WO2018043727A1

WO2018043727A1 - 内視鏡システム

Info

Publication number: WO2018043727A1
Application number: PCT/JP2017/031674
Authority: WO
Inventors: 雅明福田
Original assignee: Hoya株式会社
Priority date: 2016-09-02
Filing date: 2017-09-01
Publication date: 2018-03-08
Also published as: JPWO2018043727A1; DE112017004418B4; US10575718B2; CN109475283A; DE112017004418T5; JP6467562B2; US20190223703A1; CN109475283B

Abstract

内視鏡システムは、第１～３の光で照明した生体組織を撮像し第１～３のカラー画像データを生成する。前記第１～３のカラー画像データの成分を用いて前記生体組織におけるヘモグロビンの量及び前記ヘモグロビンの酸素飽和度を算出し、前記酸素飽和度の分布を示す酸素飽和度分布画像を生成し、生成した前記酸素飽和度分布画像を、撮像された前記生体組織の像に重ねてディスプレイに表示するように制御する。前記酸素飽和度は、前記カラー画像データの成分を用いて得られる第２比率とヘモグロビンの量に基づいて算出される。前記第２比率の値が、前記ヘモグロビンの量に応じて定めた前記第２比率の許容範囲をはずれる画素については、該画素の透過率を調整する。

Description

内視鏡システム

　本発明は、生体組織の撮影により生成した画像データに基づいて、生体組織中の生体情報を画像表示する内視鏡システムに関する。

　内視鏡によって得られた画像データから、被写体である生体組織中の生体物質、例えば、ヘモグロビンの量やヘモグロビンの酸素飽和度の情報を求め画像表示する機能を備えた内視鏡システムが知られている。このような内視システムの一例が特許文献１に記載されている。

　特許文献１に記載の内視鏡システムは、体腔内において所定波長領域の分光画像を撮影して分光画像データを得る撮影手段と、分光画像データに所定の処理を施して、生体組織の特徴量、例えば酸素飽和度を強調した合成画像データを生成する処理手段と、合成画像データに基づいて画面表示を行う表示手段と、を備える。内視鏡システムは、この合成画像を、病変部を健常部と区別して特定するための画像として表示することができる。

特開２０１３－２４０４０１号公報

　上記内視鏡システムでは、分光画像を得るために異なる狭い波長帯域の複数の光で、生体組織を、時間間隔をあけて照明して撮像するので、生体組織の動きや撮像素子の手ぶれ等により、異なる分光画像の間で生体組織の像の位置ずれが生じる場合がある。この結果、生体組織の特徴量の分布を強調した合成画像を生成したとき、合成画像において、生体組織の像の位置ずれに起因した酸素飽和度の異常値を示す領域を、低い酸素飽和度の領域として誤って表示し、あるいは高い酸素飽和度の領域として誤って画像表示し、酸素飽和度分布画像にアーチファクトが生じる不都合な問題が生じる。この問題は、分光画像に限らず、波長帯域の異なる複数の光を、時間間隔をあけて照明して、Ｒ（赤）、Ｇ(緑)、Ｂ(青)の３色のカラー画像データで構成された生体組織のカラー画像データを取得する場合においても生じ得る問題である。

　本発明は上記の事情に鑑みてなされたものであり、生体組織の画像データを用いてヘモグロビンの酸素飽和度の分布を示す酸素飽和度分布画像を表示するとき、生体組織の像の位置ずれに起因して生じる酸素飽和度分布画像中の異常値を目立たなくして画像表示することができる内視鏡システムを提供することを目的とする。

　本発明の内視鏡システムは、以下の形態を有する。
（形態１）
　波長帯域の異なる少なくとも２つの光を出射するように構成された光源装置と、
　少なくとも２つの前記光でそれぞれ照明された生体組織を撮像することにより、各光に対応した前記生体組織の像のカラー画像データを生成するように構成された撮像素子を備えた撮像部を含む内視鏡と、
　前記カラー画像データの成分を用いて前記生体組織におけるヘモグロビンの量及び前記ヘモグロビンの酸素飽和度を算出し、前記酸素飽和度の分布を示す酸素飽和度分布画像を生成するように構成された特徴量取得部と、前記酸素飽和度分布画像の表示形態を制御するように構成された画像表示制御部と、を含むプロセッサと、
　前記撮像部で撮像された前記生体組織の像に前記酸素飽和度分布画像を重ねて表示するように構成されたディスプレイと、を備え、
　前記特徴量取得部は、前記カラー画像データの成分を用いて得られる第１比率に基づいて前記ヘモグロビンの量を算出するように構成されたヘモグロビン量算出部と、前記カラー画像データの成分を用いて得られる第２比率と前記ヘモグロビンの量あるいは前記第１比率とに基づいて前記ヘモグロビンの酸素飽和度を算出するように構成された酸素飽和度算出部と、を含み、
　前記画像表示制御部は、前記第２比率の値が、前記ヘモグロビンの量に応じて定めた前記第２比率の許容範囲をはずれる画素について、前記生体組織の像に重ねる該画素の透過率を調整するように構成された、ことを特徴とする内視鏡システム。

（形態２）
　前記光源装置は、第１の波長帯域の第１の光、前記第１の波長帯域と異なる第２の波長帯域の第２の光、及び第１の波長帯域及び前記第２の波長帯域と異なる第３の波長帯域の第３の光を含む少なくとも３以上の光を出射するように構成され、
　前記撮像部は、前記第１の光、前記第２の光、及び前記第３の光でそれぞれ照明された生体組織を撮像することにより、前記第１の光に対応した第１のカラー画像データ、前記第２の光に対応した第２のカラー画像データ、及び前記第３の光に対応した第３のカラー画像データを生成するように構成され、
　前記第１比率は、前記第１のカラー画像データの一成分と前記第２のカラー画像データの一成分との比率であり、
　前記第２比率は、前記第２のカラー画像データの一成分と前記第３のカラー画像データの一成分との比率である、形態１に記載の内視鏡システム。

（形態３）
　前記第１の波長帯域は、前記第２の波長帯域及び前記第３の波長帯域に比べて広く、前記第２の波長帯域は、前記第３の波長帯域に比べて広く、
　前記第１の波長帯域は、前記第１のカラー画像データの成分の１つが、前記生体組織のヘモグロビンの量の変化に対して感度を有しないような波長帯域を含む、形態２に記載の内視鏡システム。

（形態４）
　前記第２の波長帯域は、前記第２のカラー画像データの成分の１つが、前記生体組織のヘモグロビン量の変化に対して感度を有するが、前記酸素飽和度の変化に対して感度を有しないような波長帯域を含む、形態２または３に記載の内視鏡システム。

（形態５）
　前記第１比率は、前記第２のカラー画像データの輝度成分と、前記第１のカラー画像データのＲ成分、あるいはＲ成分及びＧ成分の合計成分との比率である、形態２～４のいずれか１つに記載の内視鏡システム。

（形態６）
　前記第２比率は、前記第３のカラー画像データの輝度成分と前記第２のカラー画像データの輝度成分との比率である、形態２～５のいずれか１つに記載の内視鏡システム。

（形態７）
　前記第２の波長帯域は、５００ｎｍ～６００ｎｍの範囲内にあり、
　前記第３の波長帯域は、前記第２の波長帯域内の前記前記第２の波長帯域より狭い波長帯域であり、
　前記第２の光は、光学フィルタで、前記第２の波長帯域の光成分を透過させた前記第１の光の濾過光であり、前記第３の光は、光学フィルタで、前記第３の波長帯域の光成分を透過させた前記第１の光の濾過光である、形態２～６のいずれか１つに記載の内視鏡システム。

（形態８）
　前記光源装置は、第４の波長帯域の光成分及び前記第４の波長帯域と異なる第５の波長帯域の光成分を含む第１の光、及び前記第４の波長帯域及び前記第５の波長帯域と異なる第３の波長帯域の第３の光を出射するように構成され、
　前記撮像部は、前記第１の光及び前記第３の光でそれぞれ照明された生体組織を撮像することにより、前記第１の光に対応した第１のカラー画像データ及び前記第３の光に対応した第３のカラー画像データを生成するように構成され、
　前記第１比率は、前記第１のカラー画像データから、前記第４の波長帯域及び前記第５の波長帯域のそれぞれに対応した前記第１のカラー画像データの対応成分同士の比から得られる比率であり、
　前記第２比率は、前記対応成分の一つと前記第３のカラー画像データの一成分との比率である、形態１に記載の内視鏡システム。

（形態９）
　前記第５の波長帯域は、前記対応成分のうち前記第５の波長帯域に対応した対応成分が、前記生体組織のヘモグロビン量の変化に対して感度を有するが、前記酸素飽和度の変化に対して感度を有しないような波長帯域を含む、形態８に記載の内視鏡システム。

