JP2012143398A - 内視鏡システム及び画像生成方法 - Google Patents

Abstract

【課題】被写体距離などの観察条件が内視鏡診断中に変化したとしても、波長が異なる複数種類の照明光を照射したときに生ずる配光分布の違いを確実に補正する。
【解決手段】被検体からの反射光等は、波長可変素子によって、酸化ヘモグロビン（ＨｂＯ２）と還元ヘモグロビン（Ｈｂ）の吸光係数に違いがある波長を有する狭帯域光に分光されるとともに、酸化ヘモグロビン（ＨｂＯ２）と還元ヘモグロビン（Ｈｂ）の吸光係数が等しい波長を有する狭帯域光に分光される。分光毎に撮像素子で撮像して３以上の画像信号を得る。これら画像信号のうち、酸素飽和度画像の生成に用いられる画像信号は、各狭帯域光間の配光分布の違いによる信号分布の違いが無くなるように補正される。補正は、酸化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンの吸光係数が等しい波長の画像信号から得られる補正データを用いて行われるため、画像信号に乗っている酸素飽和度の情報を消すことが無い。
【選択図】図６

Description

本発明は、血中ヘモグロビンの酸素飽和度に関する情報を画像化する内視鏡システム及び画像生成方法に関する。

近年の医療においては、内視鏡装置を用いた診断等が広く行われている。内視鏡装置による被検体内の観察としては、照明光として広帯域光の白色光を用いる通常光観察の他、波長を狭帯域化した狭帯域光を用いて、被検体内の血管を強調表示等させる特殊光観察も行われるようになってきている。

また、特殊光観察の他に、血中ヘモグロビンの酸素飽和度などの被検体の機能情報を画像化することも行われている。例えば、特許文献１では、血中ヘモグロビンの酸素飽和度に応じて光吸収が変化する波長の光を被検体に照射し、それぞれの光の反射光等を撮像したときの画像信号に基づいて疑似カラーで酸素飽和度を表示している。この特許文献１では、酸素飽和度により光吸収が変化する波長の光の他に、光吸収が変化しない波長の光を含む複数波長の光を、それぞれ時系列で順に被検体内に照射している（面順次方式）。

このように波長が異なる光が被検体内に順次照射されることで、例えば、酸素飽和度により光吸収が変化する波長の光を照射したときの配光分布と、光吸収が変化しない波長の光を照射したときの配光分布に違いがでることがある。この配光分布の違いは正確な酸素飽和度の表示を妨げるものとなり、特に画像辺縁部分での酸素飽和度の表示が不適切になる可能性が高い。

配光分布の違いを補正する方法としては、特許文献２に、広帯域光の白色光を照射したときの配光分布とその白色光と波長域が異なる励起光を照射したときの配光分布の違いを補正する方法が示されている。この特許文献２の方法は、上述したような、酸素飽和度により光吸収が変化する波長の光の配光分布と変化しない波長の光の配光分布の違いを補正する場合にも適用できると考えられる。

特許２６４８４９４号公報 特開２００５−３４９００７号公報

特許文献２では、白色光と励起光における配光分布の違いを補正するために用いられる補正データを求める際、標準被写体を内面に備えたキャップを内視鏡スコープ先端部に装着した状態で、白色光を照射及び撮像したときの標準被写体の白色光画像と、励起光を照射及び撮像したときの励起光画像とを取得し、取得した画像から補正データを求めている。そして、実際の内視鏡診断時（自家蛍光観察時）には、その予め算出した補正データを用いて画像の補正を行っている。

したがって、補正データは、キャップを装着したときの配光光学系とキャップ内面の標準被写体の位置関係の場合の配光分布の違いに基づいて得られるものであるため、実際に被検体内の被写体組織を観察する時のように、スコープと被写体組織との位置関係が距離・角度とともに様々に変化する場合には、予め求めた補正データでは配光分布の違いを正しく補正できない可能性がある。

本発明は、スコープと被写体組織との位置関係が距離・角度などの観察条件が内視鏡診断中に様々に変化したとしても、波長が異なる複数種類の照明光を照射したときに生ずる配光分布の違いを確実に補正することができる内視鏡システム及び画像生成方法を提供することを目的とする。

