WO2019155816A1 - 内視鏡システム - Google Patents

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WO2019155816A1
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孝明 齋藤
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富士フイルム株式会社
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Definitions

  • the present invention relates to an endoscope system for calculating oxygen saturation.
  • an endoscope system including a light source device, an endoscope, and a processor device is widespread.
  • an endoscope system that not only captures and observes the appearance of a subject to be observed but also calculates biological information such as oxygen saturation using an image of the subject is known. .
  • the oxygen saturation is calculated by performing an operation or the like using an image photographed using illumination light whose extinction coefficient changes according to the oxygen saturation of hemoglobin.
  • Patent Document 1 An endoscope system that changes the amount of information of oxygen saturation to be displayed is known (Patent Document 1). Specifically, in the endoscope system of Patent Document 1, the first reliability is obtained using the pixel value of the image used for calculating the oxygen saturation. Further, the second reliability corresponding to the pixel position is obtained. The first reliability is that the calculation accuracy of the oxygen saturation is lowered in a portion where halation occurs or a portion where the S / N ratio (signal to noise ratio) is small because it is extremely dark. Represent.
  • the second reliability represents a decrease in oxygen saturation calculation accuracy due to the light amount distribution of the illumination light.
  • the oxygen saturation in the oxygen saturation image is obtained using the first reliability, the second reliability, or both the first reliability and the second reliability. Change the display color of.
  • the calculation accuracy of oxygen saturation is reduced by a halation part, a dark part, a light quantity distribution of illumination light, or a combination of these factors.
  • the calculation accuracy decreases.
  • the oxygen saturation of the oxygen saturation decreases. This is because, usually, an oxygen saturation is calculated by using an image taken over two frames.
  • An object of the present invention is to provide an endoscope system that adjusts the information amount of oxygen saturation in accordance with the accuracy even when there is movement of a subject or relative movement of a subject and an endoscope.
  • An endoscope system includes an image acquisition unit that acquires a first frame image obtained by photographing a subject and a second frame image obtained by photographing the subject at a timing different from the first frame image, and a first frame image And an oxygen saturation calculation unit that calculates oxygen saturation using the second frame image, a value of a first specific wavelength band pixel corresponding to a specific wavelength band of the first frame image, and specification of the second frame image
  • a reliability calculation unit that calculates the reliability of the oxygen saturation calculated by the oxygen saturation calculation unit using a signal ratio that is a ratio of the value of the second specific wavelength band pixel corresponding to the wavelength band of
  • An information amount adjusting unit that adjusts the information amount of oxygen saturation using the reliability.
  • the reliability calculation unit calculates the reliability using the signal ratio, the pixel value of the first frame image, and the pixel value of the second frame image.
  • the reliability calculation unit calculates the first reliability using the signal ratio, calculates the second reliability using the pixel value of the first frame image and the pixel value of the second frame image, and the first reliability It is preferable to output the minimum value of the degree and the second reliability as the reliability.
  • the first reliability is specified when the signal ratio value is a value within the first specific range including the specific value, and is specified when the signal ratio value is outside the first specific range. It is preferable that the value gradually decreases with distance from the value.
  • the second reliability is a constant value when the pixel value of the first frame image and the pixel value of the second frame image are values within the second specific range, and the second reliability is the pixel value of the first frame image or the second value. It is preferably zero when any one or more of the pixel values of the frame image are values outside the second specific range.
  • the specific wavelength band is preferably a green wavelength band or a red wavelength band.
  • the reliability calculation unit further calculates the reliability by using a ratio between the pixel value of the first frame image and the pixel value of the second frame image that correspond to each other in different wavelength bands.
  • the reliability calculation unit includes a pixel value of the first frame image or the pixel value of the second frame image corresponding to the red wavelength band, and a pixel value of the first frame image or the pixel value of the second frame image corresponding to the green wavelength band. It is preferable to calculate the reliability by using the second signal ratio that is the ratio of.
  • the reliability calculation unit includes a pixel value of the first frame image or the pixel value of the second frame image corresponding to the blue wavelength band, and a pixel value of the first frame image or the pixel value of the second frame image corresponding to the green wavelength band. It is preferable to calculate the reliability using a third signal ratio that is a ratio of
  • first frame image and the second frame image are continuously taken.
  • the information amount of oxygen saturation can be adjusted according to the accuracy.
  • the endoscope system 10 (endoscope device) includes an endoscope 12, a light source device 14, a processor device 16, a monitor 18, and a console 19.
  • the endoscope 12 images a subject.
  • the light source device 14 generates illumination light.
  • the processor device 16 performs system control and image processing of the endoscope system 10.
  • the monitor 18 is a display unit that displays an image (endoscopic image) captured by the endoscope 12.
  • the console 19 is an input device for inputting settings to the processor device 16 and the like.
  • the endoscope 12 includes an insertion portion 12a to be inserted into the subject, an operation portion 12b provided at the proximal end portion of the insertion portion 12a, a bending portion 12c provided at the distal end side of the insertion portion 12a, and a distal end portion 12d. ,have.
  • the bending portion 12c is bent by operating the angle knob 12e of the operation portion 12b.
  • the distal end portion 12d faces in a desired direction.
  • the operation unit 12b is provided with a zoom operation unit 13 in addition to the angle knob 12e. By operating the zoom operation unit 13, the subject can be enlarged or reduced in size.
  • the light source device 14 includes a light source unit 20 that emits illumination light, and a light source control unit 22 that controls the operation of the light source unit 20.
  • the light source unit 20 emits illumination light for illuminating the subject or excitation light used to emit illumination light.
  • the light source unit 20 includes, for example, a light source of a laser diode (hereinafter referred to as LD), an LED (Light Emitting Diode), a xenon lamp, or a halogen lamp, and emits at least white illumination light or white illumination light.
  • the excitation light used for the emission is emitted.
  • the white color includes a so-called pseudo white color that is substantially equivalent to the white color when photographing an object using the endoscope 12.
  • the light source unit 20 includes a phosphor that emits light when irradiated with excitation light, or an optical filter that adjusts the wavelength band, spectrum, light amount, or the like of illumination light or excitation light, as necessary.
  • the light source unit 20 can emit light having a specific wavelength band necessary for capturing an image used for calculating biological information such as oxygen saturation of hemoglobin included in the subject.
  • the light source unit 20 includes a first LD (Laser Diode) that emits first excitation light having a center wavelength of about 473 nm and a second LD that emits second excitation light having a center wavelength of about 445 nm. Including.
  • the illumination light emitted from the light source unit 20 enters the light guide 41.
  • the light guide 41 is built in the endoscope 12 and the universal cord, and propagates the illumination light to the distal end portion 12d of the endoscope 12.
  • the universal cord is a cord that connects the endoscope 12 to the light source device 14 and the processor device 16.
  • the light source control unit 22 controls lighting, extinguishing or shielding timing of each light source constituting the light source unit 20, a light emission amount, and the like. As a result, the light source unit 20 can emit a plurality of types of illumination light having different spectra. In addition, the light source control unit 22 controls the light source unit 20 in accordance with shooting timing (so-called frame).
  • the distal end portion 12d of the endoscope 12 is provided with an illumination optical system 30a and a photographing optical system 30b.
  • the illumination optical system 30 a has an illumination lens 45, and illumination light is emitted toward the subject through the illumination lens 45.
  • the illumination optical system 30 a includes a phosphor 42 that emits light in response to irradiation with the first excitation light or the second excitation light in addition to the illumination lens 45.
  • the phosphor 42 transmits a part of the first excitation light or the second excitation light, and emits approximately green to red fluorescence.
  • the first excitation light or the second excitation light transmitted through the phosphor 42, the fluorescence emitted by the phosphor 42, and the illumination optical system 30a emit white light as a whole toward the subject.
  • the white illumination light emitted when the first excitation light is used is referred to as first white light W1
  • the white illumination light emitted when the second excitation light is used is referred to as second white light W2. .
  • the blue component light included in the first white light W1 is blue light B1
  • the green component light included in the first white light W1 is green light G1
  • the red component light included in the first white light W1 is red light R1
  • the blue component light included in the second white light W2 is referred to as blue light B2
  • the green component light included in the second white light W2 is referred to as green light G2
  • the red component light included in the second white light W2 is referred to as red light R2.
  • the photographing optical system 30b includes an objective lens 46, a zoom lens 47, and an image sensor 48.
  • the image sensor 48 is caused by reflected light or the like of illumination light returning from the subject via the objective lens 46 and the zoom lens 47 (in addition to reflected light, scattered light, fluorescence emitted from the subject, or a drug administered to the subject). (Including fluorescent light etc.).
  • the zoom lens 47 moves by operating the zoom operation unit 13 and enlarges or reduces the subject to be photographed using the image sensor 48.
  • the image sensor 48 is a color sensor having a primary color filter, for example, and has a B pixel (blue pixel) having a blue color filter, a G pixel (green pixel) having a green color filter, and an R having a red color filter. There are three types of pixels (red pixels).
  • the blue color filter mainly transmits purple to blue light.
  • the green color filter mainly transmits green light.
  • the red color filter mainly transmits red light. For this reason, in one shooting, three types of images can be obtained simultaneously: a B image (blue image), a G image (green image), and an R image (red image).
  • a CCD (Charge-Coupled Device) sensor or a CMOS (Complementary Metal-Oxide Semiconductor) sensor can be used as the image sensor 48 .
  • the image sensor 48 of the present embodiment is a primary color sensor, but a complementary color sensor can also be used.
  • Complementary color sensors include, for example, a cyan pixel with a cyan color filter, a magenta pixel with a magenta color filter, a yellow pixel with a yellow color filter, and a green pixel with a green color filter.
  • a complementary color sensor is used, an image obtained from each color pixel can be converted into a B image, a G image, and an R image by performing complementary color-primary color conversion.
  • a monochrome sensor not provided with a color filter can be used as the image sensor 48 instead of the color sensor. In this case, the image of each color can be obtained by sequentially photographing the subject using illumination light of each color such as BGR.
  • the processor device 16 includes a control unit 52, an image acquisition unit 54, an image processing unit 61, and a display control unit 66 (see FIG. 2).
  • the control unit 52 performs overall control of the endoscope system 10 such as synchronous control of illumination light irradiation timing and imaging timing. Further, when various settings are input using the console 19 or the like, the control unit 52 changes the settings to the endoscope system 10 such as the light source control unit 22, the image sensor 48, or the image processing unit 61. Enter each part.
  • the image acquisition unit 54 acquires a plurality of types of images obtained by photographing a subject using illumination light having different wavelength bands. Specifically, the image acquisition unit 54 acquires a first frame image obtained by photographing the subject and a second frame image obtained by photographing the subject at a timing different from the first frame image. Thereby, the image acquisition part 54 acquires an image required for calculation of specific biometric information.
  • the specific biological information is oxygen saturation, blood vessel depth, blood vessel density, or the like, or other information obtained by calculation using an image of a subject. In the present embodiment, the specific biological information is oxygen saturation.
  • the image acquisition unit 54 acquires an image for each illumination light and for each color filter. That is, as shown in FIG. 3, an image of each color of BGR is obtained by photographing the subject using the first white light W1, and the subject is photographed using the second white light W2 to obtain each color of BGR. Get an image.
