table T3 (or function) representing the relationship shown in FIG. 5 between the parameter R / G and the correction value ⁇ .
  • the correction value ⁇ is obtained from the value of the parameter R / G (x, y) for each pixel (x, y).
  • the non-volatile memory 532 of the controller 530 holds a numerical table T4 (or function) representing the relationship shown in FIG. 4 between the parameter ⁇ R / (R + G + B) and the oxygen saturation Sat.
  • the controller 530 calculates the parameter ⁇ R / (R + G + B) for each pixel (x, y) by Equation 17, and obtains the value of the oxygen saturation Sat corresponding to the calculated value of the parameter ⁇ R / (R + G + B) from the numerical value table T4. To do.
  • the parameter ⁇ R / W may be used to obtain the oxygen saturation Sat.
  • the constant ⁇ is a correction value for removing the influence of the total hemoglobin concentration tHb from the parameter R / W, and corresponds to the correction value ⁇ .
  • the numerical value table T3 represents the relationship between the parameter R / G and the correction value ⁇
  • the numerical value table T4 represents the relationship between the parameter ⁇ R / W and the oxygen saturation Sat.
  • the nonvolatile memory 532 of the controller 530 stores a numerical table (or function) representing the relationship between the oxygen saturation Sat (x, y) and the display color (pixel value).
  • the controller 530 refers to the numerical table (or function) and displays the display corresponding to the oxygen saturation Sat (x, y) obtained in the second analysis process S5 or the third analysis process S6. Get the pixel value representing the color.
  • the controller 530 also outputs R digital image data R (x, y) and G digital image data G (x, y) captured using the illumination light IL (white light) that has passed through the optical filter (ultraviolet cut filter) 418. ) And B digital image data B (x, y), normal observation image data is generated.
  • FIG. 10 shows a display example of image data generated by the controller 530.
  • the controller 530 is an example of a feature amount distribution image generation unit.
  • FIG. 10A is a display example of a normal observation image.
  • FIG. 10B is a display example of oxygen saturation distribution image data generated from the oxygen saturation Sat (x, y) acquired by the second analysis process S5 described above.
  • FIG. 10C is a display example of oxygen saturation distribution image data generated from the oxygen saturation Sat (x, y) acquired by the third analysis process S6 described above.
  • FIG. 10 observes the back side of a human tongue. In the oxygen saturation distribution images of FIGS.
  • the controller 530 generates screen data for displaying the normal observation image and the oxygen saturation distribution image side by side on one screen from the generated oxygen saturation distribution image data and normal observation image data, and stores them in the video memory 540.
  • the controller 530 displays the patient ID on the display screen that displays only the oxygen saturation distribution image, the display screen that displays only the normal observation image, the oxygen saturation distribution image and / or the normal observation image in accordance with a user operation.
  • Various display screens can be generated, such as a display screen in which incidental information such as information and observation conditions is displayed in a superimposed manner.
  • the controller 530 determines that the total hemoglobin concentration acquired in the first analysis process S3 is greater than a predetermined reference value (first reference value), and the oxygen saturation acquired in the second analysis process S5 or the third analysis process S6. Pixels whose degrees Sat are smaller than a predetermined reference value (second reference value) are extracted, and for example, lesion-weighted image data in which highlight display processing is performed on the corresponding pixels of normal observation image data is generated. A lesion-enhanced image can be displayed on the monitor 300 together with the observation image and / or the oxygen saturation distribution image (or alone).
  • a process of increasing the pixel value of the corresponding pixel for example, a process of changing the hue (for example, a process of increasing the red component by increasing the R component, or a process of rotating the hue by a predetermined angle) ), A process of blinking the corresponding pixel (or changing the hue periodically).
  • the controller 530 uses, for example, a deviation from the average value of the oxygen saturation Sat (x, y) and a deviation from the average value of the total hemoglobin concentration tHb (x, y) instead of the lesion-emphasized image data. Based on this, an index Z (x, y) indicating the degree of suspicion of a malignant tumor may be calculated to generate image data (malignancy suspicion image data) having the index Z as a pixel value.
  • the present invention is applied to the analysis of the hemoglobin concentration distribution in the biological tissue.
  • another biological substance that changes the color of the biological tissue for example, a secretion product such as a hormone.
  • the present invention can also be applied to analysis of concentration distribution.
  • the image sensor 141 of the present embodiment has been described as an image sensor for color image capturing provided with R, G, and B primary color filters on the front surface thereof, but is not limited to this configuration.
  • an image sensor for capturing a color image including a Y, Cy, Mg, G complementary color filter may be used.
  • the image sensor 141 of the present embodiment has been described as an image sensor for color image imaging including the on-chip color filter 141a.
  • the image sensor 141 is not limited to this configuration. It is good also as a structure provided with the color filter of what is called a field sequential system using this image pick-up element.
  • the color filter 141a is not limited to an on-chip configuration, and can be arranged in the optical path from the light source 430 to the image sensor 141.
  • the rotary filter 410 is used.
  • the present invention is not limited to this configuration, and other types of wavelength tunable filters whose pass wavelength band can be switched can be used. .
  • the rotation filter 410 is provided on the light source side and the irradiation light IL is filtered.
  • the present invention is not limited to this configuration.
  • 410 may be provided on the image sensor side (for example, between the objective optical system 121 and the image sensor 131) to filter the return light from the subject.
  • the white illumination light IL is used when photographing the R digital image R (x, y) data used in the third analysis process S6.
  • An optical filter that accurately extracts the wavelength region R4 may be provided, and the oxygen saturation Sat may be acquired based on the R digital image data photographed under the illumination light IL in the wavelength region R4 that has passed through the optical filter.
  • the pass wavelength region R4 of the optical filter can be set within the wavelength range from the isosbestic point E4 to 800 nm, but the absorption is relatively large and the sensitivity to oxygen saturation is high. It is preferable to set within a wavelength range of 700 nm (particularly 650-650 nm). For example, it is good also as a structure which acquires oxygen saturation Sat based on R digital image data R417 (x, y) imaged using the illumination light IL which passed the optical filter 417 of the said embodiment.
  • a configuration is used in which imaging is performed at predetermined time intervals while rotating the rotary filter 410 at a constant rotation speed.
  • the present invention is limited to this configuration.
  • the rotation position of the rotary filter 410 may be changed stepwise at predetermined time intervals, and imaging may be performed while the rotary filter 410 is stationary.
  • spectral analysis processing is performed using image data (RAW data) output from the image sensor.
  • interpolation processing demosaic processing
  • linear matrix processing linear matrix processing
  • white balance processing a predetermined color
  • Spectral analysis processing can also be performed using image data after various image processing such as color conversion processing to a space (for example, sRGB space).
  • a white light source such as a xenon lamp is used as a light source that generates broadband light for illumination, but a non-white light having a sufficient amount of light over the entire pass wavelength range of each optical filter to be used. It is also possible to use a light source that generates a wide band of light.
  • a transmission type optical filter is used, but a reflection type optical filter that reflects the pass wavelength band may be used.
  • the above embodiment is an example in which the present invention is applied to an electronic endoscope apparatus which is a form of a digital camera.
  • digital cameras for example, a digital single lens reflex camera and a digital video camera
  • the present invention can also be applied to the system used.
  • a digital still camera it is possible to observe body surface tissue and brain tissue during craniotomy (for example, rapid examination of cerebral blood flow).