上記目的を達成するために、本発明の内視鏡システムは、特定波長の狭帯域光を含む被検体の像光を撮像することにより、酸化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンの吸光係数に違いがある波長を有する狭帯域光に対応する第１の画像信号及び酸化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンの吸光係数が等しい波長を有する狭帯域光に対応する第２の画像信号を合計で３つ以上取得する画像信号取得手段と、前記第２の画像信号を用いて得られる補正データに基づき、各狭帯域光間の配光分布の違いによる信号分布の違いが無くなるように、前記第１または第２の画像信号を補正する信号補正手段と、補正後の第１及び第２の画像信号に基づいて、血中ヘモグロビンの酸素飽和度の分布を示す酸素飽和度画像を生成する酸素飽和度画像生成手段とを備えることを特徴とする。

前記信号補正手段は、前記３つ以上の画像信号のうち、各狭帯域光の中で波長が中間にある狭帯域光に対応する中間画像信号以外の画像信号を、前記中間画像信号の信号分布に合わせるように補正する。

前記画像信号取得手段は、前記第１の画像信号として、中心波長４４０ｎｍの狭帯域光に対応する画像信号Ｓ４４０と、中心波長４７５ｎｍの狭帯域光に対応する画像信号Ｓ４７５と、中心波長５４０ｎｍの狭帯域光に対応する画像信号Ｓ５４０を取得するとともに、前記第２の画像信号として、中心波長４５０ｎｍの狭帯域光に対応する画像信号Ｓ４５０と、中心波長５００ｎｍの狭帯域光に対応する画像信号Ｓ５００を取得し、前記信号補正手段は、画像信号Ｓ５００と画像信号Ｓ４５０とを用いて得られる補正データＣ４４０に基づいて、画像信号Ｓ４４０を補正し、画像信号Ｓ５００と画像信号Ｓ５４０とを用いて得られる補正データＣ５４０に基づいて、画像信号Ｓ５４０を補正し、前記酸素飽和度生成手段は、補正後の画像信号Ｓ´４４０、Ｓ´５４０と画像信号Ｓ４７５に基づいて酸素飽和度画像を生成してもよい。

前記画像信号取得手段は、前記第１の画像信号として、中心波長４４０ｎｍの狭帯域光に対応する画像信号Ｓ４４０と、中心波長４７５ｎｍの狭帯域光に対応する画像信号Ｓ４７５と、中心波長５６０ｎｍの狭帯域光に対応する画像信号Ｓ５６０を取得するとともに、前記第２の画像信号として、中心波長４５０ｎｍの狭帯域光に対応する画像信号Ｓ４５０と、中心波長５００ｎｍの狭帯域光に対応する画像信号Ｓ５００と、中心波長５７０ｎｍの狭帯域光に対応する画像信号Ｓ５７０を取得し、前記信号補正手段は、画像信号Ｓ５００と画像信号Ｓ４５０とを用いて得られる補正データＣ４４０に基づいて、画像信号Ｓ４４０を補正し、画像信号Ｓ５７０と画像信号Ｓ５００とを用いて得られる補正データＣ５６０に基づいて、画像信号Ｓ５６０を補正し、前記酸素飽和度画像生成手段は、補正後の画像信号Ｓ´４４０、Ｓ´５６０と画像信号Ｓ４７５に基づいて酸素飽和度画像を生成してもよい。

前記補正データは、前記第２の画像信号の低周波成分を用いて得られる。前記信号補正手段は、前記画像信号のうち、画像中心は補正を行わなくてもよい。各狭帯域光は、被検体からの広帯域光を波長可変素子で分光することにより生成してもよい。各狭帯域光は、広帯域光からそれぞれの狭帯域光のみを透過させる複数の透過部を有する回転フィルタを用いて生成してもよい。前記画像信号取得手段は、モノクロの撮像素子で撮像を行う。

本発明の画像生成方法は、特定波長の狭帯域光を含む被検体の像光を撮像面で撮像することにより、酸化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンの吸光係数に違いがある波長を有する狭帯域光に対応する第１の画像信号及び酸化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンの吸光係数が等しい波長を有する狭帯域光に対応する第２の画像信号を合計で３つ以上取得し、前記第２の画像信号を用いて得られる補正データに基づき、各狭帯域光間の配光分布の違いによる信号分布の違いが無くなるように、前記第１または第２の画像信号を補正し、補正後の第１及び第２の画像信号に基づいて、血中ヘモグロビンの酸素飽和度の分布を示す酸素飽和度画像を生成することを特徴とする。