（形態１０）
　前記第３の波長帯域は、前記第３のカラー画像データの成分の１つが、前記酸素飽和度の変化に対して感度を有するような波長帯域を含む、形態２～９のいずれか１つに記載の内視鏡システム。

（形態１１）
　波長帯域の異なる少なくとも３つの光成分を含む光を出射するように構成された光源装置と、
　前記光で照明された生体組織を撮像することによりカラー画像データを生成するように構成された撮像素子を備えた撮像部を含む内視鏡と、
　前記光成分の波長帯域それぞれに対応した前記カラー画像データの対応成分を用いて、前記生体組織におけるヘモグロビンの量及び前記ヘモグロビンの酸素飽和度を算出し、前記酸素飽和度の分布を示す酸素飽和度分布画像を生成する特徴量取得部と、前記酸素飽和度分布画像の表示形態を制御する画像表示制御部と、を含むプロセッサと、
　前記撮像部で撮像された前記生体組織の像に前記酸素飽和度分布画像を重ねて表示するディスプレイと、を備え、
　前記特徴量取得部は、前記対応成分を用いて得られる第１比率に基づいて前記ヘモグロビンの量を算出するヘモグロビン量算出部と、前記対応成分を用いて得られる第２比率と前記ヘモグロビンの量あるいは前記第１比率とに基づいて前記ヘモグロビンの酸素飽和度を算出する酸素飽和度算出部と、を含み、
　前記画像表示制御部は、前記第２比率の値が、前記ヘモグロビンの量に応じて定めた前記第２比率の許容範囲をはずれる画素について、前記生体組織の像に重ねる該画素の透過率を調整する、ことを特徴とする内視鏡システム。

（形態１２）
　前記画像表示制御部は、前記第２比率が許容範囲をはずれる画素の透過率を、前記第２比率が許容範囲内にある画素の透過率に比べて高くする、形態１～１１のいずれか１つに記載の内視鏡システム。

　本発明の上述の内視鏡システムによれば、生体組織の像の位置ずれに起因して生じる酸素飽和度分布画像中の異常値を目立たなくして酸素飽和度分布画像を表示することができる。

一実施形態の内視鏡システムの一例の構成のブロック図である。一実施形態で用いる撮像素子の赤（Ｒ）、緑（Ｇ）、青（Ｂ）の各フィルタの分光特性の一例を示す図である。一実施形態の光源装置で用いる回転フィルタの一例の外観図（正面図）である。５５０ｎｍ付近のヘモグロビンの吸収スペクトルの一例を示す図である。一実施形態で用いる第１比率とヘモグロビンの量との関係の一例を示す図である。一実施形態で用いる第２比率の上限値及び下限値とヘモグロビンの量の関係の一例を示す図である。（ａ）～（ｃ）は、各光で照明して撮像した生体組織の像の位置ずれの一例を説明する図である。（ａ）～（ｄ）は、各光で照明して撮像した生体組織の像の位置ずれの一例を説明する図である。撮像部で撮像された生体組織の像の位置ずれによって生じる酸素飽和度Ｓａｔのアーチファクトの形成を説明する図である。（ａ）は、一実施形態における画素の透過率の調整の一例を説明する図であり、（ｂ）は、従来の画素のグラデーションを説明する図である。

　以下に説明する一実施形態の内視鏡システムは、波長帯域の異なる光で生体組織を被写体として照明し撮像した複数のカラー画像データに基づいて生体組織のヘモグロビンの量と酸素飽和度を定量的に算出して、酸素飽和度分布画像を表示するシステムである。後述するように、別の一実施形態では、波長帯域の異なる複数の光で生体組織を照明して撮像した複数のカラー画像データを得る実施形態に限定されない。別の一実施形態によれば、所望の波長帯域の光成分を含む１つの光で生体組織を照明して撮像した１つのカラー画像データに基づいて生体組織のヘモグロビンの量と酸素飽和度を定量的に算出して、酸素飽和度分布画像を表示することもできる。

　一実施形態の内視鏡システムでは、光源装置から出射した波長帯域の異なる少なくとも２つの光でそれぞれ照明された生体組織を撮像素子で撮像することにより、撮像素子は各光に対応した生体組織の像のカラー画像データを生成する。プロセッサは、生成したカラー画像データの成分を用いて生体組織におけるヘモグロビンの量及びヘモグロビンの酸素飽和度を算出する。具体的には、プロセッサは、カラー画像データの成分を用いて得られる後述する第１比率に基づいてヘモグロビンの量を算出し、さらに、カラー画像データの成分を用いて得られる後述する第２比率と算出したヘモグロビンの量とに基づいてヘモグロビンの酸素飽和度を算出し、酸素飽和度の分布を示した酸素飽和度分布画像を生成する。さらに、プロセッサは、生成した酸素飽和度分布画像を、撮像素子で撮像された生体組織の像に重ねてディスプレイに画像表示するように画像の表示形態を制御する。この画像の表示形態の制御では、第２比率の値が、ヘモグロビンの量に応じて定めた第２比率の許容範囲をはずれる画素について、生体組織の像に重ねて表示する該画素の透過率を調整する。このように、第２比率の許容範囲をはずれる酸素飽和度分布画像の画素について、その画素の透過率（透過の程度）を調整するので、生体組織の像の位置ずれに起因して生じる酸素飽和度分布画像中の異常値を目立たなくして酸素飽和度分布画像を表示することができる。なお、酸素飽和度は、第２比率と算出したヘモグロビンの量とに基づいて算出されるが、この酸素飽和度の算出は、ヘモグロビンの量が第１比率に基づいて算出されることから、酸素飽和度が第２比率と第１比率に基づいて算出されることも含む。
　以降では、上記許容範囲をはずれた画素の透過率を０％超１００％以下で調整した画素を透過画素と呼ぶ。したがって、透過画素は、重ねた下層の生体組織の像が完全に透けて見える透過率１００％の画素から、重ねた下層の生体組織の像がわずかにしか見えない透過率数％の画素まで、種々の透過率の画素を含む。
　以下、一実施形態について、図面を参照しながら説明する。

　（内視鏡システムの構成）
　図１は、一実施形態に係る内視鏡システム１の構成を示すブロック図である。内視鏡システム１は、電子内視鏡（内視鏡）１００、プロセッサ２００、ディスプレイ３００、及び光源装置４００を備える。電子内視鏡１００及びディスプレイ３００は、プロセッサ２００に着脱可能に接続されている。プロセッサ２００は、画像処理部５００を備える。光源装置４００は、プロセッサ２００に着脱自在に接続されている。光源装置４００は、プロセッサ２００の筐体内に組み込まれてもよい。

　電子内視鏡１００は、被検者の体内に挿入される挿入管１１０を有する。挿入管１１０の内部には、挿入管１１０の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の一端部である先端部１３１ａは、挿入管１１０の先端部、すなわち挿入管先端部１１１近傍に位置し、ライトガイド１３１の他端部である基端部１３１ｂは、光源装置４００との接続部に位置する。したがって、ライトガイド１３１は、光源装置４００との接続部から挿入管先端部１１１近傍まで延びている。
　光源装置４００は、キセノンランプ等の光量の大きい光を生成する光源ランプ４３０を光源として備える。光源装置４００から出射した光は照明光ＩＬとして、ライトガイド１３１の基端部１３１ｂに入射する。ライトガイド１３１の基端部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から出射される。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が設けられている。ライトガイド１３１の先端部１３１ａから出射する照明光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。

　電子内視鏡１００の挿入管先端部１１１には対物レンズ群１２１及び撮像素子１４１が設けられている。対物レンズ群１２１及び撮像素子１４１は撮像部を形成する。照明光ＩＬのうち、生体組織Ｔの表面で反射又は散乱された光は、対物レンズ群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。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、あるいはＣＭＯＳ（Complementary Metal Oxide Semiconductor）イメージセンサ等の公知撮像素子を使用することができる。

　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。図２は、一実施形態で用いる撮像素子の赤（Ｒ）、緑（Ｇ）、青（Ｂ）の各フィルタの分光特性の一例を示す図である。Ｒカラーフィルタは、波長約５７０ｎｍより長波長、（例えば５８０ｎｍ～７００ｎｍ）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４７０ｎｍ～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（例えば４２０ｎｍ～５２０ｎｍ）の光を通過させるフィルタである。