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Abstract

本発明の一実施形態に係る内視鏡装置は、光源装置と、光源装置が発する光で照明された生体組織を撮像してカラー画像データを生成する、撮像素子を備えた撮像部と、カラー画像データに基づいて、生体組織の特徴量を取得する特徴量取得部と、を備え、特徴量取得部が、カラー画像データに基づいて、生体組織の第１特徴量に対して感度を有し、且つ、生体組織による光散乱に対して実質的に感度を有しない、第１パラメータを生成する第１パラメータ生成部と、第１パラメータに基づいて第１特徴量を取得する第１特徴量取得部と、を備える。

Description

内視鏡装置
　本発明は、生体組織を撮影した画像に基づいて、生体組織中の生体物質の濃度等の生体情報を取得する内視鏡装置に関する。
　内視鏡画像の色情報から、被写体である生体組織中の生体物質（例えば、ヘモグロビン）の濃度を定量する機能を備えた内視鏡装置が知られている。このような内視鏡装置の一例が国際公開第２０１４／１９２７８１号パンフレット（以下「特許文献１」と記す。）に記載されている。
　特許文献１に記載の内視鏡装置は、ヘモグロビンの５００－６００ｎｍ付近の吸収帯内の２種類の波長域の照明光をそれぞれ使用して撮影した２つの内視鏡画像の色情報に基づいて、総ヘモグロビン濃度を示す指標と、酸素飽和度を示す指標を計算する。
　ヘモグロビンの５００－６００ｎｍ付近の吸収帯は、吸収係数が大きく、また、酸素飽和度の変化に対する吸収の変化も大きい。そのため、５００－６００ｎｍ帯の照明光を使用して撮影した画像を用いることで、総ヘモグロビン濃度や酸素飽和度の分布を高い感度で検出することができる。
　しかしながら、ヘモグロビンは５００－６００ｎｍ帯の吸収が他の吸収帯に比較して大きいため、総ヘモグロビン濃度の高い生体組織を観察した場合には、総ヘモグロビン濃度や酸素飽和度に対する受光量の変化が小さくなり、感度が低下するという問題があった。
　本発明は上記の事情に鑑みてなされたものであり、総ヘモグロビン濃度の高い生体組織の酸素飽和度を生体組織の画像情報から取得可能な内視鏡装置を提供することを目的とする。
　本発明の一実施形態に係る内視鏡装置は、光源装置と、光源装置が発する光で照明される生体組織を撮像してＲＧＢカラー画像データを生成する撮像部と、ＲＧＢカラー画像データに基づいて、生体組織の特徴量を取得する特徴量取得部と、を備える。特徴量取得部は、ＲＧＢカラー画像データから生体組織中の酸素飽和度との相関を有する第１パラメータを計算する。第１パラメータは、次の［ａ］及び［ｂ］のいずれかである。
　　　［ａ］　Ｒ／（Ｒ＋Ｇ＋Ｂ）
　　　［ｂ］　Ｒ／Ｗ
　　　但し、
　　　　Ｒは白色光の照明下で撮像された通常観察画像データのＲ成分である第１通常観察画像データＲであり、
　　　　Ｇは前記通常観察画像データのＧ成分である第２通常観察画像データＧであり、
　　　　Ｂは前記通常観察画像データのＢ成分である第３通常観察画像データＢであり、
　　　　Ｗは第１特殊光の照明下で撮像されたＲＢＧカラー画像データのＧ成分である第１特殊観察画像データＷである。
　また、上記の内視鏡装置において、特徴量取得部が、第１パラメータに総ヘモグロビン濃度の影響を補正する第１補正値を乗じた補正第１パラメータに基づいて酸素飽和度を取得する構成としてもよい。
　この構成によれば、総ヘモグロビン量に依存しない正確な酸素飽和度を容易に取得することができる。
　また、上記の内視鏡装置において、特徴量取得部が、補正第１パラメータと酸素飽和度との関係を表す数値テーブル又は関数を保持する第１記憶部を備えた構成としてもよい。
　また、上記の内視鏡装置において、特徴量取得部が、総ヘモグロビン濃度との相関を有する第２パラメータに基づいて第１補正値を取得する構成としてもよい。
　また、上記の内視鏡装置において、特徴量取得部が、第２パラメータと総ヘモグロビン濃度との関係を表す数値テーブル又は関数を保持する第２記憶部を備えた構成としてもよい。
　また、上記の内視鏡装置において、第２パラメータが、次の［ｃ］から［ｅ］のいずれかである構成としてもよい。
　　［ｃ］　Ｒ／Ｇ
　　［ｄ］　Ｗ／Ｒ
　　［ｅ］　Ｗ／（Ｒ＋Ｇ）
　　但し、
　　　Ｒは第１通常観察画像データＲであり、
　　　Ｇは第２通常観察画像データＧであり、
　　　Ｗは第１特殊観察画像データＷである。
　この構成によれば、画像データの簡単な計算により総ヘモグロビン濃度の指標を取得することが可能になる。
　また、上記の内視鏡装置において、特徴量取得部が、第２パラメータに基づいて総ヘモグロビン濃度を取得する構成としてもよい。
　また、上記の内視鏡装置において、第１特殊光が、５２８±５ｎｍに現れるヘモグロビンの等吸収点Ｅ１付近から、５８４±５ｎｍに現れる等吸収点Ｅ４付近までの波長範囲を有する構成としてもよい。
　この構成によれば、酸素飽和度に依存しない、正確な総ヘモグロビン濃度を容易に取得することが可能になる。
　また、上記の内視鏡装置において、光源装置が、白色光源と、白色光源が発する白色光から第１特殊光を取り出す第１光学フィルタと、を備え、白色光と第１特殊光とを切り替えて発する構成としてもよい。
　この構成によれば、一つの白色光源と一枚の光学フィルタを備えた簡単な構成の光源装置により酸素飽和度の正確な検出が可能になる。
　また、上記の内視鏡装置において、特徴量取得部が、第２パラメータの値に相当する総ヘモグロビン濃度が所定値以上のときに、第１パラメータに基づいて酸素飽和度を計算し、第２パラメータの値に相当する総ヘモグロビン濃度が所定値未満のときに、ヘモグロビンの５００－６００ｎｍ吸収帯の吸収を反映する第３パラメータに基づいて酸素飽和度を計算する構成としてもよい。
　この構成によれば、総ヘモグロビン濃度の広い範囲において、画像情報から正確な酸素飽和度を取得することが可能になる。
　また、上記の内視鏡装置において、光源装置が、白色光源が発する白色光から第２特殊光を取り出す第２光学フィルタを更に備える構成としてもよい。この場合、第３パラメータがＮ／Ｗである、
　　但し、
　　　Ｗは第１特殊観察画像データＷであり、
　　　Ｎは第２特殊光の照明下で撮像されたＲＢＧカラー画像データのＧ成分である第２特殊観察画像データＮであり、
　　　第２特殊光が、５４７±５ｎｍに現れるヘモグロビンの等吸収点Ｅ２付近から、５６９±５ｎｍに現れる等吸収点Ｅ３付近までの波長範囲を有する。
　この構成によれば、簡単な構成により、散乱による誤差が少ない正確な酸素飽和度を取得することが可能になる。
　また、上記の内視鏡装置において、特徴量取得部が、第３パラメータと酸素飽和度との関係を表す数値テーブル又は関数を保持する第３記憶部を備えた構成としてもよい。
　本発明の一実施形態に係る内視鏡装置は、第１光と第２光とを発生可能な光源装置と、光源装置が発生する光で照明された生体組織を撮像してカラー画像データを生成可能な、ＲＧＢカラーフィルタを備えた撮像部と、カラー画像データに基づいて生体組織の特徴量を取得する特徴量取得部と、を備える。第１光が撮像部のＲカラーフィルタを通過した第１通過光と、第２光が撮像部のＧカラーフィルタを通過した第２通過光のそれぞれに対して、ヘモグロビンの吸収が酸素飽和度と相関を有する。特徴量取得部は、第１通過光によって撮像された第１画像データと、第２通過光によって撮像された第２画像データのいずれに基づいて生体組織の酸素飽和度を取得するかを選択する選択部を有し、選択部が選択した画像データに基づいて生体組織の酸素飽和度を取得する。
　また、上記の内視鏡装置において、特徴量取得部が、生体組織の酸素飽和度の指標となる第１パラメータと、生体組織の総ヘモグロビン濃度の指標となる第２パラメータと、を生成可能であり、選択部が、第２パラメータの値に相当する総ヘモグロビン濃度が所定値以上である場合に、第１画像データに基づく酸素飽和度の取得を選択し、第２パラメータの値に相当する総ヘモグロビン濃度が所定値未満である場合に、第２画像データに基づく酸素飽和度の取得を選択する構成としてもよい。
　また、上記の内視鏡装置において、特徴量に基づき、生体組織における特徴量の分布を表す特徴量分布画像を生成する特徴量分布画像生成部を備えた構成としてもよい。
　また、上記の内視鏡装置において、撮像部が先端部に設けられた内視鏡を備えた構成としてもよい。
　本発明の一実施形態の構成によれば、総ヘモグロビン濃度の高い生体組織の酸素飽和度を生体組織の画像情報から取得することが可能になる。
へモグロビンの透過スペクトルである。 へモグロビンの５００－６００ｎｍ帯の吸収スペクトルである。 酸素飽和度とパラメータＲ／（Ｒ＋Ｇ＋Ｂ）との関係を表すグラフである。 酸素飽和度とパラメータαＲ／（Ｒ＋Ｇ＋Ｂ）との関係を表すグラフである。 パラメータＲ／Ｇと補正値αとの関係を表すグラフである。 本発明の実施の形態に係る内視鏡装置のブロック図である。 撮像素子に内蔵されるカラーフィルタの透過スペクトルである。 回転フィルタの外観図である。 本発明の実施形態に係る分光分析処理を表すフローチャートである。 本発明の実施の形態に係る内視鏡装置によって生成される画像情報の表示例である。（Ａ）は通常観察画像の表示例であり、（Ｂ）及び（Ｃ）は酸素飽和度分布画像の２次元表示例である。
