WO2018070474A1 - 内視鏡システム - Google Patents

内視鏡システム Download PDF

Info

Publication number
WO2018070474A1
WO2018070474A1 PCT/JP2017/037004 JP2017037004W WO2018070474A1 WO 2018070474 A1 WO2018070474 A1 WO 2018070474A1 JP 2017037004 W JP2017037004 W JP 2017037004W WO 2018070474 A1 WO2018070474 A1 WO 2018070474A1
Authority
WO
WIPO (PCT)
Prior art keywords
light
distribution
image
oxygen saturation
hemoglobin
Prior art date
Application number
PCT/JP2017/037004
Other languages
English (en)
French (fr)
Inventor
雅明 福田
佳巳 小原
千葉　亨
Original Assignee
Hoya株式会社
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Hoya株式会社 filed Critical Hoya株式会社
Priority to US16/333,197 priority Critical patent/US10905318B2/en
Priority to CN201780057390.8A priority patent/CN109788893B/zh
Priority to DE112017005214.9T priority patent/DE112017005214T5/de
Priority to JP2018545048A priority patent/JPWO2018070474A1/ja
Publication of WO2018070474A1 publication Critical patent/WO2018070474A1/ja

Links

Images

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B1/00—Instruments for performing medical examinations of the interior of cavities or tubes of the body by visual or photographical inspection, e.g. endoscopes; Illuminating arrangements therefor
    • A61B1/04—Instruments for performing medical examinations of the interior of cavities or tubes of the body by visual or photographical inspection, e.g. endoscopes; Illuminating arrangements therefor combined with photographic or television appliances
    • A61B1/045—Control thereof
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B1/00—Instruments for performing medical examinations of the interior of cavities or tubes of the body by visual or photographical inspection, e.g. endoscopes; Illuminating arrangements therefor
    • A61B1/06—Instruments for performing medical examinations of the interior of cavities or tubes of the body by visual or photographical inspection, e.g. endoscopes; Illuminating arrangements therefor with illuminating arrangements
    • A61B1/0638—Instruments for performing medical examinations of the interior of cavities or tubes of the body by visual or photographical inspection, e.g. endoscopes; Illuminating arrangements therefor with illuminating arrangements providing two or more wavelengths
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B1/00—Instruments for performing medical examinations of the interior of cavities or tubes of the body by visual or photographical inspection, e.g. endoscopes; Illuminating arrangements therefor
    • A61B1/06—Instruments for performing medical examinations of the interior of cavities or tubes of the body by visual or photographical inspection, e.g. endoscopes; Illuminating arrangements therefor with illuminating arrangements
    • A61B1/0661—Endoscope light sources
    • A61B1/0676—Endoscope light sources at distal tip of an endoscope
    • G—PHYSICS
    • G02—OPTICS
    • G02B—OPTICAL ELEMENTS, SYSTEMS OR APPARATUS
    • G02B23/00—Telescopes, e.g. binoculars; Periscopes; Instruments for viewing the inside of hollow bodies; Viewfinders; Optical aiming or sighting devices
    • G02B23/24—Instruments or systems for viewing the inside of hollow bodies, e.g. fibrescopes
    • G—PHYSICS
    • G02—OPTICS
    • G02B—OPTICAL ELEMENTS, SYSTEMS OR APPARATUS
    • G02B23/00—Telescopes, e.g. binoculars; Periscopes; Instruments for viewing the inside of hollow bodies; Viewfinders; Optical aiming or sighting devices
    • G02B23/24—Instruments or systems for viewing the inside of hollow bodies, e.g. fibrescopes
    • G02B23/2407—Optical details
    • G02B23/2461—Illumination
    • G02B23/2469—Illumination using optical fibres
    • G—PHYSICS
    • G02—OPTICS
    • G02B—OPTICAL ELEMENTS, SYSTEMS OR APPARATUS
    • G02B23/00—Telescopes, e.g. binoculars; Periscopes; Instruments for viewing the inside of hollow bodies; Viewfinders; Optical aiming or sighting devices
    • G02B23/24—Instruments or systems for viewing the inside of hollow bodies, e.g. fibrescopes
    • G02B23/26—Instruments or systems for viewing the inside of hollow bodies, e.g. fibrescopes using light guides
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B1/00—Instruments for performing medical examinations of the interior of cavities or tubes of the body by visual or photographical inspection, e.g. endoscopes; Illuminating arrangements therefor
    • A61B1/00002—Operational features of endoscopes
    • A61B1/00004—Operational features of endoscopes characterised by electronic signal processing
    • A61B1/00009—Operational features of endoscopes characterised by electronic signal processing of image signals during a use of endoscope
    • A61B1/000094—Operational features of endoscopes characterised by electronic signal processing of image signals during a use of endoscope extracting biological structures
    • G—PHYSICS
    • G02—OPTICS
    • G02B—OPTICAL ELEMENTS, SYSTEMS OR APPARATUS
    • G02B23/00—Telescopes, e.g. binoculars; Periscopes; Instruments for viewing the inside of hollow bodies; Viewfinders; Optical aiming or sighting devices
    • G02B23/24—Instruments or systems for viewing the inside of hollow bodies, e.g. fibrescopes
    • G02B23/2407—Optical details
    • G02B23/2423—Optical details of the distal end
    • G02B23/243—Objectives for endoscopes
    • G—PHYSICS
    • G02—OPTICS
    • G02B—OPTICAL ELEMENTS, SYSTEMS OR APPARATUS
    • G02B23/00—Telescopes, e.g. binoculars; Periscopes; Instruments for viewing the inside of hollow bodies; Viewfinders; Optical aiming or sighting devices
    • G02B23/24—Instruments or systems for viewing the inside of hollow bodies, e.g. fibrescopes
    • G02B23/2407—Optical details
    • G02B23/2461—Illumination
    • G—PHYSICS
    • G02—OPTICS
    • G02B—OPTICAL ELEMENTS, SYSTEMS OR APPARATUS
    • G02B26/00—Optical devices or arrangements for the control of light using movable or deformable optical elements
    • G02B26/007—Optical devices or arrangements for the control of light using movable or deformable optical elements the movable or deformable optical element controlling the colour, i.e. a spectral characteristic, of the light
    • G02B26/008—Optical devices or arrangements for the control of light using movable or deformable optical elements the movable or deformable optical element controlling the colour, i.e. a spectral characteristic, of the light in the form of devices for effecting sequential colour changes, e.g. colour wheels