　撮像素子１４１は、複数の光のそれぞれで照明された生体組織Ｔを撮像して、各光に対応したカラー画像データを生成する撮像手段であり、波長範囲が異なる複数の光で生体組織Ｔを照明することにより生体組織Ｔ上で反射したあるいは散乱した光に対応するカラー画像データを生成する画像データ生成手段である。撮像素子１４１は、後述する画像処理部５００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生体組織Ｔの像に対応するカラー画像データを、周期的に（例えば、１／３０秒間隔で）出力する。撮像素子１４１から出力されたカラー画像データは、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５０２、プレ画像処理部５０４、フレームメモリ部５０６、ポスト画像処理部５０８、特徴量取得部５１０、メモリ５１２、画像表示制御部５１４、及びコントローラ５１６を主に備える。

　Ａ／Ｄ変換回路５０２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カラー画像データをＡ／Ｄ変換してデジタルデータを出力する。Ａ／Ｄ変換回路５０２から出力されるデジタルデータは、プレ画像処理部５０４に送られる。

　プレ画像処理部５０４は、デジタルデータを、Ｒカラーフィルタが装着された撮像素子１４１中の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撮像素子１４１中の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撮像素子１４１中の受光素子によって撮像されたＢデジタル画像データからデモザイク処理により、画像を構成するＲ，Ｇ，Ｂ成分あるいは所望の波長帯域の成分からなるカラー画像データを生成する。さらに、プレ画像処理部５０４は、生成したＲ，Ｇ，Ｂのカラー画像データに対して、色補正、マトリックス演算、及びホワイトバランス補正等の所定の信号処理を施す部分である。

　フレームメモリ部５０６は、撮像素子１４１で撮像され、信号処理の施された１画像毎のカラー画像データを一時記憶する。

　ポスト画像処理部５０８は、フレームメモリ部５０６に記憶されたカラー画像データを読み出して、あるいは後述する画像表示制御部５１４で生成された画像データを信号処理（γ補正等）してディスプレイ表示用の画面データを生成する。画像表示制御部５１４で生成された画像データは、後述するように、生体組織Ｔのヘモグロビンの酸素飽和度等の特徴量の分布画像のデータを含む。生成された画面データ（ビデオフォーマット信号）は、ディスプレイ３００に出力される。これにより、生体組織Ｔの画像や生体組織Ｔの特徴量の分布画像等がディスプレイ３００の画面に表示される。

　特徴量取得部５１０は、コントローラ５１６の指示に応じて、後述するように、撮像された生体組織Ｔのヘモグロビンの量とヘモグロビンの酸素飽和度を特徴量として算出し、これらの特徴量の、撮像した生体組織Ｔの像上の分布画像の画像データを生成する。
　特徴量取得部５１０は、波長帯域の異なる複数の光で照明した生体組織Ｔのカラー画像データを用いて演算することにより特徴量を算出するので、フレームメモリ部５０６あるいはメモリ５１２から、特徴量取得部５１０で用いるカラー画像データ及び各種情報を呼び出す。

　画像表示制御部５１４は、特徴量取得部５１０で算出した特徴量の分布画像の表示形態を、コントローラ５１６の指示に応じて制御する。画像表示制御部５１４は、撮像した生体組織Ｔの像にヘモグロビンの酸素飽和度の分布画像（酸素飽和度分布画像）を重ねて表示するように制御する。
　コントローラ５１６は、画像処理部５００の各部分の動作指示及び動作制御を行う他、光源装置４００、撮像素子１４１を含む電子内視鏡１００の各部分の動作指示及び動作制御を行う部分である。
　なお、特徴量取得部５１０及び画像表示制御部５１４は、コンピュータ上でプログラムを起動して実行することで上述した各機能を担うソフトウェアモジュールで構成されてもよいし、ハードウェアで構成されてもよい。

　このように、プロセッサ２００は、電子内視鏡１００の撮像素子１４１から出力されるカラー画像データを処理する機能と、電子内視鏡１００、光源装置４００、及びディスプレイ３００の動作を指示し制御する機能とを兼ね備える。

　光源装置４００は、一実施形態によれば、光源装置４００は、第１の光、第２の光、及び第３の光を出射する光出射手段であり、第１の光、第２の光、及び第３の光をライトガイド１３１に入射させる。光源装置４００は、波長帯域の異なる第１の光、第２の光、及び第３の光を出射するが、１つまたは２つの光を出射させてもよく、４つ以上の光を出射させてもよい。４つ以上の光を出射させる場合、第４の光は、第１の光と同じ波長帯域の光としてもよい。光源装置４００は、光源ランプ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。光源ランプ４３０から射出される略平行光である光は、例えば白色光であり、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図示されない移動機構によって、光源ランプ４３０から放射される光の光路上の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。回転フィルタ４１０は、透過特性の異なる複数のフィルタを含むので、光源ランプ４３０から放射される光の光路を横切る回転フィルタ４１０の種類によって、光源装置４００から出射する光の波長帯域は異なる。

　なお、光源装置４００の構成は、図１に示されるものに限定されない。例えば、光源ランプ４３０に平行光でなく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、光源ランプ４３０からの放射される光を集光レンズ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、光源ランプ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、略平行光の状態で光を回転フィルタ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、略平行光の光を回転フィルタ４１０に入射させることで、光学フィルタへの光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、光源ランプ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、略平行光の光を回転フィルタ４１０に入射させる構成を採用することができる。

　また、光源装置４００は、１つの光源ランプ４３０から放射された光を光学フィルタに透過させることで、異なる波長帯域の複数の光を出射する構成であるが、光源ランプ４３０の代わりに、異なる波長帯域の異なる複数の光、例えば発光ダイオードやレーザ光を出力するレーザ素子等の半導体光源を光源装置４００の光源として用いることもできる。この場合、回転フィルタ４１０を用いなくてもよい。また、光源装置４００は、例えば、所定の波長帯域の励起光とその励起光によって励起発光する蛍光とを含む合成白色光と、所定の狭い波長帯域の光を別々に出射するように光源装置４００を構成することもできる。
　光源装置４００は、波長帯域の異なる複数の光を出射するものであれば構成は特に制限されない。
　光源装置４００は、電子内視鏡１００に外付けされた外部装置であるが、光源装置４００がレーザ素子のような小型の光源で構成される場合、光源装置４００は、電子内視鏡１００の挿入管先端部１１１に設けられてもよい。この場合、ライトガイド１３１は不要となる。

　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光の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は、通過波長帯域が異なる３つの光学フィルタを備えるが、４つ、５つ、または６以上の光学フィルタを備えてもよい。回転フィルタ４１０の回転角度は、コントローラ５１６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５１６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の波長帯域が切り替えられる。

　図３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。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、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が備える図示されないサーボモータ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。

　回転フィルタ４１０が図３中の矢印で示される方向に回転すると、この光が入射する光学フィルタが、光学フィルタ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の波長帯域が順次切り替えられる。

　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４に示されるように、光学フィルタ４１５は、等吸収点Ｅ１からＥ４までの波長帯域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までの波長帯域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。
　また、光学フィルタ４１８は、紫外線カットフィルタであり、可視光波長領域では、光源ランプ４３０から放射された光は光学フィルタ４１８を透過する。光学フィルタ４１８を透過した光は、白色光ＷＬとして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。
　したがって、光源ランプ４３０から放射される光のうち光学フィルタ４１５を透過した光を、以降Ｗｉｄｅ光といい、光源ランプ４３０から放射される光のうち光学フィルタ４１６を透過した光を、以降Ｎａｒｒｏｗ光といい、光源ランプ４３０から放射される光のうち光学フィルタ４１８を透過した光を、以降白色光ＷＬという。

　図４に示されるように、波長帯域Ｒ１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る帯域であり、波長帯域Ｒ２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る帯域であり、波長帯域Ｒ３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る帯域である。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。なお、図４は、５５０ｎｍ付近のヘモグロビンの吸収スペクトルの一例を示す図である。

　また、光学フィルタ４１５の波長帯域Ｒ０及び光学フィルタ４１６の波長帯域Ｒ２は、カラーフィルタ１４１ａのＧカラーフィルタの通過波長域（図２）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生体組織Ｔの像は、撮像素子１４１で撮像されたカラー画像データのＧ成分の像として得られる。なお、光学フィルタ４１５から生成されるＷｉｄｅ光の光強度と光学フィルタ４１８から生成される白色光ＷＬの光強度が略同程度になるように光フィルタ４１５あるいは光学フィルタ４１８の透過率及び開口の大きさが調整されている。Ｗｉｄｅ光の光強度とＮａｒｒｏｗの光強度は異なっている。

　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。

　このように、光源装置４００は、複数の光学フィルタ４１５，４１６，４１８を光源ランプ４３０の放射した光の光路中で順次切り替えることにより波長帯域の異なる光、すなわちＷｉｄｅ光、Ｎａｒｒｏｗ光、及び白色光ＷＬを照明光ＩＬとして出射する構成を備えることが好ましい。

