(57)【要約】【課題】撮影画像のフレームレートの低下を抑制しつつ、分光学的分析が可能な分析装置を提供する。【解決手段】分析装置を、光源装置と、光源装置から射出された光から第１特殊光と第２特殊光を択一的に取り出す波長選択部と、ＲＧＢカラーフィルタを備えた撮像素子と、信号処理部と、から構成する。この構成において、第１特殊光はＧフィルタを通過する第１波長域の光を含み、第２特殊光は、Ｇフィルタを通過し、第１波長域とは異なる第２波長域の光を含み、第１特殊光と第２特殊光の少なくとも一方はＲフィルタを通過する光を含み、第１特殊光と第２特殊光の少なくとも一方はＢフィルタを通過する光を含む。また、信号処理部は、第１波長域の光に応じた画素信号及び第２波長域の光に応じた画素信号に基づいて、生体組織の特徴量を示す指標を算出し、ＲＧＢカラーフィルタを通過する光に応じた画素信号に基づいて、カラー撮影画像を生成する。【選択図】図６
2018000616.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
光源装置と、
前記光源装置から射出された光から、互いに異なるスペクトルを有する第１特殊光と第２特殊光を択一的に取り出す波長選択部と、
被写体である生体組織からの光を受光し、受光した光に応じた画素信号を出力する、ＲＧＢカラーフィルタを備えた撮像素子と、
前記撮像素子から出力された画素信号に対して所定の信号処理を施す信号処理部と、
を備え、
前記第１特殊光は、前記ＲＧＢカラーフィルタのＧフィルタを通過する第１波長域の光を含み、
前記第２特殊光は、前記Ｇフィルタを通過し、前記第１波長域とは異なる第２波長域の光を含み、
前記第１特殊光と前記第２特殊光の少なくとも一方は、前記ＲＧＢカラーフィルタのＲフィルタを通過する光を含み、
前記第１特殊光と前記第２特殊光の少なくとも一方は、前記ＲＧＢカラーフィルタのＢフィルタを通過する光を含み、
前記信号処理部は、
前記第１波長域の光に応じて出力された前記画素信号及び前記第２波長域の光に応じて出力された前記画素信号に基づいて、前記生体組織の特徴量を示す第１指標を算出し、
前記ＲＧＢカラーフィルタを通過する光に応じて出力された前記画素信号に基づいて、前記生体組織のカラー撮影画像を生成する、
分析装置。
【請求項２】
前記特徴量は、前記生体組織に含まれるヘモグロビンの酸素飽和度であり、
前記第１指標は、前記第１波長域の光に応じて前記撮像素子から出力された画素信号Ｎと、前記第２波長域の光に応じて前記撮像素子から出力された画素信号Ｗとの比Ｎ／Ｗである、
請求項１に記載の分析装置。
【請求項３】
前記第１波長域は、前記ヘモグロビンの所定の一対の等吸収点によって区画される波長域を含み、
前記第２波長域は、前記第１波長域を内包し、前記ヘモグロビンの前記所定の一対の等吸収点とは異なる別の一対の等吸収点によって区画される波長域を含む、
請求項２に記載の分析装置。
【請求項４】
前記第１波長域は、波長が５４６ｎｍ以上且つ５７０ｎｍ以下の波長域であり、
前記第２波長域は、波長が５２８ｎｍ以上且つ５８４ｎｍ以下の波長域である、
請求項３に記載の分析装置。
【請求項５】
前記Ｒフィルタが通過させる光の波長域は、６００ｎｍ以上の波長域を含み、
前記Ｇフィルタが通過させる光の波長域は、５２８ｎｍ以上且つ５８４ｎｍ以下の波長域を含み、
前記Ｂフィルタが通過させる光の波長域は、５０２ｎｍ以下の波長域を含む、
請求項４に記載の分析装置。
【請求項６】
前記信号処理部は、前記画素信号Ｗ、前記Ｒフィルタを通過する光に応じて前記撮像素子から出力された画素信号Ｒ、前記Ｂフィルタを通過する光に応じて前記撮像素子から出力された画素信号Ｂに基づいて、次の式により、前記生体組織に含まれるヘモグロビン量を示す第２指標を算出する、
Ｗ／（Ｃ１×Ｒ＋Ｃ２×Ｗ＋Ｃ３×Ｂ）
但し、Ｃ１、Ｃ２、Ｃ３はそれぞれ、ゼロ以上の定数である、
請求項２から請求項５の何れか一項に記載の分析装置。
【請求項７】
前記信号処理部は、前記Ｒフィルタを通過する光に応じて前記撮像素子から出力された画素信号Ｒ、前記Ｇフィルタを通過する光に応じて前記撮像素子から出力された画素信号Ｇ、前記Ｂフィルタを通過する光に応じて前記撮像素子から出力された画素信号Ｂに基づいて、前記生体組織のカラー撮影画像を生成し、
前記画素信号Ｇは、前記第１波長域の光に応じて前記撮像素子から出力された画素信号Ｎと、前記第２波長域の光に応じて前記撮像素子から出力された画素信号Ｗの何れか一方である、
請求項１から請求項６の何れか一項に記載の分析装置。
【請求項８】
前記波長選択部は、
前記光源装置から射出された光から前記第１特殊光を取り出す第１光学フィルタと、
前記光源装置から射出された光から前記第２特殊光を取り出す第２光学フィルタと、
前記第１光学フィルタと前記第２光学フィルタを択一的に前記光源装置から射出された光の光路に挿入するフィルタ駆動部と、
を有する、
請求項１から請求項７の何れか一項に記載の分析装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、生体組織を撮影した画像に基づいて、生体組織中の生体物質の濃度等の生体情報を取得する分析装置に関する。
【背景技術】
【０００２】
内視鏡画像の色情報から、被写体である生体組織に含まれる生体物質の量（例えば、総ヘモグロビン量）を定量する機能を備えた内視鏡装置が知られている。このような内視鏡装置の一例が特許文献１に記載されている。