本発明によれば、酸素飽和度画像の生成に用いられる第１及び第２の画像信号を順次撮像素子によって取得し、その取得した第１または第２の画像信号について、酸素飽和度の情報が乗った信号を維持した状態で、各狭帯域光間の配光分布の違いによる信号分布の違いが無くなるように補正していることから、実際の内視鏡診断時において、スコープと被写体組織との位置関係等の観察条件によらないリアルタイムな補正が可能となる。また、このように補正された画像信号に基づいて生成される酸素飽和度画像は、配光分布の違いによる偽色表示が起きないため、診断能が向上する。

第１実施形態の内視鏡システムの外観図である。 内視鏡システムの内部構成を表すブロック図である。 白色光の発光スペクトルを表すグラフである。 波長可変素子の概略図である。 第１実施形態における波長可変素子及び撮像素子の駆動制御を説明するための説明図である。 ヘモグロビンの吸光係数を示すグラフである。 本発明の作用を示すフローチャートである。 第２実施形態における波長可変素子及び撮像素子の駆動制御を説明するための説明図である。 第３実施形態の内視鏡システムの内部構成を表すブロック図である。 回転フィルタの正面図である。 各透過部における透過特性が図１０の回転フィルタと異なる回転フィルタの正面図である。 第４実施形態の内視鏡システムの内部構成を表すブロック図である。

図１及び２に示すように、第１実施形態の内視鏡システム１０は、被検体への照明光を発生する光源装置１１と、光源装置１１から発せられる光を導光して被検体の被観察領域に照明光を照射し、その反射光等を撮像する内視鏡装置１２と、内視鏡装置１２で得られた画像信号を画像処理するプロセッサ装置１３と、画像処理によって得られた内視鏡画像等を表示する表示装置１４と、キーボード等で構成される入力装置１５とを備えている。

光源装置１１は、図３に示すような青色〜赤色までのブロードな波長の光である白色光を発するキセノンランプ１８を備えている。このキセノンランプ１８から発せられる白色光は、集光レンズ（図示省略）を介して光ファイバ２４に入射する。なお、キセノンランプの他、ハロゲンランプや白色LED（Light Emitting Diode）を用いてもよい。また、キセノンランプに光量制御部を接続し、この光量制御部によって白色光の光量を制御してもよい。

コンバイナ２１は、光ファイバ２４からの光を合波させる。合波した光は、分波器であるカプラ２２によって２系統の光に分波される。分波された２系統の光は、ライトガイド２８，２９で伝送される。ライトガイド２８，２９は多数の光ファイバを束ねたバンドルファイバなどから構成される。なお、コンバイナ２１及びカプラ２２を用いずに、キセノンランプ１８からの白色光を直接ライトガイド２８，２９に入れる構成としてもよい。

内視鏡装置１２は電子内視鏡から構成され、内視鏡スコープ３２と、ライトガイド２８，２９で伝送される２系統（２灯）の光を照射する照明部３３と、被観察領域を撮像する１系統の撮像部３４と、内視鏡スコープ３２の先端部の湾曲操作や観察のための操作を行う操作部３５と、内視鏡スコープ３２と光源装置１１及びプロセッサ装置１３とを着脱自在に接続するコネクタ部３６を備えている。

内視鏡スコープ３２には、操作部３５側から順に、軟性部３８、湾曲部３９、スコープ先端部４０が設けられている。軟性部３８は、可撓性を有しているため、内視鏡スコープ挿入時には被検体内で屈曲自在にすることができる。湾曲部３９は、操作部３５に配置されたアングルノブ３５ａの回動操作により湾曲自在に構成されている。この湾曲部３９は、被検体の部位等に応じて、任意の方向、任意の角度に湾曲させることができるため、スコープ先端部４０を所望の観察部位に向けることができる。

スコープ先端部４０には照明部３３と撮像部３４が設けられている。撮像部３４は、スコープ先端部４０の略中心位置に、被写体領域からの反射光等を撮像する１つの観察窓４２を備えている。照明部３３は、撮像部３４の両脇に設けられた２つの照明窓４３，４４を備えており、各照明窓４３，４４は、白色光を被観察領域に向けて照射する。