Definitions

  • the present invention relates to an endoscope system that displays a feature quantity distribution image indicating a distribution of biological substance feature quantities based on image data generated by imaging a biological tissue.
  • An endoscope system having a function of obtaining information on a biological substance in a biological tissue as a subject, for example, the amount of hemoglobin and the oxygen saturation of hemoglobin, from the image data obtained by the endoscope, and displaying the information on the information. It has been known.
  • An example of such an endoscope system is described in Patent Document 1.
  • An endoscope system described in Patent Literature 1 includes a photographing unit that captures a spectral image in a predetermined wavelength region in a body cavity to obtain spectral image data, and performs a predetermined process on the spectral image data to obtain a feature amount of biological tissue.
  • a processing unit that generates composite image data in which oxygen saturation is emphasized, and a display unit that performs screen display based on the composite image data are provided.
  • the endoscope system can display the composite image as an image for identifying the lesioned part distinguishing from the healthy part.
  • an endoscope system can determine the presence or absence of a non-healthy part in a living tissue, for example, the presence or absence of a lesion part and the distribution thereof.
  • a plurality of suspicious parts as a plurality of types of unhealthy parts, and further a plurality of types of lesions at a time, from the viewpoint that the procedure time can be shortened and the burden on the patient can be reduced.
  • an image display is not performed in the endoscope system.
  • the present invention has been made in view of the above circumstances, and an endoscope system that performs image display capable of finding a plurality of types of non-healthy parts having different biological material feature amount ranges in a single observation.
  • the purpose is to provide.
  • the present invention includes the following forms.
  • (Form 1) A light source device configured to emit at least two lights having different wavelength bands;
  • An endoscope including an imaging unit including an imaging device configured to generate color image data corresponding to each light by imaging biological tissue illuminated with at least two of the lights;
  • a feature quantity acquisition unit configured to calculate a biological substance feature quantity in the biological tissue using a component of the color image data and generate a feature quantity distribution image indicating a distribution of the biological substance feature quantity; and the feature An image display control unit configured to control display of a quantity distribution image; and a processor,
  • An image display device configured to superimpose and display the feature quantity distribution image on the image of the biological tissue,
  • the image display control unit includes an image of a first distribution of a first non-healthy part indicating a distribution of a first feature quantity range different from the biological substance feature quantity of the healthy part from the distribution of the biological substance feature quantity, and the living body An image of the second distribution of the second non-healthy part showing the distribution of the second feature quantity range, which is
  • a light source device configured to emit at least two lights having different wavelength bands;
  • An endoscope including an imaging unit including an imaging device configured to generate color image data corresponding to each light by imaging biological tissue illuminated with at least two of the lights;
  • a feature amount configured to calculate the amount of hemoglobin and the oxygen saturation of the hemoglobin in the biological tissue using the components of the color image data, and generate an oxygen saturation distribution image indicating the distribution of the oxygen saturation
  • a processor comprising: an acquisition unit; and an image display control unit configured to control display of the oxygen saturation distribution image;
  • An image display device configured to superimpose and display the oxygen saturation distribution image on the image of the biological tissue,
  • the image display control unit includes an image of a first distribution of a first non-healthy part indicating a distribution of a first oxygen saturation range different from the oxygen saturation of the healthy part from the distribution of the oxygen saturation, and the oxygen saturation Among the distribution of degrees, an image of the second distribution of the second non-healthy part showing the distribution of the second oxygen saturation range different from the first oxygen saturation range and
  • the image display control unit is configured to satisfy the image of the first distribution so that the amount of the hemoglobin at each pixel position of the image of the first distribution and the image of the second distribution is equal to or greater than a predetermined amount.
  • an endoscope system configured to extract an image of the second distribution.
  • the feature amount acquisition unit is configured to calculate a hemoglobin amount based on a first ratio between components of the color image data of the biological tissue illuminated with different light, and the color An oxygen saturation calculator configured to calculate an oxygen saturation of the hemoglobin based on a second ratio between the components of the image data and the amount of the hemoglobin,
  • the image display control unit superimposes and displays the pixel of which the second ratio value is outside the allowable range of the second ratio determined according to the amount of hemoglobin on the image of the living tissue.
  • the endoscope system according to aspect 2 or 3, wherein the endoscope system is configured to adjust transmittance.
  • the light source device is configured to emit at least three or more lights including first light, second light, and third light having different wavelength bands
  • the imaging unit captures first color image data corresponding to the first light by imaging a living tissue illuminated with the first light, the second light, and the third light, respectively.
  • the feature amount acquisition unit is configured to calculate a hemoglobin amount based on a first ratio between components of the color image data of the biological tissue illuminated with different light, and the color An oxygen saturation calculator configured to calculate an oxygen saturation of the hemoglobin based on a second ratio between the components of the image data and the amount of the hemoglobin,
  • the first ratio is a ratio of a component of the first color image data and a component of the second color image data
  • the endoscope system according to any one of Embodiments 2 to 4, wherein the second ratio is a ratio of a component of the second color image data and a component of the third color image data.
  • the hemoglobin amount calculation unit uses a ratio between a luminance component of the second color image data and an R component of the first color image data or a total component of the R component and the G component as the first ratio.
  • the oxygen saturation calculation unit uses the ratio of the luminance component of the third color image data and the luminance component of the second color image data as the second ratio, and uses the second ratio and the amount of hemoglobin.
  • the wavelength band of the first light is wider than the wavelength band of the second light and the wavelength band of the third light, and the wavelength band of the second light is the wavelength band of the third light. Wider than The wavelength band of the first light includes any wavelength band in which the component of the first color image data does not have sensitivity to a change in the amount of hemoglobin in the living tissue.
  • the endoscope system according to any one of the above.
  • the component of the second color image data is sensitive to changes in the amount of hemoglobin in the living tissue, but not sensitive to changes in the oxygen saturation.
  • the component of the third color image data is not sensitive to changes in the amount of hemoglobin in the living tissue, but is sensitive to changes in the oxygen saturation.
  • the second light is a filtered light of the first light that is transmitted through a first wavelength band within a range of 500 nm to 600 nm out of the wavelength band of the first light by an optical filter
  • the third light The light of the first light is filtered light of the first light that is transmitted through a second wavelength band narrower than the first wavelength band within the range of the first wavelength band by an optical filter.
  • An endoscope system quantitatively calculates biological material feature quantities in biological tissue based on a plurality of color image data obtained by illuminating the biological tissue as a subject with light having different wavelength ranges.
  • the system displays a feature amount cloth image representing the distribution of the biological material feature amount.
  • a system for displaying an oxygen saturation distribution image is included.
  • the amount of hemoglobin and the oxygen saturation are described as examples of the biological material feature amount, but other feature amounts may be used.
  • a biological material feature value that changes in a distinguishable manner depending on the biological material feature value, such as the gas phase, saturation, or brightness of the biological tissue. be able to.
  • an imaging device captures images of living tissue illuminated by at least two lights having different wavelength bands emitted from a light source device, and the imaging device corresponds to each light.
  • the processor calculates the biological material feature amount (for example, the amount of hemoglobin and the oxygen saturation level of hemoglobin) in the biological tissue using the components of the generated color image data, and indicates the distribution of the biological material feature amount (for example, oxygen saturation level).
  • a feature amount distribution image for example, an oxygen saturation distribution image
  • the processor controls display of the feature amount distribution image (for example, oxygen saturation distribution image) on the image display device.
  • the living body of the healthy part is derived from the distribution of the biological substance feature quantity (for example, oxygen saturation) in the feature quantity distribution image (for example, oxygen saturation distribution image).
  • the distribution of the first distribution of the first non-healthy part showing the distribution of the first feature amount range (for example, oxygen saturation range) different from the substance feature amount, and the distribution of the biological material feature amount (for example, oxygen saturation)
  • a second distribution indicating a distribution of a second feature amount range for example, the second oxygen saturation range
  • An image of the second distribution of the unhealthy part is extracted.
  • the image display device displays the image of the first distribution and the image of the second distribution as a feature amount distribution image (for example, an oxygen saturation distribution image) so as to be identifiable over the image of the living tissue.
  • FIG. 1 is a block diagram illustrating a configuration of an endoscope system 1 according to an embodiment.
  • the endoscope system 1 includes an electronic endoscope (endoscope) 100, a processor 200, a display 300, and a light source device 400.
  • the electronic endoscope 100 and the display 300 are detachably connected to the processor 200.
  • the processor 200 includes an image processing unit 500.
  • the light source device 400 is detachably connected to the processor 200.
  • the electronic endoscope 100 has an insertion tube 110 that is inserted into the body of a subject. Inside the insertion tube 110, a light guide 131 extending over substantially the entire length of the insertion tube 110 is provided.
  • the distal end portion 131 a that is one end portion of the light guide 131 is located in the distal end portion of the insertion tube 110, that is, in the vicinity of the distal end portion 111 of the insertion tube, and the proximal end portion 131 b that is the other end portion of the light guide 131 is Located at the connection. Therefore, the light guide 131 extends from the connection portion with the light source device 400 to the vicinity of the insertion tube distal end portion 111.
  • the light source device 400 includes a light source lamp 430 that generates a large amount of light, such as a xenon lamp, as a light source.
  • the light emitted from the light source device 400 enters the base end portion 131b of the light guide 131 as illumination light IL.
  • the light incident on the base end portion 131b of the light guide 131 is guided to the tip end portion 131a through the light guide 131, and is emitted from the tip end portion 131a.
  • a light distribution lens 132 disposed opposite to the distal end portion 131 a of the light guide 131 is provided at the insertion tube distal end portion 111 of the electronic endoscope 100.