【０００３】
特許文献１に記載の内視鏡装置は、波長域の異なる３種の照明光によって生体組織を照明し、各照明光で照明された生体組織を撮影して得られた３つの撮影画像に基づいて、総ヘモグロビン量を示す指標と、酸素飽和度を示す指標が計算される。また、白色光の照明光によって生体組織を照明することにより、生体組織のカラー撮影画像が撮影される。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００４】
【特許文献１】国際公開第２０１４／１９２７８１号パンフレット
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００５】
特許文献１に記載の内視鏡装置は、総ヘモグロビン量及び酸素飽和度を示す指標の計算と、カラー撮影画像の取得のために、４種の照明光を順次被写体に照射して撮影を行っている。そのため、白色光のみを被写体に照射する場合に比べて、撮影によって得られるカラー撮影画像のフレームレートが１／４に低下するという問題があった。
【０００６】
本発明は上記の事情に鑑みてなされたものであり、撮影画像のフレームレートの低下を抑制しつつ、分光学的分析が可能な分析装置を提供することを目的とする。
【課題を解決するための手段】
【０００７】
本発明の一実施形態によれば、分析装置は、光源装置と、光源装置から射出された光から、互いに異なるスペクトルを有する第１特殊光と第２特殊光を択一的に取り出す波長選択部と、被写体である生体組織からの光を受光し、受光した光に応じた画素信号を出力する、ＲＧＢカラーフィルタを備えた撮像素子と、撮像素子から出力された画素信号に対して所定の信号処理を施す信号処理部と、を備える。この構成において、第１特殊光は、ＲＧＢカラーフィルタのＧフィルタを通過する第１波長域の光を含み、第２特殊光は、Ｇフィルタを通過し、第１波長域とは異なる第２波長域の光を含み、第１特殊光と第２特殊光の少なくとも一方は、ＲＧＢカラーフィルタのＲフィルタを通過する光を含み、第１特殊光と第２特殊光の少なくとも一方は、ＲＧＢカラーフィルタのＢフィルタを通過する光を含む。また、信号処理部は、第１波長域の光に応じて出力された画素信号及び第２波長域の光に応じて出力された画素信号に基づいて、生体組織の特徴量を示す第１指標を算出し、ＲＧＢカラーフィルタを通過する光に応じて出力された画素信号に基づいて、生体組織のカラー撮影画像を生成する。
【０００８】
このような構成によれば、第１特殊光と第２特殊光が択一的に生体組織に照射される。また、第１波長域の光に応じて出力された画素信号及び第２波長域の光に応じて出力された画素信号に基づいて、生体組織の特徴量が算出されると共に、生体組織のカラー撮影画像が生成される。このように、２種の光を用いて生体組織の特徴量の算出とカラー撮影画像の生成が行われるため、従来技術に比べて、カラー撮影画像のフレームレートの低下を抑えることができる。
【０００９】
また、本発明の一実施形態によれば、特徴量は、例えば、生体組織に含まれるヘモグロビンの酸素飽和度である。この場合、第１指標は、第１波長域の光に応じて撮像素子から出力された画素信号Ｎと、第２波長域の光に応じて撮像素子から出力された画素信号Ｗとの比Ｎ／Ｗである。
【００１０】
また、本発明の一実施形態によれば、例えば、第１波長域は、ヘモグロビンの所定の一対の等吸収点によって区画される波長域を含み、第２波長域は、第１波長域を内包し、ヘモグロビンの所定の一対の等吸収点とは異なる別の一対の等吸収点によって区画される波長域を含む。
【００１１】
また、本発明の一実施形態によれば、例えば、第１波長域は、波長が５４６ｎｍ以上且つ５７０ｎｍ以下の波長域であり、第２波長域は、波長が５２８ｎｍ以上且つ５８４ｎｍ以下の波長域である。
【００１２】
また、本発明の一実施形態によれば、例えば、Ｒフィルタが通過させる光の波長域は、６００ｎｍ以上の波長域を含み、Ｇフィルタが通過させる光の波長域は、５２８ｎｍ以上且つ５８４ｎｍ以下の波長域を含み、Ｂフィルタが通過させる光の波長域は、５０２ｎｍ以下の波長域を含む。
【００１３】
また、本発明の一実施形態によれば、信号処理部は、例えば、画素信号Ｗ、Ｒフィルタを通過する光に応じて撮像素子から出力された画素信号Ｒ、Ｂフィルタを通過する光に応じて撮像素子から出力された画素信号Ｂに基づいて、次の式により、生体組織に含まれるヘモグロビン量を示す第２指標を算出する。
Ｗ／（Ｃ１×Ｒ＋Ｃ２×Ｗ＋Ｃ３×Ｂ）
但し、Ｃ１、Ｃ２、Ｃ３はそれぞれ、ゼロ以上の定数である。
【００１４】
また、本発明の一実施形態によれば、信号処理部は、例えば、Ｒフィルタを通過する光に応じて撮像素子から出力された画素信号Ｒ、Ｇフィルタを通過する光に応じて撮像素子から出力された画素信号Ｇ、Ｂフィルタを通過する光に応じて撮像素子から出力された画素信号Ｂに基づいて、生体組織のカラー撮影画像を生成する。この場合、画素信号Ｇは、第１波長域の光に応じて撮像素子から出力された画素信号Ｎと、第２波長域の光に応じて撮像素子から出力された画素信号Ｗの何れか一方である。
【００１５】
また、本発明の一実施形態によれば、波長選択部は、例えば、光源装置から射出された光から第１特殊光を取り出す第１光学フィルタと、光源装置から射出された光から第２特殊光を取り出す第２光学フィルタと、第１光学フィルタと第２光学フィルタを択一的に光源装置から射出された光の光路に挿入するフィルタ駆動部と、
を有する。
【発明の効果】