　以下、本発明の実施の形態について、図面を参照しながら説明する。
　以下に説明する本発明の実施形態に係る内視鏡装置は、波長域の異なる光の照明下で撮像した複数の画像に基づいて被写体の生体情報（例えば、総ヘモグロビン濃度や酸素飽和度等の生体組織の特徴量）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。この装置による総ヘモグロビン濃度及び酸素飽和度の定量分析では、血液の分光特性（すなわち、ヘモグロビンの分光特性）が総ヘモグロビン濃度や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。
＜生体組織の分光特性と生体情報の計算原理＞
　本発明の実施形態に係る内視鏡装置の詳しい構成を説明する前に、ヘモグロビンの分光特性と、本発明の実施形態に係る酸素飽和度等の生体組織の特徴量（生体情報）の計算原理について説明する。
［５００－６００ｎｍ帯の吸収を利用した計算］
　図１にヘモグロビンの透過スペクトルを示す。また、図２に５５０ｎｍ付近のヘモグロビンの吸収スペクトルを示す。ヘモグロビンは、５５０ｎｍ付近に強い吸収帯を有している。ヘモグロビンの吸収スペクトルは、酸素飽和度（全ヘモグロビンのうち酸素化ヘモグロビンHbOが占める割合）に応じて変化する。図１及び図２において、実線は、酸素飽和度が１００％の場合の（すなわち、酸素化ヘモグロビンHbOの）スペクトルであり、長破線は、酸素飽和度が０％の場合の（すなわち、還元ヘモグロビンHbの）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HbOと還元ヘモグロビンHbの混合物）のスペクトルである。
　図２に示されるように、５００－６００ｎｍ帯において、酸素化ヘモグロビンHbOと還元ヘモグロビンHbは互いに異なるピーク波長を有している。具体的には、酸素化ヘモグロビンHbOは、波長５４２ｎｍ付近（例えば５４２±５ｎｍ）の吸収ピークＰ１と、波長５７６ｎｍ付近（例えば５７６±５ｎｍ）の吸収ピークＰ３を有している。一方、還元ヘモグロビンHbは、５５６ｎｍ付近（例えば５５６±５ｎｍ）に吸収ピークＰ２を有している。図２は、各成分（酸素化ヘモグロビンHbO、還元ヘモグロビンHb）の濃度の和が一定となる２成分系の吸収スペクトルであるため、各成分の濃度（すなわち、酸素飽和度）によらず吸収が一定となる等吸収点Ｅ１（５２８ｎｍ付近［例えば５２８±５ｎｍ］）、Ｅ２（５４７ｎｍ付近［例えば５４７±５ｎｍ］）、Ｅ３（５６９ｎｍ付近［例えば５６９±５ｎｍ］）、Ｅ４（５８４ｎｍ付近［例えば５８４±５ｎｍ］）が現れる。以下の説明では、等吸収点Ｅ１とＥ２とで挟まれた波長領域を波長域Ｒ１、等吸収点Ｅ２とＥ３とで挟まれた波長領域を波長域Ｒ２、等吸収点Ｅ３とＥ４とで挟まれた波長領域を波長域Ｒ３と呼ぶ。また、等吸収点Ｅ１とＥ４とで挟まれた波長領域（すなわち波長域Ｒ１、Ｒ２及びＲ３を合わせたもの）を波長域Ｒ０と呼ぶ。また、以下の説明において、波長域Ｒ２をＮ帯（Narrow-band）、波長域Ｒ０をＷ帯（Wide-band）とも称する。
　図２に示されるように、隣接する等吸収点間では、ヘモグロビンの吸収は酸素飽和度に対して線形的に増加又は減少する。また、隣接する等吸収点間では、ヘモグロビンの吸収は、酸素飽和度に対してほぼ線形的に変化する。
　具体的には、波長域Ｒ１、Ｒ３におけるヘモグロビンの吸収ＡＲ１、ＡＲ３は、酸素化ヘモグロビンの濃度に対して線形的に増加する。また、波長域Ｒ２におけるヘモグロビンの吸収ＡＲ２は、還元ヘモグロビンの濃度に対して線形的に増加する。
　ここで、酸素飽和度は次の数式１により定義される。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000001
 　　　但し、
　　　　Sat：酸素飽和度
　　　　[Hb]：還元ヘモグロビンの濃度
　　　　[HbO]：酸素化ヘモグロビンの濃度
　　　　[Hb]+[HbO]：総ヘモグロビン濃度（ｔＨｂ）
　また、数式１より、酸素化ヘモグロビン及び還元ヘモグロビンの濃度を表す数式２、数式３が得られる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000002
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000003
　従って、ヘモグロビンの吸収ＡＲ１、ＡＲ２及びＡＲ３は、酸素飽和度Ｓａｔと総ヘモグロビン濃度ｔＨｂの両方に依存する特性量となる。
　また、本発明者の研究により、波長域Ｒ１、Ｒ２及びＲ３からなる波長域Ｒ０におけるヘモグロビンの吸収の積分値ＡＲ０は、ほぼ、酸素飽和度Ｓａｔには依存せず、総ヘモグロビン濃度ｔＨｂによって決まる値となることが判明している。従って、吸収ＡＲ０から総ヘモグロビン濃度ｔＨｂを定量することができる。
　また、吸収ＡＲ０から定量した総ヘモグロビン濃度ｔＨｂと、吸収ＡＲ１、ＡＲ２又はＡＲ３とから、酸素飽和度Ｓａｔを定量することができる。なお、図２に示されるように、波長域Ｒ１、Ｒ２及びＲ３のうち、酸素飽和度Ｓａｔによる吸収の変化量（すなわち、実線の波形と長破線の波形とで囲まれた領域の面積）は波長域Ｒ２において最も大きく、波長域Ｒ２の吸収ＡＲ２が酸素飽和度Ｓａｔに対して最も感度の高い特性量となる。
　また、生体組織の分光特性は、生体組織による光散乱の影響を受ける。すなわち、生体組織の光散乱は、総ヘモグロビン濃度ｔＨｂや酸素飽和度Ｓａｔの定量において誤差要因となる。生体組織の画像情報から正確な定量を行うためには、散乱の影響を補正する必要がある。
　本発明者の研究グループは、生体組織の画像情報から取得可能な総ヘモグロビン濃度ｔＨｂ及び酸素飽和度Ｓａｔの指標について研究を行い、以下の数式４－６で表される光散乱に依存しない３つのパラメータＷ／Ｒ、Ｗ／（Ｒ＋Ｇ）及びＮ／Ｗを創出した。パラメータＷ／Ｒ及びＷ／（Ｒ＋Ｇ）は、上述した吸収ＡＲ０と総ヘモグロビン濃度ｔＨｂとの定量的な関係に基づく、総ヘモグロビン濃度ｔＨｂの指標となるパラメータである。また、パラメータＮ／Ｗは、上述した吸収ＡＲ２と酸素飽和度Ｓａｔとの定量的な関係に基づく、酸素飽和度Ｓａｔの指標となるパラメータである。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000004
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000005
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000006
　ここで、Ｗ（ｘ，ｙ）はＷ帯の光の照明下で撮像された画像データの画素（ｘ，ｙ）の値であり、Ｎ（ｘ，ｙ）はＮ帯の光の照明下で撮像された画像データの画素（ｘ，ｙ）の値である。なお、Ｗ帯及びＮ帯は、単板式原色系カラー撮像素子のＧカラーフィルタの通過波長域に含まれる。すなわち、Ｗ帯及びＮ帯の光の像は、Ｇカラーフィルタが装着された色画素によって撮像され、Ｇデジタルカラー画像データとして得られる。
　また、Ｒ（ｘ，ｙ）及びＧ（ｘ，ｙ）は、それぞれ白色光の照明下で撮像された画像データの画素（ｘ，ｙ）の値である。具体的には、Ｒ（ｘ，ｙ）はＲカラーフィルタが装着された色画素によって撮像されるＲデジタルカラー画像データの値であり、Ｇ（ｘ，ｙ）はＧカラーフィルタが装着された色画素によって撮像されるＧデジタルカラー画像データの値である。
　パラメータＷ／Ｒ及びＷ／（Ｒ＋Ｇ）は、総ヘモグロビン濃度ｔＨｂに対して感度を有するが、散乱の強さや酸素飽和度Ｓａｔに対しては殆ど感度を有しない。そのため、パラメータＷ／Ｒ又はＷ／（Ｒ＋Ｇ）から、散乱の強さや酸素飽和度Ｓａｔに起因する誤差を殆ど含まない総ヘモグロビン濃度ｔＨｂの値を取得することができる。
　また、パラメータＮ／Ｗは、総ヘモグロビン濃度ｔＨｂ及び酸素飽和度Ｓａｔに対して感度を有するが、散乱の強さに対しては殆ど感度を有しない。そのため、総ヘモグロビン濃度ｔＨｂが既知であれば、パラメータＮ／Ｗから、散乱に起因する誤差を殆ど含まない酸素飽和度Ｓａｔの値を得ることができる。
［６００－７００ｎｍ帯の吸収を利用した計算］
　また、図１に示されるように、５００－６００ｎｍの吸収帯の裾が８００ｎｍ付近まで延びている。６００－７００ｎｍ帯（以下、「波長域Ｒ４」と呼ぶ。）においては、ヘモグロビンの吸収は、酸素飽和度Ｓａｔに対して線形的に単調に減少する。波長域Ｒ４（特に、６００－６５０ｎｍ帯）の吸収ＡＲ４は、５００－６００ｎｍ帯と比べると小さいものの、酸素飽和度Ｓａｔの変化に対する変動幅（すなわち、酸素飽和度Ｓａｔに対する感度）は大きく、やはり酸素飽和度Ｓａｔの指標となり得る。