（生体組織の特徴量の算出）
　生体組織Ｔの特徴量は、プロセッサ５００の特徴量取得部５１０で算出される。撮像した生体組織Ｔの画像から生体組織Ｔのヘモグロビンの量、及びヘモグロビンの酸素飽和度Ｓａｔを特徴量として算出する処理を以下説明する。

　図４に示すように、ヘモグロビンは、５５０ｎｍ付近にポルフィリンに由来するＱ帯と呼ばれる強い吸収帯を有する。ヘモグロビンの吸収スペクトルは、全ヘモグロビンのうち酸素化ヘモグロビンＨｂＯが占める割合を表す酸素飽和度Ｓａｔに応じて変化する。図４における実線の波形は、酸素飽和度Ｓａｔが１００％、すなわち、酸素化ヘモグロビンＨｂＯの吸収スペクトルであり、長破線の波形は、酸素飽和度Ｓａｔが０％、すなわち、還元ヘモグロビンＨｂの吸収スペクトルである。また、短破線は、その中間の酸素飽和度Ｓａｔ＝１０、２０、３０、・・・９０％におけるヘモグロビン、すなわち酸素化ヘモグロビンＨｂＯと還元ヘモグロビンＨｂの混合物の吸収スペクトルである。

　図４に示すように、Ｑ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する。具体的には、酸素化ヘモグロビンＨｂＯは、波長５４２ｎｍ付近の吸収ピークＰ１と、波長５７６ｎｍ付近の吸収ピークＰ３を有している。一方、還元ヘモグロビンＨｂは、５５６ｎｍ付近に吸収ピークＰ２を有している。図４は、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場合の吸収スペクトルであるため、酸素化ヘモグロビンＨｂＯ及び還元ヘモグロビンＨｂの比率、すなわち、酸素飽和度によらず吸光度が一定となる等吸収点Ｅ１、Ｅ２、Ｅ３、Ｅ４が現れる。以下の説明では、等吸収点Ｅ１とＥ２とで挟まれた波長帯域は、先に光学フィルタ４１０で説明した波長帯域Ｒ１であり、等吸収点Ｅ２とＥ３とで挟まれた波長領域は波長帯域Ｒ２であり、等吸収点Ｅ３とＥ４とで挟まれた波長帯域は波長帯域Ｒ３であり、等吸収点Ｅ１とＥ４とで挟まれた波長帯域、すなわち波長帯域Ｒ１、Ｒ２及びＲ３を合わせた帯域は、波長帯域Ｒ０である。したがって、光源ランプ４３０から放射された光のうち光学フィルタ４１５を透過した透過光であるＷｉｄｅ光の波長帯域は、波長帯域Ｒ０であり、光源ランプ４３０から放射された光のうち光学フィルタ４１６を透過した透過光であるＮａｒｒｏｗ光の波長帯域は、波長帯域Ｒ２である。

　図４に示されるように、波長帯域Ｒ１，Ｒ２，Ｒ３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。具体的には、波長帯域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、すなわち酸素飽和度に対して線形的に増加する。また、波長帯域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、酸素飽和度は次の式（１）により定義される。

式（１）：

　　　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］：ヘモグロビンの量（ｔＨｂ）

　また、式（１）より、酸素化ヘモグロビンＨｂＯ及び還元ヘモグロビンＨｂの濃度を表す式（２）、式（３）が得られる。

式（２）：

式（３）：

　したがって、ヘモグロビンの吸収ＡＲ１、ＡＲ２及びＡＲ３は、酸素飽和度とヘモグロビンの量の両方に依存する特徴量となる。

　ここで、波長帯域Ｒ０における吸光度の合計値は、酸素飽和度Ｓａｔには依存せず、ヘモグロビンの量によって決まる値となることが判明している。したがって、波長帯域Ｒ０における吸光度の合計値に基づいてヘモグロビンの量を定量することができる。また、波長帯域Ｒ１、波長帯域Ｒ２、あるいは波長帯域Ｒ３における吸光度の合計値と、波長帯域Ｒ０の合計値に基づいて定量したヘモグロビンの量とに基づいて、酸素飽和度Ｓａｔを定量することができる。

　特徴量取得部５１０は、生体組織Ｔのヘモグロビンの量（第１特徴量）の変化に対して感度を有する後述する第１比率に基づいて生体組織Ｔのヘモグロビンの量を算出し取得するヘモグロビン量算出部５１０ａと、算出したヘモグロビンの量（第１特徴量）とヘモグロビンの酸素飽和度（第２特徴量）の変化に対して感度を有する後述する第２比率に基づいて生体組織Ｔのヘモグロビンの酸素飽和度を算出し取得する酸素飽和度算出部５１０ｂと、を含む。第１比率あるいは第２比率がヘモグロビンの量の変化あるいは酸素飽和度の変化に対して感度を有するとは、第１比率あるいは第２比率が、ヘモグロビンの量の変化あるいは酸素飽和度の変化に対して変化することをいう。

　Ｗｉｄｅ光（光学フィルタ４１５を透過した波長帯域Ｒ０の光）で照明した生体組織Ｔのカラー画像データの輝度成分の値が、上述の波長帯域Ｒ０における吸光度の合計値に対応することから、特徴量取得部５１０のヘモグロビン量算出部５１０ａは、波長帯域Ｒ０のカラー画像データの輝度成分に基づいてヘモグロビンの量を算出する。ここで、輝度成分は、カラー画像データのＲ成分に所定の係数を掛け算し、カラー画像データのＧ成分に所定の係数を掛け算し、カラー画像データのＢ成分の値に所定の係数を掛け算し、これらの掛け算した結果を合算することで算出することができる。
　特徴量取得部５１０のヘモグロビン量算出部５１０ａは、具体的には、Ｗｉｄｅ光（第２の光）を照明光ＩＬとして用いた生体組織Ｔのカラー画像データ（第２のカラー画像データ）の輝度成分Ｗｉｄｅ（Ｙｈ）を、白色光ＷＬ（第１の光）を照明光ＩＬとして用いた生体組織Ｔのカラー画像データ（第１のカラー画像データ）のＲ成分ＷＬ（Ｒ）、あるいはＲ成分ＷＬ（Ｒ）及びＧ成分ＷＬ（Ｇ）の合計成分ＷＬ（Ｒ）＋ＷＬ（Ｇ）で割った比率Ｗｉｄｅ（Ｙｈ）／ＷＬ（Ｒ）またはＷｉｄｅ（Ｙｈ）／｛ＷＬ（Ｒ）＋ＷＬ（Ｇ）｝（第１比率）に基づいてヘモグロビンの量を算出する。ヘモグロビンの量の算出において、輝度成分Ｗｉｄｅ（Ｙｈ）を、ＷＬ（Ｒ）あるいは｛ＷＬ（Ｒ）＋ＷＬ（Ｇ）｝で割った比率Ｗｉｄｅ（Ｙｈ）／ＷＬ（Ｒ）またはＷｉｄｅ（Ｙｈ）／｛ＷＬ（Ｒ）＋ＷＬ（Ｇ）｝を用いるのは、照明光ＩＬが生体組織Ｔの表面で散乱する程度によって生体組織Ｔの分光特性が変化することを除去するためである。特に、消化管内壁等の生体組織Ｔの反射スペクトルは、生体組織Ｔを構成する成分による吸収の波長特性（具体的には、酸素化ヘモグロビン及び還元ヘモグロビンの吸収スペクトル特性）に加えて、生体組織Ｔによる照明光の散乱の波長特性の影響を受け易い。白色光ＷＬ（第１の光）を照明光ＩＬとして用いた生体組織Ｔのカラー画像データ（第１のカラー画像データ）のＲ成分ＷＬ（Ｒ）、あるいはＲ成分及びＧ成分の合計成分ＷＬ（Ｒ）＋ＷＬ（Ｇ）は、ヘモグロビンの量や酸素飽和度Ｓａｔの影響を受けず、照明光ＩＬの生体組織Ｔにおける散乱の程度を表す。したがって、生体組織Ｔの反射スペクトルから、照明光ＩＬの生体組織Ｔにおける散乱の影響を除去するために、白色光ＷＬ（基準光）の波長帯域は、第１のカラー画像データの成分の１つが、生体組織Ｔのヘモグロビンの量の変化に対して感度を有しないような波長帯域を含むように設定されていることが好ましい。これに加えて、白色光ＷＬ（基準光）の波長帯域は、第１のカラー画像データの成分の１つが、酸素飽和度の変化に対して感度を有しないような波長帯域を含むように設定されていることが好ましい。
　一実施形態では、ヘモグロビンの量が既知の生体組織における上述の第１比率の情報とヘモグロビンの量の対応関係を表した参照テーブルをメモリ５１２に予め記憶しておき、特徴量取得部５１０のヘモグロビン量算出部５１０ａは、この参照テーブルを用いて、生体組織Ｔの撮像したカラー画像データにおける上記第１比率の値に基づいてヘモグロビンの量を算出する。