【００１６】
本発明の一実施形態の構成によれば、撮影画像のフレームレートの低下を抑制しつつ、分光学的分析が可能な分析装置を提供される。
【図面の簡単な説明】
【００１７】
【図１】へモグロビンの透過スペクトルである。
【図２】生体組織の可視域における分光特性（反射スペクトル）のシミュレーション結果である。
【図３】パラメータと生体情報との相関を表すグラフである。
【図４】パラメータと生体情報との相関を表すグラフである。
【図５】パラメータと生体情報との相関を表すグラフである。
【図６】本発明の実施形態に係る内視鏡装置のブロック図である。
【図７】本発明の実施形態に係る撮像素子のカラーフィルタの透過特性である。
【図８】本発明の実施形態に係る回転フィルタの外観図である。
【図９】本発明の実施形態に係る光学フィルタの透過スペクトルである。
【図１０】本発明の実施形態に係る分光分析処理を説明するフローチャートである。
【図１１】本発明の実施形態に係る分析画像データの表示例を示す。
【図１２】本発明の実施形態の変形例に係る光学フィルタの透過スペクトルである。
【発明を実施するための形態】
【００１８】
以下、本発明の実施の形態について、図面を参照しながら説明する。以下に説明する本発明の実施形態に係る内視鏡装置は、波長域の異なる光の照明下で撮像した複数の画像に基づいて被写体の生体情報（例えば、総ヘモグロビン量や酸素飽和度等の生体組織の特徴量）を定量的に分析して、分析結果を画像化して表示する装置である。以下に説明する総ヘモグロビン量及び酸素飽和度の定量分析では、血液の分光特性（すなわち、ヘモグロビンの分光特性）が総ヘモグロビン量や酸素飽和度に応じて連続的に変化する性質が利用される。
【００１９】
＜生体組織の分光特性と生体情報の計算原理＞
本発明の実施形態に係る内視鏡装置の詳しい構成を説明する前に、ヘモグロビンの分光特性と、本発明の実施形態に係る酸素飽和度等の生体組織の特徴量（生体情報）の計算原理について説明する。ヘモグロビンには、酸素化ヘモグロビン（HbO2）と還元ヘモグロビン（Hb）があり、酸素化ヘモグロビンが占める割合を酸素飽和度と呼ぶ。ヘモグロビンの分光特性は、酸素飽和度に応じて変化する。
【００２０】
図１に、ヘモグロビンの透過スペクトルを示す。図１の横軸は光の波長を示し、縦軸は光透過率Ｔ（％）を示す。ヘモグロビンの透過スペクトルは、酸素飽和度に応じて変化する。図１における実線の波形は、酸素飽和度が１００％の場合の（すなわち、酸素化ヘモグロビンHbO2の）透過スペクトルであり、長破線の波形は、酸素飽和度が０％の場合の（すなわち、還元ヘモグロビンHbの）透過スペクトルである。また、短破線は、その中間の酸素飽和度（１０、２０、３０、・・・９０％）におけるヘモグロビン（酸素化ヘモグロビンHbO2と還元ヘモグロビンHbの混合物）の透過スペクトルである。
【００２１】
なお、ヘモグロビンの吸収（吸光度）Ａは、光透過率Ｔから以下の数式１により計算される。
（数１）
Ａ＝−ｌｏｇＴ
【００２２】
図１に示されるように、ヘモグロビンの透過スペクトルには、酸素飽和度によらず光透過率（すなわち、吸収Ａ）が一定となる等吸収点Ｅ１（４２４ｎｍ）、Ｅ２（４５２ｎｍ）、Ｅ３（５０２ｎｍ）、Ｅ４（５２８ｎｍ）、Ｅ５（５４６ｎｍ）、Ｅ６（５７０ｎｍ）及びＥ７（５８４ｎｍ）が現れる。本明細書では、等吸収点Ｅ１からＥ２までの波長領域を波長域Ｗ１、等吸収点Ｅ２からＥ３までの波長領域を波長域Ｗ２、等吸収点Ｅ３からＥ４までの波長領域を波長域Ｗ３、等吸収点Ｅ４からＥ５までの波長領域を波長域Ｗ４、等吸収点Ｅ５からＥ６までの波長領域を波長域Ｗ５、等吸収点Ｅ６からＥ７までの波長領域を波長域Ｗ６と定義する。また、波長６２０ｎｍから波長６６０ｎｍまでの波長域を波長域ＷＲと定義する。また、以下の本稿の説明において、波長域Ｗ５をＮ帯（Narrow-band）とも呼ぶ。また、等吸収点Ｅ４からＥ７までの波長域をＷ帯（Wide-band）とも呼ぶ。
【００２３】
図１に示されるように、隣接する等吸収点間では、ヘモグロビンの光透過率Ｔは酸素飽和度に対して線形的に増加又は減少する。例えば、波長域Ｗ４、Ｗ６におけるヘモグロビンの光透過率ＴＷ４、ＴＷ６は、還元ヘモグロビンの濃度に対して線形的に増加する。また、波長域Ｗ５におけるヘモグロビンの光透過率ＴＷ５は、酸素化ヘモグロビンの濃度に対して線形的に増加する。
【００２４】
ここで、酸素飽和度は次の数式２により定義される。
（数２）
Sat=[HbO2]/([Hb]+[HbO2])
但し、
Sat：酸素飽和度
[Hb]：還元ヘモグロビンの濃度
[HbO2]：酸素化ヘモグロビンの濃度
[Hb]+[HbO2]：総ヘモグロビン量（ｔＨｂ）
【００２５】
また、数式２より、酸素化ヘモグロビンHbO2及び還元ヘモグロビンHbの濃度を表す次の数式３、数式４が得られる。
（数３）
[HbO2]=Sat×([Hb]+[HbO2])
（数４）
[Hb]=(1-Sat)×([Hb]+[HbO2])
【００２６】
従って、ヘモグロビンの光透過率ＴＷ４、ＴＷ５及びＴＷ６は、酸素飽和度と総ヘモグロビン量の両方に依存する特性量となる。
【００２７】
また、本件特許出願人における検討により、波長域Ｗ４、Ｗ５及びＷ６からなる波長域Ｗ７におけるヘモグロビンの光透過率の積分値ＴＷ７は、酸素飽和度には依存せず、総ヘモグロビン量によって決まる値となることが見出されている。
【００２８】