  • an image obtained by photographing the subject using the first white light W1 is referred to as a “first frame image” and is different from the first frame image.
  • An image obtained by photographing the subject at the timing is referred to as a “second frame image”.
  • the second frame image is, for example, an image taken after (or before) the first frame image.
  • the first frame image and the second frame image do not have to be taken continuously
  • the first frame image and the second frame image are used in order to reduce the influence of the movement as much as possible.
  • Taking the first frame image and the second frame image continuously means that the first frame image is taken without taking another shot between the first frame image and the second frame image.
  • taking a second frame image, or taking a first frame image after taking a second frame image is a first frame image after taking a second frame image.
  • the image acquisition unit 54 acquires the B image, the G image, and the R image.
  • the B image acquired in the first frame image is hereinafter referred to as a B1 image for distinction.
  • a G image acquired in capturing a one-frame image is referred to as a G1 image
  • an R image acquired in capturing a first frame image is referred to as an R1 image.
  • the B image acquired in capturing the second frame image is referred to as a B2 image
  • the G image acquired in capturing the second frame image is referred to as a G2 image
  • the R image acquired in capturing the second frame image Is called an R2 image.
  • the B1, G1, and R1 images are all first frame images
  • the B2, G2, and R2 images are all second frame images.
  • the blue light B1 included in the first white light W1 includes a large amount of the first excitation light, and the central wavelength of the first excitation light of about 473 nm is, as shown in FIG. 4, oxygenated hemoglobin (HbO) and reduced hemoglobin (Hb). ) And the wavelength at which the difference in the extinction coefficient is substantially maximum.
  • the blue light B2 included in the second white light W2 contains a large amount of the second excitation light, and the central wavelength of the second excitation light of about 445 nm is a wavelength at which there is almost no change in the absorption coefficient between oxyhemoglobin and reduced hemoglobin. It is.
  • the excitation light has a difference between the first excitation light and the second excitation light, the difference in the spectrum of the fluorescence emitted by the phosphor 42 is small.
  • the green light G1 and red light R1 included in the first white light W1 and the green light G2 and red light R2 included in the second white light W2 are compared with the blue light B1 included in the first white light W1, There is almost no change in the extinction coefficient according to the oxygen saturation. Therefore, the blue light B1 included in the first white light W1 is illumination light whose extinction coefficient changes according to the oxygen saturation, and the blue light B2 included in the second white light W2 is more oxygen than the blue light B1.
  • the illumination light has a small change in the extinction coefficient according to the degree of saturation.
  • the image acquisition unit 54 includes a DSP (Digital Signal Processor) 56, a noise reduction unit 58, and a conversion unit 59, and performs various processes on the acquired image as necessary using these.
  • DSP Digital Signal Processor
  • the DSP 56 performs various processing such as defect correction processing, offset processing, gain correction processing, linear matrix processing, gamma conversion processing, demosaic processing, and YC conversion processing on the acquired image as necessary.
  • the defect correction process is a process for correcting the pixel value of the pixel corresponding to the defective pixel of the image sensor 48.
  • the offset process is a process for reducing the dark current component from the image subjected to the defect correction process and setting an accurate zero level.
  • the gain correction process is a process for adjusting the signal level of each image by multiplying the image subjected to the offset process by a gain.
  • the linear matrix process is a process for improving the color reproducibility of the image subjected to the offset process, and the gamma conversion process is a process for adjusting the brightness and saturation of the image after the linear matrix process.
  • the demosaic process (also referred to as an isotropic process or a synchronization process) is a process of interpolating the pixel values of the missing pixels, and is applied to the image after the gamma conversion process.
  • the missing pixel is a pixel having no pixel value due to the arrangement of the color filters (because other color pixels are arranged in the image sensor 48).
  • the demosaic process generates the pixel value of the B pixel at the position of the G pixel and the R pixel by performing interpolation using the pixel value of the B pixel.
  • the YC conversion process is a process for converting the demosaiced image into a luminance channel Y, a color difference channel Cb, and a color difference channel Cr.
  • the noise reduction unit 58 performs noise reduction processing on the luminance channel Y, the color difference channel Cb, and the color difference channel Cr using, for example, a moving average method or a median filter method.
  • the conversion unit 59 reconverts the luminance channel Y, the color difference channel Cb, and the color difference channel Cr after the noise reduction processing into an image of each color of BGR again.
  • the image processing unit 61 generates an image for display using the image acquired by the image acquisition unit 54.
  • the image processing unit 61 calculates the oxygen saturation using the image acquired by the image acquisition unit 54, and generates an oxygen saturation image representing the oxygen saturation as a display table image.
  • the image processing unit 61 includes a signal ratio calculation unit 72, an oxygen saturation calculation unit 73, a correlation storage unit 74, a reliability calculation unit 76, and an image generation unit 77. .
  • the signal ratio calculation unit 72 calculates a signal ratio used by the oxygen saturation calculation unit 73 to calculate the oxygen saturation. Specifically, the signal ratio calculation unit 72 calculates the signal ratio “B1 / G2”, which is the ratio between the pixel value of the B1 image and the pixel value of the G2 image, and the ratio of the pixel value of the R2 image and the pixel value of the G2 image. A certain signal ratio “R2 / G2” is calculated. The value of B1 / G2 depends on the oxygen saturation and the blood volume (blood concentration), and the value of R2 / G2 depends on the blood volume. Each signal ratio calculated by the signal ratio calculation unit 72 is calculated for each pixel or for each unit when a plurality of pixels are set as one unit.
  • the oxygen saturation calculation unit 73 calculates the oxygen saturation using the signal ratio calculated by the signal ratio calculation unit 72 and the correlation stored in the correlation storage unit 74.
  • the correlation stored in the correlation storage unit 74 includes, for example, the logarithm of B1 / G2 (log (B1 / G2)) and the logarithm of R2 / G2 (log (R2 / G2)), Corresponds to the value of oxygen saturation.
  • the oxygen saturation calculation unit 73 can calculate the oxygen saturation without the influence of the blood volume.
  • the oxygen saturation calculation unit 73 calculates the oxygen saturation for each pixel or for each unit when a plurality of pixels are used as one unit.
  • the reliability calculation unit 76 calculates “reliability” indicating the accuracy of the oxygen saturation calculated by the oxygen saturation calculation unit 73.
  • the reliability calculation unit 76 calculates “the value of the first specific wavelength band pixel corresponding to the specific wavelength band of the first frame image” in the calculation of the reliability to be finally output (hereinafter referred to as reliability Z).
  • reliability Z At least a signal ratio that is a ratio of “a value of a second specific wavelength band pixel corresponding to a specific wavelength band of the second frame image” is used. Similar to the unit for calculating the oxygen saturation, the reliability calculated by the reliability calculation unit 76 is calculated for each pixel, or for each unit when a plurality of pixels are used as one unit.
  • the reliability calculation unit 76 calculates the signal ratio “G1 / G2” (or G2 / G1), which is the ratio between the pixel value of the G1 image and the pixel value of the G2 image, and calculates the calculated G1 / G1.
  • the first reliability Y1 is calculated using G2.
  • the first specific wavelength band pixel and the second specific wavelength band pixel are pixels of an image obtained by photographing a subject under the same conditions regarding the spectrum of illumination light, among the first frame pixel and the second frame pixel, respectively. Therefore, G1 / G2 is almost “1” (specific value Iv) if there is no movement of the subject or relative movement of the subject and the endoscope 12 (hereinafter simply referred to as “movement”), and there is movement. In some cases, the value varies from this specific value due to the magnitude of the movement. That is, G1 / G2 represents the magnitude of movement.
  • the first reliability Y1 calculated using G1 / G2 represents the calculation accuracy (accuracy) of the oxygen saturation caused by the movement.
  • the reliability calculation unit 76 calculates the first reliability Y1 using G1 / G2. That is, the first reliability Y1 is a constant value when the value of log (G1 / G2) is a value within the first specific range that is greater than or equal to the threshold Th02 and less than or equal to the threshold Th03. For example, “1”). Further, when the value of log (G1 / G2) is a value outside the first specific range, the value gradually decreases as the distance from the specific value Iv increases.
  • the value of the first reliability Y1 gradually decreases as the distance from the specific value Iv increases, and the first reliability is less than or equal to the threshold Th01 (Th01 ⁇ Th02).
  • the value of Y1 is set to zero (“0”).
  • the value of the first reliability Y1 gradually decreases as the distance from the specific value Iv increases, and the first reliability Y1 is greater than or equal to the threshold value Th04 (Th03 ⁇ Th04). The value is set to zero (“0”).
  • the reliability calculation unit 76 calculates a signal ratio “R1 / R2” (or “R2 / R1”) that is a ratio between the pixel value of the R1 image and the pixel value of the R2 image, and R1 / R2
  • the first reliability Y1 is calculated using the value of G2, and the “specific wavelength band” is preferably the green wavelength band or the red wavelength band as described above.
  • Y1 is one of the parameters used to calculate the reliability Z finally output by the reliability calculation unit 76, but the reliability calculation unit 76 can output the first reliability Y1 as the reliability Z. .
  • the reliability calculation unit 76 uses the pixel value of the first frame image and the pixel value of the second frame image in addition to the above G1 / G2, and finally outputs the reliability Z Is calculated. Specifically, the reliability calculation unit 76 uses the pixel value of the first frame image and the pixel value of the second frame image to calculate the second reliability Y2 used for calculating the reliability Z to be finally output. To do.
  • the second reliability Y2 is, for example, a B1 reliability calculated using the pixel value of the B1 image that is the first frame image, and a G1 reliability calculated using the pixel value of the G1 image that is the first frame image.
  • R1 reliability calculated using the pixel value of the R1 image that is the first frame image, B2 reliability calculated using the pixel value of the B2 image that is the second frame image, and G2 that is the second frame image The G2 reliability calculated using the pixel value of the image and the R2 reliability calculated using the pixel value of the R2 image that is the second frame image are used. As shown in FIG.
  • the B1 reliability is a constant value “1” when the pixel value of the B1 image is a value within the second specific range of the threshold value Th05 or more and the threshold value Th06 or less, and the pixel value of the B1 image is If the value is out of the second specific range (less than the threshold Th05 or greater than the threshold Th06), it is set to zero (“0”).
  • the G1 reliability, the R1 reliability, the B2 reliability, the G2 reliability, and the R2 reliability is a constant value “1” when the pixel value of the B1 image is a value within the second specific range of the threshold value Th05 or more and the threshold value Th06 or less, and the pixel value of the B1 image is If the value is out of the second specific range (less than the threshold Th05 or greater than the threshold Th06), it is set to zero (“0”).
  • the G1 reliability, the R1 reliability, the B2 reliability, the G2 reliability, and the R2 reliability is a constant value “1” when the pixel value of the B1 image is
  • the reliability calculation unit 76 sets, for example, the minimum value among the B1 reliability, the G1 reliability, the R1 reliability, the B2 reliability, the G2 reliability, and the R2 reliability as the second reliability Y2. Therefore, the second reliability Y2 is a constant value when the pixel value of the first frame image and the pixel value of the second frame image are values within the second specific range, and the pixel of the first frame image It is zero when any one or more of the value and the pixel value of the second frame image is outside the second specific range. That is, the second reliability Y2 is “0” in the case of halation or dark part in each color image that is the first frame image or each color image that is the second frame image, and in other cases Is “1”.