　一実施形態のヘモグロビンの量の算出では、第１比率として、Ｗｉｄｅ光（第２の光）を照明光ＩＬとして用いた生体組織Ｔのカラー画像データ（第２のカラー画像データ）の輝度成分Ｗｉｄｅ（Ｙｈ）と、白色光ＷＬ（第１の光）を照明光ＩＬとして用いた生体組織Ｔのカラー画像データ（第１のカラー画像データ）のＲ成分ＷＬ（Ｒ）、あるいはＲ成分及びＧ成分の合計成分ＷＬ（Ｒ）＋ＷＬ（Ｇ）の比率Ｗｉｄｅ（Ｙｈ）／ＷＬ（Ｒ）またはＷｉｄｅ（Ｙｈ）／｛ＷＬ（Ｒ）＋ＷＬ（Ｇ）｝を用いることが好ましいが、Ｗｉｄｅ光（第２の光）を照明光ＩＬとして用いた生体組織Ｔのカラー画像データ（第２のカラー画像データ）の輝度成分Ｗｉｄｅ（Ｙｈ）の代わりにＧ成分Ｗｉｄｅ（Ｇ）を用いることも好ましい。

　さらに、上述したように、酸素飽和度Ｓａｔの上昇とともに波長帯域Ｒ２における吸光度の合計値が低下すること、及び、波長帯域Ｒ０における吸光度の合計値はヘモグロビンの量に応じて変化するが、酸素飽和度Ｓａｔの変化に係わらず一定であることから、特徴量取得部５１０の酸素飽和度算出部５１０ｂは、以下に定める第２比率に基づいて酸素飽和度を算出する。すなわち、特徴量取得部５１０の酸素飽和度算出部５１０ｂは、光学フィルタ４１６を通過した波長帯域Ｒ２の光であるＮａｒｒｏｗ光で照明した生体組織Ｔのカラー画像データ（第３のカラー画像データ）の輝度成分Ｎａｒｒｏｗ（Ｙｈ）と、Ｗｉｄｅ光（光学フィルタ４１６を透過した波長帯域Ｒ０の光）で照明した生体組織Ｔのカラー画像データ（第２のカラー画像データ）の輝度成分Ｗｉｄｅ（Ｙｈ）との比率Ｎａｒｒｏｗ（Ｙｈ）／Ｗｉｄｅ（Ｙｈ）を、第２比率として算出する。一方、ヘモグロビンの量と、酸素飽和度Ｓａｔ＝０％における第２比率の下限値及び酸素飽和度Ｓａｔ＝１００％における第２比率Ｎａｒｒｏｗ（Ｙｈ）／Ｗｉｄｅ（Ｙｈ）の上限値との関係を表した対応関係を、既知の試料から求めてメモリ５１２に予め記憶しておく。特徴量取得部５１０の酸素飽和度算出部５１０ｂは、生体組織Ｔの撮像によって生成したカラー画像データから得られるヘモグロビンの量の算出結果と上記対応関係を用いて、第２比率の下限値及び上限値を求める。さらに、酸素飽和度算出部５１０ｂは、求めた下限値と上限値の間で酸素飽和度Ｓａｔは第２比率に応じて線形的に変化することを利用して、撮像した生体組織Ｔの第２比率Ｎａｒｒｏｗ（Ｙｈ）／Ｗｉｄｅ（Ｙｈ）の値が上限値と下限値の間の範囲のどの位置にあるか、を算出する。このようにして、特徴量取得部５１０の酸素飽和度算出部５１０ｂは、酸素飽和度Ｓａｔの算出を行う。
　また、一実施形態によれば、ヘモグロビンの量及び第２比率の値とヘモグロビンの酸素飽和度Ｓａｔとの対応関係を表した参照テーブルを既知の試料から求めて予めメモリ５１２に記憶しておき、この参照テーブルを参照して、算出した第２比率からヘモグロビンの酸素飽和度Ｓａｔを算出することもできる。

　一実施形態では、第２比率を、Ｎａｒｒｏｗ光で照明した生体組織Ｔのカラー画像データ（第３のカラー画像データ）の輝度成分Ｎａｒｒｏｗ（Ｙｈ）と、Ｗｉｄｅ光で照明した生体組織Ｔのカラー画像データ（第２のカラー画像データ）の輝度成分Ｗｉｄｅ（Ｙｈ）との比率として用いるが、Ｎａｒｒｏｗ光で照明した生体組織Ｔのカラー画像データ（第３のカラー画像データ）のＧ成分Ｎａｒｒｏｗ（Ｇ）と、Ｗｉｄｅ光で照明した生体組織Ｔのカラー画像データ（第２のカラー画像データ）のＧ成分Ｗｉｄｅ（Ｇ）との比率を用いることもできる。

　また、一実施形態では、第２比率の算出のために、生体組織Ｔの照明のために波長帯域Ｒ２のＮａｒｒｏｗ光を用いるが、Ｎａｒｒｏｗ光には限られない。例えば、酸素飽和度Ｓａｔの変化に対して吸光度の合計値が変化する波長帯域Ｒ１あるいは波長帯域Ｒ２を利用することを意図して、波長帯域Ｒ１あるいは波長帯域Ｒ２を波長帯域とする光を用いこともできる。この場合、光学フィルタ４１６のフィルタ特性を波長帯域Ｒ１あるいは波長帯域Ｒ２に設定するとよい。

　このように、一実施形態では、酸素飽和度Ｓａｔを正確に算出するには、Ｎａｒｒｏｗ光（第３の光）の波長帯域は、Ｗｉｄｅ光（第２の光）の波長帯域に含まれることが好ましい。また、Ｗｉｄｅ光（第２の光）の波長帯域は、第２のカラー画像データの成分の１つ、例えば輝度成分やＧ成分が、ヘモグロビンの量の変化に対して感度を有するが、酸素飽和度の変化に対して感度を有しないような波長帯域Ｒ０を含むように設定されていることが、正確に酸素飽和度Ｓａｔを算出することができる点から好ましい。Ｎａｒｒｏｗ光（第３の光）の波長帯域は、第３のカラー画像データの成分の１つ、例えば輝度成分やＧ成分が、生体組織Ｔの酸素飽和度Ｓａｔの変化に対して感度を有するような波長帯域Ｒ２を含むように設定されていることが、正確に酸素飽和度Ｓａｔを算出することができる点から好ましい。
　また、白色光ＷＬ（第１の光）の波長帯域は、第１のカラー画像データの１つの成分が、生体組織Ｔのヘモグロビンの量の変化に対して感度を有しないような波長帯域を含むように設定されていることが、生体組織Ｔにおける散乱光の分光特性の影響を除去することができる点から好ましい。

　また、上述のＷｉｄｅ光（第２の光）は、光学フィルタの１つで、白色光ＷＬ（第１の光）の波長帯域のうち、例えば５００ｎｍ～６００ｎｍの範囲内の第１波長帯域、例えば等吸収点Ｅ１と等吸収点Ｅ４間の波長帯域を透過させた白色光ＷＬ（第１の光）の濾過光であり、Ｎａｒｒｏｗ光（第３の光）は、光学フィルタの１つで、第１波長帯域の範囲内の、第１波長帯域より狭い第２波長帯域、例えば等吸収点Ｅ２と等吸収点Ｅ３間の波長帯域を透過させた白色光ＷＬ（第１の光）の濾過光であることが好ましい。上記第１波長帯域は、例えば、５１０ｎｍ～５９０ｎｍの範囲内の帯域であることが好ましい。また、上記第２波長帯域は、例えば、５１０ｎｍ～５９０ｎｍの範囲内の帯域であることが好ましく、５３０ｎｍ～５８０ｎｍの範囲内の帯域であることがより好ましい。

　また、上述の実施形態では、ヘモグロビンの吸光度を利用してヘモグロビン量及び酸素飽和度を算出するときに、５５０ｎｍ付近の波長帯域の光を照明光として利用するが、これは一例である。ヘモグロビンの吸光度において、５５０ｎｍ付近の波長帯域以外にも、大きな吸収ピークが４２０～４５０ｎｍに存在し、かつ等吸収点を備える。この等吸収点の周りで、酸素化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンの吸収スペクトルの波形が交互に入れ替わる。このため、一実施形態では、４００～４６０ｎｍの波長帯域内の、異なる波長あるいは波長帯域の光を照明光として利用して、ヘモグロビン量及び酸素飽和度を算出することも好ましい。この場合においても、ヘモグロビン量及び酸素飽和度の算出は、下記のように行うことができる。