  • the illumination light IL emitted from the distal end portion 131a of the light guide 131 passes through the light distribution lens 132 and illuminates the living tissue T in the vicinity of the insertion tube distal end portion 111.
  • An objective lens group 121 and an image sensor 141 are provided at the insertion tube tip 111 of the electronic endoscope 100.
  • the objective lens group 121 and the imaging element 141 form an imaging unit.
  • the illumination light IL the light reflected or scattered by the surface of the living tissue T is incident on the objective lens group 121, is condensed, and forms an image on the light receiving surface of the image sensor 141.
  • the image sensor 141 a known image sensor such as a CCD (Charge-Coupled Device) image sensor or a CMOS (Complementary Metal-Oxide Semiconductor) image sensor having a color filter 141 a on the light receiving surface can be used. .
  • 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.
  • FIG. 2 is a diagram illustrating an example of spectral characteristics of each of the red (R), green (G), and blue (B) filters of the image sensor used in the present embodiment.
  • the R color filter of this embodiment is a filter that passes light having a wavelength longer than about 570 nm (for example, 580 nm to 700 nm)
  • the G color filter is a filter that passes light having a wavelength of about 500 nm to 620 nm.
  • the B color filter is a filter that allows light having a wavelength shorter than about 530 nm (for example, 420 nm to 520 nm) to pass therethrough.
  • the imaging element 141 is an imaging unit that images the living tissue T illuminated with each of a plurality of lights and generates color image data corresponding to each light, and the living tissue T with a plurality of lights having different wavelength ranges. It is an image data generation means for generating color image data corresponding to light reflected or scattered on the living tissue T by illuminating.
  • the image sensor 141 is controlled to be driven in synchronization with an image processing unit 500 described later, and periodically (for example, 1/1 /) color image data corresponding to an image of the living tissue T formed on the light receiving surface. Output at intervals of 30 seconds).
  • the color image data output from the image sensor 141 is sent to the image processing unit 500 of the processor 200 via the cable 142.
  • the image processing unit 500 mainly includes an A / D conversion circuit 502, a pre-image processing unit 504, a frame memory unit 506, a post image processing unit 508, a feature amount acquisition unit 510, a memory 512, an image display control unit 514, and a controller 516. Prepare for.
  • the A / D conversion circuit 502 A / D converts color image data input from the image sensor 141 of the electronic endoscope 100 via the cable 142 and outputs digital data. Digital data output from the A / D conversion circuit 502 is sent to the pre-image processing unit 504.
  • the A / D conversion circuit 502 may be provided in the electronic endoscope (endoscope) 100.
  • the pre-image processing unit 504 captures digital data by using the R digital image data captured by the light receiving element in the image sensor 141 with the R color filter and the light receiving element in the image sensor 141 with the G color filter.
  • the R, G, and B component color image data constituting the image by demosaic processing from the G digital image data and the B digital image data picked up by the light receiving element in the image pickup element 141 to which the B color filter is attached.
  • the pre-image processing unit 504 is a part that performs predetermined signal processing such as color correction, matrix calculation, and white balance correction on the generated R, G, and B color image data.
  • the frame memory unit 506 temporarily stores color image data for each image captured by the image sensor 141 and subjected to signal processing.
  • the post image processing unit 508 reads the color image data stored in the frame memory unit 506 or performs signal processing ( ⁇ correction or the like) on the image data generated by the image display control unit 514 (to be described later) for display display. Generate screen data.
  • the image data generated by the image display control unit 514 includes feature amount distribution image data such as an oxygen saturation distribution image showing the oxygen saturation distribution of hemoglobin in the living tissue T.
  • the generated screen data (video format signal) is output to the display 300. Thereby, the image of the living tissue T, the distribution image of the feature amount of the living tissue T, and the like are displayed on the screen of the display 300.
  • the feature amount acquisition unit 510 uses the captured hemoglobin amount and hemoglobin oxygen saturation as biological material feature amounts (hereinafter simply referred to as feature amounts) as will be described later.
  • a distribution image of these feature amounts calculated on the image of the captured biological tissue T that is, a distribution image showing the distribution of the amount of hemoglobin or an oxygen saturation distribution image showing the distribution of the oxygen saturation of hemoglobin is obtained.
  • the feature quantity acquisition unit 510 calculates the feature quantity by calculating using the color image data of the living tissue T illuminated with a plurality of lights having different wavelength bands, the feature quantity acquisition unit 510 acquires the feature quantity from the frame memory unit 506 or the memory 512. The color image data and various information used in the unit 510 are called up.
  • the image display control unit 514 performs control so that the oxygen saturation distribution image of hemoglobin generated by the feature amount acquisition unit 510 is superimposed on the captured image of the tissue T.
  • the image display control unit 514 includes, in the oxygen saturation distribution image, within the range of oxygen saturation of the unhealthy part, that is, within the range of oxygen saturation outside the range of oxygen saturation in normal living tissue. It is determined whether or not there is a pixel having a pixel value, and in accordance with the determination result, a distribution of a plurality of types of oxygen saturation ranges (at least one of the upper limit value and the lower limit value of the range is different) is extracted, The oxygen saturation distribution image is controlled so that the extracted distribution image is superimposed on the tissue image. This point will be described later.
  • the controller 516 is a part that performs operation instruction and operation control of each part of the image processing unit 500, and performs operation instruction and operation control of each part of the electronic endoscope 100 including the light source device 400 and the imaging element 141.
  • the feature quantity acquisition unit 510 and the image display control unit 514 may be configured by software modules that perform the above-described functions by starting and executing a program on a computer, or may be configured by hardware. Good.
  • the processor 200 instructs and controls the function of processing the color image data output from the image sensor 141 of the electronic endoscope 100 and the operation of the electronic endoscope 100, the light source device 400, and the display 300. Combines functionality.
  • the light source device 400 emits at least two lights having different wavelength bands.
  • the light source device 400 is a light emitting unit that emits the first light, the second light, and the third light.
  • the light source device 400 outputs the first light, the second light, and the third light. Incident light enters the light guide 131.
  • the light source device 400 emits the first light, the second light, and the third light having different wavelength bands.
  • four or more lights may be emitted.
  • the fourth light may be light having the same wavelength band as that of the first light.
  • the light source device 400 includes a condenser lens 440, a rotation filter 410, a filter control unit 420, and a condenser lens 450.
  • the light that is substantially parallel light emitted from the light source lamp 430 is, for example, white light, is collected by the condenser lens 440, passes through the rotary filter 410, and is condensed again by the condenser lens 450.
  • the light enters the base end 131 b of the guide 131.
  • the rotary filter 410 is movable between a position on the optical path of light emitted from the light source lamp 430 and a retracted position outside the optical path by a moving mechanism (not shown) such as a linear guide way.
  • the wavelength band of the light emitted from the light source device 400 differs depending on the type of the rotary filter 410 that crosses the optical path of the light emitted from the light source lamp 430.
  • the configuration of the light source device 400 is not limited to that shown in FIG.
  • the light source lamp 430 may be a lamp that generates convergent light instead of parallel light.
  • a configuration may be adopted in which light emitted from the light source lamp 430 is collected before the condenser lens 440 and is incident on the condenser lens 440 as diffused light.
  • a configuration in which substantially parallel light generated by the light source lamp 430 is directly incident on the rotary filter 410 without using the condenser lens 440 may be employed.
  • a configuration in which a collimator lens is used instead of the condenser lens 440 and light is incident on the rotary filter 410 in a substantially parallel light state may be employed.
  • a collimator lens is used instead of the condenser lens 440 and light is incident on the rotary filter 410 in a substantially parallel light state.
  • an interference type optical filter such as a dielectric multilayer filter
  • the incident angle of the light to the optical filter is made uniform by causing substantially parallel light to enter the rotary filter 410.
  • a lamp that generates divergent light may be employed as the light source lamp 430.
  • the light source device 400 is configured to emit a plurality of lights having different wavelength bands by transmitting light emitted from one light source lamp 430 through an optical filter.
  • different wavelengths are used.
  • a semiconductor light source such as a light emitting diode or a laser element that outputs laser light having different bands can be used as the light source of the light source device 400.
  • the rotation filter 410 may not be used.
  • the light source device 400 emits, for example, synthetic white light including excitation light of a predetermined wavelength band and fluorescence excited and emitted by the excitation light and light of a predetermined narrow wavelength band separately. Can also be configured.
  • the configuration of the light source device 400 is not particularly limited as long as it emits a plurality of lights having different wavelength bands.
  • the rotation filter 410 is a disc-shaped optical unit including a plurality of optical filters, and is configured such that the light passing wavelength region is switched according to the rotation angle.
  • the rotary filter 410 of the present embodiment includes three optical filters having different pass wavelength bands, but may include four, five, or six or more optical filters.
  • the rotation angle of the rotary filter 410 is controlled by a filter control unit 420 connected to the controller 516. When the controller 516 controls the rotation angle of the rotary filter 410 via the filter control unit 420, the wavelength band of the illumination light IL that passes through the rotary filter 410 and is supplied to the light guide 131 is switched.
  • FIG. 3 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. 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. Yes.
  • the optical filters 415, 416, and 418 are all dielectric multilayer filters, but in other embodiments, other types of optical filters (for example, absorbing optical filters and dielectric multilayer films are reflected). An etalon filter or the like used as a film 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.
  • the optical filter on which this light is incident is switched in the order of the optical filters 415, 416, and 418, thereby the wavelength of the illumination light IL passing through the rotary filter 410. Bands are switched sequentially.
  • the optical filters 415 and 416 are optical bandpass filters that selectively pass light in the 550 nm band. As shown in FIG. 4, the optical filter 415 is configured to pass light in the wavelength band R0 (W band) from the equal absorption points E1 to E4 with low loss and to block light in other wavelength regions. Has been.
  • the optical filter 416 is configured to pass light in the wavelength band R2 (N band) from the isosbestic points E2 to E3 with low loss and block light in other wavelength regions.
  • the optical filter 418 is an ultraviolet cut filter, and light emitted from the light source lamp 430 passes through the optical filter 418 in the visible light wavelength region. The light transmitted through the optical filter 418 is used for capturing a normal observation image as white light WL.