  • the reliability calculation unit 76 calculates the second reliability Y2 using all of the acquired color images of the first frame image and the color images of the second frame image.
  • the reliability Y2 is calculated by using at least the image used in the signal ratio calculation unit 72 and the image used in the calculation other than the second reliability Y2 (calculation of the first reliability Y1, etc.) in the reliability calculation unit 76. Also good.
  • the reliability calculation unit 76 sets the minimum value of the first reliability Y1 and the second reliability Y2 as the reliability Z to be finally output. Therefore, the reliability Z represents the magnitude of the motion and the presence / absence of a defect such as halation that can be determined from the pixel value.
  • the image generation unit 77 generates a so-called white light image using, for example, the B2 image, the G2 image, and the R2 image that are the second frame images. Then, by coloring the white light image using the oxygen saturation value calculated by the oxygen saturation calculating unit 73, an oxygen saturation image that represents the oxygen saturation value in color is generated as a display image. To do.
  • the image generation unit 77 includes an information amount adjustment unit 78 that adjusts the information amount of the oxygen saturation using the reliability Z when generating the acid saturation image.
  • the information amount adjustment unit 78 acquires the reliability Z from the reliability calculation unit 76 and multiplies the color difference channel image of the white light image by the reliability Z, thereby generating a color difference channel image for the oxygen saturation image.
  • the image generating unit 77 uses the luminance channel image of the white light image as the luminance channel Y, assigns Cr ⁇ Z obtained by multiplying the color difference channel image (Cr) of the white light image by the reliability to the color difference channel Cr, and An oxygen saturation image is generated by assigning Cb ⁇ Z, which is obtained by multiplying the color difference channel image (Cb) of the light image by the reliability, to the color difference channel Cb.
  • the oxygen saturation image has a color corresponding to the value of oxygen saturation in a portion where reliability Z is large, but approaches an achromatic color in a portion where reliability Z is small regardless of the value of oxygen saturation.
  • the amount of oxygen saturation information decreases.
  • the display control unit 66 acquires a display image from the image generation unit 77, converts the acquired image into a format suitable for display, and outputs the converted image to the monitor 18. Thereby, in this embodiment, the monitor 18 displays an oxygen saturation image.
  • step S11 the image acquisition unit 54 acquires the B1 image, the G1 image, and the R1 image, which are the first frame images, and captures the second white light W2 in capturing the first frame image using the first white light W1.
  • the B2 image, the G2 image, and the R2 image, which are the second frame images are acquired.
  • the oxygen saturation is calculated using these images (step S12). Specifically, the signal ratio calculation unit 72 calculates B1 / G2 and R2 / G2, and then the oxygen saturation calculation unit 73 stores B1 / G2 and R2 / G2 and the correlation stored in the correlation storage unit 74. And calculate the oxygen saturation for each pixel.
  • the reliability calculation unit 76 calculates the reliability Z reflecting the degree of decrease in the calculation accuracy of the oxygen saturation caused by the movement (step S13). Specifically, the reliability calculation unit 76 uses G1 / G2 to calculate the first reliability Y1 reflecting the magnitude of motion. In addition, the reliability calculation unit 76 uses the pixel value of the first frame image and the pixel value of the second frame image to reflect whether or not it is a halation portion and whether or not it is a dark portion. The reliability Y2 is calculated. The minimum value of the first reliability Y1 and the second reliability Y2 is set as the reliability Z.
  • the image generation unit 77 uses the reliability Z by the information amount adjustment unit 78 to determine the oxygen saturation. While adjusting the amount of information, an oxygen saturation image representing the oxygen saturation value in color is generated (step S14). When the image generation unit 77 generates the oxygen saturation image, the monitor 18 displays the oxygen saturation image (step S15).
  • the oxygen saturation image obtained by adjusting the amount of information on the oxygen saturation using the reliability Z displays a color corresponding to the value of the oxygen saturation in a portion where the reliability Z is large. high. For this reason, the information amount of oxygen saturation is large in the portion where the reliability Z is large.
  • the reliability Z in the portion where the reliability Z is small, it approaches an achromatic color regardless of the value of the oxygen saturation, so that the visibility of the oxygen saturation is lowered.
  • the information amount of the oxygen saturation is relatively small compared to the portion where the reliability Z is large.
  • the endoscope system 10 calculates the reliability Z that reflects at least the magnitude of the movement. And since the oxygen saturation information is generated using this reliability Z to adjust the information amount of oxygen saturation, the information amount of oxygen saturation is adjusted according to its accuracy even when there is movement. it can.
  • the display color is changed according to the reliability Z, but in addition, when the oxygen saturation is displayed as a number, a portion with a low reliability Z is displayed with a smaller number ( It is conceivable to display a number with a relatively small character size compared to the character size of a number representing a portion with high reliability Z, or to eliminate the display of the number.
  • the amount of information is adjusted on the display on the monitor.
  • the adjustment of the information amount is not limited to this. For example, when the oxygen saturation is not displayed on a monitor or the like, in a portion where the reliability Z is low, it is conceivable that the information amount is adjusted by substituting the value with a low value related to the oxygen saturation such as “NULL”.
  • the reliability calculation unit 76 uses the first reliability Y1 and the second reliability Y2 to calculate the reliability Z to be finally output.
  • the reliability Z can be calculated by using the ratio between the pixel value of the first frame image and the pixel value of the second frame image that correspond to each other in the corresponding wavelength band.
  • the reliability calculation unit 76 includes the pixel value of the first frame image or the second frame image corresponding to the red wavelength band, and the pixel value or the second frame image of the first frame image corresponding to the green wavelength band.
  • the reliability Z can be calculated by using the “second signal ratio” that is the ratio of the pixel value to the pixel value.
  • the pixel value of the first frame image or the pixel value of the second frame image corresponding to the red wavelength band is the pixel value of the R1 image or the pixel value of the R2 image.
  • the “pixel value of the first frame image or the pixel value of the second frame image corresponding to the green wavelength band” is the pixel value of the G1 image or the pixel value of the G2 image. Therefore, the “second signal ratio” is R1 / G1 (or G1 / R1), R1 / G2 (or G2 / R2), R2 / G1 (or G1 / R2), or R2 / G2 (or G2). / R2). The values of these “second signal ratios” all depend on the blood volume.
  • the reliability calculation unit 76 calculates R2 / G2 as the second signal ratio in addition to the signal ratio (first signal ratio) for calculating the first reliability Y1 and the like.
  • the third reliability Y3 is calculated using R2 / G2. That is, the third reliability Y3 is a constant value (for example, “1”) when the value of log (R2 / G2) is a value within the third specific range that is greater than or equal to the threshold Th08 and less than or equal to the threshold Th09. Further, when the value of log (R2 / G2) is a value outside the third specific range, the value gradually decreases according to the value of log (R2 / G2).
  • the reliability calculation unit 76 sets the minimum value among the first reliability Y1, the second reliability Y2, and the third reliability Y3 as the reliability Z to be finally output.
  • the second reliability Y2 is not calculated, the minimum value of the first reliability Y1 and the third reliability Y3 is set as the reliability Z to be finally output.
  • the third reliability Y3 calculated using the second signal ratio depending on the blood volume is used for calculation of the reliability Z, the information amount of the oxygen saturation is obtained for a portion where the blood volume is appropriate. Is kept high, the blood volume is not appropriate, and the calculated oxygen saturation is low in accuracy, it can be brought close to an achromatic color to reduce the amount of oxygen saturation information. As a result, for example, even when the subject has bleeding, the information amount of oxygen saturation can be adjusted according to the accuracy.
  • the reliability calculation unit 76 may include the pixel value of the first frame image or the pixel value of the second frame image corresponding to the blue wavelength band and the pixel value of the first frame image corresponding to the green wavelength band or
  • the reliability Z can be calculated using the “third signal ratio” which is the ratio of the pixel value of the second frame image.
  • the pixel value of the first frame image or the pixel value of the second frame image corresponding to the blue wavelength band is the pixel value of the B1 image or the pixel value of the B2 image.
  • the “pixel value of the first frame image or the pixel value of the second frame image corresponding to the green wavelength band” is the pixel value of the G1 image or the pixel value of the G2 image. Therefore, the “third signal ratio” means B1 / G1 (or G1 / B1), B1 / G2 (or G2 / B1), B2 / G1 (or G1 / B2), or B2 / G2 (or G2). / B2).
  • the values of these “third signal ratios” depend on the presence or absence of a residue containing a yellow pigment such as bilirubin and the amount of adhesion.
  • the reliability calculation unit 76 calculates B1 / G2 as the third signal ratio in addition to the signal ratio (first signal ratio) for calculating the first reliability Y1. And as shown in FIG. 11, 4th reliability Y4 is calculated using B1 / G2.
  • the fourth reliability Y4 is zero (“0”) when the value of log (B1 / G2) is equal to or less than the threshold Th11 and the amount of adhesion of residues and the like is large, and the value of log (B1 / G2) Is equal to or greater than the threshold Th12 (Th11 ⁇ Th12) and the adhesion amount of residue or the like is small, the value is constant (“1”), and the value of log (B1 / G2) is greater than the threshold Th11 and smaller than the threshold Th12. Within the range, it gradually decreases as the third signal ratio decreases.
  • the reliability calculation unit 76 sets the minimum value among the first reliability Y1, the second reliability Y2, the third reliability Y3, and the fourth reliability Y4 as the reliability Z to be finally output. The same applies when the second reliability Y2 is not calculated or when the third reliability Y3 is not calculated.
  • the fourth reliability Y4 calculated using the third signal ratio depending on the presence or absence of residue and the amount of adhesion is used for calculation of the reliability Z
  • the portion with a small amount of adhesion of residue or the like is used.
  • the information amount of oxygen saturation can be reduced by keeping the information amount of oxygen saturation high, the amount of adhesion of residues and the like, and the portion where the accuracy of the calculated oxygen saturation is low close to an achromatic color.
  • the information amount of the oxygen saturation can be adjusted according to the accuracy.
  • the light source unit 20 includes the first LD and the second LD, and these and the phosphor 42 are used to generate illumination light.
  • the light source unit 20 can be composed of LEDs.
  • the light source unit 20 includes a B1-LED 410 that emits blue light B1 having a center wavelength of about 470 nm, a B2-LED 411 that emits blue light B2 having a center wavelength of about 450 nm, A G-LED 412 that emits green light G having a center wavelength of about 540 nm; and an R-LED 413 that emits red light R having a center wavelength of about 650 nm.
  • a to-be-photographed object is image
  • the image acquisition part 54 is B1 image.
  • the G1 image and the R1 image can be acquired.
  • the subject is shot using illumination light including blue light B2, green light G, and red light R.
  • the image acquisition unit 54 , G2 image and R2 image can be acquired.
  • the oxygen saturation is calculated.
  • the present invention generates an image or the like (blood volume or an image of a blood vessel at a specific depth) representing other biological information.