　図５は、第１比率とヘモグロビンの量との関係の一例を示す図である。特徴量取得部５１０のヘモグロビン量算出部５１０ａは、上述したように第１比率を求めると、図５に示すような関係を表した参照テーブルを参照して、求めた第１比率に基づいてヘモグロビンの量を求める。図５は、第１比率の値に基づいてヘモグロビンの量Ｈ１を求めたことを表している。図５の横軸及び縦軸の数値は、便宜的に０～１０２４の値で表されている。

　図６は、第２比率の上限値及び下限値とヘモグロビンの量の関係の一例を示す図である。６の横軸及び縦軸の数値は、便宜的に０～１０２４の値で表されている。
　特徴量取得部５１０の酸素飽和度量算出部５１０ｂは、上述したように第２比率を求めると、ヘモグロビン量算出部５１０ａで求めたヘモグロビンの量と第２比率とに基づいて、図６に示す対応関係を用いて、求めたヘモグロビンの量における第２比率の上限値及び下限値を求める。この上限値が酸素飽和度Ｓａｔ＝１００％を示し、下限値が酸素飽和度Ｓａｔ＝０％を示す。この上限値と下限値の間のどの位置に求めた第２比率はあるかを求めることで、酸素飽和度量算出部５１０ｂは、酸素飽和度Ｓａｔの値を求める。酸素飽和度０～１００％の間は、第２比率の値に応じて線形的に変化するとして、第２比率の値から酸素飽和度の値を算出する。図６では、ヘモグロビンの量がＨ１であるときの上限値Ｍａｘ（１００％）と下限値Ｍｉｎ（０％）を求めている。この上限値Ｍａｘ（１００％）と下限値Ｍｉｎ（０％）と第２比率の値Ｙから、酸素飽和度Ｓａｔの値が求められる。

　こうして求められた酸素飽和度Ｓａｔは、生体組織Ｔの画像の画素毎に行われるので、生体組織Ｔの像上の酸素飽和度Ｓａｔの分布は、酸素飽和度分布画像として表すことができる。酸素飽和分布画像は、各画素における酸素飽和度Ｓａｔの値によって画素の色相を変化させた（例えば赤色から青色に変化させた）グラデーションで表される。

（酸素飽和度分布画像の表示）
　上述したように、内視鏡システム１では、複数の光で生体組織Ｔを照明し撮像することにより生成される各光に対応するカラー画像データの成分から求められる比率（第２比率）に基づいてヘモグロビンの酸素飽和度Ｓａｔを算出するので、酸素飽和度Ｓａｔの値によって酸素飽和度Ｓａｔの分布を色のグラデーションで表した酸素飽和度分布画像も、撮像した画像中の生体組織Ｔの像の位置ずれを反映した画像となる。
　より具体的に説明すると、酸素飽和度Ｓａｔの算出は、第１比率に基づいてヘモグロビンの量を算出することと、第２比率とヘモグロビンの量に基づいて酸素飽和度Ｓａｔを算出することにより行われる。ここで、第１比率及び第２比率のそれぞれは、波長帯域の異なる白色光ＷＬ、Ｗｉｄｅ光、及びＮａｒｒｏｗ光でそれぞれ時間間隔をあけて照明された生体組織Ｔを撮像することにより生成されるカラー画像データの成分間の比である。これらの撮像された各画像上の生体組織Ｔの像は、生体組織の動きや撮像素子の手ぶれ等により、異なる画像間で生体組織Ｔの像が位置ずれしている場合がある。例えば、白色光ＷＬに対応する生体組織Ｔの像とＷｉｄｅ光に対応する生体組織の像が、画像中で位置ずれする場合や、Ｗｉｄｅ光に対応する生体組織Ｔの像とＮａｒｒｏｗ光に対応する生体組織の像が、画像中で位置ずれする場合や、白色光ＷＬに対応する生体組織Ｔの像とＷｉｄｅ光に対応する生体組織の像とＮａｒｒｏｗ光に対応する生体組織の像とが、互いに画像中で位置ずれする場合等がある。

　図７（ａ）～（ｃ）は、各光で照明して撮像した生体組織の像の位置ずれの一例を説明する図である。図７（ａ）～（ｃ）は、順番に、白色光ＷＬで照明して撮像した生体組織Ｔの像１、Ｗｉｄｅ光で照明して撮像した生体組織Ｔの像であって、像１に対して位置ずれした像２、及び、像１と像２の画像データから得られるヘモグロビンの量の分布画像３を示す。
　像１に対して、像２は、画像中で左下方に位置ずれしている。このような像１及び像２の画像データから得られる第１比率は、位置ずれにより本来の像とは関係のない位置で値が高くなり、あるいは低くなる。このため、第１比率に基づいて求められるヘモグロビンの量の分布画像には、位置ずれによって、図７（ｃ）に示すように、ヘモグロビンの量の高い場所と、ヘモグロビンの低い場所がアーチファクトとして形成される。

　図８（ａ）～（ｄ）は、各光で照明して撮像した生体組織の像の位置ずれの一例を説明する図である。図８（ａ）～（ｄ）は、順番に、白色光ＷＬで照明して撮像した生体組織Ｔの像３、Ｗｉｄｅ光で照明して撮像した生体組織Ｔの像であって、像３に対して位置ずれしていない像４、Ｎａｒｒｏｗ光で照明して撮像した生体組織Ｔの像であって、像３及び像４に対して位置ずれした像５、及び、像３～像５の画像データから得られるヘモグロビンの量の分布画像６を示す。
　像３に対して、像４は、位置ずれしていないので、ヘモグロビンの量の分布画像には位置ずれに起因するアートファクトは形成されない。しかし、像５は、像４に対して画像中で左下方に位置ずれしている。このような像４及び像５の画像データから得られる第２比率は、位置ずれにより本来の像とは関係のない位置で値が高くなり、あるいは低くなる。このため、第２比率とアーチファクトの形成されないヘモグロビンの量の分布画像に基づいて求められるヘモグロビンの酸素飽和度分布画像（Ｓａｔ分布画像）には、位置ずれによって、図８（ｄ）に示すように、酸素飽和度の高い場所（黒い部分）と、酸素飽和度の低い場所（白抜き部分）がアーチファクトとして形成される。

　図９は、像の位置ずれによって生じる酸素飽和度Ｓａｔのアーチファクトの形成を説明する図である。図９に示すグラフの横軸及び縦軸の数値は、便宜的に０～１０２４の値で表されている。本来、ヘモグロビンの量が値Ｈ１であるべきところを、図７（ａ），（ｂ）に示すように、像１と像２の位置ずれにより形成される図７（ｃ）に示すようなヘモグロビンの量の分布画像により、図９に示すように、ヘモグロビンの量として値Ｈ１より低い値Ｈ２を求める場合がある。この場合、Ｗｉｄｅ光で照明し撮像された生体組織Ｔの像とＮａｒｒｏｗ光で照明し撮像された生体組織Ｔの像の間で位置ずれがない場合でも、第２比率の上限値及び下限値は、Ｍａｘ１，Ｍｉｎ１からＭａｘ２、Ｍｉｎ２に低下する。このため、第２比率が、図９に示すように、上限値Ｍａｘ２と下限値Ｍｉｎ２の間の範囲からはずれる場合があり、第２比率が上限値Ｍａｘ２を超える場合、例えば赤色の表示をし、第２比率が下限値Ｍｉｎ２を下回る場合、例えば青色の表示をする。このため、図７（ｃ）に示すように、酸素飽和度Ｓａｔの値を色で表示した酸素濃度分布画像では、赤色あるいは青色のアーチファクトが発生する場合がある。
　また、図８（ａ）～（ｃ）に示すように、像３と像４に位置ずれがないので、正しいヘモグロビンの量の分布画像が得られるとしても、像４と像５が位置ずれすることにより、像４と像５の画像データから得られる第２比率には、位置ずれに起因した値の高い場所と低い場所が生まれる。この場合、ヘモグロビンの量の値が本来あるべき正しい値Ｈ１であっても、第２比率が上限値Ｍａｘ１と下限値Ｍｉｎ１の間の範囲からはずれる場合があり、第２比率が上限値Ｍａｘ１を超える場合、例えば赤色の表示をし、第２比率が下限値Ｍｉｎ１を下回る場合、例えば青色の表示をする。このため、図８（ｄ）に示すように、酸素飽和度Ｓａｔの値を色で表示した酸素濃度分布画像では、赤色あるいは青色のアーチファクトが発生する。