　生体組織の画像データから吸収ＡＲ４を厳密に計算することは困難であるが、本発明者が創出したパラメータＲ／（Ｒ＋Ｇ＋Ｂ）及びＲ／Ｗは、それぞれ酸素飽和度と相関を有する吸収ＡＲ４を示す指標となる（数式７、数式８）。パラメータＲ／（Ｒ＋Ｇ＋Ｂ）又はＲ／Ｗを使用することで、生体組織の画像データから吸収ＡＲ４（そして酸素飽和度Ｓａｔ）を示す指標を容易に計算することが可能になる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000007
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000008
　数式７において、Ｂ（ｘ，ｙ）は、白色光の照明下で撮像された画像データの画素（ｘ，ｙ）の値である。具体的には、Ｂ（ｘ，ｙ）はＢカラーフィルタが装着された色画素によって撮像されるＢデジタルカラー画像データの値である。
　吸収ＡＲ４は総ヘモグロビン濃度ｔＨｂに依存する。従って、吸収ＡＲ４の指標であるパラメータＲ／（Ｒ＋Ｇ＋Ｂ）及びＲ／Ｗも総ヘモグロビンｔＨｂに依存する。正確な酸素飽和度Ｓａｔを得るためには、各パラメータＲ／（Ｒ＋Ｇ＋Ｂ）又はＲ／Ｗについて、総ヘモグロビン濃度ｔＨｂの影響を補正する必要がある。
　次に、パラメータＲ／（Ｒ＋Ｇ＋Ｂ）を例に、総ヘモグロビン濃度ｔＨｂに由来する誤差を補正する方法について説明する。
　図３は、酸素飽和度ＳａｔとパラメータＲ／（Ｒ＋Ｇ＋Ｂ）との関係をプロットしたグラフである。酸素飽和度Ｓａｔが同じ値であっても、総ヘモグロビン濃度ｔＨｂが大きいほどパラメータＲ／（Ｒ＋Ｇ＋Ｂ）の値は大きくなっており、パラメータＲ／（Ｒ＋Ｇ＋Ｂ）のみからは正確な酸素飽和度Ｓａｔを得ることができない。
　図４は、パラメータＲ／（Ｒ＋Ｇ＋Ｂ）に総ヘモグロビン濃度ｔＨｂによって決まる補正値α（ｔＨｂ）を乗じたパラメータαＲ／（Ｒ＋Ｇ＋Ｂ）を酸素飽和度Ｓａｔに対してプロットしたグラフである。図４では、全ての総ヘモグロビン濃度ｔＨｂにおける値が略同一曲線上に分布しており、パラメータαＲ／（Ｒ＋Ｇ＋Ｂ）が総ヘモグロビン濃度ｔＨｂに殆ど依存しない値となっている。
　補正値α（ｔＨｂ）の値は、所定の基準条件（例えば、Ｓａｔ＝０、ｔＨｂ＝４０）におけるパラメータＲ／（Ｒ＋Ｇ＋Ｂ）の値を、この基準条件と同じ酸素飽和度Ｓａｔ（この例では、Ｓａｔ＝０）での各総ヘモグロビン濃度ｔＨｂにおけるパラメータＲ／（Ｒ＋Ｇ＋Ｂ）の値で除算することで得られる。
　生体組織の画像データから総ヘモグロビン濃度ｔＨｂの値を厳密に計算することは困難であるが、本発明者が創出したパラメータＲ／Ｇは総ヘモグロビン濃度ｔＨｂを示す指標となる（数式９）。パラメータＲ／Ｇを使用することで、生体組織の画像データから総ヘモグロビン濃度ｔＨｂを示す指標を容易に計算することが可能になる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000009
　図５は、実験的に取得したパラメータＲ／Ｇと補正値αとの関係をプロットしたグラフである。このグラフを使用して、パラメータＲ／Ｇの値から補正値αの値を得ることができる。
　５００－６００ｎｍ帯（波長域Ｒ１－Ｒ３）は吸収が大きいため、波長域Ｒ１－Ｒ３における吸収を利用した数式４－６のパラメータ（特に、波長域が狭く光量が少ない波長域Ｒ２の光の照明下で撮像した画像データＮを使用する数式６のパラメータＮ／Ｗ）は、総ヘモグロビン濃度ｔＨｂが比較的に少ない生体組織の評価に適している。
　一方、６００－７００ｎｍ帯（波長域Ｒ４）は吸収が小さいため、波長域Ｒ４における吸収を利用した数式７－９のパラメータは、総ヘモグロビン濃度ｔＨｂが比較的に高い生体組織の評価に適している。
　以下に説明する本発明の実施形態では、総ヘモグロビン濃度ｔＨｂが比較的に低い生体組織に対しては、波長域Ｒ１－Ｒ３における強い吸収に基づいて生体組織中の生体物質の濃度（具体的には、総ヘモグロビン濃度ｔＨｂ及び酸素飽和度Ｓａｔ）を計算し、総ヘモグロビン濃度ｔＨｂが比較的に高い生体組織に対しては、波長域Ｒ４における弱い吸収に基づいて生体組織中の生体物質の濃度を計算する。このように、総ヘモグロビン濃度ｔＨｂの大きさに応じて、酸素飽和度Ｓａｔの計算に使用する波長域を選択する構成により、広い濃度範囲にわたって正確な酸素飽和度Ｓａｔの取得が可能になる。
＜内視鏡装置の構成＞
　図６は、本発明の実施形態に係る内視鏡装置１のブロック図である。本実施形態の内視鏡装置１は、電子内視鏡１００、プロセッサ２００及びモニタ３００を備えている。電子内視鏡１００及びモニタ３００は、プロセッサ２００に着脱可能に接続されている。また、プロセッサ２００には、光源部４００及び画像処理部５００が内蔵されている。
　電子内視鏡１００は、被検者の体内に挿入される挿入管１１０を有している。電子内視鏡１００の内部には、略全長に亘って延びるライトガイド１３１が設けられている。ライトガイド１３１の一端部（先端部１３１ａ）は、挿入管１１０の先端部（挿入管先端部１１１）に配置されており、ライトガイド１３１の他端部（基端部１３１ｂ）は、プロセッサ２００に接続されている。プロセッサ２００は、白色光源の一例であって、キセノンランプ等の光量の大きい白色光ＷＬを生成する光源ランプ４３０等を備えた光源部４００を内蔵しており、この光源部４００によって生成された照明光ＩＬは、ライトガイド１３１の基端１３１ｂに入射するようになっている。ライトガイド１３１の基端１３１ｂに入射した光は、ライトガイド１３１を通ってその先端部１３１ａに導かれ、先端部１３１ａから放射される。電子内視鏡１００の挿入管先端部１１１には、ライトガイド１３１の先端部１３１ａと対向して配置された配光レンズ１３２が設けられており、ライトガイド１３１の先端部１３１ａから放射される照明光ＩＬは、配光レンズ１３２を通過して、挿入管先端部１１１の近傍の生体組織Ｔを照明する。
　また、挿入管先端部１１１には対物光学系１２１及び撮像部の一例である撮像素子１４１が設けられている。生体組織Ｔの表面で反射又は散乱された照明光ＩＬの一部（戻り光）は、対物光学系１２１に入射し、集光されて、撮像素子１４１の受光面上で結像する。本実施形態の撮像素子１４１は、その受光面にカラーフィルタ１４１ａを備えたカラー画像撮像用のＣＣＤ（Charge Coupled Device）イメージセンサである。撮像素子１４１には、ＣＭＯＳ（Complementary Metal Oxide Semiconductor）イメージセンサ等の他の種類の撮像素子を使用してもよい。
　カラーフィルタ１４１ａは、赤色の光を通過させるＲカラーフィルタと、緑色の光を通過させるＧカラーフィルタと、青色の光を通過させるＢカラーフィルタとが配列され、撮像素子１４１の各受光素子上に直接形成された、いわゆるオンチップフィルタである。Ｒ、Ｇ、Ｂの各フィルタは、図７に示されるような分光特性を有している。すなわち、本実施形態のＲカラーフィルタは、波長約５７０ｎｍより長波長の光を通過させるフィルタであり、Ｇカラーフィルタは、波長約５００ｎｍ～６２０ｎｍの光を通過させるフィルタであり、Ｂカラーフィルタは、波長約５３０ｎｍより短波長の光を通過させるフィルタである。
　撮像素子１４１は、後述する信号処理回路５５０と同期して駆動するように制御され、受光面上で結像した被写体像に対応する撮像信号を、周期的に（例えば、１／３０秒間隔で）出力する。撮像素子１４１から出力された撮像信号は、ケーブル１４２を介してプロセッサ２００の画像処理部５００に送られる。
　画像処理部５００は、Ａ／Ｄ変換回路５１０、一時記憶メモリ５２０、コントローラ５３０、ビデオメモリ５４０及び信号処理回路５５０を備えている。Ａ／Ｄ変換回路５１０は、電子内視鏡１００の撮像素子１４１からケーブル１４２を介して入力される撮像信号をＡ／Ｄ変換してデジタル画像データを出力する。Ａ／Ｄ変換回路５１０から出力されるデジタル画像データは、一時記憶メモリ５２０に送られ記憶される。デジタル画像データには、Ｒカラーフィルタが装着された受光素子によって撮像されたＲデジタル画像データ、Ｇカラーフィルタが装着された受光素子によって撮像されたＧデジタル画像データ及びＢカラーフィルタが装着された受光素子によって撮像されたＢデジタル画像データが含まれている。なお、本明細書において、Ｒデジタル画像データ、Ｇデジタル画像データ及びＢデジタル画像データを、単色画像データ（Ｒ単色画像データ、Ｇ単色画像データ及びＢ単色画像データ）とも称する。