従って、光透過率ＴＷ７から総ヘモグロビン量を定量することができる。また、光透過率ＴＷ４、ＴＷ５又はＴＷ６と、光透過率ＴＷ７から定量した総ヘモグロビン量とから、酸素飽和度を定量することができる。正確には、総ヘモグロビン量と酸素飽和度を表す指示値を得ることができる。図１に示されるように、波長域Ｗ４、Ｗ５及びＷ６のうち、酸素飽和度による光透過率の変化量（すなわち、実線の波形と長破線の波形とで囲まれた領域の面積）は波長域Ｗ５において最も大きく、波長域Ｗ５の光透過率ＴＷ５が酸素飽和度に対して最も感度の高い特性量となる。後述する実施形態でも、波長域Ｗ５（Ｎ帯）の光を使用して酸素飽和度の定量が行われる。
【００２９】
次に、生体組織の分光特性における散乱の影響について説明する。図２は、シミュレーション計算によって得られた生体組織の可視域における分光特性（反射スペクトル）であり、分光特性に与える散乱の影響を示したものである。図２の各グラフの横軸は光の波長（ｎｍ）を表し、縦軸は光の通過率（％）を表す。縦軸の光の通過率は、生体組織による光の反射率に相当する。消化管内壁等の生体組織の反射スペクトルは、生体組織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、生体組織による散乱の波長特性の影響を受けることが知られている。図２（ａ）は散乱が全く無い場合の反射スペクトルである。図２（ｃ）はヘモグロビンによる吸収が全くない場合の反射スペクトルである。図２（ｂ）は反射スペクトルにおける生体組織の散乱の寄与（散乱による光の減衰）とヘモグロビンの吸収の寄与（吸収による光の減衰）が同程度である場合の反射スペクトルである。なお、図２（ａ）、図２（ｂ）では、生体組織に含まれるヘモグロビンが酸素化ヘモグロビンのみである場合の反射スペクトルを実線で示し、生体組織に含まれるヘモグロビンが還元ヘモグロビンのみである場合の反射スペクトルを点線で示す。
【００３０】
図２に示されるように、生体組織の分光特性は、散乱の強さによって変化するため、生体組織の分光特性に基づいて計算された酸素飽和度等の生体情報も、散乱の強さによって値が変わり得る。すなわち、生体組織の分光特性（例えば波長域Ｗ５における反射率）をそのまま使用して生体情報を計算すると、散乱に起因する誤差を含んだ計算結果が得られることになる。精度の高い分析結果を得るためには、散乱に起因する誤差を補正する必要がある。
【００３１】
散乱に起因する誤差を補正する方法としては、生体組織の分光特性から酸素飽和度等の生体情報を計算した後に誤差を補正する方法や、生体組織の分光特性から散乱に依存しない中間パラメータを生成し（中間パラメータを生成する段階で散乱に依存する成分を取り除く）、その中間パラメータと生体情報との相関関係から生体情報を計算する方法がある。本発明は、後者の手法により、散乱に起因する誤差を含まない生体情報を取得するものである。この手法を実現するために、本発明者は、鋭意検討を重ね、取得すべき生体情報（具体的には、生体組織の特徴量である総ヘモグロビン量及び酸素飽和度）に対して強い感度（相関）を有すると共に、散乱に対して殆ど感度を有しないパラメータを見出した。
【００３２】
図３、図４、図５は、内視鏡画像データから取得可能な各種パラメータのシミュレーション結果をプロットしたグラフである。各グラフの横軸は総ヘモグロビン量を表し、縦軸は各パラメータの値を表す。
【００３３】
図３のグラフ（３Ａ）及び（３Ｂ）は、パラメータ「Ｗ／（Ｒ＋Ｗ）」のシミュレーション結果をプロットしたグラフである。パラメータ「Ｗ／（Ｒ＋Ｗ）」は、Ｗ帯の照明光を使用した観察で得られたＧ画素（緑色のＧカラーフィルタが装着された色画素）の画素値Ｗを、ＷＲ帯の照明光を使用した観察で得られたＲ画素（赤色のＲカラーフィルタが装着された色画素）の画素値Ｒと、Ｗ帯の照明光を使用した観察で得られたＧ画素の画素値Ｗとの和「Ｒ＋Ｗ」で除したものである。なお、後述するように、波長域Ｗ７は撮像素子のＧ画素が感度を有する波長域に含まれる。また、波長域ＷＲは撮像素子のＲ画素が感度を有する波長域に含まれる。
【００３４】
図４のグラフ（４Ａ）及び（４Ｂ）は、パラメータ「Ｎ／Ｗ」のシミュレーション結果をプロットしたグラフである。パラメータ「Ｎ／Ｗ」は、Ｎ帯の照明光を使用した観察で得られたＧ画素の画素値Ｎを、Ｗ帯の照明光を使用した観察で得られたＧ画素の画素値Ｗで除したものである。
【００３５】
図３、図４のグラフ（３Ａ）及び（４Ａ）は、酸素飽和度を１００％に固定し、散乱の寄与度（散乱の強さを表すパラメータ）を０〜１００単位にかけて１０単位ずつ変化させたものを重ねてプロットしたものである。このグラフ（３Ａ）及び（４Ａ）から、各パラメータの散乱に対する感度の大きさを知ることができる。図３、図４のグラフ（３Ｂ）及び（４Ｂ）は、散乱の寄与度を０単位に固定し、酸素飽和度を０〜１００％にかけて１０％ずつ変化させたものを重ねてプロットしたものである。このグラフ（３Ｂ）及び（４Ｂ）から、各パラメータの酸素飽和度に対する感度の大きさを知ることができる。
【００３６】
グラフ（３Ａ）、（３Ｂ）に示されるように、パラメータ「Ｗ／（Ｒ＋Ｗ）」は、総ヘモグロビン量に対しては感度を有するが、散乱や酸素飽和度に対しては殆ど感度を有しない。そのため、グラフ（３Ａ）、（３Ｂ）に表される総ヘモグロビン量とパラメータ「Ｗ／（Ｒ＋Ｗ）」との定量関係から、散乱や酸素飽和度に依存しない正確な総ヘモグロビン量の値が得られる。
【００３７】