観察窓４２の奥には、被検体の被観察領域の像光を取り込むための対物レンズ４８が設けられている。さらにその奥には、対物レンズ４８を経た光のうち特定の波長帯域の光を選択的に透過させ、且つ透過させる光の波長帯域を変更することができる波長可変素子５０と、波長可変素子５０を経た光を受光して被観察領域を撮像する撮像素子６０とが設けられている。

波長可変素子５０はエタロンから構成され、図４に示すように、対物レンズ４８と撮像素子６０との光路Ｌ上に設けられた２枚の高反射光フィルタ５１，５２と、一方の高反射光フィルタ５２を光路Ｌに沿って移動させる圧電アクチュエータ５３とを備えている。波長可変素子５０は、２枚の高反射光フィルタ５１，５２間の面間隔（エアギャップ）ｄを圧電アクチュエータ５３によって変更することによって、白色光のうち特定波長を有する狭帯域光を分光する。

撮像素子６０はＣＣＤ（Charge Coupled Device）やＣＭＯＳ（Complementary Metal-Oxide Semiconductor）などのモノクロ撮像素子から構成され、波長可変素子からの光を受光面（撮像面）で受光し、受光した光を光電変換して撮像信号（アナログ信号）を出力する。撮像素子６０から出力される撮像信号（アナログ信号）は、スコープケーブル６７を通じてＡ／Ｄ変換器６８に入力される。Ａ／Ｄ変換器６８は、撮像信号（アナログ信号）をその電圧レベルに対応する画像信号（デジタル信号）に変換する。変換後の画像信号は、コネクタ部３６を介して、プロセッサ装置１３の画像処理部７３に入力される。

スコープ制御部７０は波長可変素子５０及び撮像素子６０の制御を行う。第１実施形態では、図５に示すように、波長可変素子５０は、スコープ制御部７０の駆動制御によって、中心波長４４０ｎｍの狭帯域光と、中心波長４５０ｎｍの狭帯域光と、中心波長４７５ｎｍの狭帯域光と、中心波長５００ｎｍの狭帯域光と、中心波長５４０ｎｍの狭帯域光とを、１フレームの期間毎に順に分光する。そして、各狭帯域光が分光される毎に、撮像素子６０は、スコープ制御部７０の駆動制御によって、各狭帯域光を光電変換して得られる電荷を蓄積し、蓄積した電荷を読み出す。これら合計５フレーム分の駆動制御は、繰り返し行われる。

ここで、中心波長４４０ｎｍの狭帯域光を撮像したときに得られる画像信号をＳ４４０と、中心波長４５０ｎｍの狭帯域光を撮像したときに得られる画像信号をＳ４５０と、中心波長４７５ｎｍの狭帯域光を撮像したときに得られる画像信号をＳ４７５と、中心波長５００ｎｍの狭帯域光を撮像したときに得られる画像信号をＳ５００と、中心波長５４０ｎｍの狭帯域光を撮像したときに得られる画像信号をＳ５４０とする。

なお、図示はしていないが、内視鏡装置１２における操作部３５及び内視鏡スコープ３２の内部には、組織採取用処置具等を挿入する鉗子チャンネルや、送気・送水用のチャンネル等、各種のチャンネルが設けられている。

プロセッサ装置１３は、制御部７２と、画像処理部７３と、記憶部７４とを備えており、制御部７２には表示装置１４及び入力装置１５が接続されている。制御部７２は、画像処理部７３、内視鏡装置１２のスコープ制御部７０、及び表示装置１４の動作を制御する。画像処理部７３は、内視鏡装置１２から入力される画像信号を補正する信号補正部８０と、補正された画像信号に基づいて、血中ヘモグロビンの酸素飽和度を画像化する酸素飽和度画像生成部８１とを備えている。

信号補正部８０は、各フレーム間における配光分布の違いによる信号分布の違いが無くなるように、画像信号を補正する。配光分布の違いは、各フレームで波長が異なる狭帯域光が照射されることにより生ずるものであり、照明及び撮像光学系による影響のため、画像中心が一番が少なく、画像周辺に向かうに従い徐々に大きくなることが分かっている。したがって、配光分布の違いによる信号分布の違いを補正せずにそのまま酸素飽和度画像の生成を行った場合には、酸素飽和度画像で表示される酸素飽和度の正確性は低下する可能性が高い。