　コントローラ５３０は、一時記憶メモリ５２０に記憶された単数又は複数のデジタル画像データを処理してモニタ３００に表示させる画面データを生成し、これをビデオメモリ５４０に送る。例えば、コントローラ５３０は、単一のデジタル画像データから生成された画面データ、複数のデジタル画像データの画像が並べられた画面データ、或いは複数のデジタル画像データに基づいて画素（ｘ，ｙ）毎に生体組織Ｔの反射スペクトルを生成し、これによって健常部と病変部とを色別した画像を含む画面データや、特定の画素（ｘ，ｙ）に対応する生体組織Ｔの反射スペクトルのグラフ表示を含む画面データ等を生成して、これをビデオメモリ５４０に記憶させる。信号処理回路５５０は、ビデオメモリ５４０に記憶されている画面データに基づいて所定の形式（例えば、ＮＴＳＣ規格やＤＶＩ規格に準拠した形式）のビデオ信号を生成して出力する。信号処理回路５５０から出力されたビデオ信号は、モニタ３００に入力される。この結果、電子内視鏡１００によって撮像された内視鏡画像等が、モニタ３００に表示される。
　このように、プロセッサ２００は、電子内視鏡１００の撮像素子１４１から出力される撮像信号を処理するビデオプロセッサとしての機能と、被写体である生体組織Ｔを照明するための照明光ＩＬを電子内視鏡１００のライトガイド１３１に供給する光源装置としての機能とを兼ね備えたものである。
　光源装置の一例である光源部４００は、上述の光源４３０の他に、集光レンズ４４０、回転フィルタ４１０、フィルタ制御部４２０及び集光レンズ４５０を備えている。光源４３０から射出される略平行光の白色光ＷＬは、集光レンズ４４０によって集光され、回転フィルタ４１０を通過した後、集光レンズ４５０によって再度集光されて、ライトガイド１３１の基端１３１ｂに入射する。なお、回転フィルタ４１０は、リニアガイドウェイ等の移動手段（不図示）によって、白色光ＷＬの光路上の適用位置と光路外の退避位置との間で移動可能になっている。
　なお、光源部４００の構成は、図６に示されるものに限定されない。例えば、光源４３０に収束光を発生するランプを採用してもよい。この場合、例えば、白色光ＷＬを集光レンズ４４０の手前で集光させ、拡散光として集光レンズ４４０に入射させる構成を採用してもよい。
　また、集光レンズ４４０を使用せず、光源４３０が発生する略平行光を直接回転フィルタ４１０に入射させる構成を採用してもよい。
　また、収束光を発生するランプを使用する場合、集光レンズ４４０の替わりにコリメータレンズを使用して、略平行光の状態で白色光ＷＬを回転フィルタ４１０に入射させる構成を採用してもよい。例えば、回転フィルタ４１０に誘電体多層膜フィルタ等の干渉型の光学フィルタを使用する場合、略平行光の白色光ＷＬを回転フィルタ４１０に入射させることで、光学フィルタへの白色光ＷＬの入射角を均一にすることにより、より良好なフィルタ特性を得ることができる。
　また、光源４３０に発散光を発生するランプを採用してもよい。この場合にも、集光レンズ４４０の替わりにコリメータレンズを使用して、略平行光の白色光ＷＬを回転フィルタ４１０に入射させる構成を採用することができる。
　回転フィルタ４１０は、複数の光学フィルタを備えた円盤型の光学ユニットであり、その回転角度に応じて通過波長域が切り替わるように構成されている。回転フィルタ４１０の回転角度は、コントローラ５３０に接続されたフィルタ制御部４２０によって制御される。コントローラ５３０がフィルタ制御部４２０を介して回転フィルタ４１０の回転角度を制御することにより、回転フィルタ４１０を通過してライトガイド１３１に供給される照明光ＩＬのスペクトルが切り替えられる。
　図８は、回転フィルタ４１０の外観図（正面図）である。回転フィルタ４１０は、略円盤状のフレーム４１１と、３つの扇形の光学フィルタ４１５、４１６及び４１８を備えている。光学フィルタ４１５、４１６は、それぞれ、第１光学フィルタ、第２光学フィルタの一例である。フレーム４１１の中心軸の周りには３つの扇状の窓４１４ａ、４１４ｂ及び４１４ｃが等間隔で形成されており、各窓４１４ａ、４１４ｂ及び４１４ｃには、それぞれ光学フィルタ４１５、４１６及び４１８が嵌め込まれている。なお、本実施形態の光学フィルタは、いずれも誘電体多層膜フィルタであるが、他の方式の光学フィルタ（例えば、吸収型の光学フィルタや誘電体多層膜を反射膜として用いたエタロンフィルタ等）を用いてもよい。
　また、フレーム４１１の中心軸上にはボス穴４１２が形成されている。ボス穴４１２には、フィルタ制御部４２０が備えるサーボモータ（不図示）の出力軸が差し込まれて固定され、回転フィルタ４１０はサーボモータの出力軸と共に回転する。
　図８には、白色光ＷＬが光学フィルタ４１５に入射する状態が示されているが、回転フィルタ４１０が矢印で示される方向に回転すると、白色光ＷＬが入射する光学フィルタが、４１５、４１６、４１８の順に切り替わり、これにより回転フィルタ４１０を通過する照明光ＩＬのスペクトル順次が切り替えられる。
　光学フィルタ４１５及び４１６は、５５０ｎｍ帯の光を選択的に通過させる光バンドパスフィルタである。図２に示されるように、光学フィルタ４１５は、等吸収点Ｅ１からＥ４までの波長域（すなわち、波長域Ｒ０（Ｗ帯））の光を低損失で通過させ、それ以外の波長領域の光を遮断するように構成されている。また、光学フィルタ４１６は、等吸収点Ｅ２からＥ３までの波長域（すなわち、波長域Ｒ２（Ｎ帯））の光を低損失で通過させ、それ以外の波長領域の光を遮断するように構成されている。
　図２に示されるように、波長域Ｒ１には酸素化ヘモグロビンに由来する吸収ピークＰ１のピーク波長が含まれ、波長域Ｒ２には還元ヘモグロビンに由来する吸収ピークＰ２のピーク波長が含まれ、波長域Ｒ３には酸素化ヘモグロビンに由来する吸収ピークＰ３のピーク波長が含まれている。また、波長域Ｒ０には、３つの吸収ピークＰ１、Ｐ２、Ｐ３の各ピーク波長が含まれている。
　また、光学フィルタ４１５及び４１６の通過波長域であるＷ帯及びＮ帯（図２）は、カラーフィルタ１４１ａのＧカラーフィルタの通過波長域に含まれている。従って、光学フィルタ４１５又は４１６を通過した光によって形成される被写体像は、撮像素子１４１のＧカラーフィルタが装着された受光素子によって撮像され、Ｇデジタル画像データとして得られる。
　また、光学フィルタ４１８は、紫外線カットフィルタであり、光学フィルタ４１８を通過した照明光ＩＬ（すなわち白色光）は、通常観察像の撮像に使用される。なお、光学フィルタ４１８を使用せず、フレーム４１１の窓４１４ｃを開放した構成としてもよい。また、本明細書において、光学フィルタ４１５又は４１６を通過した照明光ＩＬを特殊光（又は特殊観察光）とも称し、光学フィルタ４１８を通過した白色光（又は広帯域光）を通常光（又は通常観察光）とも称する。
　また、窓４１４ａには、光学フィルタ４１５に重ねて、減光フィルタ（ＮＤフィルタ）４１９が取り付けられている。減光フィルタ４１９は、可視光全域に亘って波長依存性が無く、照明光ＩＬのスペクトルを変化させずに光量のみを低減する。減光フィルタ４１９の使用によって、光学フィルタ４１５及び減光フィルタ４１９を通過した照明光ＩＬの光量が、光学フィルタ４１６を通過した照明光ＩＬの光量と略同程度に調整される。これにより、光学フィルタ４１５、４１６のいずれを通過した照明光ＩＬを用いた場合でも、同じ露出時間で適正露出での撮像が可能になる。
　本実施形態では、減光フィルタ４１９として、目の細かな金属メッシュが使用されている。金属メッシュ以外にも、スリットやハーフミラー等の他方式の減光フィルタを使用してもよい。また、減光フィルタを使用せずに、光学フィルタ４１５、４１６自体の透過率を調整してもよい。また、窓４１４ｂ、４１４ｃにも減光フィルタを取り付けてもよい。また、窓４１４ａ～４１４ｃの中心角（すなわち開口面積）を変えることで通過光量を調整してもよい。また、減光フィルタを使用せずに、使用する光学フィルタ毎に露出時間を調整してもよい。
　フレーム４１１の周縁部には、貫通孔４１３が形成されている。貫通孔４１３は、フレーム４１１の回転方向において、窓４１４ａと窓４１４ｃとの境界部と同じ位置（位相）に形成されている。フレーム４１１の周囲には、貫通孔４１３を検出するためのフォトインタラプタ４２２が、フレーム４１１の周縁部の一部を囲むように配置されている。フォトインタラプタ４２２は、フィルタ制御部４２０に接続されている。
　本実施形態の内視鏡装置１は、通常観察モードと分光分析モードの２つの動作モードを有している。通常観察モードは、光学フィルタ４１８を通過した照明光ＩＬ（通常光）を用いてカラー画像を撮影する動作モードである。分光分析モードは、光学フィルタ４１５及び４１６のそれぞれを通過した照明光ＩＬ（特殊光）を使用して撮像したデジタル画像データに基づいて分光分析を行い、生体組織中の生体分子の分布画像（例えば酸素飽和度分布画像）を表示するモードである。内視鏡装置１の動作モードは、例えばプロセッサ２００の操作パネル（不図示）や電子内視鏡１００の操作ボタン（不図示）に対するユーザ操作によって切り換えられる。