  • the optical filter 418 may not be used, and the window 414c of the frame 411 may be opened. Accordingly, light that has passed through the optical filter 415 out of light emitted from the light source lamp 430 is hereinafter referred to as “Wide light”, and light that has passed through the optical filter 416 out of light emitted from the light source lamp 430 is referred to as “Narrow light” hereinafter. Of the light emitted from the light source lamp 430, the light transmitted through the optical filter 418 is hereinafter referred to as white light WL.
  • the wavelength band R1 is a band including the peak wavelength of the absorption peak P1 derived from oxygenated hemoglobin
  • the wavelength band R2 is a band including the peak wavelength of the absorption peak P2 derived from reduced hemoglobin.
  • the wavelength band R3 is a band including 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.
  • FIG. 4 is a diagram showing an example of an absorption spectrum of hemoglobin near 550 nm.
  • the wavelength band R0 of the optical filter 415 and the wavelength band R2 of the optical filter 416 are included in the pass wavelength band (FIG. 2) of the G color filter of the color filter 141a. Therefore, the image of the living tissue T formed by the light that has passed through the optical filter 415 or 416 is obtained as an image of the G component of the color image data captured by the image sensor 141.
  • 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 light source device 400 of the present embodiment sequentially switches the plurality of optical filters 415, 416, and 418 in the optical path of the light emitted from the light source lamp 430, that is, light having different wavelength bands, that is, wide light and narrow light. , And a configuration for emitting white light WL as illumination light IL.
  • the feature amount of the living tissue T is calculated by the feature amount acquisition unit 510 of the processor 500. Processing for calculating the amount of hemoglobin in the biological tissue T and the oxygen saturation Sat of hemoglobin as the feature amount from the captured image of the biological tissue T will be described below.
  • hemoglobin has a strong absorption band called a Q band derived from porphyrin near 550 nm.
  • the absorption spectrum of hemoglobin changes according to the oxygen saturation Sat representing the proportion of oxygenated hemoglobin HbO in the total hemoglobin.
  • the solid line waveform in FIG. 4 is an absorption spectrum of oxygen saturation Sat of 100%, that is, oxygenated hemoglobin HbO
  • the long broken line waveform is an absorption spectrum of oxygen saturation Sat of 0%, that is, reduced hemoglobin Hb. It is.
  • oxygenated hemoglobin HbO and reduced hemoglobin Hb have different peak wavelengths. Specifically, oxygenated hemoglobin HbO has an absorption peak P1 near a wavelength of 542 nm and an absorption peak P3 near a wavelength of 576 nm. On the other hand, reduced hemoglobin Hb has an absorption peak P2 near 556 nm.
  • FIG. 4 is an absorption spectrum when the sum of the concentrations of oxygenated hemoglobin HbO and reduced hemoglobin Hb is constant. Therefore, the ratio of oxygenated hemoglobin HbO and reduced hemoglobin Hb, that is, the absorbance is constant regardless of the oxygen saturation.
  • the isosbestic points E1, E2, E3, E4 appear.
  • the wavelength band sandwiched between the equal absorption points E1 and E2 is the wavelength band R1 described above with respect to the optical filter 410, and the wavelength region sandwiched between the equal absorption points E2 and E3 is the wavelength band.
  • the wavelength band sandwiched between the equal absorption points E3 and E4 is the wavelength band R3, and the wavelength band sandwiched between the equal absorption points E1 and E4, that is, the band including the wavelength bands R1, R2, and R3. Is the wavelength band R0. Therefore, the wavelength band of the Wide light, which is the transmitted light transmitted through the optical filter 415 among the light emitted from the light source lamp 430, is the wavelength band R0, and the light emitted from the light source lamp 430 is transmitted through the optical filter 416.
  • the wavelength band of the narrow light that is the transmitted light is the wavelength band R2.
  • the absorption of hemoglobin increases or decreases linearly with respect to the oxygen saturation.
  • the absorptions AR1 and AR3 of hemoglobin in the wavelength bands R1 and R3 increase linearly with respect to the oxygenated hemoglobin concentration, that is, the oxygen saturation.
  • the absorption AR2 of hemoglobin in the wavelength band R2 increases linearly with respect to the concentration of reduced hemoglobin.
  • the oxygen saturation is defined by the following equation (1).
  • formulas (2) and (3) representing the concentrations of oxygenated hemoglobin HbO and reduced hemoglobin Hb are obtained.
  • the absorption AR1, AR2, and AR3 of hemoglobin are characteristic amounts that depend on both the oxygen saturation and the amount of hemoglobin.
  • the total value of absorbance in the wavelength band R0 does not depend on the oxygen saturation Sat, but is a value determined by the amount of hemoglobin. Therefore, the amount of hemoglobin can be quantified based on the total absorbance in the wavelength band R0.
  • the oxygen saturation Sat can be quantified based on the total absorbance in the wavelength band R1, the wavelength band R2, or the wavelength band R3 and the amount of hemoglobin quantified based on the total value in the wavelength band R0. .
  • the feature amount acquisition unit 510 calculates and acquires the amount of hemoglobin in the living tissue T based on a later-described first ratio that is sensitive to changes in the amount of hemoglobin in the living tissue T. 510a, an oxygen saturation calculation unit that calculates and acquires the oxygen saturation of the hemoglobin of the living tissue T based on the calculated amount of hemoglobin and the second ratio described later having sensitivity to changes in the oxygen saturation of hemoglobin 510b.
  • the hemoglobin amount calculation unit 510a of the feature amount acquisition unit 510 of the form calculates the amount of hemoglobin based on the luminance component of the color image data in the wavelength band R0.
  • the luminance component is obtained by multiplying the R component of the color image data by a predetermined coefficient, multiplying the G component of the color image data by a predetermined coefficient, and multiplying the value of the B component of the color image data by a predetermined coefficient.
  • the result of multiplication can be calculated by adding them up.
  • the hemoglobin amount calculation unit 510a of the feature amount acquisition unit 510 has the brightness of the color image data (second color image data) of the living tissue T using Wide light (second light) as the illumination light IL.
  • the amount of hemoglobin is calculated based on (first ratio).
  • WL (R) + WL (G) ⁇ is used to eliminate the change in the spectral characteristics of the living tissue T depending on the degree to which the illumination light IL is scattered on the surface of the living tissue T.
  • the reflection spectrum of the living tissue T such as the inner wall of the digestive tract has a wavelength characteristic of absorption by the components constituting the living tissue T (specifically, absorption spectrum characteristics of oxygenated hemoglobin and reduced hemoglobin), It is easily affected by the wavelength characteristic of scattering of illumination light by T.
  • R component WL (R) of color image data (first color image data) of living tissue T using white light WL (first light) as illumination light IL, or a total component WL of R component and G component ( R) + WL (G) represents the degree of scattering of the illumination light IL in the living tissue T without being affected by the amount of hemoglobin or the oxygen saturation Sat.
  • the wavelength band of the white light WL has one of the components of the first color image data.
  • the wavelength band is preferably set so as not to be sensitive to changes in the amount of hemoglobin in the living tissue T.
  • the wavelength band of the white light WL is set so that one of the components of the first color image data includes a wavelength band that is not sensitive to changes in oxygen saturation. It is preferable that A wavelength band that does not have sensitivity to changes in the amount of hemoglobin in the living tissue T means that the value of the component in the wavelength band does not change even if the amount of hemoglobin changes.
  • a reference table representing the correspondence relationship between the information on the first ratio and the amount of hemoglobin in a biological tissue with a known amount of hemoglobin is stored in the memory 512 in advance, and the feature amount acquisition unit 510
  • the hemoglobin amount calculation unit 510a calculates the amount of hemoglobin based on the value of the first ratio in the color image data captured by the living tissue T using this reference table.
  • the luminance component Wide of the color image data (second color image data) of the living tissue T using Wide light (second light) as the illumination light IL is used as the first ratio.
  • (Yh) and R component WL (R) of color image data (first color image data) of living tissue T using white light WL (first light) as illumination light IL, or R component and G component It is preferable to use the ratio Wide (Yh) / WL (R) or Wide (Yh) / ⁇ WL (R) + WL (G) ⁇ of the total component WL (R) + WL (G) in other embodiments, , Using G component Wide (G) instead of luminance component Wide (Yh) of color image data (second color image data) of biological tissue T using Wide light (second light) as illumination light IL Also like There.
  • the oxygen saturation calculation unit 510b of the feature amount acquisition unit 510 calculates the oxygen saturation based on the second ratio defined below. That is, the oxygen saturation calculation unit 510b of the feature amount acquisition unit 510 performs color image data (third color image data) of the biological tissue T illuminated with the narrow light that is the light in the wavelength band R2 that has passed through the optical filter 416.
  • the ratio Narrow (Yh) / Wide (Yh) is calculated as the second ratio.
  • the correspondence relationship obtained is obtained from a known sample and stored in the memory 512 in advance.
  • the oxygen saturation calculation unit 510b of the feature amount acquisition unit 510 uses the calculation result of the amount of hemoglobin obtained from the color image data generated by imaging the living tissue T and the above correspondence, and the lower limit value and the upper limit of the second ratio. Find the value. Furthermore, the oxygen saturation calculation unit 510b uses the fact that the oxygen saturation Sat linearly changes in accordance with the second ratio between the obtained lower limit value and upper limit value, and thus the second of the imaged living tissue T. The position of the oxygen saturation Sat where the value of the ratio Narrow (Yh) / Wide (Yh) is calculated is calculated. In this way, the oxygen saturation calculation unit 510b of the feature amount acquisition unit 510 calculates the oxygen saturation Sat.
  • a reference table representing a correspondence relationship between the amount of hemoglobin and the value of the second ratio and the oxygen saturation Sat of hemoglobin is obtained from a known sample and stored in the memory 512 in advance.
  • the oxygen saturation Sat of hemoglobin can be calculated from the calculated second ratio with reference to this reference table.
  • the second ratio is the luminance component Narrow (Yh) of the color image data (third color image data) of the living tissue T illuminated with the narrow light and the color image of the living tissue T illuminated with the wide light.
  • Yh luminance component
  • G luminance component Wide
  • a ratio between the component Narrow (G) and the G component Wide (G) of the color image data (second color image data) of the living tissue T illuminated with Wide light may be used.
  • the narrow light in the wavelength band R2 is used for illumination of the living tissue T for the calculation of the second ratio, but the present invention is not limited to the narrow light.
  • the wavelength band R1 or the wavelength band R2 is intended to use the wavelength band R1 or the wavelength band R2 in which the total absorbance changes with respect to the change in the oxygen saturation Sat.
  • Light having a wavelength band can also be used.
  • the filter characteristic of the optical filter 416 may be set to the wavelength band R1 or the wavelength band R2.
  • the wavelength band of the narrow light may be included in the wavelength band of the wide light (second light).
  • the wavelength band of the Wide light (second light) is one of the components of the second color image data, for example, the luminance component and the G component are sensitive to changes in the amount of hemoglobin, but are saturated with oxygen. It is preferable from the point that the oxygen saturation Sat can be accurately calculated that the wavelength band R0 is set so as not to be sensitive to the change in the degree.
  • a wavelength band that does not have sensitivity to changes in oxygen saturation means that the value of a component in the wavelength band does not change even if the oxygen saturation changes.