そこで、第１実施形態では、酸素飽和度画像の生成に用いる画像信号Ｓ４４０、Ｓ４７５、Ｓ５４０のうちＳ４４０とＳ５４０について、酸素飽和度の情報が乗った低周波成分の信号を維持した状態で、中間波長のＳ４７５の信号分布に合わせるように補正する。Ｓ４４０の補正には、Ｓ４４０に近い波長の画像信号Ｓ４５０、Ｓ５００の低周波成分Ｌ（Ｓ４５０）、Ｌ（Ｓ５００）を用いる。これらＬ（Ｓ４５０）、Ｌ（Ｓ５００）に基づき、以下の式により補正データＣ４４０を生成する。
Ｃ４４０＝Ｌ（Ｓ５００）−Ｌ（Ｓ４５０）＋Ｆ４４０（ｄ）
この式においてＦ４４０（ｄ）は、画像中心からの距離ｄに依存する値であり、画像中心でＣ４４０を「０」にするためのオフセット値である。なお、Ｌ（Ｓ５００）、Ｌ（Ｓ４５０）は画像信号Ｓ５００、Ｓ４５０に所定サイズの平均値フィルタを掛け合わせることで得られる。

補正データＣ４４０を求めたら、以下の式によりＳ４４０に補正データＣ４４０を足し合わせることにより、補正信号Ｓ´４４０を得る。
Ｓ´４４０＝Ｓ４４０＋Ｃ４４０
この式において、Ｓ４４０に加算される補正データＣ４４０自体は、酸化ヘモグロビン（ＨｂＯ２）と還元ヘモグロビン（Ｈｂ）の吸光係数が同じである波長４５０ｎｍ、５００ｎｍ（等吸収波長（図６参照））の画像信号Ｓ４５０、Ｓ５００を元に作成していることから、補正後のＳ´４４０は、Ｓ４４０に乗っている可能性のある低周波の酸素飽和度の信号を消すことなく、中間波長のＳ４７５の信号分布に近づけた信号となっている。

一方、Ｓ５４０の補正には、Ｓ５４０の低周波成分Ｌ（Ｓ５４０）と、Ｓ５４０に近い波長の画像信号Ｓ５００の低周波成分Ｌ（Ｓ５００）を用いる。これらＬ（Ｓ５４０）、Ｌ（Ｓ５００）に基づき、以下の式により補正データＣ５４０を生成する。
Ｃ５４０＝Ｌ（Ｓ５００）−Ｌ（Ｓ５４０）＋Ｆ５４０（ｄ）
この式においてＦ５４０（ｄ）は、前記Ｆ４４０（ｄ）と同様のオフセット値である。

補正データＣ５４０を求めたら、以下の式によりＳ５４０に補正データＣ５４０を足し合わせることにより、補正信号Ｓ´５４０を得る。
Ｓ´５４０＝Ｓ５４０＋Ｃ５４０
このＳ´５４０は、中間波長のＳ４７５の信号分布に近づいた信号となっている。なお、上記式において、補正データＣ５４０は等吸収波長の画像信号に基づいて生成され、またＳ５４０自体も等吸収波長の画像であるので、Ｓ´５４０は酸素飽和度の変化によって信号値に変化は生じない。

酸素飽和度画像生成部は、補正後のＳ´４４０、Ｓ´５４０とＳ４７５に基づいて、酸素飽和度画像を生成する。酸素飽和度画像はＲＧＢチャンネルからなる映像信号であり、ＲＧＢのチャンネルのそれぞれにＳ´４４０、Ｓ４７５、Ｓ´５４０が割り当てられる。生成された酸素飽和度画像は表示装置１４に表示される。表示装置１４に表示される酸素飽和度画像は、酸素飽和度に応じて色調が変化する。

以上のように、本発明では、酸素飽和度画像の生成に用いられる画像信号のうちＳ´４４０、Ｓ´５４０は、酸素飽和度の情報が乗った信号を維持した状態で、Ｓ４７５の信号分布に合うように補正されているため、各フレーム間で配光分布に違いがあったとしても、それにより酸素飽和度の情報（酸素飽和度に応じて変化する色調情報）が不正確に表示装置１４に表示されることはない。