　通常観察モードにおいては、コントローラ５３０は、移動手段を制御して、回転フィルタ４１０を適用位置から退避位置へ移動させる。なお、分光分析モードでは、回転フィルタ４１０は適用位置に配置される。また、回転フィルタ４１０が移動手段を有しない場合は、コントローラ５３０は、フィルタ制御部４２０を制御して、白色光ＷＬが光学フィルタ４１８に入射する位置で回転フィルタ４１０を静止させる。そして、撮像素子１４１によって撮像されたデジタル画像データに対してデモザイク等の所定の画像処理を施した後に、ビデオ信号に変換して、モニタ３００に画面表示させる。
　分光分析モードにおいては、コントローラ５３０は、フィルタ制御部４２０を制御して、回転フィルタ４１０を一定の回転数で回転駆動させながら、光学フィルタ４１５、４１６及び４１８のそれぞれを通過した照明光ＩＬによる生体組織Ｔの撮像を順次行う。そして、各光学フィルタ４１５及び４１６のそれぞれを通過した照明光ＩＬを用いて取得したデジタル画像データに基づいて生体組織中の生体分子の分布を示す画像を生成し、これと光学フィルタ４１８を用いて取得した通常観察画像とを並べた表示画面を生成して、更にビデオ信号に変換して、モニタ３００に表示させる。
　分光分析モードでは、フィルタ制御部４２０は、フォトインタラプタ４２２が貫通孔４１３を検出するタイミングに基づいて、回転フィルタ４１０の回転の位相を検出し、これをコントローラ５３０から供給されるタイミング信号の位相と比較して、回転フィルタ４１０の回転の位相を調整する。コントローラ５３０からのタイミング信号は、撮像素子１４１の駆動信号と同期している。従って、回転フィルタ４１０は、撮像素子１４１の駆動と同期して、略一定の回転数で回転駆動される。具体的には、回転フィルタ４１０の回転は、撮像素子１４１による１画像分（Ｒ，Ｇ，Ｂの３フレーム）の撮像が行われる毎に、白色光ＷＬが入射する光学フィルタ４１５、４１６、４１８（窓４１４ａ～ｃ）が切り替わるように制御される。
　次に、分光分析モードにおいて実行される分光分析処理について説明する。図９は、分光分析処理の手順を表すフローチャートである。
　ユーザ操作によって、分光分析モードが選択されている場合は、上述したように、フィルタ制御部４２０は回転フィルタ４１０を一定の回転数で回転駆動する。そして、光源部４００からは、光学フィルタ４１５、４１６、４１８を通過した照明光ＩＬが順次供給され、各照明光ＩＬを用いた撮像が順次行われる（Ｓ１）。具体的には、光学フィルタ４１５を通過した照明光ＩＬを用いて撮像したＧデジタル画像データＷ（ｘ，ｙ）、光学フィルタ４１６を通過した照明光ＩＬを用いて撮像したＧデジタル画像データＮ（ｘ，ｙ）並びに光学フィルタ（紫外線カットフィルタ）４１８を通過した照明光ＩＬ（白色光）を用いて撮像したＲデジタル画像データＲ（ｘ，ｙ）、Ｇデジタル画像データＧ（ｘ，ｙ）及びＢデジタル画像データＢ（ｘ，ｙ）がコントローラ５３０の内部メモリ５３１に記憶される。
　次に、画像処理部５００は、処理Ｓ１にて取得したＲデジタル画像データＲ（ｘ，ｙ）、Ｇデジタル画像データＧ（ｘ，ｙ）及びＢデジタル画像データＢ（ｘ，ｙ）を用いて、以下の分析処理（処理Ｓ３－Ｓ７）の対象とする画素を選別する画素選別処理Ｓ２を行う。画像処理部５００は、生体組織の特徴量を取得する特徴量取得部の一例である。
　血液を含んでいない箇所や、生体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流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医師に提供すると、医師による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、本実施形態の分析処理は、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１０、数式１１及び数式１２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。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000010
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000011
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000012
 　ここで、ａ１、ａ２、ａ３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１１及び数式１２のみを使用して）画素選別処理Ｓ２を行っても良い。
　次に、画像処理部５００は、第１分析処理Ｓ４を行う。コントローラ５３０の不揮発性メモリ５３２には、パラメータＷ／Ｒと総ヘモグロビン濃度ｔＨｂとの定量関係を表す数値テーブルＴ１（又は関数）、総ヘモグロビン濃度ｔＨｂ及びパラメータＮ／Ｗと酸素飽和度Ｓａｔとの関係を表す数値テーブルＴ２（又は関数）、パラメータＲ／Ｇと補正値αとの関係を表す数値テーブルＴ３（又は関数）並びにパラメータαＲ／（Ｒ＋Ｇ＋Ｂ）と酸素飽和度Ｓａｔとの関係を表す数値テーブルＴ４（又は関数）が保持されている。不揮発性メモリ５３２は、第１～第３記憶部の一例である。第１分析処理Ｓ３では、この数値テーブルＴ１を使用して、処理Ｓ１にて取得したＧデジタル画像データＷ（ｘ，ｙ）及びＲデジタル画像データＲ（ｘ，ｙ）から、総ヘモグロビン濃度ｔＨｂの値を取得する。
　具体的には、まず数式１３により、各画素（ｘ，ｙ）についてパラメータＷ／Ｒ（ｘ，ｙ）が計算される。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000013
　次に、数値テーブルＴ１を参照して、数式１３により計算されたパラメータＷ／Ｒ（ｘ，ｙ）の値に対応する総ヘモグロビン濃度ｔＨｂ（ｘ，ｙ）の値が読み取られて取得される。
　不揮発性メモリ５３２に保持された数値テーブルＴ１（並びに、後述する数値テーブルＴ２、Ｔ３及びＴ４）の定量関係は、予め理論計算や実験によって得られたものである。
　次に、画像処理部５００は、分析モード選択処理Ｓ４を行う。分光分析モードには、５５０ｎｍ帯（波長域Ｒ０）の吸収に基づいて酸素飽和度Ｓａｔを取得する第１分光分析モード（以下「第１モード」という。）と、６５０ｎｍ帯（波長域Ｒ４）の吸収に基づいて酸素飽和度Ｓａｔを取得する第２分光分析モード（以下「第２モード」という。）が含まれる。血液の含有量が比較的に少ない生体組織を分析する場合には、ヘモグロビンの強い吸収を有する５５０ｎｍ帯を使用する第１分光分析モードが適している。また、血液の含有量が比較的に多い生体組織を分析する場合には、ヘモグロビンの吸収が余り強くなく、また酸素飽和度に対する感度が大きい６５０ｎｍ帯を使用する第２分光分析モードが適している。分析モード選択処理Ｓ４では、生体組織中の血液含有量（総ヘモグロビン濃度）との相関を有するパラメータを計算して、このパラメータに基づいて第１モードと第２モードのいずれの分光分析モードを採用するかを選択する。
　本実施形態の分析モード選択処理Ｓ４では、数式１４で表される条件を充足する画素（ｘ，ｙ）について、血液の含有量が比較的に少ない生体組織の像と判断して、第１モードを選択する。また、数式１４で表される条件を充足しない画素（ｘ，ｙ）については、血液の含有量が比較的に多い生体組織の像と判断して、第２モードを選択する。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000014
 　ここで、ａ４は正の定数である。
　また、上記の数式１４の替わりに、数式１５で表される条件式を使用して、条件式を充足する場合に第１モードを選択し、充足しない場合に第２モードを選択する構成とすることもできる。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000015
 　ここで、ａ５は正の定数である。
　なお、分析モード選択処理Ｓ４で使用される条件式は、数式１４や数式１５に限定されるものではない。生体組織中の血液の含有量との相関を有する他のパラメータを使用してもよい。
　分析モード選択処理Ｓ４の境界条件（定数ａ４又はａ５）は、例えば、第１モードと第２モードによる分析結果の誤差が同程度となるように（すなわち、誤差の少ない分光分析モードが選択されるように）設定される。
　また、血液の含有量が多く、ヘモグロビンによる吸収が強くなるほど、照明光ＩＬが生体組織の深部まで到達し難くなるため、生体組織による散乱の影響は減少する。そこで、散乱による誤差が十分に小さくなる場合に第２モードを選択する構成とすることもできる。この場合、第２モードにおいて散乱の補正を省略しても、十分な分析精度を確保することが可能になる。