  • the setting is made so as to include a wavelength band R2 that is sensitive to a change in the oxygen saturation Sat of the living tissue T from the viewpoint that the oxygen saturation Sat can be accurately calculated.
  • the wavelength band of the white light WL (first light) includes a wavelength band in which one of the components of the first color image data has no sensitivity to the change in the amount of hemoglobin in the living tissue T. It is preferable that it is set because the influence of the spectral characteristics of the scattered light in the living tissue T can be removed.
  • the Wide light (second light) described above is one of the optical filters, and the first wavelength band within the range of 500 nm to 600 nm of the wavelength band of the white light WL (first light), for example,
  • the filtered light of the white light WL (first light) transmitted through the wavelength band between the absorption point E1 and the isosbestic point E4, and the narrow light (third light) is one of the optical filters, Filtered light of white light WL (first light) transmitted through a second wavelength band narrower than the first wavelength band within the wavelength band, for example, a wavelength band between the equal absorption point E2 and the equal absorption point E3. Is preferred.
  • FIG. 5 is a diagram showing an example of the relationship between the first ratio and the amount of hemoglobin.
  • the hemoglobin amount calculating unit 510a of the feature amount acquiring unit 510 obtains the first ratio as described above, the hemoglobin amount is calculated based on the obtained first ratio by referring to a reference table that represents a relationship as illustrated in FIG. Find the amount of.
  • FIG. 5 shows that the amount H1 of hemoglobin is obtained based on the value of the first ratio.
  • the numerical values on the horizontal and vertical axes in FIG. 5 are represented by values from 0 to 1024 for convenience.
  • FIG. 6 is a diagram illustrating an example of the relationship between the upper limit value and the lower limit value of the second ratio and the amount of hemoglobin.
  • the numerical values on the horizontal axis and the vertical axis in FIG. 6 are represented by values from 0 to 1024 for convenience.
  • the oxygen saturation amount calculation unit 510b of the feature amount acquisition unit 510 obtains the second ratio as described above
  • the correspondence shown in FIG. 6 is based on the hemoglobin amount and the second ratio obtained by the hemoglobin amount calculation unit 510a.
  • the oxygen saturation amount calculation unit 510b calculates the value of the oxygen saturation Sat by determining at which position between the upper limit value and the lower limit value the second ratio is obtained.
  • the upper limit value Max (100%) and the lower limit value Min (0%) when the value of the second ratio is the amount of hemoglobin H1 when the value is R2 are obtained. From the upper limit value Max (100%), the lower limit value Min (0%), and the value Y of the second ratio, the value of the oxygen saturation Sat is obtained.
  • the oxygen saturation distribution image is represented by a gradation display in which the color of the pixel is changed (for example, changed from red to blue) according to the value of the oxygen saturation Sat in each pixel.
  • the oxygen saturation distribution image includes, for example, a distribution image of a part of the image of the biological tissue T in which only pixels within a predetermined oxygen saturation range are displayed in gradation.
  • the Wide light and the Narrow light use light in the wavelength band between the isosbestic points E1 to E4 within the wavelength range of 500 to 60 nm. It is not limited to.
  • the absorbance of hemoglobin in addition to the wavelength band near 500 to 600 nm, a large absorption peak exists at 420 to 450 nm and has an isosbestic point. Around this isosbestic point, the absorption spectrum waveforms of oxygenated hemoglobin and reduced hemoglobin are alternately switched. For this reason, in one embodiment, it is also preferable to calculate the amount of hemoglobin and the degree of oxygen saturation using light of different wavelengths or wavelength bands within the wavelength band of 400 to 460 nm as illumination light.
  • the image display control unit 514 is within the oxygen saturation range that defines the unhealthy part, and the oxygen saturation distributions (the first distribution and the first distribution) in the plurality of types of oxygen saturation ranges. 2), and the display of the oxygen saturation distribution image is controlled so that each of the distributions is superimposed on the image of the living tissue T.
  • Each of the plurality of types of oxygen saturation ranges preferably corresponds to the oxygen saturation concentration range of each of the plurality of types of unhealthy parts, and more preferably corresponds to the oxygen saturation concentration range of a plurality of types of lesions.
  • the display 300 uses the fact that the oxygen saturation range varies depending on the type of non-healthy part and also the lesion part, the display 300 displays images of a plurality of types of non-healthy part distributions (first distribution and second distribution). Can be displayed on the image of the living tissue T so as to be identifiable. Thereafter, among the oxygen saturation distributions in a plurality of types of oxygen saturation ranges, the first distribution of the first unhealthy part, which is the oxygen saturation distribution in the first oxygen saturation range, and the second oxygen Description will be made using two distributions of the second distribution of the second unhealthy part, which is the distribution of oxygen saturation in the saturation range.
  • the amount of hemoglobin at a position corresponding to each pixel in the oxygen saturation distribution image is a predetermined amount or more, and the oxygen saturation in the oxygen saturation distribution image is in the first oxygen saturation range. Is the first unhealthy part.
  • a portion where the amount of hemoglobin at a position corresponding to each pixel in the oxygen saturation distribution image is equal to or greater than a predetermined amount and the oxygen saturation in the oxygen saturation distribution image is in the second oxygen saturation range is a second non-saturation range. Healthy part.
  • the image display control unit 514 sets in advance an oxygen saturation range of a non-healthy part with a high possibility of a malignant tumor such as cancer and an oxygen saturation range of a non-healthy part with a high possibility of a benign tumor.
  • the image display control unit 514 satisfies these oxygen saturation ranges and determines whether or not the amount of hemoglobin is greater than or equal to a predetermined amount, so that there is a non-healthy part and a suspicious part as a lesioned part. Is determined for each pixel. In this case, according to one embodiment, it is preferable that the image display control unit 514 takes out an area where at least two pixels satisfying the oxygen saturation range are adjacent. In the oxygen saturation distribution image, if only one pixel that satisfies the oxygen saturation range is present in a discontinuous and isolated manner, it may be a noise component.
  • Displaying the images of the first distribution and the second distribution on the display 300 so as to be identifiable may be any display as long as the images of the respective distributions can be identified, and the display method is not particularly limited.
  • the oxygen saturation image of the above embodiment is a gradation display image in which the hue changes according to the level of oxygen saturation, a plurality of types of oxygen saturation ranges (the first oxygen saturation range and the second oxygen saturation range) are displayed.
  • the saturation ranges do not overlap with each other, they can be identified only by gradation display in which the hue changes depending on the value of oxygen saturation.
  • the oxygen saturation ranges (the first oxygen saturation range and the second oxygen saturation range) partially overlap each other, the identification may be difficult.
  • the oxygen saturation range to be distinguished for example, the oxygen saturation range to be distinguished (the first oxygen saturation range and the second oxygen saturation range).
  • the brightness, saturation, or pixel transmittance may be displayed in a distinguishable manner for each distribution (degree range), and the distribution image may be displayed in a different color so that the distribution image can be identified. May be.
  • the image display control unit 514 satisfies the first distribution so that the amount of hemoglobin at each pixel position of the first distribution image and the second distribution image is equal to or greater than a predetermined amount. It is preferable to take out an image and an image of the second distribution. In a non-healthy part, particularly a lesioned part, since blood is concentrated, it is preferable to exclude a part with a small amount of hemoglobin from the viewpoint of accurately extracting a non-healthy part and a part suspicious as a lesioned part.
  • the image display control unit 514 determines that the amount of hemoglobin at a position corresponding to each pixel of the first distribution image and the second distribution image is a predetermined hemoglobin amount range (first hemoglobin range, second hemoglobin range).
  • the distribution image (the first distribution image and the second distribution image) is extracted so as to satisfy the range of the quantity, so that a plurality of types of unhealthy parts and further suspicious parts of the respective lesions can be accurately extracted. It is preferable because it can
  • the value of the second ratio used for calculating the oxygen saturation Sat described above deviates from the allowable range (upper limit value and lower limit value) of the second ratio determined according to the amount of hemoglobin.
  • the pixel it is preferable to adjust the transmittance of the pixel to be displayed so as to overlap the image of the living tissue T. In this way, it is possible to prevent unnecessary information from being displayed as an image by adjusting the transmittance of the pixel out of the allowable range.
  • the adjustment of the transmittance of the pixels is an adjustment in which the transmittance of the pixels located within the allowable range of the second ratio is 0%, and the transmittance of the pixels located in an area outside the allowable range of the second ratio is 100%.
  • the transmittance of the pixels located within the allowable range of the second ratio is set to 0%, and the transmittance of the pixels is gradually increased as the degree of deviation from the allowable range of the second ratio increases. Also good. Further, even when the second ratio is located within the allowable range of the second ratio determined in accordance with the amount of hemoglobin, the pixels outside the oxygen saturation range of a plurality of types that define the unhealthy part are also included. It is preferable to adjust the transmittance of the pixel. As a result, it is possible to display only the non-healthy part and further the distribution of only the part that is suspected as a lesion part on the image of the living tissue T.
  • the second ratio is within the allowable range of the second ratio determined according to the amount of hemoglobin, but the second ratio indicates the transmittance of the pixel in the portion outside the oxygen saturation range determined as the unhealthy part. It is preferable to provide a difference in transmittance by making it lower than the transmittance of the pixels outside the allowable range of the second ratio determined according to the amount of hemoglobin.
  • FIG. 7 is a diagram illustrating an example of an oxygen saturation distribution image displayed on the screen 302 of the display 300 according to the embodiment.
  • an image of the first distribution of the first unhealthy part (“inflammatory candidate part”) showing the distribution of the first oxygen saturation range and the distribution of the second oxygen saturation range are shown.
  • the second distribution image (“tumor candidate part”) of the second non-healthy part is displayed as an oxygen saturation distribution image so as to be identifiable.
  • the pixels of the first distribution image and the second distribution image are non-transparent pixels with a transmittance of 0%, and the other pixels are transmissive pixels with a transmittance of 100%.
  • the image of the first distribution is shown as a monochromatic white area
  • the image of the second distribution is shown as a monochromatic gray area.
  • the image of the first distribution and the second distribution can be color-coded by gradation according to the magnitude of oxygen saturation.
  • each of the distribution images indicating the distribution of the plurality of types of oxygen saturation ranges defining the unhealthy part is displayed on the display 300 in an identifiable manner. A plurality of observations can be found by observation, and a plurality of distributions of suspicious portions as lesions can be found by one observation.