次に、本発明の作用を図７のフローチャートに沿って説明する。まず、波長可変素子５０は、被検体からの反射光等から中心波長４４０ｎｍの狭帯域光を分光する。分光された中心波長４４０ｎｍの狭帯域光は、モノクロの撮像素子６０で撮像される。これにより、画像信号Ｓ４４０が得られる。

同様にして、波長可変素子５０によって、中心波長４５０ｎｍの狭帯域光、中心波長４７５ｎｍの狭帯域光、中心波長５００ｎｍの狭帯域光、中心波長５４０ｎｍの狭帯域光を分光し、分光する毎に撮像素子６０で撮像を行う。これにより、画像信号Ｓ４５０、画像信号Ｓ４７５、画像信号Ｓ５００、画像信号Ｓ５４０が得られる。

上記５種類の画像信号が得られたら、Ｓ４４０の信号補正を行うために、等吸収波長の画像信号Ｓ５００とＳ４５０とを用いて補正データＣ４４０を生成する。この補正データＣ４４０を画像信号Ｓ４４０に加算することにより、画像信号Ｓ´４４０が得られる。Ｓ´４４０は、Ｓ４４０に乗っている可能性のある低周波の酸素飽和度の信号を維持した状態で、Ｓ４７５の信号分布に近づいた信号となっている。

また、Ｓ５４０の信号補正を行うために、等吸収波長の画像信号Ｓ５４０とＳ５００とを用いて補正データＣ５４０を生成する。この補正データＣ５４０を画像信号Ｓ５４０に加算することにより、画像信号Ｓ´５４０が得られる。Ｓ´５４０は、Ｓ４７５の信号分布に近づいた信号となっている。

そして、補正後の画像信号Ｓ´４４０及びＳ´５４０と画像信号Ｓ４７５から酸素飽和度画像を生成し、生成した酸素飽和度画像を表示装置１４に表示する。表示装置１４に表示される酸素飽和度画像は、酸素飽和度の変化に応じて色調が変化する。

第２実施形態では、酸素飽和度画像の生成に、中心波長４４０ｎｍの狭帯域光の画像信号Ｓ４４０と、中心波長４７５ｎｍの狭帯域光の画像信号Ｓ４７５と、中心波長５６０ｎｍの狭帯域光の画像信号Ｓ５６０を用い、画像信号の補正に、中心波長４５０ｎｍの狭帯域光の画像信号Ｓ４５０と、中心波長５００ｎｍの狭帯域光の画像信号と、中心波長５７０ｎｍの狭帯域光の画像信号Ｓ５７０を用いる。

この第２実施形態は、酸素飽和度画像の生成及び画像信号の補正に用いる画像信号の種類が６に増える以外は、第１実施形態と同様である。したがって、図８に示すように、各狭帯域光は、１フレーム期間毎に、被検体からの反射光等を波長可変素子５０で分光することにより生成され、また、各狭帯域光を分光する毎に撮像素子６０によって撮像が行われる。

画像信号の補正は、酸素飽和度画像の生成に用いられる画像信号Ｓ４４０、Ｓ４７５、Ｓ５７０のうちＳ４４０とＳ５７０に対して行う。Ｓ４４０とＳ５７０は、酸素飽和度の情報が乗った低周波成分の信号を維持した状態で、中間波長の画像信号Ｓ４７５の信号分布に合わせるように補正する。ここで、Ｓ４４０の信号補正は、第１実施形態と同様であるので、説明を省略する。

一方、Ｓ５７０の補正には、Ｓ４４０に近い波長の画像信号Ｓ５７０、Ｓ５００の低周波成分Ｌ（Ｓ５７０）、Ｌ（Ｓ５００）を用いる。これらＬ（Ｓ５７０）、Ｌ（Ｓ５００）に基づき、以下の式により補正データＣ５７０を生成する。
Ｃ５７０＝Ｌ（Ｓ５００）−Ｌ（Ｓ５７０）＋Ｆ５７０（ｄ）
この式においてＦ５７０（ｄ）は、第１実施形態で示したＦ４４０（ｄ）、Ｆ５４０（ｄ）と同様のオフセット値である。なお、Ｌ（Ｓ５００）、Ｌ（Ｓ５７０）は画像信号Ｓ５００、Ｓ５７０に所定サイズの平均値フィルタを掛け合わせることで得られる。