　分析モード選択処理Ｓ４において第１モードが選択されると、次に、画像処理部５００は、第２分析処理Ｓ５を行う。第２分析処理は、５５０ｎｍ帯（具体的にはＮ帯）の吸収の指標となるパラメータＮ／Ｗを使用して酸素飽和度を取得する処理である。コントローラ５３０の不揮発性メモリ５３２には、総ヘモグロビン濃度ｔＨｂ、パラメータＮ／Ｗ及び酸素飽和度Ｓａｔの定量関係を表す数値テーブルＴ２（又は関数）が保持されている。数値テーブルＴ２には、総ヘモグロビン濃度ｔＨｂ、パラメータＮ／Ｗ及び酸素飽和度Ｓａｔの３つの数値（以下「数値セット」という。）が関連付けられて登録されている。第２分析処理Ｓ４では、この数値テーブルＴ２を使用して、処理Ｓ１にて取得したＧデジタル画像データＷ（ｘ，ｙ）、Ｎ（ｘ，ｙ）及び第１分析処理Ｓ３にて取得した総ヘモグロビン濃度ｔＨｂ（ｘ，ｙ）の値から、各画素の酸素飽和度Ｓａｔ（ｘ，ｙ）の値を取得する。
　具体的には、まず数式１６により、各画素（ｘ，ｙ）についてパラメータＮ／Ｗ（ｘ，ｙ）が計算される。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000016
　次に、各画素（ｘ，ｙ）について、数値テーブルＴ２を参照して、第１分析処理Ｓ３にて取得した総ヘモグロビン濃度ｔＨｂ（ｘ，ｙ）の値と、数式１６により計算されたパラメータＮ／Ｗ（ｘ，ｙ）の値に最も近い数値セットを抽出し、抽出した数値セットの酸素飽和度Ｓａｔの値が読み取られて、当該画素（ｘ，ｙ）の酸素飽和度Ｓａｔ（ｘ，ｙ）の値として取得される。
　分析モード選択処理Ｓ４において第２モードが選択されると、画像処理部５００は、第３分析処理Ｓ６を行う。第３分析処理は、６００－７００ｎｍ帯（波長域Ｒ４）の吸収の指標となるパラメータＲ／（Ｒ＋Ｇ＋Ｂ）又はＲ／Ｗを使用して酸素飽和度を取得する処理である。
　コントローラ５３０の不揮発性メモリ５３２には、パラメータＲ／Ｇと補正値αとの図５に示される関係を表す数値テーブルＴ３（又は関数）が保持されている。この数値テーブルＴ３を使用して、各画素（ｘ，ｙ）について、パラメータＲ／Ｇ（ｘ，ｙ）の値から補正値αを取得する。
　また、コントローラ５３０の不揮発性メモリ５３２には、パラメータαＲ／（Ｒ＋Ｇ＋Ｂ）と酸素飽和度Ｓａｔとの図４に示される関係を表す数値テーブルＴ４（又は関数）が保持されている。コントローラ５３０は、数式１７により、各画素（ｘ，ｙ）についてパラメータαＲ／（Ｒ＋Ｇ＋Ｂ）を計算し、パラメータαＲ／（Ｒ＋Ｇ＋Ｂ）の計算値に対応する酸素飽和度Ｓａｔの値を数値テーブルＴ４から取得する。
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000017
　また、パラメータαＲ／（Ｒ＋Ｇ＋Ｂ）の代わりに、パラメータβＲ／Ｗを使用して酸素飽和度Ｓａｔを取得する構成としてもよい。定数βは、パラメータＲ／Ｗから総ヘモグロビン濃度ｔＨｂの影響を除去するための補正値であり、補正値αに対応するものである。この場合、数値テーブルＴ３はパラメータＲ／Ｇと補正値βとの関係を表すものとなり、数値テーブルＴ４はパラメータβＲ／Ｗと酸素飽和度Ｓａｔと関係を表すものとなる。
　また、コントローラ５３０の不揮発性メモリ５３２には、酸素飽和度Ｓａｔ（ｘ，ｙ）と表示色（画素値）との関係を表す数値テーブル（又は関数）が記憶されている。そして、処理Ｓ７において、コントローラ５３０は、この数値テーブル（又は関数）を参照して、第２分析処理Ｓ５又は第３分析処理Ｓ６で得られた酸素飽和度Ｓａｔ（ｘ，ｙ）に対応する表示色を表す画素値を取得する。
　また、コントローラ５３０は、光学フィルタ（紫外線カットフィルタ）４１８を通過した照明光ＩＬ（白色光）を使用して撮像したＲデジタル画像データＲ（ｘ，ｙ）、Ｇデジタル画像データＧ（ｘ，ｙ）及びＢデジタル画像データＢ（ｘ，ｙ）から、通常観察画像データを生成する。
　図１０にコントローラ５３０が生成する画像データの表示例を示す。コントローラ５３０は特徴量分布画像生成部の一例である。図１０（Ａ）は、通常観察画像の表示例である。図１０（Ｂ）は、上述の第２分析処理Ｓ５により取得した酸素飽和度Ｓａｔ（ｘ，ｙ）から生成した酸素飽和度分布画像データの表示例である。さらに、図１０（Ｃ）は、上述の第３分析処理Ｓ６により取得した酸素飽和度Ｓａｔ（ｘ，ｙ）から生成した酸素飽和度分布画像データの表示例である。なお、図１０は、ヒトの舌の裏側を観察したものである。図１０（Ｂ）及び図１０（Ｃ）の酸素飽和度分布画像においては、光量の不足により酸素飽和度Ｓａｔ（ｘ，ｙ）の値を十分な精度で得ることができない領域は、非表示にされている（すなわち、黒く塗り潰されている）。図１０（Ｂ）では、光量の少ないＮ帯の照明光ＩＬで撮像したＧデジタル画像データＮ（ｘ，ｙ）が酸素飽和度Ｓａｔ（ｘ，ｙ）の計算に使用されるため、殆どの画素（ｘ，ｙ）について酸素飽和度Ｓａｔ（ｘ，ｙ）を十分な精度で計算することができず、その結果、大半の領域が非表示となっている。一方、図１０（Ｃ）では、比較的に光量の多い照明光ＩＬで撮像した画像データが酸素飽和度Ｓａｔ（ｘ，ｙ）の計算に使用されるため、殆どの画素（ｘ，ｙ）について酸素飽和度Ｓａｔ（ｘ，ｙ）が十分な精度で計算され、階調をもった画像として描出されている。
　更に、コントローラ５３０は、生成した酸素飽和度分布画像データ及び通常観察画像データから、１画面上に通常観察画像と酸素飽和度分布画像を並べて表示する画面データを生成して、ビデオメモリ５４０に記憶させる。なお、コントローラ５３０は、ユーザ操作に応じて、酸素飽和度分布画像のみを表示する表示画面や、通常観察画像のみを表示する表示画面、酸素飽和度分布画像及び／又は通常観察画像に患者のＩＤ情報や観察条件等の付帯情報をスーパーインポーズ表示した表示画面等、種々の表示画面を生成することができる。
　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濃度が多く、尚且つ、酸素の代謝が顕著であるため酸素飽和度Ｓａｔは正常な組織よりも低いことが知られている。そこで、コントローラ５３０は、第１分析処理Ｓ３により取得した総ヘモグロビン濃度が所定の基準値（第１基準値）よりも大きく、且つ、第２分析処理Ｓ５又は第３分析処理Ｓ６により取得した酸素飽和度Ｓａｔが所定の基準値（第２基準値）よりも小さい画素を抽出して、例えば通常観察画像データの対応する画素に対して強調表示処理を行った病変部強調画像データを生成し、通常観察画像及び／又は酸素飽和度分布画像と共に（或いは単独で）病変部強調画像をモニタ３００に表示させることもできる。
　強調表示処理としては、例えば、該当する画素の画素値を増加させる処理や、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）、該当する画素を明滅させる（あるいは、周期的に色相を変化させる）処理がある。
　また、コントローラ５３０が、病変部強調画像データの代わりに、例えば、酸素飽和度Ｓａｔ（ｘ，ｙ）の平均値からの偏差と、総ヘモグロビン濃度ｔＨｂ（ｘ，ｙ）の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指標Ｚ（ｘ，ｙ）を計算して、指標Ｚを画素値とする画像データ（悪性疑い度画像データ）を生成する構成としてもよい。
　以上が本発明の実施形態および該実施形態の具体的実施例の説明であるが、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内において様々な変形が可能である。
　また、上記の実施形態では、生体組織中のヘモグロビンの濃度分布の分析に本発明を適用したものであるが、生体組織の色を変化させる別の生体物質（例えば、ホルモン等の分泌物）の濃度分布の分析にも本発明を適用することができる。
　また、本実施形態の撮像素子１４１は、その前面にＲ、Ｇ、Ｂの原色系カラーフィルタを備えたカラー画像撮像用の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、Ｙ、Ｃｙ、Ｍｇ、Ｇの補色系カラーフィルタを備えたカラー画像撮像用の撮像素子を用いてもよい。
　また、本実施形態の撮像素子１４１は、オンチップのカラーフィルタ１４１ａを備えたカラー画像撮像用の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１４１ａは、オンチップの構成に限定されるものではなく、光源４３０から撮像素子１４１までの光路中への配置が可能である。
　また、上記の実施形態では、回転フィルタ４１０が使用されるが、本発明はこの構成に限定されるものではなく、通過波長域が切り換え可能な他の方式の波長可変フィルタを使用することもできる。