また、グラフ（４Ａ）、（４Ｂ）に示されるように、パラメータ「Ｎ／Ｗ」は、酸素飽和度に対して大きな感度を有しながら、散乱に対しては殆ど感度を有していない。そのため、総ヘモグロビン量が既知であれば、グラフ（４Ｂ）により、パラメータ「Ｎ／Ｗ」の値から酸素飽和度の値が一意的に決まる。具体的には、各画素値から得られる総ヘモグロビン量の値とパラメータ「Ｎ／Ｗ」の値とからなる数値対に最も適合するグラフ（４Ｂ）上のプロットを選択すると、その画素に写された被写体の酸素飽和度が得られる。
【００３８】
以上のように、グラフ（３Ａ）、（３Ｂ）で表される関係と、グラフ（４Ｂ）で表される関係とを使用して、簡単な計算により、散乱による誤差を殆ど含まない、総ヘモグロビン量及び酸素飽和度の正確な値を得ることができる。
【００３９】
なお、総ヘモグロビン量を求めるパラメータは、「Ｗ／（Ｒ＋Ｗ）」に限定されない。例えば、総ヘモグロビン量を求めるためのパラメータは、「Ｗ／Ｒ」でもよい。図５のグラフ（５Ａ）及び（５Ｂ）は、パラメータ「Ｗ／Ｒ」のシミュレーション結果をプロットしたグラフである。パラメータ「Ｗ／Ｒ」は、Ｗ帯の照明光を使用した観察で得られたＧ画素の画素値Ｗを、ＷＲ帯の照明光を使用した観察で得られるＲ画素の画素値Ｒで除したものである。
【００４０】
図５のグラフ（５Ａ）は、酸素飽和度を１００％に固定し、散乱の寄与度（散乱の強さを表すパラメータ）を０〜１００単位にかけて１０単位ずつ変化させたものを重ねてプロットしたものである。このグラフ（５Ａ）から、パラメータ「Ｗ／Ｒ」の散乱に対する感度の大きさを知ることができる。図５のグラフ（５Ｂ）は、散乱の寄与度を０単位に固定し、酸素飽和度を０〜１００％にかけて１０％ずつ変化させたものを重ねてプロットしたものである。このグラフ（５Ｂ）から、パラメータ「Ｗ／Ｒ」の酸素飽和度に対する感度の大きさを知ることができる。
【００４１】
グラフ（５Ａ）、（５Ｂ）に示されるように、パラメータ「Ｗ／Ｒ」は、総ヘモグロビン量に対しては感度を有するが、散乱や酸素飽和度に対しては殆ど感度を有しない。そのため、ここでは、パラメータ「Ｗ／Ｒ」の値により総ヘモグロビン量の値が一意的に決まることが解る。
【００４２】
また、総ヘモグロビン量を求めるパラメータは、例えば、「Ｗ／（Ｒ＋Ｃ×Ｗ）」のように、画素値Ｗを定数Ｃ倍したものであってもよい。更に、総ヘモグロビン量を求めるパラメータの分母には「Ｂ」が含まれてもよい。「Ｂ」は、Ｗ２帯域の照明光を使用した観察で得られるＢ画素（青色のＢカラーフィルタが装着された色画素）の画素値である。そのため、総ヘモグロビン量を求めるパラメータは、例えば、「Ｗ／（Ｃ１×Ｒ＋Ｃ２×Ｗ＋Ｃ３×Ｂ）」のように表すことができる。ここで、Ｃ１、Ｃ２、Ｃ３は定数である。これらの定数Ｃ、Ｃ１、Ｃ２、Ｃ３は、色画素に装着されたＲＧＢカラーフィルタの特性に応じて適宜調整される。定数Ｃ、Ｃ１、Ｃ２、Ｃ３を調整することにより、総ヘモグロビン量に対しては感度を有するが、散乱や酸素飽和度に対しては殆ど感度を有しないパラメータを得ることができる。
【００４３】
また、総ヘモグロビン量を求めるパラメータの分子は、「Ｗ」ではなく、「Ｎ」であってもよい。この場合、総ヘモグロビン量を求めるパラメータは、例えば、「Ｎ／（Ｃ１×Ｒ＋Ｃ２×Ｗ＋Ｃ３×Ｂ）」のように表すことができる。定数Ｃ１、Ｃ２、Ｃ３は、色画素に装着されたＲＧＢカラーフィルタの特性に応じて適宜調整される。
【００４４】
＜内視鏡装置の構成＞
図６は、本発明の実施形態に係る内視鏡装置１のブロック図である。本実施形態の内視鏡装置１は、電子内視鏡１００、プロセッサ２００及びモニタ３００を備えている。電子内視鏡１００及びモニタ３００は、プロセッサ２００に着脱可能に接続されている。また、プロセッサ２００には、光源部４００及び画像処理部５００が内蔵されている。
【００４５】
電子内視鏡１００は、被検者の体内に挿入される挿入管１１０を有している。電子内視鏡１００の内部には、略全長に亘って延びるライトガイド１３１が設けられている。ライトガイド１３１の一端部（先端部１３１ａ）は、挿入管１１０の先端部（挿入管先端部１１１）に配置されており、ライトガイド１３１の他端部（基端部１３１ｂ）は、プロセッサ２００に接続されている。プロセッサ２００は、キセノンランプ等の光量の大きい白色光ＷＬを生成する光源４３０等を備えた光源部４００を内蔵しており、この光源部４００によって生成された照明光ＩＬは、ライトガイド１３１の基端部１３１ｂに入射される。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から射出される。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から射出される照明光ＩＬは、配光レンズ１３２を通過して、挿入管先端部１１１の近傍の生体組織Ｔを照明する。
【００４６】
また、挿入管先端部１１１には対物光学系１２１及び撮像素子１４１が設けられている。生体組織Ｔの表面で反射又は散乱された照明光ＩＬの一部（戻り光）は、対物光学系１２１に入射し、集光されて、撮像素子１４１の受光面上で結像する。本実施形態の撮像素子１４１は、その受光面にカラーフィルタ１４１ａを備えたカラー画像撮像用のＣＣＤ（Charge Coupled Device）イメージセンサである。撮像素子１４１には、ＣＭＯＳ（Complementary Metal Oxide Semiconductor）イメージセンサ等の他の種類の撮像素子を使用してもよい。