補正データＣ５７０を求めたら、以下の式によりＳ５７０に補正データＣ５７０を足し合わせることにより、補正信号Ｓ´５７０を得る。
Ｓ´５７０＝Ｓ５７０＋Ｃ５７０
この式において、Ｓ５７０に加算される補正データＣ５７０自体は、等吸収波長の５００ｎｍ、５７０ｎｍ（図６参照）の画像信号Ｓ５００、Ｓ５７０を元に作成していることから、補正後のＳ´５７０は、Ｓ５７０に乗っている可能性のある低周波の酸素飽和度の信号を消すことなく、中間波長のＳ４７５の信号分布に近づけた信号となっている。

そして、Ｓ４４０とＳ５７０の補正が完了したら、補正後のＳ´４４０及びＳ´５７０とＳ４７５を用いて酸素飽和度画像を生成し、生成した酸素飽和度画像を表示装置１４に表示する。

第３実施形態では、第１及び第２実施形態において狭帯域光の生成に用いた波長可変素子に代えて、図９に示すように、回転フィルタ１１０を用いて狭帯域光の生成を行う。回転フィルタ１１０は、内視鏡システム１００内の光源装置１１内において、キセノンランプ１８と光ファイバ２４との間に設けられている。回転フィルタ１１０は、周方向に沿って、キセノンランプ１８からの白色光のうち特定波長の狭帯域光を透過させる透過部が複数設けられている。各透過部の透過波長範囲はそれぞれ異なっている。したがって、回転フィルタが回転することで、波長が異なる狭帯域光が順次透過する。透過した狭帯域光は、ライトガイド２８，２９を介して被検体内に照射される。そして、各狭帯域光が照射される毎に撮像素子６０によて撮像が行われる。

第１実施形態のように、５種類の狭帯域光（４４０ｎｍ、４５０ｎｍ、４７５ｎｍ、５００ｎｍ、５４０ｎｍ）が必要な場合には、図１０に示すように、回転フィルタ１１０に各狭帯域光のみを透過させる第１〜５透過部１１１〜１１５を設ける。また、第２実施形態のように、６種類の狭帯域光（４４０ｎｍ、４５０ｎｍ、４７５ｎｍ、５００ｎｍ、５６０ｎｍ、５７０ｎｍ）が必要な場合には、回転フィルタ１１０に代えて、図１１に示すような、各狭帯域光のみを透過させる第１〜６透過部１２１〜１２６が設けられた回転フィルタ１２０を用いる。

第４実施形態では、波長可変素子を撮像素子の手前に設けた第１及び第２実施形態と異なり、図１２に示すように、光源装置１１内のキセノンランプ１８と光ファイバ２４の間に、波長可変素子５０を設置する。したがって、第４実施形態の内視鏡システム２００においては、キセノンランプ１８からの白色光を波長可変素子５０で分光し、その分光により得られる狭帯域光を被検体内に照射する。そして、各狭帯域光が分光される毎に、撮像素子６０で撮像を行う。なお、第４実施形態は、光源装置１１側で分光を行うこと以外は、第１実施形態と同様である。

なお、上記実施形態では、波長可変素子としてエタロンを用いたが、その代わりに液晶チューナブルフィルタを用いてもよい。液晶チューナブルフィルタは、偏光フィルタ間に複屈折フィルタとネマティック液晶セルを挟んで構成され、液晶セルへの印加電圧を変更することで透過光の波長帯域を制御するものである。

１０，１００，２００ 内視鏡システム
１４ 表示装置
５０ 波長可変素子
６０ 撮像素子
７３ 画像処理部
８０ 信号補正部
８１ 酸素飽和度画像生成部

Claims (10)