  • the oxygen saturation calculating unit 73 is a biological information calculating unit.
  • the oxygen saturation calculation unit 73 can be a calculation unit that performs a necessary calculation using a signal ratio in order to generate the image.
  • each unit constituting the image processing unit 61 in the endoscope system 10 communicates with, for example, the processor device 16 and cooperates with the endoscope system 10. It can be provided in the processing apparatus 701. Further, as shown in FIG. 14, part or all of each part constituting the image processing unit 61 in the endoscope system 10 is directly from, for example, the endoscope system 10 or PACS (Picture Archiving and Communication). Systems) 710 can be provided in a diagnosis support apparatus 711 that acquires an image captured by the endoscope 12 indirectly. Further, as shown in FIG.
  • the medical work support apparatus 730 can be provided with some or all of the components that constitute the image processing unit 61 in the endoscope system 10.
  • the light source control unit 22 the control unit 52, the image acquisition unit 54, the units configuring the image acquisition unit 54, the image processing unit 61, the units configuring the image processing unit 61, the display control unit 66, and the like.
  • the hardware structure of a processing unit (processing unit) that executes various types of processing is the following various types of processors.
  • Various processors include general-purpose processors that execute software (programs) and function as various processing units such as CPU (Central Processing Unit), GPU (Graphical Processing Unit), FPGA (Field Programmable Gate Array), etc. Includes programmable logic devices (Programmable Logic Devices: PLDs) that can change the circuit configuration after manufacturing, and dedicated electrical circuits that are processors that have a circuit configuration specifically designed to perform various processes. .
  • One processing unit may be composed of one of these various processors, or a combination of two or more processors of the same type or different types (for example, a combination of a plurality of FPGAs, CPUs and FPGAs, or a CPU). Or a combination of GPUs). Further, the plurality of processing units may be configured by one processor. As an example of configuring a plurality of processing units with one processor, first, as represented by a computer such as a client or server, one processor is configured with a combination of one or more CPUs and software, There is a form in which this processor functions as a plurality of processing units.
  • SoC system-on-chip
  • a form of using a processor that realizes the functions of the entire system including a plurality of processing units with a single IC (integrated circuit) chip. is there.
  • various processing units are configured using one or more of the various processors as a hardware structure.
  • the hardware structure of these various processors is more specifically an electric circuit (circuitry) in which circuit elements such as semiconductor elements are combined.

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Abstract

動きがある場合においても、酸素飽和度の情報量を、その正確性に応じて調節する内視鏡システムを提供する。　内視鏡システム（１０）は、被写体を撮影した第１フレーム画像と、第１フレーム画像とは異なるタイミングで被写体を撮影した第２フレーム画像と、を取得する画像取得部（５４）と、第１フレーム画像と第２フレーム画像を用いて酸素飽和度を算出する酸素飽和度算出部（７３）と、第１フレーム画像の特定の波長帯域に対応する第１の特定波長帯域画素の値と、第２フレーム画像の特定の波長帯域に対応する第２の特定波長帯域画素の値と、の比である信号比（Ｇ１／Ｇ２）を用いて、酸素飽和度算出部が算出する酸素飽和度の信頼度を算出する信頼度算出部（７６）と、信頼度を用いて酸素飽和度の情報量を調節する情報量調節部（７８）と、を備える。

Description

内視鏡システム
　本発明は、酸素飽和度を算出する内視鏡システムに関する。
　医療分野においては、光源装置、内視鏡、及びプロセッサ装置を備える内視鏡システムが普及している。特に近年においては、観察対象である被写体の外観を撮影して観察するだけでなく、被写体を撮影した画像を用いて、酸素飽和度等の生体情報を算出する内視鏡システムが知られている。酸素飽和度は、ヘモグロビンの酸素飽和度に応じて吸光係数が変化する照明光を用いて撮影した画像を用いて演算等することにより算出する。
　また、算出した酸素飽和度の正確性を表す信頼度を算出し、酸素飽和度を表す酸素飽和度画像を生成する場合には、信頼度が低い部分については表示色をモノクロ調に近づけることにより、表示する酸素飽和度が有する情報量を変更する内視鏡システムが知られている（特許文献１）。具体的には、特許文献１の内視鏡システムにおいては、酸素飽和度の算出に用いる画像の画素値を用いて、第１の信頼度を求める。また、画素の位置に応じた第２の信頼度を求める。第１の信頼度は、ハレーションが発生している部分、または、極端に暗いためにＳ／Ｎ比（signal to noise ratio）が小さい部分等においては、酸素飽和度の算出精度が低下することを表す。第２の信頼度は、照明光の光量分布に起因して酸素飽和度の算出精度の低下を表す。特許文献１の内視鏡システムにおいては、第１の信頼度、第２の信頼度、または、第１の信頼度及び第２の信頼度の両方を用いて、酸素飽和度画像における酸素飽和度の表示色を変更する。
特開２０１２－１４３３９９号公報
　特許文献１が開示するように、酸素飽和度の算出精度は、ハレーション部分、暗部、照明光の光量分布、または、これらの複合的な要因によって低下するが、この他にも、酸素飽和度の算出精度が低下する要因がある。具体的には、被写体の動きまたは被写体と内視鏡の相対的な動きがある場合、酸素方飽和度の酸素飽和度が低下する。通常、酸素飽和度の算出には、２フレームをかけて撮影した画像を使用するからである。
　本発明は、被写体の動きまたは被写体と内視鏡の相対的な動きがある場合においても、酸素飽和度の情報量を、その正確性に応じて調節する内視鏡システムを提供することを目的とする。
　本発明の内視鏡システムは、被写体を撮影した第１フレーム画像と、第１フレーム画像とは異なるタイミングで被写体を撮影した第２フレーム画像と、を取得する画像取得部と、第１フレーム画像と第２フレーム画像を用いて酸素飽和度を算出する酸素飽和度算出部と、第１フレーム画像の特定の波長帯域に対応する第１の特定波長帯域画素の値と、第２フレーム画像の特定の波長帯域に対応する第２の特定波長帯域画素の値と、の比である信号比を用いて、酸素飽和度算出部が算出する酸素飽和度の信頼度を算出する信頼度算出部と、信頼度を用いて酸素飽和度の情報量を調節する情報量調節部と、を備える。