　このようなアートファクトの発生を抑制するために、一実施形態では、第２比率の値が、ヘモグロビンの量に応じて定めた第２比率の許容範囲、すなわち上限値及び下限値の間の範囲をはずれる酸素飽和度分布画像の画素について透過率を調整する。具体的には、画像表示制御部５１４は、生体組織Ｔの像に酸素飽和度分布画像を重ねて表示するように画像データの制御を行う。このとき、画像表示制御部５１４は、第２比率の値が、ヘモグロビンの量に応じて定めた第２比率の許容範囲、すなわち上限値及び下限値の間の範囲をはずれる酸素飽和度分布画像の画素について、その画素の透過率の調整をする。具体的には、画像表示制御部５１４は、第２比率の許容範囲をはずれる画素の透過率を、第２比率の許容範囲内の画素の透過率に比べて高くする。例えば、第２の比率が許容範囲内の画素は、透過率０の非透過画素であり、第２比率が許容範囲をはずれる画素は透過画素にする。透過画素は、上述したように、透過率０％超から透過率１００％まで透過率の画素を含む。上記実施形態では第２比率の許容範囲をはずれた第２比率の画素をいずれも例えば透過率１００％の画素とするが、第２比率の値と第２比率の上限値あるいは下限値との差が増えるにしたがって、透過率が徐々に大きくなるように、透過率を徐々に変化させる調整を行うこともできる。

　図１０（ａ）は、一実施形態における画素の透過率の調整の一例を説明する図であり、図１０（ｂ）は、従来の画素のグラデーションの設定を説明する図である。
　ヘモグロビンの量に応じて定まる第２比率の上限値と下限値との間の領域を、酸素飽和度Ｓａｔに応じて色を変化させるグラデーション領域ＧＤとし、第２比率が上限値を超える領域及び第２比率が下限値を下回る領域を、透過画素領域ＴＰ１，ＴＰ２とする。従来のグラデーションは、図１０（ｂ）に示すように、第２比率が上限値と下限値との間の領域をはずれる領域も、赤色や青色で表示するグラデーション領域ＧＤであった。
　このように、第２比率の許容範囲をはずれる酸素飽和度分布画像の画素を透過画素にすることにより、この部分の生体組織Ｔの像が見えることになるので、像の位置ずれに起因した異常値やアーチファクトを目立たなくして酸素飽和度分布画像を表示することができる。このため、内視鏡システムを利用する操作者は、体腔内の酸素飽和度の低い領域に基づいて悪性腫瘍部の有無を判断しその位置を特定する際、誤判断と間違った位置特定の可能性を低くすることができる。

　以上の実施形態では、ヘモグロビンの量及び酸素飽和度Ｓａｔを求める際に、波長帯域の異なる３つの光が照明光として用いられる。しかし、一実施形態によれば、ヘモグロビンの量及び酸素飽和度Ｓａｔを求めるために、光源装置４００は、第４の波長帯域の光成分及び第４の波長帯域と異なる第５の波長帯域の光成分を含む第１の光と、第４の波長帯域及び第５の波長帯域と異なる第３の波長帯域の第３の光を照明光として出射することも好ましい。この場合、ヘモグロビン量算出部５１０ａは、第１の光を照明光としたときに生成される第１のカラー画像データから抽出される第４の波長帯域及び第５の波長帯域に対応した対応成分である成分ａと成分ｂの比から得られる第１比率に基づいてヘモグロビンの量を算出し、酸素飽和度算出部５１０ｂは、上記成分ａと成分ｂの１つと、第３の光を照明光としたときに生成される第３のカラー画像データの成分の１つ（第３の波長帯域の成分）から第２比率を生成し、この第２比率と、ヘモグロビン量算出部５１０ａで算出されたヘモグロビンの量と、に基づいてヘモグロビンの酸素飽和度Ｓａｔを算出することも好ましい。第１のカラー画像データから抽出される２つの光成分の波長帯域に対応した対応成分は、図１に示すプロセッサ２００では、画像処理部５０４（対応成分抽出部）において、マトリックス演算により抽出することができる。

　このとき、一実施形態によれば、第５の波長帯域は、第１のカラー画像データの第５の波長帯域に対応した対応成分が、生体組織のヘモグロビン量の変化に対して感度を有するが、酸素飽和度の変化に対して感度を有しないような波長帯域を含むことが、精度の高いヘモグロビンの量を算出することができる点で好ましい。
　その際、第３の波長帯域は、第３のカラー画像データの成分の１つが、酸素飽和度の変化に対して感度を有するような波長帯域を含むことが、精度の高い酸素飽和度を算出することができる点で好ましい。

　例えば、第１の光に、６２０～６７０ｎｍの第４の波長帯域の光成分（赤光成分）、５２５～５８２ｎｍの第５の波長帯域の光成分（緑光成分）を含ませる。第２の光の第３の波長帯域は、５４５～５７０ｎｍとする。この場合、一実施形態によれば、ヘモグロビンの量を求めるための指標となる第１比率は、対応成分のうちの緑光成分に対応した対応成分（５２５～５８２ｎｍの波長帯域の成分）の、緑光成分に対応した対応成分（５２５～５８２ｎｍの波長帯域の成分）と赤光成分に対応した対応成分（６２０～６７０ｎｍの波長帯域の成分）の和、すなわち合成した対応成分に対する比率とし、酸素飽和度Ｓａｔを求めるための指標となる第２比率は、第３のカラー画像データの５４５～５７０ｎｍの波長帯域に対応した成分の、上記第１のカラー画像データの緑光成分に対応した対応成分（５２５～５８２ｎｍの波長帯域の成分）に対する比率とすることができる。

　また、一実施形態によれば、照明光として用いる３つの光に代えて３つの光成分を有する１つの光を用いて１つのカラー画像データを得て、このカラー画像データの成分を用いて、ヘモグロビン量及び酸素飽和度Ｓａｔを求めることもできる。この場合、１つの光を照明光として用いるので、光源装置４００の構成が簡素化する他、複数のカラー画像データを生成する必要が無いので、プロセッサ２００における各部分の構成が簡素化する。さらに、内視鏡１００は１回の照明光による撮像しかしないので、上述した複数回の撮像による生体組織の像の位置ずれに起因して生じる酸素飽和度分布画像中の異常値は生じない。しかし、カラー画像データにノイズ成分が含まれ、あるいは、１回の撮像により、生体組織の像にぶれが生じる場合があり、酸素飽和度分布画像中にアーチファクトが生じる場合もある。このため、第２比率の値が、ヘモグロビンの量に応じて定めた第２比率の許容範囲をはずれる画素について、画像表示制御部５１４が、生体組織の像に重ねる画素の透過率を調整することは好ましい。
　この場合、ヘモグロビン量算出部５１０ａは、カラー画像データから抽出される3つの光成分の波長帯域に対応した対応成分を用いて得られる第１比率に基づいてヘモグロビンの量を算出し、酸素飽和度算出部５１０ｂは、抽出した対応成分を用いて得られる第２比率と算出したヘモグロビンの量あるいは第１比率とに基づいてヘモグロビンの酸素飽和度を算出する。

　この場合、１つの光に、例えば、４５０～５００ｎｍの波長帯域の光成分（青光成分）、５２５～５８２ｎｍの波長帯域の光成分（緑光成分）、６２０～６７０ｎｍの波長帯域の光成分（赤光成分）を含ませるとよい。このような光で得られたカラー画像データを、図１に示すプレ画像処理部５０４にてマトリックス演算を行って上記波長帯域に対応したカラー画像データの３つの対応成分を求めることができる。この場合、一実施形態によれば、ヘモグロビンの量を求めるための指標となる第１比率は、緑光成分に対応した対応成分（５２５～５８２ｎｍの波長帯域の成分）の、３つの対応成分から得られる合成した対応成分（例えば、３つの対応成分の値を加重平均した値を有する対応成分）に対する比率とすることができる。さらに、酸素飽和度Ｓａｔを求めるための指標となる第２比率は、青光成分に対応した対応成分（４５０～５００ｎｍの波長帯域の成分）の、緑光成分に対応した対応成分（５２５～５８２ｎｍの波長帯域の成分）に対する比率とすることができる。すなわち、光源装置４００は、波長帯域の異なる３つの光成分を含む１つの光を出射するように構成される。これにより電子内視鏡１００で生成されたカラー画像データから、プロセッサ２００のプレ画像処理部５０４（対応成分抽出部）は、光成分の波長帯域それぞれに対応した第１のカラー画像データの対応成分を抽出する。抽出した対応成分を用いて、特徴量取得部５１０はヘモグロビンの量及び酸素飽和度Ｓａｔを生体組織の特徴量として取得する。