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • Optics & Photonics (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Medical Informatics (AREA)
  • Radiology & Medical Imaging (AREA)
  • Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Astronomy & Astrophysics (AREA)
  • General Physics & Mathematics (AREA)
  • Endoscopes (AREA)

Abstract

内視鏡システムは、プロセッサを備え、生体組織の撮像画像から求められる生体物質特徴量の分布画像を表示する。前記プロセッサは、少なくとも２つの光で照明された生体組織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生体物質特徴量、例えば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、前記生体物質特徴量の分布を示す特徴量分布画像を生成し、生成した前記特徴量分布画像を前記生体組織の像に重ねて表示するために、前記特徴量分布画像の表示を制御する。このとき、前記プロセッサは、前記生体物質特徴量の分布から、複数の異なる特徴量範囲の分布を示す非健常部の分布の画像を取り出す。画像表示装置は、取り出した各分布の画像を前記生体組織の像に重ねて識別可能に表示する。

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、生体物質特徴量の分布を示す特徴量分布画像を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その情報を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
　内視鏡システムは、生体組織における非健常部の有無、例えば病変部の有無の判断やその分布を見出すことができることが望まれている。特に、複数の種類の非健常部、さらには複数の種類の病変部として疑わしい部分を一度の観察で複数箇所見出すことが、手技時間を短縮して患者の負担を軽減することができる点から好ましい。すなわち、内視鏡システムでは、複数種類の非健常部について、病変部として疑わしい部分を１度の観察で、複数箇所見出すことができるような画像の表示をすることが好ましい。しかし、上記内視鏡システムでは、そのような画像表示はされない。
　本発明は上記の事情に鑑みてなされたものであり、生体物質特徴量の範囲が異なる複数種類の非健常部を一度の観察で複数箇所見出すことが可能な画像表示を行う内視鏡システムを提供することを目的とする。
　本発明は、以下の形態を含む。
（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生体物質特徴量を算出し、前記生体物質特徴量の分布を示す特徴量分布画像を生成するように構成された特徴量取得部と、前記特徴量分布画像の表示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、
　前記生体組織の像に前記特徴量分布画像を重ねて表示するように構成された画像表示装置と、を備え、
　前記画像表示制御部は、前記生体物質特徴量の分布から、健常部の生体物質特徴量と異なる第１の特徴量範囲の分布を示す第１非健常部の第１分布の画像と、前記生体物質特徴量の分布のうち、前記第１の特徴量範囲と異なり、健常部の生体物質特徴量と異なる第２の特徴量範囲の分布を示す第２非健常部の第２分布の画像を前記特徴量分布画像として取り出すように構成され、
　前記画像表示装置は、前記第１分布の画像と前記第２分布の画像を、前記特徴量分布画像として前記生体組織の像に重ねて識別可能に表示するように構成されている、ことを特徴とする内視鏡システム。
（形態２）
　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画像表示装置と、を備え、
　前記画像表示制御部は、前記酸素飽和度の分布から、健常部の酸素飽和度と異なる第１の酸素飽和度範囲の分布を示す第１非健常部の第１分布の画像と、前記酸素飽和度の分布のうち、前記第１の酸素飽和度範囲と異なり、健常部の酸素飽和度と異なる第２の酸素飽和度範囲の分布を示す第２非健常部の第２分布の画像を前記酸素飽和度分布画像として取り出すように構成され、
　前記画像表示装置は、前記第１分布の画像と前記第２分布の画像を、前記酸素飽和度分布画像として前記生体組織の像に重ねて識別可能に表示するように構成されている、ことを特徴とする内視鏡システム。
（形態３）
　前記画像表示制御部は、前記第１分布の画像及び前記第２分布の画像の各画素位置における前記ヘモグロビンの量が予め定めた量以上であることを満足するように、前記第１分布の画像及び前記第２分布の画像を取り出すように構成されている、形態２に記載の内視鏡システム。
（形態４）
　前記特徴量取得部は、異なる光で照明された前記生体組織の前記カラー画像データの成分同士の第１比率に基づいて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同士の第２比率と前記ヘモグロビンの量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の比率の値が、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て表示する該画素の透過率を調整するように構成されている、形態２または３に記載の内視鏡システム。
（形態５）
　前記光源装置は、波長帯域の異なる第１の光、第２の光、及び第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、
　前記特徴量取得部は、異なる光で照明された前記生体組織の前記カラー画像データの成分同士の第１比率に基づいて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同士の第２比率と前記ヘモグロビンの量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、
　前記第１比率は、前記第１のカラー画像データの成分と前記第２のカラー画像データの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成分と前記第３のカラー画像データの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）
　前記ヘモグロビン量算出部は、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を前記第１比率として用いて前記ヘモグロビンの量を算出するように構成されている、形態５に記載の内視鏡システム。
（形態７）
　前記酸素飽和度算出部は、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を前記第２比率として用いて、前記第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ている、形態５または６に記載の内視鏡システム。
（形態８）
　前記第１の光の波長帯域は、前記第２の光の波長帯域及び前記第３の光の波長帯域に比べて広く、前記第２の光の波長帯域は、前記第３の光の波長帯域に比べて広く、
　前記第１の光の波長帯域は、前記第１のカラー画像データの成分が、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５～７のいずれか１つに記載の内視鏡システム。
（形態９）
　前記第２の光の波長帯域は、前記第２のカラー画像データの成分が、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５～８のいずれか１つに記載の内視鏡システム。
（形態１０）
　前記第３の光の波長帯域は、前記第３のカラー画像データの成分が、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しないが、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５～９のいずれか１つに記載の内視鏡システム。
（形態１１）
　前記第２の光は、光学フィルタで、前記第１の光の波長帯域のうち５００ｎｍ～６００ｎｍの範囲内の第１波長帯域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１波長帯域の範囲内の、前記第１波長帯域より狭い第２波長帯域を透過させた前記第１の光の濾過光である、形態５～１０のいずれか１つに記載の内視鏡システム。
　上述の内視鏡システムによれば、生体物質特徴量の範囲が異なる複数種類の非健常部を一度の観察で複数箇所見出すことができる。
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。 一実施形態の酸素飽和度分布画像の表示の一例を示す図である。
　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中の生体物質特徴量を定量的に算出して、生体物質特徴量の分布を表す特徴量布画像を表示するシステムである。例えば、酸素飽和度分布画像を表示するシステムが含まれる。以降の説明では、生体物質特徴量として、ヘモグロビンの量と酸素飽和度を例として説明するが、これ以外の特徴量であってもよい。また、非健常部の生体物質の色が健常部と異なることから、生体物質特徴量として、例えば生体組織の気相、彩度、あるいは明度が生体物質特徴量によって識別可能に変化するものを用いることができる。
　一実施形態の内視鏡システムによれば、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生体物質特徴量（例えばヘモグロビンの量及びヘモグロビンの酸素飽和度）を算出し、生体物質特徴量(例えば酸素飽和度)の分布を示す特徴量分布画像（例えば酸素飽和度分布画像）を生成する。プロセッサは、この特徴量分布画像（例えば酸素飽和度分布画像）の、画像表示装置における表示を制御する。
　この特徴量分布画像（例えば酸素飽和度分布画像）の表示の制御では、特徴量分布画像（例えば酸素飽和度分布画像）における生体物質特徴量（例えば酸素飽和度）の分布から、健常部の生体物質特徴量と異なる第１の特徴量範囲（例えば酸素飽和度範囲）の分布を示す第１非健常部の第１分布の画像と、生体物質特徴量（例えば酸素飽和度）の分布のうち、第１の特徴量範囲（例えば第１の酸素飽和度範囲）と異なり、健常部の生体物質特徴量と異なる第２の特徴量範囲（例えば第２の酸素飽和度範囲）の分布を示す第２非健常部の第２分布の画像を取り出す。画像表示装置は、この第１分布の画像と第２分布の画像を、特徴量分布画像（例えば酸素飽和度分布画像）として生体組織の像に重ねて識別可能に表示する。
　（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。
　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、本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。本実施形態の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（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。Ａ／Ｄ変換回路５０２は、電子内視鏡（内視鏡）１００内に設けられてもよい。
　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成分の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の分布を示した酸素飽和度分布画像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生体物質特徴量（以降、単に特徴量という）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、すなわち、ヘモグロビンの量の分布を示した分布画像やヘモグロビンの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。
　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、撮像した生体組織Ｔの像に、特徴量取得部５１０で生成したヘモグロビンの酸素飽和度分布画像を重ねて表示するように制御する。その際、画像表示制御部５１４は、酸素飽和度分布画像中に、非健常部の酸素飽和度の範囲内、すなわち、正常な生体組織における酸素飽和度の範囲から外れた酸素飽和度範囲内の画素値を持つ画素があるか否かを判断し、この判断結果に応じて、複数種類の酸素飽和度範囲（範囲の上限値及び下限値の少なくともいずれか一方が異なる）の分布を取り出し、生体組織の像に、取り出した分布の画像を重ねて表示するように、酸素飽和度分布画像を制御する。この点は、後述する。
　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、波長帯域の異なる少なくとも２つの光を出射する。具体的には、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、他の一実施形態では、４つ以上の光を出射させてもよい。この場合、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。
　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。本実施形態の回転フィルタ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、光学フィルタ４１５、４１６及び４１８は、いずれも誘電体多層膜フィルタであるが、他の実施形態では、これ以外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。
　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、本実施形態の光源装置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）：
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］：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）：
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000002
  