【００４７】
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７は、Ｒ、Ｇ、Ｂの各カラーフィルタの透過特性を示す。図７の横軸は波長（ｎｍ）を示し、縦軸は透過率（％）を示す。本実施形態のＲカラーフィルタは、波長約５７０ｎｍより長波長の光を透過（通過）させるフィルタであり、Ｇカラーフィルタは、波長約４７０ｎｍ〜６２０ｎｍの光を透過（通過）させるフィルタであり、Ｂカラーフィルタは、波長約５３０ｎｍより短波長の光を透過（通過）させるフィルタである。
【００４８】
撮像素子１４１は、後述する信号処理回路５５０と同期して駆動するように制御され、受光面上で結像した被写体像に対応する撮像信号を、所定のフレームレートで（例えば、１／３０秒間隔で）出力する。撮像素子１４１から出力された撮像信号は、ケーブル１４２を介してプロセッサ２００の画像処理部５００に送られる。
【００４９】
画像処理部５００は、Ａ／Ｄ変換回路５１０、一時記憶メモリ５２０、コントローラ５３０、ビデオメモリ５４０及び信号処理回路５５０を備えている。Ａ／Ｄ変換回路５１０は、電子内視鏡１００の撮像素子１４１からケーブル１４２を介して入力される撮像信号をＡ／Ｄ変換してデジタル画像データを出力する。Ａ／Ｄ変換回路５１０から出力されるデジタル画像データは、一時記憶メモリ５２０に送られ記憶される。デジタル画像データには、Ｒカラーフィルタが装着された受光素子によって撮像されたＲデジタル画像データ、Ｇカラーフィルタが装着された受光素子によって撮像されたＧデジタル画像データ及びＢカラーフィルタが装着された受光素子によって撮像されたＢデジタル画像データが含まれている。
【００５０】
コントローラ５３０は、一時記憶メモリ５２０に記憶された単数又は複数のデジタル画像データを処理してモニタ３００に表示させる画面データを生成し、これをビデオメモリ５４０に送る。信号処理回路５５０は、ビデオメモリ５４０に記憶されている画面データに基づいて所定の形式（例えば、ＮＴＳＣ規格やＤＶＩ規格に準拠した形式）のビデオ信号を生成して出力する。信号処理回路５５０から出力されたビデオ信号は、モニタ３００に入力される。この結果、電子内視鏡１００によって撮像された生体組織Ｔの内視鏡画像等が、モニタ３００に表示される。
【００５１】
このように、プロセッサ２００は、電子内視鏡１００の撮像素子１４１から出力される撮像信号を処理するビデオプロセッサとしての機能と、被写体である生体組織Ｔを照明するための照明光ＩＬを電子内視鏡１００のライトガイド１３１に供給する光源装置としての機能とを兼ね備えたものである。
【００５２】
光源部４００は、上述の光源４３０の他に、集光レンズ４４０、回転フィルタ４１０、フィルタ制御部４２０及び集光レンズ４５０を備えている。光源４３０から射出される略平行光の白色光ＷＬは、集光レンズ４４０によって集光され、回転フィルタ４１０を通過した後、集光レンズ４５０によって再度集光されて、ライトガイド１３１の基端部１３１ｂに入射する。なお、回転フィルタ４１０は、リニアガイドウェイ等の移動手段（不図示）によって、白色光ＷＬの光路上の適用位置と光路外の退避位置との間で移動可能になっている。
【００５３】
なお、光源部４００の構成は、図６に示されるものに限定されない。例えば、光源４３０に収束光を発生するランプを採用してもよい。この場合、例えば、白色光ＷＬを集光レンズ４４０の手前で集光させ、拡散光として集光レンズ４４０に入射させる構成を採用してもよい。
【００５４】
また、集光レンズ４４０を使用せず、光源４３０が発生する略平行光を直接回転フィルタ４１０に入射させる構成を採用してもよい。
【００５５】
また、収束光を発生するランプを使用する場合、集光レンズ４４０の替わりにコリメータレンズを使用して、略平行光の状態で白色光ＷＬを回転フィルタ４１０に入射させる構成を採用してもよい。例えば、回転フィルタ４１０に誘電体多層膜フィルタ等の干渉型の光学フィルタを使用する場合、略平行光の白色光ＷＬを回転フィルタ４１０に入射させることで、光学フィルタへの白色光ＷＬの入射角を均一にすることにより、より良好なフィルタ特性を得ることができる。
【００５６】
また、光源４３０に発散光を発生するランプを採用してもよい。この場合にも、集光レンズ４４０の替わりにコリメータレンズを使用して、略平行光の白色光ＷＬを回転フィルタ４１０に入射させる構成を採用することができる。
【００５７】
回転フィルタ４１０は、複数の光学フィルタを備えた円盤型の光学ユニットであり、その回転角度に応じて通過波長域が切り替わるように構成されている。回転フィルタ４１０の回転角度は、コントローラ５３０に接続されたフィルタ制御部４２０によって制御される。コントローラ５３０がフィルタ制御部４２０を介して回転フィルタ４１０の回転角度を制御することにより、回転フィルタ４１０を通過してライトガイド１３１に供給される照明光ＩＬのスペクトルが切り替えられる。
【００５８】
図８は、回転フィルタ４１０の外観図（正面図）である。回転フィルタ４１０は、略円盤状のフレーム４１１と、２つの扇形の光学フィルタ４１５及び４１６を備えている。フレーム４１１の中心軸の周りには２つの扇状の窓４１４ａ及び４１４ｂが形成されており、窓４１４ａ及び４１４ｂにそれぞれ、光学フィルタ４１５及び４１６が嵌め込まれている。各光学フィルタ４１５及び４１６のフレーム４１１の中心軸の周りの角度範囲は、約１８０°である。なお、本実施形態の光学フィルタは、いずれも誘電体多層膜フィルタであるが、他の方式の光学フィルタ（例えば、吸収型の光学フィルタや誘電体多層膜を反射膜として用いたエタロンフィルタ等）を用いてもよい。