　内視鏡システム１では、精度の高い診断を行うために、酸素飽和度Ｓａｔの分布を示す酸素飽和度分布画像は高画質であることが求められる。このため、酸素飽和度分布画像は、好ましくは１００万画素以上、より好ましくは２００万画素以上、さらに好ましくは８００万画素以上である。一方、取り扱う画像の画素数が多くなる程、プロセッサ２００の演算回路は大きくなり、処理負荷も大きくなる傾向にある。特に、１００万画素以上の高画素（高画質）では上記傾向は顕著である。上述の一実施形態では、ヘモグロビンの量や酸素飽和度Ｓａｔとカラー画像データを関連付けた参照テーブルや対応関係の情報を予め設けておき、この参照テーブル及び対応関係を用いてヘモグロビンの量及び酸素飽和度Ｓａｔを算出するので、上述の実施形態は、カラー画像データの取得の度にヘモグロビンの量及び酸素飽和度Ｓａｔを、参照テーブル及び対応関係を用いずに算出する場合に比べて効率よくヘモグロビンの量及び酸素飽和度Ｓａｔを算出することができる。このため、プロセッサ２００の演算回路を小さくすることができ、これにより、高画質な画像を生成するとしても、低コストで、低発熱量で、低省電力のプロセッサ２００を提供することができる。

　以上、実施形態を説明したが、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。

１　　内視鏡システム
１００　　電子内視鏡
１１０　　挿入管
１１１　　挿入管先端部
１２１　　対物レンズ群
１３１　　ライトガイド
１３１ａ　先端部
１３１ｂ　基端部
１３２　　レンズ
１４１　　撮像素子
１４１ａ　カラーフィルタ
１４２　　ケーブル
２００　　プロセッサ
３００　　ディスプレイ
４００　　光源部
４１０　　回転フィルタ
４２０　　フィルタ制御部
４３０　　光源ランプ
４４０　　集光レンズ
４５０　　集光レンズ
５００　　画像処理部
５０２　　Ａ／Ｄ変換回路
５０４　　プレ画像処理部
５０６　　フレームメモリ部
５０８　　ポスト画像処理部
５１０　　特徴量取得部
５１２　　メモリ
５１４　　画像表示制御部
５１６　　コントローラ

Claims

　波長帯域の異なる少なくとも２つの光を出射するように構成された光源装置と、
　少なくとも２つの前記光でそれぞれ照明された生体組織を撮像することにより、各光に対応した前記生体組織の像のカラー画像データを生成するように構成された撮像素子を備えた撮像部を含む内視鏡と、
　前記カラー画像データの成分を用いて前記生体組織におけるヘモグロビンの量及び前記ヘモグロビンの酸素飽和度を算出し、前記酸素飽和度の分布を示す酸素飽和度分布画像を生成するように構成された特徴量取得部と、前記酸素飽和度分布画像の表示形態を制御するように構成された画像表示制御部と、を含むプロセッサと、
　前記撮像部で撮像された前記生体組織の像に前記酸素飽和度分布画像を重ねて表示するように構成されたディスプレイと、を備え、
　前記特徴量取得部は、前記カラー画像データの成分を用いて得られる第１比率に基づいて前記ヘモグロビンの量を算出するように構成されたヘモグロビン量算出部と、前記カラー画像データの成分を用いて得られる第２比率と前記ヘモグロビンの量とに基づいて前記ヘモグロビンの酸素飽和度を算出するように構成された酸素飽和度算出部と、を含み、
　前記画像表示制御部は、前記第２比率の値が、前記ヘモグロビンの量に応じて定めた前記第２比率の許容範囲をはずれる画素について、前記生体組織の像に重ねる該画素の透過率を調整するように構成された、ことを特徴とする内視鏡システム。
　前記光源装置は、第１の波長帯域の第１の光、前記第１の波長帯域と異なる第２の波長帯域の第２の光、及び第１の波長帯域及び前記第２の波長帯域と異なる第３の波長帯域の第３の光を含む少なくとも３以上の光を出射するように構成され、
　前記撮像部は、前記第１の光、前記第２の光、及び前記第３の光でそれぞれ照明された生体組織を撮像することにより、前記第１の光に対応した第１のカラー画像データ、前記第２の光に対応した第２のカラー画像データ、及び前記第３の光に対応した第３のカラー画像データを生成するように構成され、
　前記第１比率は、前記第１のカラー画像データの一成分と前記第２のカラー画像データの一成分との比率であり、
　前記第２比率は、前記第２のカラー画像データの一成分と前記第３のカラー画像データの一成分との比率である、請求項１に記載の内視鏡システム。
　前記第１の波長帯域は、前記第２の波長帯域及び前記第３の波長帯域に比べて広く、前記第２の波長帯域は、前記第３の波長帯域に比べて広く、
　前記第１の波長帯域は、前記第１のカラー画像データの成分の１つが、前記生体組織のヘモグロビンの量の変化に対して感度を有しないような波長帯域を含む、請求項２に記載の内視鏡システム。
　前記第２の波長帯域は、前記第２のカラー画像データの成分の１つが、前記生体組織のヘモグロビン量の変化に対して感度を有するが、前記酸素飽和度の変化に対して感度を有しないような波長帯域を含む、請求項２または３に記載の内視鏡システム。
　前記第１比率は、前記第２のカラー画像データの輝度成分と、前記第１のカラー画像データのＲ成分、あるいはＲ成分及びＧ成分の合計成分との比率である、請求項２～４のいずれか１項に記載の内視鏡システム。
　前記第２比率は、前記第３のカラー画像データの輝度成分と前記第２のカラー画像データの輝度成分との比率である、請求項２～５のいずれか１項に記載の内視鏡システム。
　前記第２の波長帯域は、５００ｎｍ～６００ｎｍの範囲内にあり、
　前記第３の波長帯域は、前記第２の波長帯域内の前記前記第２の波長帯域より狭い波長帯域であり、
　前記第２の光は、光学フィルタで、前記第２の波長帯域の光成分を透過させた前記第１の光の濾過光であり、前記第３の光は、光学フィルタで、前記第３の波長帯域の光成分を透過させた前記第１の光の濾過光である、請求項２～６のいずれか１項に記載の内視鏡システム。
　前記光源装置は、第４の波長帯域の光成分及び前記第４の波長帯域と異なる第５の波長帯域の光成分を含む第１の光、及び前記第４の波長帯域及び前記第５の波長帯域と異なる第３の波長帯域の第３の光を出射するように構成され、
　前記撮像部は、前記第１の光及び前記第３の光でそれぞれ照明された生体組織を撮像することにより、前記第１の光に対応した第１のカラー画像データ及び前記第３の光に対応した第３のカラー画像データを生成するように構成され、
　前記第１比率は、前記第１のカラー画像データから、前記第４の波長帯域及び前記第５の波長帯域のそれぞれに対応した前記第１のカラー画像データの対応成分同士の比から得られる比率であり、
　前記第２比率は、前記対応成分の一つと前記第３のカラー画像データの一成分との比率である、請求項１に記載の内視鏡システム。
　前記第５の波長帯域は、前記対応成分のうち前記第５の波長帯域に対応した対応成分が、前記生体組織のヘモグロビン量の変化に対して感度を有するが、前記酸素飽和度の変化に対して感度を有しないような波長帯域を含む、請求項８に記載の内視鏡システム。
　前記第３の波長帯域は、前記第３のカラー画像データの成分の１つが、前記酸素飽和度の変化に対して感度を有するような波長帯域を含む、請求項２～９のいずれか１項に記載の内視鏡システム。
　波長帯域の異なる少なくとも３つの光成分を含む光を出射するように構成された光源装置と、
　前記光で照明された生体組織を撮像することによりカラー画像データを生成するように構成された撮像素子を備えた撮像部を含む内視鏡と、　
　前記光成分の波長帯域それぞれに対応した前記カラー画像データの対応成分を用いて、前記生体組織におけるヘモグロビンの量及び前記ヘモグロビンの酸素飽和度を算出し、前記酸素飽和度の分布を示す酸素飽和度分布画像を生成する特徴量取得部と、前記酸素飽和度分布画像の表示形態を制御する画像表示制御部と、を含むプロセッサと、
　前記撮像部で撮像された前記生体組織の像に前記酸素飽和度分布画像を重ねて表示するディスプレイと、を備え、
　前記特徴量取得部は、前記対応成分を用いて得られる第１比率に基づいて前記ヘモグロビンの量を算出するヘモグロビン量算出部と、前記対応成分を用いて得られる第２比率と前記ヘモグロビンの量とに基づいて前記ヘモグロビンの酸素飽和度を算出する酸素飽和度算出部と、を含み、
　前記画像表示制御部は、前記第２比率の値が、前記ヘモグロビンの量に応じて定めた前記第２比率の許容範囲をはずれる画素について、前記生体組織の像に重ねる該画素の透過率を調整する、ことを特徴とする内視鏡システム。
　前記画像表示制御部は、前記第２比率が許容範囲をはずれる画素の透過率を、前記第２比率が許容範囲内にある画素の透過率に比べて高くする、請求項１～１１のいずれか１項に記載の内視鏡システム。