　信頼度算出部は、信号比と、第１フレーム画像の画素値及び第２フレーム画像の画素値と、を用いて信頼度を算出することが好ましい。
　信頼度算出部は、信号比を用いて第１信頼度を算出し、第１フレーム画像の画素値及び第２フレーム画像の画素値を用いて第２信頼度を算出し、かつ、第１信頼度と第２信頼度のうちの最小値を信頼度として出力することが好ましい。
　第１信頼度は、信号比の値が特定値を含む第１特定範囲内の値である場合に一定値であり、かつ、信号比の値が第１特定範囲外の値である場合に特定値から離れるほど漸減することが好ましい。
　第２信頼度は、第１フレーム画像の画素値及び第２フレーム画像の画素値が第２特定範囲内の値である場合に一定値であり、かつ、第１フレーム画像の画素値または第２フレーム画像の画素値のうちいずれか１つ以上が第２特定範囲外の値である場合に、零であることが好ましい。
　特定の波長帯域は、緑色波長帯域、または、赤色波長帯域であることが好ましい。
　信頼度算出部は、さらに、対応する波長帯域が互いに異なる第１フレーム画像の画素値と第２フレーム画像の画素値との比を用いて信頼度を算出することが好ましい。
　信頼度算出部は、赤色波長帯域に対応する第１フレーム画像の画素値または第２フレーム画像の画素値と、緑色波長帯域に対応する第１フレーム画像の画素値または第２フレーム画像の画素値と、の比である第２の信号比を用いて信頼度を算出することが好ましい。
　信頼度算出部は、青色波長帯域に対応する第１フレーム画像の画素値または第２フレーム画像の画素値と、緑色波長帯域に対応する第１フレーム画像の画素値または第２フレーム画像の画素値と、の比である第３の信号比を用いて信頼度を算出することが好ましい。
　第１フレーム画像の撮影と第２フレーム画像の撮影を連続して行うことが好ましい。
　本発明の内視鏡システムによれば、被写体の動きまたは被写体と内視鏡の相対的な動きがある場合においても、酸素飽和度の情報量を、その正確性に応じて調節できる。
内視鏡システムの外観図である。 内視鏡システムのブロック図である。 撮影フレームごとの照明光と取得画像を示す表である。 ヘモグロビン及び酸化ヘモグロビンの吸光係数を示すグラフである。 画像処理部の構成を示すブロック図である。 画素値の比と酸素飽和度の相関関係を示すグラフである。 第１信頼度のグラフである。 第２信頼度の算出に用いるＢ１信頼度のグラフである。 酸素飽和度を算出する流れを示すフローチャートである。 第３信頼度のグラフである。 第４信頼度のグラフである。 変形例の光源の構成を示すブロック図である。 内視鏡システムと画像処理装置の関係を示す説明図である。 内視鏡システム及びＰＡＣＳと診断支援装置の関係を示す説明図である。 各種検査装置と医療業務支援装置の関係を示す説明図である。
　［第１実施形態］
　図１に示すように、内視鏡システム１０（内視鏡装置）は、内視鏡１２と、光源装置１４と、プロセッサ装置１６と、モニタ１８と、コンソール１９と、を備える。内視鏡１２は、被写体を撮影する。光源装置１４は、照明光を発生する。プロセッサ装置１６は、内視鏡システム１０のシステム制御及び画像処理等を行う。モニタ１８は、内視鏡１２で撮影した画像（内視鏡画像）を表示する表示部である。コンソール１９は、プロセッサ装置１６等への設定入力等を行う入力デバイスである。
　内視鏡１２は、被検体内に挿入する挿入部１２ａと、挿入部１２ａの基端部分に設けた操作部１２ｂと、挿入部１２ａの先端側に設けた湾曲部１２ｃと、先端部１２ｄと、を有している。操作部１２ｂのアングルノブ１２ｅを操作することにより、湾曲部１２ｃが湾曲する。その結果、先端部１２ｄが所望の方向に向く。また、操作部１２ｂには、アングルノブ１２ｅの他、ズーム操作部１３が設けられている。ズーム操作部１３を操作することによって、被写体を拡大または縮小して撮影できる。
　図２に示すように、光源装置１４は、照明光を発光する光源部２０と、光源部２０の動作を制御する光源制御部２２と、を備える。
　光源部２０は、被写体を照明する照明光、または、照明光を発光するために使用する励起光等を発光する。光源部２０は、例えば、レーザーダイオード（以下、ＬＤという）、ＬＥＤ(Light Emitting Diode)、キセノンランプ、または、ハロゲンランプの光源を含み、少なくとも、白色の照明光、または、白色の照明光を発光するために使用する励起光を発光する。白色には、内視鏡１２を用いた被写体の撮影において実質的に白色と同等な、いわゆる擬似白色を含む。光源部２０は、必要に応じて、励起光の照射を受けて発光する蛍光体、または、照明光または励起光の波長帯域、スペクトル、もしくは光量等を調節する光学フィルタ等を含む。この他、光源部２０は、被写体が含むヘモグロビンの酸素飽和度等の生体情報を算出するために使用する画像の撮影に必要な、特定の波長帯域を有する光を発光できる。
　本実施形態においては、光源部２０は、中心波長が約４７３ｎｍの第１励起光を発光する第１ＬＤ(Laser Diode)と、中心波長が約４４５ｎｍの第２励起光を発光する第２ＬＤと、を含む。光源部２０が発光した照明光は、ライトガイド４１に入射する。ライトガイド４１は、内視鏡１２及びユニバーサルコード内に内蔵されており、照明光を内視鏡１２の先端部１２ｄまで伝搬する。ユニバーサルコードは、内視鏡１２と光源装置１４及びプロセッサ装置１６とを接続するコードである。
　光源制御部２２は、光源部２０を構成する各光源の点灯または消灯もしくは遮蔽のタイミング、及び、発光量等を制御する。その結果、光源部２０は、スペクトルが異なる複数種類の照明光を発光できる。また、光源制御部２２は、撮影のタイミング（いわゆるフレーム）に合わせて光源部２０を制御する。
　内視鏡１２の先端部１２ｄには、照明光学系３０ａと撮影光学系３０ｂが設けられている。照明光学系３０ａは、照明レンズ４５を有しており、この照明レンズ４５を介して照明光が被写体に向けて出射する。本実施形態においては、照明光学系３０ａは、照明レンズ４５の他に、第１励起光または第２励起光の照射を受けて発光する蛍光体４２を有する。蛍光体４２は、第１励起光または第２励起光の一部を透過し、かつ、概ね緑色から赤色の蛍光を発光する。このため、蛍光体４２を透過した第１励起光または第２励起光と、蛍光体４２が発光する蛍光と、照明光学系３０ａは全体として白色の照明光を被写体に向けて出射する。以下、第１励起光を用いた場合に出射する白色の照明光を第１白色光Ｗ１といい、かつ、第２励起光を用いた場合に出射する白色の照明光を第２白色光Ｗ２という。また、第１白色光Ｗ１が含む青色成分の光を青色光Ｂ１、第１白色光Ｗ１が含む緑色成分の光を緑色光Ｇ１、第１白色光Ｗ１が含む赤色成分の光を赤色光Ｒ１、第２白色光Ｗ２が含む青色成分の光を青色光Ｂ２、第２白色光Ｗ２が含む緑色成分の光を緑色光Ｇ２、第２白色光Ｗ２が含む赤色成分の光を赤色光Ｒ２という。
　撮影光学系３０ｂは、対物レンズ４６、ズームレンズ４７、及びイメージセンサ４８を有する。イメージセンサ４８は、対物レンズ４６及びズームレンズ４７を介して、被写体から戻る照明光の反射光等（反射光の他、散乱光、被写体が発する蛍光、または、被写体に投与等した薬剤に起因した蛍光等を含む）を用いて被写体を撮影する。ズームレンズ４７は、ズーム操作部１３の操作をすることで移動し、イメージセンサ４８を用いて撮影する被写体を拡大または縮小する。
　イメージセンサ４８は、例えば原色系のカラーフィルタを有するカラーセンサであり、青色カラーフィルタを有するＢ画素（青色画素）、緑色カラーフィルタを有するＧ画素（緑色画素）、及び、赤色カラーフィルタを有するＲ画素（赤色画素）の３種類の画素を備える。青色カラーフィルタは、主として紫色から青色の光を透過する。緑色カラーフィルタは、主として緑色の光を透過する。赤色カラーフィルタは、主として赤色の光を透過する。このため、１回の撮影において、Ｂ画像（青色画像）と、Ｇ画像（緑色画像）と、Ｒ画像（赤色画像）の３種類の画像を同時に得ることができる。
　イメージセンサ４８としては、ＣＣＤ（Charge Coupled Device）センサや、ＣＭＯＳ（Complementary Metal Oxide Semiconductor）センサを利用可能である。また、本実施形態のイメージセンサ４８は、原色系のカラーセンサであるが、補色系のカラーセンサを用いることもできる。補色系のカラーセンサは、例えば、シアンカラーフィルタが設けられたシアン画素、マゼンタカラーフィルタが設けられたマゼンタ画素、イエローカラーフィルタが設けられたイエロー画素、及び、グリーンカラーフィルタが設けられたグリーン画素を有する。補色系カラーセンサを用いる場合に上記各色の画素から得る画像は、補色－原色色変換をすれば、Ｂ画像、Ｇ画像、及びＲ画像に変換できる。また、カラーセンサの代わりに、カラーフィルタを設けていないモノクロセンサをイメージセンサ４８として使用できる。この場合、ＢＧＲ等各色の照明光を用いて被写体を順次撮影することにより、上記各色の画像を得ることができる。
　プロセッサ装置１６は、制御部５２と、画像取得部５４と、画像処理部６１と、表示制御部６６と、を有する（図２参照）。
　制御部５２は、照明光の照射タイミングと撮影のタイミングの同期制御等の内視鏡システム１０の統括的な制御を行う。また、コンソール１９等を用いて、各種設定の入力等をした場合には、制御部５２は、その設定を、光源制御部２２、イメージセンサ４８、または画像処理部６１等の内視鏡システム１０の各部に入力する。
　画像取得部５４は、各々異なる波長帯域を有する照明光を用いて被写体を撮影した複数種類の画像を取得する。具体的には、画像取得部５４は、被写体を撮影した第１フレーム画像と、第１フレーム画像とは異なるタイミングで被写体を撮影した第２フレーム画像と、を取得する。これにより、画像取得部５４は、特定の生体情報の算出に必要な画像を取得する。特定の生体情報とは、酸素飽和度、血管の深さ、もしくは、血管の密度等、または、被写体を撮影した画像を用いて演算等することによって得るその他の情報である。本実施形態においては、特定の生体情報とは、酸素飽和度である。
　より具体的には、イメージセンサ４８がカラーフィルタを有するので、画像取得部５４は、照明光ごとに、かつ、カラーフィルタごとに画像を取得する。すなわち、図３に示すように、第１白色光Ｗ１を用いて被写体を撮影することにより、ＢＧＲ各色の画像を取得し、かつ、第２白色光Ｗ２を用いて被写体を撮影してＢＧＲ各色の画像を取得する。本実施形態においては、被写体を撮影して得る一連の画像のうち、第１白色光Ｗ１を用いて被写体を撮影した画像を「第１フレーム画像」といい、かつ、第１フレーム画像とは異なるタイミングで被写体を撮影した画像を「第２フレーム画像」という。第２フレーム画像は、例えば第１フレーム画像よりも時間的に後（または前）に撮影した画像である。第１フレーム画像と第２フレーム画像は連続して撮影した画像でなくても良いが、本実施形態においては動きがあってもその影響をできるだけ低減するために第１フレーム画像と第２フレーム画像は連続して撮影した画像であり、第１フレーム画像の撮影の後に第２フレーム画像の撮影をする。第１フレーム画像の撮影と第２フレーム画像の撮影を連続して行うとは、第１フレーム画像の撮影と第２フレーム画像の撮影の間に他の撮影をせず、第１フレーム画像の撮影の次に第２フレーム画像の撮影をすること、または、第２フレーム画像の撮影の次に第１フレーム画像の撮影をすることをいう。