【００５９】
また、フレーム４１１の中心軸上にはボス穴４１２が形成されている。ボス穴４１２には、フィルタ制御部４２０が備えるサーボモータ（不図示）の出力軸が差し込まれて固定され、回転フィルタ４１０はサーボモータの出力軸と共に回転する。
【００６０】
図８には、白色光ＷＬが光学フィルタ４１５に入射する状態が示されているが、回転フィルタ４１０が矢印で示される方向に回転すると、白色光ＷＬが入射する光学フィルタが、４１５と４１６の間で交互に切り替わり、これにより回転フィルタ４１０を通過する照明光ＩＬのスペクトルが切り替えられる。以下では、光学フィルタ４１５を通過する照明光ＩＬを第１特殊光、光学フィルタ４１６を通過する照明光ＩＬを第２特殊光とも呼ぶ。
【００６１】
図９（ａ）、図９（ｂ）はそれぞれ、光学フィルタ４１５及び４１６の透過スペクトルを示す。各図９（ａ）、図９（ｂ）の横軸は波長（ｎｍ）を示し、縦軸は透過率（％）を示す。
【００６２】
光学フィルタ４１５は、図１に示す波長域Ｗ２、波長域Ｗ７（Ｗ帯）、波長域ＷＲの波長域の光を低損失で透過（通過）させる透過特性を有している。詳しくは、光学フィルタ４１５は、波長５０２ｎｍ未満の波長域、波長５２８ｎｍ以上且つ波長５８４ｎｍ未満の波長域、波長６２０ｎｍ以上の波長域の光を透過させる透過特性を有する。また、光学フィルタ４１５は、波長５０２ｎｍ以上且つ波長５２８ｎｍ未満の波長域、及び、波長５８４ｎｍ以上且つ波長６２０ｎｍ未満の波長域の光は遮断する。なお、波長５０２ｎｍ未満の波長域において、光学フィルタ４１５は波長域Ｗ２の光を透過させればよく、光学フィルタ４１５が透過させる光の波長域の下限は特に限定されない。また、波長６２０以上の波長域において、光学フィルタ４１５は波長域ＷＲの光を透過させればよく、光学フィルタ４１５が透過させる光の波長域の上限は特に限定されない。
【００６３】
光学フィルタ４１６は、図１に示す波長域Ｗ５（Ｎ帯）の波長域の光を低損失で透過（通過）させる透過特性を有している。詳しくは、光学フィルタ４１６は、波長５４６ｎｍ以上且つ波長５７０ｎｍ未満の波長域の光を透過させる透過特性を有する。また、光学フィルタ４１５は、波長域Ｗ５以外の波長域の光は遮断する。
【００６４】
また、光学フィルタ４１５の通過波長域である波長域Ｗ２、波長域Ｗ７（Ｗ帯）、波長域ＷＲはそれぞれ、カラーフィルタ１４１ａのＢカラーフィルタ、Ｇカラーフィルタ、Ｒカラーフィルタの通過波長域（図７）に含まれている。従って、光学フィルタ４１５を通過した第１特殊光によって形成される被写体像のうち、波長域Ｗ２、波長域Ｗ７、波長域ＷＲの成分からそれぞれ、Ｂデジタル画像データ、Ｇデジタル画像データ、Ｒデジタル画像データが得られる。
【００６５】
また、光学フィルタ４１６の通過波長域である波長域Ｗ５（Ｎ帯）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７）に含まれている。従って、光学フィルタ４１６を通過した第２特殊光によって形成される被写体像から、Ｇデジタル画像データが得られる。
【００６６】
また、窓４１４ａには、光学フィルタ４１５に重ねて、減光フィルタ（ＮＤフィルタ）４１９が取り付けられている。減光フィルタ４１９は、可視光全域に亘って波長依存性が無く、照明光ＩＬのスペクトルを変化させずに光量のみを低減する。減光フィルタ４１９の使用によって、光学フィルタ４１５及び減光フィルタ４１９を通過した照明光ＩＬの光量が、光学フィルタ４１６を通過した照明光ＩＬの光量と略同程度に調整される。これにより、光学フィルタ４１５、４１６のいずれを通過した照明光ＩＬを用いた場合でも、同じ露出時間で適正露出での撮像が可能になる。
【００６７】
本実施形態では、減光フィルタ４１９として、目の細かな金属メッシュが使用されている。金属メッシュ以外にも、スリットやハーフミラー等の他方式の減光フィルタを使用してもよい。また、減光フィルタを使用せずに、光学フィルタ４１５、４１６自体の透過率を調整してもよい。また、減光フィルタを使用せずに、使用する光学フィルタ毎に露出時間を調整してもよい。
【００６８】
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４１４ｂ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。
【００６９】
本実施形態の内視鏡装置１は、通常観察モードと分光分析モードの２つの動作モードを有している。通常観察モードでは、回転フィルタ４１０は退避位置に移動される。そのため、光源４３０から射出された白色光ＷＬは、光学フィルタ４１５、４１６で波長帯域が制限されることなく、生体組織に照射される。そして、画像処理部５００は、撮像素子１４１によって撮像されたデジタル画像データに対してデモザイク等の所定の画像処理を施した後に、ビデオ信号に変換して、モニタ３００に画面表示させる。これにより、白色の照明光を用いて生体組織のカラー撮影画像を撮影することができる。なお、通常観察モードにおいて、白色光ＷＬは、不図示のフィルタにより、赤外領域や紫外領域等の可視光帯域以外の成分が除去されて生体組織に照射されてもよい。
【００７０】