1. 特定波長の狭帯域光を含む被検体の像光を撮像することにより、酸化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンの吸光係数に違いがある波長を有する狭帯域光に対応する第１の画像信号及び酸化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンの吸光係数が等しい波長を有する狭帯域光に対応する第２の画像信号を合計で３つ以上取得する画像信号取得手段と、
   前記第２の画像信号を用いて得られる補正データに基づき、各狭帯域光間の配光分布の違いによる信号分布の違いが無くなるように、前記第１または第２の画像信号を補正する信号補正手段と、
   補正後の第１及び第２の画像信号に基づいて、血中ヘモグロビンの酸素飽和度の分布を示す酸素飽和度画像を生成する酸素飽和度画像生成手段とを備えることを特徴とする内視鏡システム。
2. 前記信号補正手段は、
   前記３つ以上の画像信号のうち、各狭帯域光の中で波長が中間にある狭帯域光に対応する中間画像信号以外の画像信号を、前記中間画像信号の信号分布に合わせるように補正することを特徴とする請求項１記載の内視鏡システム。
3. 前記画像信号取得手段は、
   前記第１の画像信号として、中心波長４４０ｎｍの狭帯域光に対応する画像信号Ｓ４４０と、中心波長４７５ｎｍの狭帯域光に対応する画像信号Ｓ４７５と、中心波長５４０ｎｍの狭帯域光に対応する画像信号Ｓ５４０を取得するとともに、
   前記第２の画像信号として、中心波長４５０ｎｍの狭帯域光に対応する画像信号Ｓ４５０と、中心波長５００ｎｍの狭帯域光に対応する画像信号Ｓ５００を取得し、
   前記信号補正手段は、
   画像信号Ｓ５００と画像信号Ｓ４５０とを用いて得られる補正データＣ４４０に基づいて、画像信号Ｓ４４０を補正し、
   画像信号Ｓ５００と画像信号Ｓ５４０とを用いて得られる補正データＣ５４０に基づいて、画像信号Ｓ５４０を補正し、
   前記酸素飽和度生成手段は、補正後の画像信号Ｓ´４４０、Ｓ´５４０と画像信号Ｓ４７５に基づいて酸素飽和度画像を生成することを特徴とする請求項１または２記載の内視鏡システム。
4. 前記画像信号取得手段は、
   前記第１の画像信号として、中心波長４４０ｎｍの狭帯域光に対応する画像信号Ｓ４４０と、中心波長４７５ｎｍの狭帯域光に対応する画像信号Ｓ４７５と、中心波長５６０ｎｍの狭帯域光に対応する画像信号Ｓ５６０を取得するとともに、
   前記第２の画像信号として、中心波長４５０ｎｍの狭帯域光に対応する画像信号Ｓ４５０と、中心波長５００ｎｍの狭帯域光に対応する画像信号Ｓ５００と、中心波長５７０ｎｍの狭帯域光に対応する画像信号Ｓ５７０を取得し、
   前記信号補正手段は、
   画像信号Ｓ５００と画像信号Ｓ４５０とを用いて得られる補正データＣ４４０に基づいて、画像信号Ｓ４４０を補正し、
   画像信号Ｓ５７０と画像信号Ｓ５００とを用いて得られる補正データＣ５６０に基づいて、画像信号Ｓ５６０を補正し、
   前記酸素飽和度画像生成手段は、補正後の画像信号Ｓ´４４０、Ｓ´５６０と画像信号Ｓ４７５に基づいて酸素飽和度画像を生成することを特徴とする請求項１または２記載の内視鏡システム。
5. 前記補正データは、前記第２の画像信号の低周波成分を用いて得られることを特徴とする請求項３または４記載の内視鏡システム。
6. 前記信号補正手段は、前記画像信号のうち、画像中心は補正を行わないことを特徴とする請求項１ないし５いずれか１項記載の内視鏡システム。
7. 各狭帯域光は、被検体からの広帯域光を波長可変素子で分光することにより得られることを特徴とする請求項１〜６記載の内視鏡システム。
8. 各狭帯域光は、広帯域光からそれぞれの狭帯域光のみを透過させる複数の透過部を有する回転フィルタを用いて得られることを特徴とする請求項１〜６記載の内視鏡システム。
9. 前記画像信号取得手段は、モノクロの撮像素子で撮像を行うことを特徴とする請求項１ないし８いずれか１項記載の内視鏡システム。
10. 特定波長の狭帯域光を含む被検体の像光を撮像面で撮像することにより、酸化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンの吸光係数に違いがある波長を有する狭帯域光に対応する第１の画像信号及び酸化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンの吸光係数が等しい波長を有する狭帯域光に対応する第２の画像信号を合計で３つ以上取得し、
    前記第２の画像信号を用いて得られる補正データに基づき、各狭帯域光間の配光分布の違いによる信号分布の違いが無くなるように、前記第１または第２の画像信号を補正し、
    補正後の第１及び第２の画像信号に基づいて、血中ヘモグロビンの酸素飽和度の分布を示す酸素飽和度画像を生成することを特徴とする画像生成方法。

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