　第１フレーム画像の撮影及び第２フレーム画像の撮影のいずれにおいても、画像取得部５４は、Ｂ画像、Ｇ画像、及びＲ画像を取得する。但し、第１フレーム画像の撮影と第２フレーム画像の撮影においてそれぞれ使用する照明光が異なるので、以下では区別のために、第１フレーム画像の撮影において取得するＢ画像をＢ１画像といい、第１フレーム画像の撮影において取得するＧ画像をＧ１画像といい、かつ、第１フレーム画像の撮影において取得するＲ画像をＲ１画像という。同様に、第２フレーム画像の撮影において取得するＢ画像をＢ２画像といい、第２フレーム画像の撮影において取得するＧ画像をＧ２画像といい、かつ、第２フレーム画像の撮影において取得するＲ画像をＲ２画像という。Ｂ１画像、Ｇ１画像、及びＲ１画像はいずれも第１フレーム画像であり、かつ、Ｂ２画像、Ｇ２画像、及びＲ２画像はいずれも第２フレーム画像である。
　第１白色光Ｗ１が含む青色光Ｂ１は第１励起光を多く含み、かつ、第１励起光の中心波長である約４７３ｎｍは、図４に示すように酸化ヘモグロビン（ＨｂＯ）と還元ヘモグロビン（Ｈｂ）とで吸光係数の差が概ね極大になる波長である。第２白色光Ｗ２が含む青色光Ｂ２は、第２励起光を多く含み、かつ、第２励起光の中心波長である約４４５ｎｍは、酸化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンとで吸光係数の変化がほとんどない波長である。また、励起光に第１励起光と第２励起光の違いがあっても、蛍光体４２が発光する蛍光のスペクトルの差は小さい。そして、第１白色光Ｗ１が含む緑色光Ｇ１及び赤色光Ｒ１、並びに、第２白色光Ｗ２が含む緑色光Ｇ２及び赤色光Ｒ２は、第１白色光Ｗ１が含む青色光Ｂ１と比較する場合、酸素飽和度に応じた吸光係数の変化はほぼない。したがって、第１白色光Ｗ１が含む青色光Ｂ１は、酸素飽和度に応じて吸光係数が変化する照明光であり、かつ、第２白色光Ｗ２が含む青色光Ｂ２は、青色光Ｂ１よりも酸素飽和度に応じた吸光係数の変化が小さい照明光である。
　画像取得部５４は、ＤＳＰ（Digital Signal Processor）５６と、ノイズ低減部５８と、変換部５９と、を有し、これらを用いて、取得した画像に必要に応じて各種処理を施す。
　ＤＳＰ５６は、取得した画像に対し、必要に応じて欠陥補正処理、オフセット処理、ゲイン補正処理、リニアマトリクス処理、ガンマ変換処理、デモザイク処理、及びＹＣ変換処理等の各種処理を施す。
　欠陥補正処理は、イメージセンサ４８の欠陥画素に対応する画素の画素値を補正する処理である。オフセット処理は、欠陥補正処理を施した画像から暗電流成分を低減し、正確な零レベルを設定する処理である。ゲイン補正処理は、オフセット処理をした画像にゲインを乗じることにより各画像の信号レベルを整える処理である。リニアマトリクス処理は、オフセット処理をした画像の色再現性を高める処理であり、ガンマ変換処理は、リニアマトリクス処理後の画像の明るさや彩度を整える処理である。デモザイク処理（等方化処理または同時化処理とも言う）は、欠落した画素の画素値を補間する処理であり、ガンマ変換処理後の画像に対して施す。欠落した画素とは、カラーフィルタの配列に起因して（イメージセンサ４８において他の色の画素を配置しているため）、画素値がない画素である。例えば、デモザイク処理は、Ｂ画素の画素値を用いて補間することにより、Ｇ画素及びＲ画素の位置におけるＢ画素の画素値を生成する。他の色も同様である。ＹＣ変換処理は、デモザイク処理後の画像を、輝度チャンネルＹと色差チャンネルＣｂ及び色差チャンネルＣｒに変換する処理である。
　ノイズ低減部５８は、輝度チャンネルＹ、色差チャンネルＣｂ及び色差チャンネルＣｒに対して、例えば、移動平均法またはメディアンフィルタ法等を用いてノイズ低減処理を施す。変換部５９は、ノイズ低減処理後の輝度チャンネルＹ、色差チャンネルＣｂ及び色差チャンネルＣｒを再びＢＧＲの各色の画像に再変換する。
　画像処理部６１は、画像取得部５４が取得した画像を用いて表示用の画像を生成する。本実施形態においては、画像処理部６１は、画像取得部５４が取得した画像を用いて、酸素飽和度を算出し、酸素飽和度を表す酸素飽和度画像を表示表画像として生成する。図５に示すように、画像処理部６１は、信号比算出部７２と、酸素飽和度算出部７３と、相関関係記憶部７４と、信頼度算出部７６と、画像生成部７７と、を備える。
　信号比算出部７２は、酸素飽和度算出部７３が酸素飽和度の算出に使用する信号比を算出する。具体的には、信号比算出部７２は、Ｂ１画像の画素値とＧ２画像の画素値の比である信号比「Ｂ１／Ｇ２」と、Ｒ２画像の画素値とＧ２画像の画素値の比である信号比「Ｒ２／Ｇ２」と、を算出する。Ｂ１／Ｇ２の値は酸素飽和度と血液量（血液濃度）に依存し、かつ、Ｒ２／Ｇ２の値は血液量に依存する。なお、信号比算出部７２が算出する各信号比は、画素ごとに、または、複数の画素を１単位とする場合にはその単位ごとに、算出する。
　酸素飽和度算出部７３は、信号比算出部７２が算出する信号比と、相関関係記憶部７４が記憶する相関関係と、を用いて酸素飽和度を算出する。相関関係記憶部７４が記憶する相関関係は、図６に示すように、例えば、Ｂ１／Ｇ２の対数（ｌｏｇ（Ｂ１／Ｇ２））及びＲ２／Ｇ２の対数（ｌｏｇ（Ｒ２／Ｇ２））と、酸素飽和度の値と、を対応付ける。酸素飽和度算出部７３は、この相関関係を参照することにより、血液量の影響を除いて、酸素飽和度を算出できる。例えば、特定の画素においてＢ１／Ｇ２の値が「Ｂ１*／Ｇ２*」であり、かつ、Ｒ２／Ｇ２の値が「Ｒ２*／Ｇ２*」である場合、酸素飽和度算出部７３は、この特定の画素における酸素飽和度を「４０％」と算出する。なお、酸素飽和度算出部７３は、画素ごとに、または、複数の画素を１単位とする場合にはその単位ごとに、酸素飽和度を算出する。
　信頼度算出部７６は、酸素飽和度算出部７３が算出する酸素飽和度の正確性を表す「信頼度」を算出する。信頼度算出部７６は、最終的に出力する信頼度（以下、信頼度Ｚという）の算出において、「第１フレーム画像の特定の波長帯域に対応する第１の特定波長帯域画素の値」と、「第２フレーム画像の特定の波長帯域に対応する第２の特定波長帯域画素の値」と、の比である信号比を少なくとも使用する。信頼度算出部７６が算出する信頼度は、酸素飽和度を算出する単位と同様に、画素ごとに、または、複数の画素を１単位とする場合にはその単位ごとに、算出する。
　本実施形態においては、「第１フレーム画像の特定の波長帯域に対応する第１の特定波長帯域画素の値」はＧ１画像の画素値であり、かつ、「第２フレーム画像の特定の波長帯域に対応する第２の特定波長帯域画素の値」はＧ２画像の画素値である。したがって、信頼度算出部７６は、Ｇ１画像の画素値と、Ｇ２画像の画素値と、の比である信号比「Ｇ１／Ｇ２」（またはＧ２／Ｇ１）を算出し、かつ、算出したＧ１／Ｇ２を用いて第１信頼度Ｙ１を算出する。
　第１の特定波長帯域画素と第２の特定波長帯域画素は、それぞれ第１フレーム画素と第２フレーム画素のなかで、照明光のスペクトルに関して同じ条件で被写体を撮影した画像の画素である。このため、Ｇ１／Ｇ２は、被写体の動きまたは被写体と内視鏡１２の相対的な動き（以下、単に「動き」という）がなければほぼ「１」（特定値Ｉｖ）であり、動きがある場合には、動きの大きさに起因してこの特定値から値が変動する。すなわち、Ｇ１／Ｇ２は、動きの大きさを表す。また、Ｇ１／Ｇ２を用いて算出する第１信頼度Ｙ１は、動きに起因した酸素飽和度の算出精度（正確性）を表す。
　動きがあると、酸素飽和度の算出精度が下がる。このため、図７に示すように、信頼度算出部７６は、Ｇ１／Ｇ２を用いて第１信頼度Ｙ１を算出する。すなわち、第１信頼度Ｙ１は、ｌｏｇ（Ｇ１／Ｇ２）の値が特定値Ｉｖ（「１」）を含む、閾値Ｔｈ０２以上閾値Ｔｈ０３以下の第１特定範囲内の値である場合に一定値（例えば「１」）である。また、ｌｏｇ（Ｇ１／Ｇ２）の値が第１特定範囲外の値である場合に特定値Ｉｖから離れるほど漸減する。例えば、ｌｏｇ（Ｇ１／Ｇ２）が閾値Ｔｈ０２より小さい値である場合、特定値Ｉｖから離れるほど第１信頼度Ｙ１の値は漸減し、かつ、閾値Ｔｈ０１（Ｔｈ０１＜Ｔｈ０２）以下で第１信頼度Ｙ１の値を零（「０」）とする。また、ｌｏｇ（Ｇ１／Ｇ２）が閾値Ｔｈ０３よりも大きい場合、特定値Ｉｖから離れるほど第１信頼度Ｙ１の値は漸減し、かつ、閾値Ｔｈ０４（Ｔｈ０３＜Ｔｈ０４）以上で第１信頼度Ｙ１の値を零（「０」）とする。
　なお、「第１フレーム画像の特定の波長帯域に対応する第１の特定波長帯域画素の値」をＲ１画像の画素値とする場合、「第２フレーム画像の特定の波長帯域に対応する第２の特定波長帯域画素の値」はＲ２画像の画素値である。この場合、信頼度算出部７６は、Ｒ１画像の画素値と、Ｒ２画像の画素値と、の比である信号比「Ｒ１／Ｒ２」（または「Ｒ２／Ｒ１」を算出し、かつ、Ｒ１／Ｇ２の値を用いて第１信頼度Ｙ１を算出する。また、「特定の波長帯域」は、上記の通り、緑色波長帯域、または、赤色波長帯域であることが好ましい。青色光Ｂ１と青色光Ｂ２は、酸素飽和度に応じたヘモグロビンの吸光係数に対する変化の大きさにおいて違いが大きいので、照明光のスペクトルに関して同じ条件で被写体を撮影したとは言えないからである。また、第１信頼度Ｙ１は、信頼度算出部７６が最終的に出力する信頼度Ｚを算出するために用いるパラメータの１つであるが、信頼度算出部７６は、第１信頼度Ｙ１を信頼度Ｚとして出力できる。
　本実施形態においては、信頼度算出部７６は、上記Ｇ１／Ｇ２の他に、第１フレーム画像の画素値及び第２フレーム画像の画素値と、を用いて、最終的に出力する信頼度Ｚを算出する。具体的には、信頼度算出部７６は、第１フレーム画像の画素値及び第２フレーム画像の画素値を用いて、最終的に出力する信頼度Ｚの算出に用いる第２信頼度Ｙ２を算出する。
　第２信頼度Ｙ２は、例えば、第１フレーム画像であるＢ１画像の画素値を用いて算出するＢ１信頼度と、第１フレーム画像であるＧ１画像の画素値を用いて算出するＧ１信頼度と、第１フレーム画像であるＲ１画像の画素値を用いて算出するＲ１信頼度と、第２フレーム画像であるＢ２画像の画素値を用いて算出するＢ２信頼度と、第２フレーム画像であるＧ２画像の画素値を用いて算出するＧ２信頼度と、第２フレーム画像であるＲ２画像の画素値を用いて算出するＲ２信頼度と、を用いる。Ｂ１信頼度は、図８に示すように、Ｂ１画像の画素値が閾値Ｔｈ０５以上閾値Ｔｈ０６以下の第２特定範囲内の値である場合に一定値「１」であり、Ｂ１画像の画素値が、第２特定範囲外の値である場合（閾値Ｔｈ０５より小さい場合または閾値Ｔｈ０６より大きい場合）に零（「０」）とする。Ｇ１信頼度、Ｒ１信頼度、Ｂ２信頼度、Ｇ２信頼度、及び、Ｒ２信頼度についても同様である。