式（３）：
Figure JPOXMLDOC01-appb-M000003
  
　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。
　本実施形態の特徴量取得部５１０は、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と、ヘモグロビンの酸素飽和度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。
　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、本実施形態の特徴量取得部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。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とは、ヘモグロビンの量が変化しても、波長帯域の成分の値が変化しないことをいう。
　一実施形態によれば、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、他の実施形態では、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）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）の値がどの酸素飽和度Ｓａｔ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、他の実施形態によれば、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。
　上記実施形態では、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、他の実施形態では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、上記実施形態では、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。他の実施形態によれば、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ることもできる。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、上記実施形態では、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。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とは、酸素飽和度が変化しても、波長帯域の成分の値が変化しないことをいう。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のヘモグロビン量の変化に対して感度を有しないが、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、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。
　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。図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。図６では、第２比率の値がＲ２であるときのヘモグロビンの量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）グラデーション表示で表される。酸素飽和分布画像は、例えば、予め定めた酸素飽和度範囲にある画素のみをグラデーション表示した生体組織Ｔの像の一部分の分布画像を含む。
　なお、上述の実施形態では、Ｗｉｄｅ光及びＮａｒｒｏｗ光は、図４に示すように、波長５００～６０ｎｍの範囲内の等吸収点Ｅ１～Ｅ４間の波長帯域の光を利用するが、この波長帯域に限定されない。ヘモグロビンの吸光度に関して、５００～６００ｎｍ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。
（酸素飽和度分布画像の表示の制御）
　画像表示制御部５１４は、求めた酸素飽和度分布画像から、非健常部を定める酸素飽和度範囲内にあり、複数種類の酸素飽和度範囲にある酸素飽和度の分布（第１の分布及び第２の分布）を取り出し、この分布のそれぞれが、生体組織Ｔの像に重ねて表示するように、酸素飽和度分布画像の表示を制御する。複数種類の酸素飽和度範囲のそれぞれは、複数種類の非健常部それぞれの酸素飽和濃度範囲に対応すること、さらには複数種類の病変部の酸素飽和濃度範囲に対応することが好ましい。すなわち、非健常部、さらには病変部の種類によって酸素飽和度範囲が異なることを利用して、ディスプレイ３００は、複数種類の非健常部の分布（第１の分布及び第２の分布）の画像を生体組織Ｔの像に重ねて識別可能に表示することができる。
　以降、複数種類の酸素飽和度範囲にある酸素飽和度の分布のうち、第１の酸素飽和度範囲にある酸素飽和度の分布である第１非健常部の第１分布、及び第２の酸素飽和度範囲にある酸素飽和度の分布である第２非健常部の第２分布の２つの分布を用いて説明する。
　具体的には、酸素飽和度分布画像中の各画素に対応する位置におけるヘモグロビンの量が所定量以上であり、酸素飽和度分布画像中の酸素飽和度が第１の酸素飽和度範囲にある部分は、第１非健常部である。酸素飽和度分布画像中の各画素に対応する位置におけるヘモグロビンの量が所定量以上であり、酸素飽和度分布画像中の酸素飽和度が第２の酸素飽和度範囲にある部分は、第２非健常部である。これらの部分は、お互いに区別することができる。
　例えば、第１非健常部が悪性腫瘍の病変部である場合、第１非健常部のヘモグロビンの量は所定量以上であり、酸素飽和度は数１０％（例えば２０～３０％）であり、第２非健常部が良性腫瘍部である場合、この部分のヘモグロビンの量は所定量以上であり、酸素飽和度は３０％を超えるので、これらの条件を満足する部分の分布を、第１分布及び第２分布としてそれぞれ別々に取り出すことができる。画像表示制御部５１４は、癌等の悪性腫瘍の可能性が高い非健常部の酸素飽和度範囲と、良性腫瘍の可能性が高い非健常部の酸素飽和度範囲をあらかじめ設定しておく。画像表示制御部５１４は、これらの酸素飽和度範囲を満足し、かつ、ヘモグロビンの量が所定量以上あるか否かを判定することにより、非健常部、さらには病変部として疑わしい部分が存在するか否かを画素毎に判定する。この場合、一実施形態によれば、画像表示制御部５１４は、酸素飽和度範囲を満足する画素が少なくとも２つ以上隣り合う領域を取り出すことが好ましい。酸素飽和度分布画像において、酸素飽和度範囲を満足する画素が１つだけ非連続で孤立して存在する場合、ノイズ成分である可能性がある。
　ディスプレイ３００において第１分布及び第２分布の画像を識別可能に画像表示するとは、それぞれの分布の画像が識別できればどのような表示であってもよく、表示方法は特に制限されない。上記実施形態の酸素飽和度分画像は酸素飽和度のレベルに応じて色相が変化するグラデーション表示の画像であるので、複数種類の酸素飽和度範囲（第１の酸素飽和度範囲及び第２の酸素飽和度範囲）が互いに重ならない場合、酸素飽和度の値によって色相が変化するグラデーション表示だけで識別可能である。しかし、上記酸素飽和度範囲（第１の酸素飽和度範囲及び第２の酸素飽和度範囲）同士が一部分で重なる場合、識別が困難な場合がある。この場合、一実施形態によれば、酸素飽和度のレベルに応じて色相を変える上記グラデーション表示に加えて、例えば、区別する酸素飽和度範囲（第１の酸素飽和度範囲及び第２の酸素飽和度範囲）の分布毎に明度、彩度、あるいは画素の透過率を識別可能に変えて表示してもよく、また、分布の輪郭を異なる色で縁取ることで分布の画像を識別可能に表示してもよい。
　上述したように、画像表示制御部５１４は、第１分布の画像及び第２分布の画像の各画素位置におけるヘモグロビンの量が予め定めた量以上であることを満足するように、第１分布の画像及び第２分布の画像を取り出すことが好ましい。非健常部、特に病変部では、血液が集中しているのでヘモグロビンの量の少ない部分を除外することは、非健常部さらには病変部として疑わしい部分を精度良く取り出す点から好ましい。
　画像表示制御部５１４は、第１分布の画像及び第２分布の画像の各画素に対応する位置におけるヘモグロビンの量が、予め定められたヘモグロビン量の範囲（第１ヘモグロビン量の範囲、第２ヘモグロビン量の範囲）を満足するように、分布の画像（第１分布の画像、第２分布の画像）を取り出すことが、複数種類の非健常部、さらには病変部それぞれの疑わしい部分を精度良く取り出すことができる点から好ましい。
　画像表示制御部５１４は、上述した酸素飽和度Ｓａｔの算出のために用いる第２の比率の値が、ヘモグロビンの量に応じて定めた第２比率の許容範囲（上限値及び下限値）をはずれる画素について、生体組織Ｔの像に重ねて表示する該画素の透過率を調整することが好ましい。このように許容範囲をはずれる画素について、画素の透過率を調整することで不必要な情報を画像として表示することを防止できる。
　画素の透過率の調整は、第２比率の許容範囲内に位置する画素の透過率を０％とし、第２比率の許容範囲からはずれる領域に位置する画素の透過率を１００％とする調整の他、第２比率の許容範囲内に位置する画素の透過率を０％とし、第２比率の許容範囲からはずれる程度が大きくなるに連れて画素の透過率を徐所に大きくする調整であってもよい。
　さらに、ヘモグロビンの量に応じて定めた第２比率の許容範囲内に、第２比率が位置する場合であっても、非健常部を定める複数種類の酸素飽和度範囲外にある画素についてもその画素の透過率を調整することが好ましい。これにより、非健常部のみを、さらには病変部として疑わしい部分の分布のみを生体組織Ｔの像に重ねて表示することができる。例えば、第２比率はヘモグロビンの量に応じて定めた第２比率の許容範囲内にあるが、非健常部として定めた酸素飽和度範囲外にある部分の画素の透過率を、第２比率がヘモグロビンの量に応じて定めた第２比率の許容範囲外にある画素の透過率に比べて低くすることで、透過率に差を設けることは好ましい。
　図７は、実施形態のディスプレイ３００の画面３０２に表示される酸素飽和度分布画像の表示の一例を示す図である。図７に示すように、第１の酸素飽和度範囲の分布を示す第１の非健常部の第１分布の画像（“炎症候補部”）と、第２の酸素飽和度範囲の分布を示す第２の非健常部の第２分布の画像（“腫瘍候補部”）を酸素飽和度分布画像として、識別可能に表示されている。酸素飽和度分布画像のうち、第１分布の画像と第２分布の画像の画素は透過率０％の非透過画素とし、それ以外の画素は、透過率１００％の透過画素としている。図中では、第１分布の画像を単色の白色領域で、第２分布の画像を単色の灰色領域で示されている。勿論、酸素飽和度の大小によって、第１分布と第２分布の画像内をグラデーションで色分けすることもできる。このように、実施形態では、非健常部を定める複数種類の酸素飽和度範囲の分布を示す分布の画像それぞれを、識別可能にディスプレイ３００に画像表示するので、複数種類の非健常部を一度の観察で複数個所見出すことができ、さらに、病変部として疑わしい部分の分布を一度の観察で複数個所見出すことができる。
　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 (11)

  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生体物質特徴量を算出し、前記生体物質特徴量の分布を示す特徴量分布画像を生成するように構成された特徴量取得部と、前記特徴量分布画像の表示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、
    　前記生体組織の像に前記特徴量分布画像を重ねて表示するように構成された画像表示装置と、を備え、
    　前記画像表示制御部は、前記生体物質特徴量の分布から、健常部の生体物質特徴量と異なる第１の特徴量範囲の分布を示す第１非健常部の第１分布の画像と、前記生体物質特徴量の分布のうち、前記第１の特徴量範囲と異なり、健常部の生体物質特徴量と異なる第２の特徴量範囲の分布を示す第２非健常部の第２分布の画像を前記特徴量分布画像として取り出すように構成され、
    　前記画像表示装置は、前記第１分布の画像と前記第２分布の画像を、前記特徴量分布画像として前記生体組織の像に重ねて識別可能に表示するように構成されている、ことを特徴とする内視鏡システム。
  2. 　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画像表示装置と、を備え、
    　前記画像表示制御部は、前記酸素飽和度の分布から、健常部の酸素飽和度と異なる第１の酸素飽和度範囲の分布を示す第１非健常部の第１分布の画像と、前記酸素飽和度の分布のうち、前記第１の酸素飽和度範囲と異なり、健常部の酸素飽和度と異なる第２の酸素飽和度範囲の分布を示す第２非健常部の第２分布の画像を前記酸素飽和度分布画像として取り出すように構成され、
    　前記画像表示装置は、前記第１分布の画像と前記第２分布の画像を、前記酸素飽和度分布画像として前記生体組織の像に重ねて識別可能に表示するように構成されている、ことを特徴とする内視鏡システム。
  3. 　前記画像表示制御部は、前記第１分布の画像及び前記第２分布の画像の各画素位置における前記ヘモグロビンの量が予め定めた量以上であることを満足するように、前記第１分布の画像及び前記第２分布の画像を取り出すように構成されている、請求項２に記載の内視鏡システム。
  4. 　前記特徴量取得部は、異なる光で照明された前記生体組織の前記カラー画像データの成分同士の第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量算出部と、前記カラー画像データの成分同士の第２比率と前記ヘモグロビンの量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の比率の値が、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て表示する該画素の透過率を調整するように構成されている、請求項２または３に記載の内視鏡システム。
  5. 　前記光源装置は、波長帯域の異なる第１の光、第２の光、及び第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、
    　前記特徴量取得部は、異なる光で照明された前記生体組織の前記カラー画像データの成分同士の第１比率に基づいて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同士の第２比率と前記ヘモグロビンの量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、
    　前記第１比率は、前記第１のカラー画像データの成分と前記第２のカラー画像データの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成分と前記第３のカラー画像データの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。
  6. 　前記ヘモグロビン量算出部は、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を前記第１比率として用いて前記ヘモグロビンの量を算出するように構成されている、請求項５に記載の内視鏡システム。
  7. 　前記酸素飽和度算出部は、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を前記第２比率として用いて、前記第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ている、請求項５または６に記載の内視鏡システム。
  8. 　前記第１の光の波長帯域は、前記第２の光の波長帯域及び前記第３の光の波長帯域に比べて広く、前記第２の光の波長帯域は、前記第３の光の波長帯域に比べて広く、
    　前記第１の光の波長帯域は、前記第１のカラー画像データの成分が、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５～７のいずれか１項に記載の内視鏡システム。
  9. 　前記第２の光の波長帯域は、前記第２のカラー画像データの成分が、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５～８のいずれか１項に記載の内視鏡システム。
  10. 　前記第３の光の波長帯域は、前記第３のカラー画像データの成分が、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しないが、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５～９のいずれか１項に記載の内視鏡システム。
  11. 　前記第２の光は、光学フィルタで、前記第１の光の波長帯域のうち５００ｎｍ～６００ｎｍの範囲内の第１波長帯域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１波長帯域の範囲内の、前記第１波長帯域より狭い第２波長帯域を透過させた前記第１の光の濾過光である、請求項５～１０のいずれか１項に記載の内視鏡システム。
PCT/JP2017/037004 2016-10-14 2017-10-12 内視鏡システム WO2018070474A1 (ja)