　また、上記の実施形態では、回転フィルタ４１０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、回転フィルタ４１０を撮像素子側（例えば、対物光学系１２１と撮像素子１３１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、上記の実施形態では、第３分析処理Ｓ６で使用されるＲデジタル画像Ｒ（ｘ，ｙ）データを撮影する際に、白色光の照明光ＩＬが使用されているが、回転フィルタ４１０に波長域Ｒ４を正確に取り出す光学フィルタを設けて、この光学フィルタを通過した波長域Ｒ４の照明光ＩＬの下で撮影されたＲデジタル画像データに基づいて酸素飽和度Ｓａｔを取得する構成としてもよい。この場合、光学フィルタの通過波長域Ｒ４は、等吸収点Ｅ４から８００ｎｍまでの波長範囲内で設定することができるが、比較的に吸収が大きく、且つ、酸素飽和度に対する感度が高い、６００－７００ｎｍ（特に、６５０－６５０ｎｍ）の波長範囲内で設定することが好ましい。例えば、上記実施形態の光学フィルタ４１７を通過した照明光ＩＬを用いて撮像したＲデジタル画像データＲ４１７（ｘ，ｙ）に基づいて酸素飽和度Ｓａｔを取得する構成としてもよい。
　また、上記の実施形態では、分光分析モードにおいて、回転フィルタ４１０を一定の回転数で回転させながら、所定の時間間隔で撮像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、例えば、回転フィルタ４１０の回転位置を所定の時間間隔で段階的に変化させ、回転フィルタ４１０が静止した状態で撮像を行う構成としてもよい。
　また、上記の実施形態では、撮像素子から出力された画像データ（ＲＡＷデータ）を使用して分光分析処理が行われるが、補間処理（デモザイク処理）、リニアマトリックス処理、ホワイトバランス処理、所定の色空間（例えばｓＲＧＢ空間）への色変換処理等の各種画像処理後の画像データを使用して分光分析処理を行うこともできる。
　また、上記の実施形態では、照明用の広帯域光を発生する光源としてキセノンランプ等の白色光源が使用されるが、使用する各光学フィルタの通過波長域全域に亘って十分な光量を有する非白色の広帯域光を発生する光源を使用することもできる。
　また、上記の実施形態では、透過型の光学フィルタが使用されるが、通過波長域を反射する反射型の光学フィルタを使用してもよい。
　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装置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。

Claims (16)

  1. 　光源装置と、
    　前記光源装置が発する光で照明された生体組織を撮像してＲＧＢカラー画像データを生成する撮像部と、
    　前記ＲＧＢカラー画像データに基づいて前記生体組織の特徴量を取得する特徴量取得部と、
    を備え、
    　前記特徴量取得部が、
    　　前記ＲＧＢカラー画像データから前記生体組織中の酸素飽和度との相関を有する第１パラメータを計算し、
    　　前記第１パラメータが、次の［ａ］及び［ｂ］のいずれかである、
    　　　［ａ］　Ｒ／（Ｒ＋Ｇ＋Ｂ）
    　　　［ｂ］　Ｒ／Ｗ
    　　　但し、
    　　　　Ｒは白色光の照明下で撮像された通常観察画像データのＲ成分である第１通常観察画像データＲであり、
    　　　　Ｇは前記通常観察画像データのＧ成分である第２通常観察画像データＧであり、
    　　　　Ｂは前記通常観察画像データのＢ成分である第３通常観察画像データＢであり、
    　　　　Ｗは第１特殊光の照明下で撮像されたＲＢＧカラー画像データのＧ成分である第１特殊観察画像データＷである、
    内視鏡装置。
  2. 　前記特徴量取得部が、前記第１パラメータに総ヘモグロビン濃度の影響を補正する第１補正値を乗じた補正第１パラメータに基づいて酸素飽和度を取得する、
    請求項１に記載の内視鏡装置。
  3. 　前記特徴量取得部が、前記補正第１パラメータと酸素飽和度との関係を表す数値テーブル又は関数を保持する第１記憶部を備えた、
    請求項２に記載の内視鏡装置。
  4. 　前記特徴量取得部が、総ヘモグロビン濃度との相関を有する第２パラメータに基づいて前記第１補正値を取得する、
    請求項２又は請求項３に記載の内視鏡装置。
  5. 　前記特徴量取得部が、前記第２パラメータと総ヘモグロビン濃度との関係を表す数値テーブル又は関数を保持する第２記憶部を備えた、
    請求項４に記載の内視鏡装置。
  6. 　前記第２パラメータが、次の［ｃ］から［ｅ］のいずれかである、
    　　［ｃ］　Ｒ／Ｇ
    　　［ｄ］　Ｗ／Ｒ
    　　［ｅ］　Ｗ／（Ｒ＋Ｇ）
    　　但し、
    　　　Ｒは前記第１通常観察画像データＲであり、
    　　　Ｇは前記第２通常観察画像データＧであり、
    　　　Ｗは前記第１特殊観察画像データＷである、
    請求項４又は請求項５に記載の内視鏡装置。
  7. 　前記特徴量取得部が、前記第２パラメータに基づいて総ヘモグロビン濃度を取得する、
    請求項６に記載の内視鏡装置。
  8. 　前記第１特殊光が、５２８±５ｎｍに現れるヘモグロビンの等吸収点Ｅ１付近から、５８４±５ｎｍに現れる等吸収点Ｅ４付近までの波長範囲を有する、
    請求項１から請求項７のいずれか一項に記載の内視鏡装置。
  9. 　前記特徴量取得部が、
    　　前記第２パラメータの値に相当する総ヘモグロビン濃度が所定値以上のときに、前記第１パラメータに基づいて酸素飽和度を計算し、
    　　前記第２パラメータの値に相当する総ヘモグロビン濃度が所定値未満のときに、ヘモグロビンの５００－６００ｎｍ吸収帯の吸収を反映する第３パラメータに基づいて酸素飽和度を計算する、
    請求項４から請求項７のいずれか一項に記載の内視鏡装置。
  10. 　前記光源装置が、
    　　白色光源と、
    　　前記白色光源が発する白色光から前記第１特殊光を取り出す第１光学フィルタと、
    を備え、
    　　前記白色光と前記第１特殊光とを切り替えて発する、
    請求項１から請求項９のいずれか一項に記載の内視鏡装置。
  11. 　前記光源装置が、
    　　前記白色光源が発する白色光から第２特殊光を取り出す第２光学フィルタ
    を更に備え、
    　前記第３パラメータがＮ／Ｗである、
    　　但し、
    　　　Ｗは前記第１特殊観察画像データＷであり、
    　　　Ｎは前記第２特殊光の照明下で撮像されたＲＢＧカラー画像データのＧ成分である前記第２特殊観察画像データＮであり、
    　　　前記第２特殊光が、５４７±５ｎｍに現れるヘモグロビンの等吸収点Ｅ２付近から、５６９±５ｎｍに現れる等吸収点Ｅ３付近までの波長範囲を有する、
    請求項１０に記載の内視鏡装置。
  12. 　前記特徴量取得部が、前記第３パラメータと酸素飽和度との関係を表す数値テーブル又は関数を保持する第３記憶部を備えた、
    請求項１０又は請求項１１に記載の内視鏡装置。
  13. 　第１光と第２光とを発生可能な光源装置と、
    　前記光源装置が発生する光で照明された生体組織を撮像してカラー画像データを生成可能な、ＲＧＢカラーフィルタを備えた撮像部と、
    　前記カラー画像データに基づいて前記生体組織の特徴量を取得する特徴量取得部と、
    を備え、
    　前記第１光が前記撮像部のＲカラーフィルタを通過した第１通過光と、前記第２光が前記撮像部のＧカラーフィルタを通過した第２通過光のそれぞれに対して、ヘモグロビンの吸収が酸素飽和度と相関を有し、
    　前記特徴量取得部が、
    　　前記第１通過光によって撮像された第１画像データと、前記第２通過光によって撮像された第２画像データのいずれに基づいて前記生体組織の酸素飽和度を取得するかを選択する選択部を有し、
    　　前記選択部が選択した画像データに基づいて前記生体組織の酸素飽和度を取得する、
    内視鏡装置。
  14. 　前記特徴量取得部が、
    　　前記生体組織の酸素飽和度の指標となる第１パラメータと、
    　　前記生体組織の総ヘモグロビン濃度の指標となる第２パラメータと、を生成可能であり、
    　前記選択部が、
    　　前記第２パラメータの値に相当する総ヘモグロビン濃度が所定値以上である場合に、前記第１画像データに基づく酸素飽和度の取得を選択し、
    　　前記第２パラメータの値に相当する総ヘモグロビン濃度が前記所定値未満である場合に、前記第２画像データに基づく酸素飽和度の取得を選択する、
    請求項１３に記載の内視鏡装置。
  15. 　前記特徴量に基づき、前記生体組織における該特徴量の分布を表す特徴量分布画像を生成する特徴量分布画像生成部を備えた、
    請求項１から請求項１４のいずれか一項に記載の内視鏡装置。
  16. 　前記撮像部が先端部に設けられた内視鏡を備えた、
    請求項１から請求項１５のいずれか一項に記載の内視鏡装置。
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