　信頼度算出部７６は、例えば、Ｂ１信頼度、Ｇ１信頼度、Ｒ１信頼度、Ｂ２信頼度、Ｇ２信頼度、及びＲ２信頼度のうちの最小値を、第２信頼度Ｙ２とする。したがって、第２信頼度Ｙ２は、第１フレーム画像の画素値及び前記第２フレーム画像の画素値が第２特定範囲内の値である場合に一定値であり、かつ、第１フレーム画像の画素値または第２フレーム画像の画素値のうちいずれか１つ以上が第２特定範囲外の値である場合に零である。すなわち、第２信頼度Ｙ２は、第１フレーム画像である各色画像または第２フレーム画像である各色画像のいずれかにおいて、ハレーションまたは暗部である場合には「０」であり、これ以外の場合には「１」である。なお、本実施形態においては、信頼度算出部７６は、取得した第１フレーム画像の各色画像と第２フレーム画像の各色画像の全てを使用して第２信頼度Ｙ２を算出するが、第２信頼度Ｙ２は、少なくとも信号比算出部７２で用いる画像及び信頼度算出部７６で第２信頼度Ｙ２以外の演算（第１信頼度Ｙ１の算出等）に用いる画像のみを使用して算出してもよい。
　信頼度算出部７６は、第１信頼度Ｙ１と第２信頼度Ｙ２のうちの最小値を、最終的に出力する信頼度Ｚとする。したがって、信頼度Ｚは、動きの大きさと、画素値から判別可能なハレーション等の不具合の有無と、を表す。
　画像生成部７７は、例えば第２フレーム画像であるＢ２画像、Ｇ２画像、及びＲ２画像とを用いていわゆる白色光画像を生成する。そして、白色光画像を、酸素飽和度算出部７３が算出した酸素飽和度の値を用いて色付けすることにより、表示用の画像として、酸素飽和度の値を色で表す酸素飽和度画像を生成する。
　画像生成部７７は、酸飽和度画像を生成する際に、信頼度Ｚを用いて酸素飽和度の情報量を調節する情報量調節部７８を有する。情報量調節部７８は、信頼度算出部７６から信頼度Ｚを取得し、白色光画像の色差チャンネル画像に信頼度Ｚを乗じることにより、酸素飽和度画像用の色差チャンネル画像を生成する。画像生成部７７は、白色光画像の輝度チャンネル画像を輝度チャンネルＹに使用し、白色光画像の色差チャンネル画像（Ｃｒ）に信頼度を乗じたＣｒ×Ｚを色差チャンネルＣｒに割り当て、かつ、白色光画像の色差チャンネル画像（Ｃｂ）に信頼度を乗じたＣｂ×Ｚを色差チャンネルＣｂに割り当てることにより、酸素飽和度画像を生成する。このため、酸素飽和度画像は、信頼度Ｚが大きい部分においては酸素飽和度の値に応じた色を有するが、信頼度Ｚが小さい部分においては酸素飽和度の値に関わらず無彩色に近づき、酸素飽和度の情報量が低下する。
　表示制御部６６は、画像生成部７７から表示用の画像を取得し、取得した画像を表示に適した形式に変換してモニタ１８に出力する。これにより、本実施形態においては、モニタ１８は酸素飽和度画像を表示する。
　以下、内視鏡システム１０において酸素飽和度画像を生成及び表示する動作の流れを、図９に示すフローチャートに沿って説明する。まず、照明光を少なくとも第１白色光Ｗ１と第２白色光Ｗ２とで切り換えながら被写体を撮影することにより、画像取得部５４が、酸素飽和度の算出及び酸素飽和度の画像の生成に必要な画像を取得する（ステップＳ１１）。すなわち、画像取得部５４は、第１白色光Ｗ１を用いる第１フレーム画像の撮影において、第１フレーム画像であるＢ１画像、Ｇ１画像、及びＲ１画像を取得し、かつ、第２白色光Ｗ２を用いる第２フレーム画像の撮影において、第２フレーム画像であるＢ２画像、Ｇ２画像、及びＲ２画像を取得する。
　画像取得部５４が第１フレーム画像及び第２フレーム画像を取得すると、これらの画像を用いて酸素飽和度を算出する（ステップＳ１２）。具体的には、信号比算出部７２がＢ１／Ｇ２及びＲ２／Ｇ２を算出し、その後、酸素飽和度算出部７３がＢ１／Ｇ２及びＲ２／Ｇ２と、相関関係記憶部７４が記憶する相関関係と、を使用して、画素ごとに酸素飽和度を算出する。
　こうして酸素飽和度を算出する一方で、信頼度算出部７６は、動きに起因する酸素飽和度の算出精度の低下の程度を反映した信頼度Ｚを算出する（ステップＳ１３）。具体的には、信頼度算出部７６は、Ｇ１／Ｇ２を用いて、動きの大きさを反映した第１信頼度Ｙ１を算出する。また、信頼度算出部７６は、第１フレーム画像の画素値及び第２フレーム画像の画素値を用いて、ハレーション部分であるか否か、及び、暗部であるか否か、を反映した第２信頼度Ｙ２を算出する。そして、第１信頼度Ｙ１と第２信頼度Ｙ２のうち最小値を信頼度Ｚとする。
　酸素飽和度算出部７３が酸素飽和度を算出し、かつ、信頼度算出部７６が信頼度Ｚを算出すると、画像生成部７７は、情報量調節部７８によって信頼度Ｚを用いて酸素飽和度の情報量を調節しつつ、酸素飽和度の値を色で表す酸素飽和度画像を生成する（ステップＳ１４）。画像生成部７７が酸素飽和度画像を生成すると、モニタ１８は酸素飽和度画像を表示する（ステップＳ１５）。信頼度Ｚを用いて酸素飽和度の情報量を調節した酸素飽和度画像は、信頼度Ｚが大きい部分においては、酸素飽和度の値に応じた色を表示するので酸素飽和度の視認性が高い。このため、信頼度Ｚが大きい部分においては酸素飽和度の情報量は大きい。一方、信頼度Ｚが小さい部分においては酸素飽和度の値に関わらず無彩色に近づくので、酸素飽和度の視認性が低下する。その結果、信頼度Ｚが小さい部分においては、酸素飽和度の情報量は、信頼度Ｚが大きい部分に比べて相対的に小さい。
　上記のように、内視鏡システム１０においては、少なくとも動きの大きさを反映した信頼度Ｚを算出する。そして、この信頼度Ｚを用いて酸素飽和度の情報量を調節して酸素飽和度画像を生成するので、動きがある場合においても、酸素飽和度の情報量を、その正確性に応じて調節できる。
　本実施形態においては、信頼度Ｚに応じて、表示色を変更しているが、その他にも、酸素飽和度を数字で表示する場合には、信頼度Ｚが低い部分は数字を小さく表示（信頼度Ｚが高い部分を表す数字の文字サイズと比較して相対的に小さい文字サイズで数字を表示）したり、数字の表示を無くすことが考えられる。加えて本実施形態では情報量の調節を、モニタにおける表示において行っている。しかし、情報量の調節はこれに限定されるものではない。例えば、酸素飽和度をモニタ等に表示しない場合には、信頼度Ｚが低い部分においては、“ＮＵＬＬ”などの酸素飽和度と関連の薄い値に置き換えて情報量を調節することが考えられる。
　［第２実施形態］
　上記第１実施形態においては、信頼度算出部７６は、第１信頼度Ｙ１と第２信頼度Ｙ２を用いて、最終的に出力する信頼度Ｚを算出しているが、信頼度算出部７６は、少なくとも第１信頼度Ｙ１に加えて、さらに、対応する波長帯域が互いに異なる第１フレーム画像の画素値と第２フレーム画像の画素値との比を用いて、信頼度Ｚを算出できる。
　例えば、信頼度算出部７６は、赤色波長帯域に対応する第１フレーム画像の画素値または第２フレーム画像の画素値と、緑色波長帯域に対応する第１フレーム画像の画素値または第２フレーム画像の画素値と、の比である「第２の信号比」を用いて信頼度Ｚを算出できる。
　「赤色波長帯域に対応する第１フレーム画像の画素値または第２フレーム画像の画素値」とは、Ｒ１画像の画素値またはＲ２画像の画素値である。「緑色波長帯域に対応する第１フレーム画像の画素値または第２フレーム画像の画素値」とは、Ｇ１画像の画素値またはＧ２画像の画素値である。したがって、「第２の信号比」とは、Ｒ１／Ｇ１（もしくはＧ１／Ｒ１）、Ｒ１／Ｇ２（もしくはＧ２／Ｒ２）、Ｒ２／Ｇ１（もしくはＧ１／Ｒ２）、または、Ｒ２／Ｇ２（もしくはＧ２／Ｒ２）である。これら「第２の信号比」の値は、いずれも血液量に依存する。
　本実施形態においては、信頼度算出部７６は、第１信頼度Ｙ１を算出するための信号比（第１の信号比）等に加えて、さらに、第２の信号比としてＲ２／Ｇ２を算出し、かつ、図１０に示すように、Ｒ２／Ｇ２を用いて第３信頼度Ｙ３を算出する。すなわち、第３信頼度Ｙ３は、ｌｏｇ（Ｒ２／Ｇ２）の値が閾値Ｔｈ０８以上閾値Ｔｈ０９以下の第３特定範囲内の値である場合に一定値（例えば「１」）である。また、ｌｏｇ（Ｒ２／Ｇ２）の値が第３特定範囲外の値である場合に、ｌｏｇ（Ｒ２／Ｇ２）の値に応じて漸減する。例えば、ｌｏｇ（Ｒ２／Ｇ２）が閾値Ｔｈ０８よりも小さい場合、第３信頼度Ｙ３の値は漸減し、かつ、閾値Ｔｈ０７（Ｔｈ０７＜Ｔｈ０８）以下で第３信頼度Ｙ３の値を零（「０」）とする。また、ｌｏｇ（Ｒ２／Ｇ２）が閾値Ｔｈ０９よりも大きい場合、第３信頼度Ｙ３の値は漸減し、かつ、閾値Ｔｈ１０（Ｔｈ０９＜Ｔｈ１０）以上で第３信頼度Ｙ３の値を零（「０」）とする。信頼度算出部７６は、第１信頼度Ｙ１、第２信頼度Ｙ２、及び第３信頼度Ｙ３のうちの最小値を、最終的に出力する信頼度Ｚとする。第２信頼度Ｙ２を算出しない場合には、第１信頼度Ｙ１と第３信頼度Ｙ３のうちの最小値を、最終的に出力する信頼度Ｚとする。
　上記のように、血液量に依存する第２の信号比を用いて算出する第３信頼度Ｙ３を、信頼度Ｚの算出に用いると、血液量が適正な部分については酸素飽和度の情報量を高く保ち、血液量が適正でなく、算出した酸素飽和度の正確性が低い部分については無彩色に近づけて、酸素飽和度の情報量を低減できる。この結果、例えば、被写体に出血がある場合等においても、酸素飽和度の情報量を、その正確性に応じて調節できる。
　［第３実施形態］
　上記の他、例えば、信頼度算出部７６は、青色波長帯域に対応する第１フレーム画像の画素値または第２フレーム画像の画素値と、緑色波長帯域に対応する第１フレーム画像の画素値または第２フレーム画像の画素値と、の比である「第３の信号比」を用いて信頼度Ｚを算出できる。
　「青色波長帯域に対応する第１フレーム画像の画素値または第２フレーム画像の画素値」とは、Ｂ１画像の画素値またはＢ２画像の画素値である。「緑色波長帯域に対応する第１フレーム画像の画素値または第２フレーム画像の画素値」とは、Ｇ１画像の画素値またはＧ２画像の画素値である。したがって、「第３の信号比」とは、Ｂ１／Ｇ１（もしくはＧ１／Ｂ１）、Ｂ１／Ｇ２（もしくはＧ２／Ｂ１）、Ｂ２／Ｇ１（もしくはＧ１／Ｂ２）、または、Ｂ２／Ｇ２（もしくはＧ２／Ｂ２）である。これら「第３の信号比」の値は、いずれもビリルビン等の黄色色素を含む残渣等の有無及び付着量に依存する。