Priority Applications (4)

Application Number Priority Date Filing Date Title
US16/333,197 US10905318B2 (en) 2016-10-14 2017-10-12 Endoscope system
CN201780057390.8A CN109788893B (zh) 2016-10-14 2017-10-12 内窥镜***
DE112017005214.9T DE112017005214T5 (de) 2016-10-14 2017-10-12 Endoskopiesystem
JP2018545048A JPWO2018070474A1 (ja) 2016-10-14 2017-10-12 内視鏡システム

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2016-202632 2016-10-14
JP2016202632 2016-10-14

Publications (1)

Publication Number Publication Date
WO2018070474A1 true WO2018070474A1 (ja) 2018-04-19

Family

ID=61906414

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
PCT/JP2017/037004 WO2018070474A1 (ja) 2016-10-14 2017-10-12 内視鏡システム

Country Status (5)

Country Link
US (1) US10905318B2 (ja)
JP (2) JPWO2018070474A1 (ja)
CN (1) CN109788893B (ja)
DE (1) DE112017005214T5 (ja)
WO (1) WO2018070474A1 (ja)

Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN113164027A (zh) * 2018-12-05 2021-07-23 直观外科手术操作公司 组织中的发色团浓度的确定

Families Citing this family (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP6891304B2 (ja) * 2018-02-09 2021-06-18 富士フイルム株式会社 内視鏡システム
WO2019220583A1 (ja) * 2018-05-17 2019-11-21 オリンパス株式会社 内視鏡装置、内視鏡装置の作動方法及びプログラム

Citations (10)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH09173285A (ja) * 1997-01-13 1997-07-08 Toshiba Corp 電子内視鏡装置
JP2011104016A (ja) * 2009-11-13 2011-06-02 Olympus Corp 画像処理装置、電子機器、内視鏡システム及びプログラム
WO2012132571A1 (ja) * 2011-03-29 2012-10-04 Hoya株式会社 診断システム
JP2014018332A (ja) * 2012-07-17 2014-02-03 Hoya Corp 画像処理装置及び内視鏡装置
WO2014192781A1 (ja) * 2013-05-30 2014-12-04 Hoya株式会社 生体組織中の生体物質の濃度分布を示す画像を生成する方法及び装置
JP2015160013A (ja) * 2014-02-27 2015-09-07 富士フイルム株式会社 内視鏡システム、内視鏡システム用プロセッサ装置、内視鏡システムの作動方法、内視鏡システム用プロセッサ装置の作動方法
JP2015160012A (ja) * 2014-02-27 2015-09-07 富士フイルム株式会社 内視鏡システム、内視鏡システム用プロセッサ装置、内視鏡システムの作動方法、内視鏡システム用プロセッサ装置の作動方法
JP2016052391A (ja) * 2014-09-03 2016-04-14 Hoya株式会社 撮像システム
JP2016097067A (ja) * 2014-11-21 2016-05-30 Hoya株式会社 分析装置及び分析方法
WO2016136698A1 (ja) * 2015-02-27 2016-09-01 Hoya株式会社 画像処理装置

Family Cites Families (12)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US5001556A (en) * 1987-09-30 1991-03-19 Olympus Optical Co., Ltd. Endoscope apparatus for processing a picture image of an object based on a selected wavelength range
JP5405373B2 (ja) * 2010-03-26 2014-02-05 富士フイルム株式会社 電子内視鏡システム
JP5914496B2 (ja) * 2011-09-05 2016-05-11 富士フイルム株式会社 内視鏡システム及びプロセッサ装置並びに内視鏡システムの作動方法
CN103781395B (zh) * 2011-09-05 2016-04-13 富士胶片株式会社 内窥镜***、用于所述内窥镜***的处理设备和图像生成方法
JP2013240401A (ja) 2012-05-18 2013-12-05 Hoya Corp 電子内視鏡装置
JP6086663B2 (ja) 2012-06-19 2017-03-01 オリンパス株式会社 画像処理装置、内視鏡装置及び孤立点ノイズ補正方法
JP5729881B2 (ja) * 2012-09-05 2015-06-03 富士フイルム株式会社 内視鏡システム、内視鏡システムのプロセッサ装置、及び内視鏡画像の画像処理方法
JP5670399B2 (ja) * 2012-09-26 2015-02-18 富士フイルム株式会社 内視鏡システム及びそのプロセッサ装置並びに内視鏡システムの作動方法
JP6092792B2 (ja) 2014-01-20 2017-03-08 富士フイルム株式会社 内視鏡システム用プロセッサ装置、内視鏡システム、内視鏡システム用プロセッサ装置の作動方法、内視鏡システムの作動方法
JP6214503B2 (ja) * 2014-09-12 2017-10-18 富士フイルム株式会社 内視鏡用光源装置及び内視鏡システム
WO2018043726A1 (ja) 2016-09-02 2018-03-08 Hoya株式会社 内視鏡システム
JP6467562B2 (ja) 2016-09-02 2019-02-13 Hoya株式会社 内視鏡システム

Patent Citations (10)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH09173285A (ja) * 1997-01-13 1997-07-08 Toshiba Corp 電子内視鏡装置
JP2011104016A (ja) * 2009-11-13 2011-06-02 Olympus Corp 画像処理装置、電子機器、内視鏡システム及びプログラム
WO2012132571A1 (ja) * 2011-03-29 2012-10-04 Hoya株式会社 診断システム
JP2014018332A (ja) * 2012-07-17 2014-02-03 Hoya Corp 画像処理装置及び内視鏡装置
WO2014192781A1 (ja) * 2013-05-30 2014-12-04 Hoya株式会社 生体組織中の生体物質の濃度分布を示す画像を生成する方法及び装置
JP2015160013A (ja) * 2014-02-27 2015-09-07 富士フイルム株式会社 内視鏡システム、内視鏡システム用プロセッサ装置、内視鏡システムの作動方法、内視鏡システム用プロセッサ装置の作動方法
JP2015160012A (ja) * 2014-02-27 2015-09-07 富士フイルム株式会社 内視鏡システム、内視鏡システム用プロセッサ装置、内視鏡システムの作動方法、内視鏡システム用プロセッサ装置の作動方法
JP2016052391A (ja) * 2014-09-03 2016-04-14 Hoya株式会社 撮像システム
JP2016097067A (ja) * 2014-11-21 2016-05-30 Hoya株式会社 分析装置及び分析方法
WO2016136698A1 (ja) * 2015-02-27 2016-09-01 Hoya株式会社 画像処理装置

Cited By (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN113164027A (zh) * 2018-12-05 2021-07-23 直观外科手术操作公司 组织中的发色团浓度的确定
US12002208B2 (en) 2018-12-05 2024-06-04 Intuitive Surgical Operations, Inc. Determining chromophore concentrations in tissues

Also Published As

Publication number Publication date
CN109788893A (zh) 2019-05-21
CN109788893B (zh) 2021-10-22
US20190223705A1 (en) 2019-07-25
DE112017005214T5 (de) 2019-07-11
JP2021035549A (ja) 2021-03-04
JPWO2018070474A1 (ja) 2019-06-24
US10905318B2 (en) 2021-02-02

Similar Documents

Publication Publication Date Title
JP6204314B2 (ja) 電子内視鏡システム
JP6467562B2 (ja) 内視鏡システム
US20080177140A1 (en) Cameras for fluorescence and reflectance imaging
JP2017148392A (ja) 計算システム
JP5757891B2 (ja) 電子内視鏡システム、画像処理装置、画像処理装置の作動方法及び画像処理プログラム
JP2012143349A (ja) 内視鏡システムおよび内視鏡システムの観察画像表示方法
CN110087528B (zh) 内窥镜***以及图像显示装置
US10925527B2 (en) Endoscope apparatus
JP2021035549A (ja) 内視鏡システム
JP6615369B2 (ja) 内視鏡システム
CN111989023B (zh) 内窥镜***及使内窥镜***工作的方法
JP5579672B2 (ja) 内視鏡システム、及び光源装置
WO2018043728A1 (ja) 内視鏡システム及び特徴量算出方法
JP6284451B2 (ja) 内視鏡装置
JP6783168B2 (ja) 内視鏡システム及び分析装置
US10791973B2 (en) Analysis device and method of analysis
WO2018037505A1 (ja) 内視鏡システム

Legal Events

Date Code Title Description
121 Ep: the epo has been informed by wipo that ep was designated in this application

Ref document number: 17859622

Country of ref document: EP

Kind code of ref document: A1

ENP Entry into the national phase

Ref document number: 2018545048

Country of ref document: JP

Kind code of ref document: A

122 Ep: pct application non-entry in european phase

Ref document number: 17859622

Country of ref document: EP

Kind code of ref document: A1