　本実施形態においては、信頼度算出部７６は、第１信頼度Ｙ１を算出するための信号比（第１の信号比）等に加えて、さらに、第３の信号比としてＢ１／Ｇ２を算出し、かつ、図１１に示すように、Ｂ１／Ｇ２を用いて第４信頼度Ｙ４を算出する。すなわち、第４信頼度Ｙ４は、ｌｏｇ（Ｂ１／Ｇ２）の値が閾値Ｔｈ１１以下であって残渣等の付着量が大きい場合に零（「０」）であり、ｌｏｇ（Ｂ１／Ｇ２）の値が閾値Ｔｈ１２（Ｔｈ１１＜Ｔｈ１２）以上であって残渣等の付着量が小さい場合に一定値（「１」）であり、かつ、ｌｏｇ（Ｂ１／Ｇ２）の値が閾値Ｔｈ１１より大きく閾値Ｔｈ１２より小さい範囲内においては第３の信号比が小さくなるほど漸減する。
信頼度算出部７６は、第１信頼度Ｙ１、第２信頼度Ｙ２、第３信頼度Ｙ３、及び第４信頼度Ｙ４のうちの最小値を、最終的に出力する信頼度Ｚとする。第２信頼度Ｙ２を算出しない場合、または、第３信頼度Ｙ３を算出しない場合も同様である。
　上記のように、残渣等の有無及び付着量に依存する第３の信号比を用いて算出する第４信頼度Ｙ４を、信頼度Ｚの算出に用いると、残渣等の付着量が小さい部分については酸素飽和度の情報量を高く保ち、残渣等の付着量が大きく、算出した酸素飽和度の正確性が低い部分については無彩色に近づけて、酸素飽和度の情報量を低減できる。この結果、例えば、被写体の一部または全体に残渣等が付着している場合においても、酸素飽和度の情報量を、その正確性に応じて調節できる。
　なお、上記第１実施形態、第２実施形態、及び第３実施形態においては、光源部２０は第１ＬＤと第２ＬＤを備え、これらと蛍光体４２とを用いて照明光を生成しているが、光源部２０はＬＥＤで構成できる。この場合、図１２に示すように、光源部２０には、中心波長が約４７０ｎｍの青色光Ｂ１を発光するＢ１－ＬＥＤ４１０と、中心波長が約４５０ｎｍの青色光Ｂ２を発光するＢ２－ＬＥＤ４１１と、中心波長が約５４０ｎｍの緑色光Ｇを発光するＧ－ＬＥＤ４１２と、中心波長が約６５０ｎｍの赤色光Ｒを発光するＲ－ＬＥＤ４１３と、を備える。そして、第１フレーム画像の撮影においては、青色光Ｂ１と、緑色光Ｇと、赤色光Ｒと、を含む照明光を使用して被写体を撮影し、その結果、画像取得部５４は、Ｂ１画像と、Ｇ１画像と、Ｒ１画像と、を取得できる。また、第２フレーム画像の撮影においては、青色光Ｂ２と、緑色光Ｇと、赤色光Ｒと、を含む照明光を用いて被写体を撮影し、その結果、画像取得部５４は、Ｂ２画像と、Ｇ２画像と、Ｒ２画像と、を取得できる。
　なお、上記実施形態等においては、酸素飽和度を算出しているが、本発明は、他の生体情報を表す画像等（血液量または特定の深さにある血管の画像等）を生成する際にも有用である。他の生体情報を明示的に算出する場合、酸素飽和度算出部７３は生体情報算出部とする。また、結果として他の生体情報を表す画像を生成する場合、酸素飽和度算出部７３は、その画像を生成するために信号比を用いて必要な演算をする演算部とできる。
　この他、図１３に示すように、内視鏡システム１０のうち画像処理部６１を構成する各部の一部または全部は、例えばプロセッサ装置１６と通信して内視鏡システム１０と連携する医療画像処理装置７０１に設けることができる。また、図１４に示すように、内視鏡システム１０のうち画像処理部６１を構成する各部の一部または全部は、例えば内視鏡システム１０から直接的に、または、ＰＡＣＳ（Picture Archiving and Communication Systems）７１０から間接的に、内視鏡１２で撮影した画像を取得する診断支援装置７１１に設けることができる。また、図１５に示すように、内視鏡システム１０を含む、第１検査装置７２１、第２検査装置７２２、…、第Ｎ検査装置７２３等の各種検査装置と、ネットワーク７２６を介して接続する医療業務支援装置７３０に、内視鏡システム１０のうち画像処理部６１を構成する各部の一部または全部を設けることができる。
　上記実施形態において、光源制御部２２、制御部５２、画像取得部５４及び画像取得部５４を構成する各部、画像処理部６１及び画像処理部６１を構成する各部、並びに、表示制御部６６等といった各種の処理を実行する処理部（processing unit)のハードウェア的な構造は、次に示すような各種のプロセッサ（processor）である。各種のプロセッサには、ソフトウエア（プログラム）を実行して各種の処理部として機能する汎用的なプロセッサであるＣＰＵ（Central Processing Unit)、ＧＰＵ（Graphical Processing Unit）、ＦＰＧＡ (Field Programmable Gate Array) などの製造後に回路構成を変更可能なプロセッサであるプログラマブルロジックデバイス（Programmable Logic Device:ＰＬＤ）、各種の処理を実行するために専用に設計された回路構成を有するプロセッサである専用電気回路などが含まれる。
　１つの処理部は、これら各種のプロセッサのうちの１つで構成されてもよいし、同種または異種の２つ以上のプロセッサの組み合せ（例えば、複数のＦＰＧＡ、ＣＰＵとＦＰＧＡの組み合わせ、またはＣＰＵとＧＰＵの組み合わせ等）で構成されてもよい。また、複数の処理部を１つのプロセッサで構成してもよい。複数の処理部を１つのプロセッサで構成する例としては、第１に、クライアントやサーバなどのコンピュータに代表されるように、１つ以上のＣＰＵとソフトウエアの組み合わせで１つのプロセッサを構成し、このプロセッサが複数の処理部として機能する形態がある。第２に、システムオンチップ（System On Chip:ＳｏＣ）などに代表されるように、複数の処理部を含むシステム全体の機能を１つのＩＣ（Integrated Circuit）チップで実現するプロセッサを使用する形態がある。このように、各種の処理部は、ハードウェア的な構造として、上記各種のプロセッサを１つ以上用いて構成される。
　さらに、これらの各種のプロセッサのハードウェア的な構造は、より具体的には、半導体素子などの回路素子を組み合わせた形態の電気回路（circuitry）である。
　１０　内視鏡システム
　１２　内視鏡
　１２ａ　挿入部
　１２ｂ　操作部
　１２ｃ　湾曲部
　１２ｄ　先端部
　１２ｅ　アングルノブ
　１３　ズーム操作部
　１４　光源装置
　１６　プロセッサ装置
　１８　モニタ
　１９　コンソール
　２０　光源部
　２２　光源制御部
　３０ａ　照明光学系
　３０ｂ　撮影光学系
　４１　ライトガイド
　４２　蛍光体
　４５　照明レンズ
　４６　対物レンズ
　４７　ズームレンズ
　４８　イメージセンサ
　５２　制御部
　５４　画像取得部
　５６　ＤＳＰ（Ｄｉｇｉｔａｌ　Ｓｉｇｎａｌ　Ｐｒｏｃｅｓｓｏｒ）
　５８　ノイズ低減部
　５９　変換部
　６１　画像処理部
　６６　表示制御部
　７２　信号比算出部
　７３　酸素飽和度算出部
　７４　相関関係記憶部
　７６　信頼度算出部
　７７　画像生成部
　７８　情報量調節部
　４１０　Ｂ１－ＬＥＤ
　４１１　Ｂ２－ＬＥＤ
　４１２　Ｇ－ＬＥＤ
　４１３　Ｒ－ＬＥＤ
　７０１　医療画像処理装置
　７１０　ＰＡＣＳ
　７１１　診断支援装置
　７２１　第１検査装置
　７２２　第２検査装置
　７２３　検査装置
　７２６　ネットワーク
　７３０　医療業務支援装置
　Ｉｖ　特定値
　Ｔｈ０１、Ｔｈ０２、Ｔｈ０３、Ｔｈ０４、Ｔｈ０５、Ｔｈ０６、Ｔｈ０７、Ｔｈ０８、Ｔｈ０９、Ｔｈ１０、Ｔｈ１１、Ｔｈ１２　閾値
　Ｙ１　第１信頼度
　Ｙ２　第２信頼度
　Ｙ３　第３信頼度
　Ｙ４　第４信頼度
　Ｚ　信頼度
　Ｂ１、Ｂ２　青色光
　Ｃｂ　色差チャンネル
　Ｃｒ　色差チャンネル
　Ｃｙ　シアン色光
　Ｄ１、Ｄ２　変化量
　Ｇ、Ｇ１、Ｇ２　緑色光
　Ｈｂ　還元ヘモグロビン
　ＨｂＯ　酸化ヘモグロビン
　Ｍａ　マゼンダ色光
　Ｒ、Ｒ１、Ｒ２　赤色光
　Ｓ１１、Ｓ１２、Ｓ１３、Ｓ１４、Ｓ１５　ステップ
　Ｗ１　第１白色光
　Ｗ２　第２白色光

Claims (10)

  1. 　被写体を撮影した第１フレーム画像と、前記第１フレーム画像とは異なるタイミングで前記被写体を撮影した第２フレーム画像と、を取得する画像取得部と、
    　前記第１フレーム画像と前記第２フレーム画像を用いて酸素飽和度を算出する酸素飽和度算出部と、
    　前記第１フレーム画像の特定の波長帯域に対応する第１の特定波長帯域画素の値と、前記第２フレーム画像の前記特定の波長帯域に対応する第２の特定波長帯域画素の値と、の比である信号比を用いて、前記酸素飽和度算出部が算出する酸素飽和度の信頼度を算出する信頼度算出部と、
    　前記信頼度を用いて酸素飽和度の情報量を調節する情報量調節部と、
    　を備える内視鏡システム。
  2. 　前記信頼度算出部は、前記信号比と、前記第１フレーム画像の画素値及び前記第２フレーム画像の画素値と、を用いて前記信頼度を算出する請求項１に記載の内視鏡システム。
  3. 　前記信頼度算出部は、前記信号比を用いて第１信頼度を算出し、前記第１フレーム画像の画素値及び前記第２フレーム画像の画素値を用いて第２信頼度を算出し、かつ、前記第１信頼度と前記第２信頼度のうちの最小値を前記信頼度として出力する請求項２に記載の内視鏡システム。
  4. 　前記第１信頼度は、
    　前記信号比の値が特定値を含む第１特定範囲内の値である場合に一定値であり、かつ、
    　前記信号比の値が前記第１特定範囲外の値である場合に前記特定値から離れるほど漸減する請求項３に記載の内視鏡システム。
  5. 　前記第２信頼度は、
    　前記第１フレーム画像の画素値及び前記第２フレーム画像の画素値が第２特定範囲内の値である場合に一定値であり、かつ、
    　前記第１フレーム画像の画素値または前記第２フレーム画像の画素値のうちいずれか１つ以上が前記第２特定範囲外の値である場合に零である請求項３または４に記載の内視鏡システム。
  6. 　前記特定の波長帯域は、緑色波長帯域、または、赤色波長帯域である請求項１～５のいずれか１項に記載の内視鏡システム。
  7. 　前記信頼度算出部は、さらに、対応する波長帯域が互いに異なる前記第１フレーム画像の画素値と前記第２フレーム画像の画素値との比を用いて前記信頼度を算出する請求項１または２に記載の内視鏡システム。
  8. 　前記信頼度算出部は、赤色波長帯域に対応する前記第１フレーム画像の画素値または前記第２フレーム画像の画素値と、緑色波長帯域に対応する前記第１フレーム画像の画素値または前記第２フレーム画像の画素値と、の比である前記第２の信号比を用いて前記信頼度を算出する請求項７に記載の内視鏡システム。
  9. 　前記信頼度算出部は、青色波長帯域に対応する前記第１フレーム画像の画素値または前記第２フレーム画像の画素値と、緑色波長帯域に対応する前記第１フレーム画像の画素値または前記第２フレーム画像の画素値と、の比である前記第３の信号比を用いて前記信頼度を算出する請求項７または８に記載の内視鏡システム。
  10. 　前記第１フレーム画像の撮影と前記第２フレーム画像の撮影を連続して行う請求項１～９のいずれか１項に記載の内視鏡システム。
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