分光分析モードは、回転フィルタ４１０は適用位置に移動される。コントローラ５３０は、フィルタ制御部４２０を制御して、回転フィルタ４１０を一定の回転数で回転駆動させながら、光学フィルタ４１５及び４１６のそれぞれを通過した第１特殊光及び第２特殊光による生体組織Ｔの撮像を順次行う。そして、画像処理部５００は、第１特殊光及び第２特殊光を用いて取得したデジタル画像データに基づいて、生体組織のカラー画像データと生体組織中の生体物質の分布を示す分析画像データが生成する。更に、画像処理部５００は、カラー画像データ及び分布画像データに基づいて、カラー画像と分析画像を並べた画面データを生成し、更にビデオ信号に変換して、モニタ３００に表示させる。
【００７１】
分光分析モードでは、フィルタ制御部４２０は、フォトインタラプタ４２２が貫通孔４１３を検出するタイミングに基づいて、回転フィルタ４１０の回転の位相を検出し、これをコントローラ５３０から供給されるタイミング信号の位相と比較して、回転フィルタ４１０の回転の位相を調整する。コントローラ５３０からのタイミング信号は、撮像素子１４１の駆動信号と同期している。従って、回転フィルタ４１０は、撮像素子１４１の駆動と同期して、略一定の回転数で回転駆動される。具体的には、回転フィルタ４１０の回転は、撮像素子１４１による１画像分の撮像が行われる毎に（すなわち、１フレーム毎に）、白色光ＷＬが入射する光学フィルタが、光学フィルタ４１５と光学フィルタ４１６の間で切り替わるように制御される。
【００７２】
次に、分光分析モードにおいて実行される分光分析処理について説明する。図１０は、分光分析処理の手順を表すフローチャートである。
【００７３】
処理ステップＳ１では、光学フィルタ４１５、４１６を通過した照明光ＩＬ（第１特殊光、第２特殊光）を用いて生体組織が撮像される。具体的には、光学フィルタ４１５を通過した第１特殊光を用いることにより、Ｒデジタル画像データＲ（ｘ，ｙ）、Ｇデジタル画像データＷ（ｘ，ｙ）、Ｂデジタル画像データＢ（ｘ，ｙ）が、コントローラ５３０の内部メモリ５３２に記憶される。また、光学フィルタ４１６を通過した第２特殊光を用いることにより、Ｇデジタル画像データＮ（ｘ，ｙ）が、内部メモリ５３２に記憶される。
【００７４】
処理ステップＳ２では、生体組織のカラー撮影画像データが生成される。カラー撮影画像データには、Ｒデジタル画像データＲ（ｘ，ｙ）、Ｇデジタル画像データＷ（ｘ，ｙ）、Ｂデジタル画像データＢ（ｘ，ｙ）が使用される。画像データＲ（ｘ，ｙ）、Ｗ（ｘ，ｙ）、Ｂ（ｘ，ｙ）はそれぞれ、被写体像の赤、緑、青成分を表す。そのため、これらの画像データＲ（ｘ，ｙ）、Ｗ（ｘ，ｙ）、Ｂ（ｘ，ｙ）を用いることにより、生体組織のフルカラーの撮影画像データを生成することができる。なお、カラー撮影画像データの生成には、Ｇデジタル画像データＷ（ｘ，ｙ）の代わりに、被写体像の緑成分を表すＧデジタル画像データＮ（ｘ，ｙ）が使用されてもよい。
【００７５】
処理ステップＳ３では、処理ステップＳ１にて取得したＲデジタル画像データＲ（ｘ，ｙ）、Ｇデジタル画像データＧ（ｘ，ｙ）及びＢデジタル画像データＢ（ｘ，ｙ）を用いて、以下の分析処理（処理ステップＳ４〜Ｓ６）の対象とする画素を選別する画素選別処理が行われる。
【００７６】
被写体である生体組織のうち、血液を含んでいない箇所や、生体組織の色がヘモグロビン以外の物質により支配的な影響を受けている箇所の画像データは、画像データから得られる色情報に基づいて血液量や酸素飽和度を計算しても意味のある値が得られないため、単なるノイズとなる。このようなノイズを算出して医師に提供すると、適切な診断の妨げとなるだけでなく、画像処理部５００に無用な負荷を与えて処理速度を低下させるという弊害が生じる。そこで、本実施形態では、分析処理に適した画素（すなわち、血液の分光学的特徴が記録された画素）が選別され、選別された画素に対してのみ分析処理が行われるように構成されている。
【００７７】
画素選別処理Ｓ３では、以下の数式５、数式６及び数式７の条件を全て充足する画素のみが分析処理の対象画素として選別される。
（数５）
B(x,y)/G(x,y)>a1
（数６）
R(x,y)/G(x,y)>a2
（数７）
R(x,y)/B(x,y)>a3
ここで、ａ１、ａ２、ａ３は正の定数である。
【００７８】
上記の３つの条件式は、血液の透過スペクトルにおける、「Ｇ成分＜Ｂ成分＜Ｒ成分」の値の大小関係に基づいて設定されている。なお、上記の３つの条件式のうちの１つ又は２つのみを使用して（例えば、血液に特有の赤色に注目して数式６及び／又は数式７のみを使用して）画素選別処理Ｓ３を行っても良い。
【００７９】
処理ステップＳ４では、生体組織の総ヘモグロビン量の取得処理が行われる。コントローラ５３０の内部メモリ５３２には、図３のグラフ（３Ａ）又は（３Ｂ）で表される総ヘモグロビン量ｔＨｂとパラメータＷ／（Ｒ＋Ｗ）との定量関係を表す数値テーブルＴ１（又は関数）が保持されている。処理ステップＳ４では、この数値テーブルＴ１を使用して、処理ステップＳ１にて取得したＧデジタル画像データＷ（ｘ，ｙ）及びＲデジタル画像データＲ（ｘ，ｙ）から、総ヘモグロビン量ｔＨｂの値を取得する。
【００８０】
具体的には、まず数式８により、各画素（ｘ，ｙ）についてパラメータＷ／（Ｒ＋Ｗ）（ｘ，ｙ）が計算される。
（数８）
W/(R+W)(x,y)=W(x,y)/(R(x,y)+W(x,y))
【００８１】
次に、数値テーブルＴ１を参照して、数式８により計算されたパラメータＷ／（Ｒ＋Ｇ）（ｘ，ｙ）の値に対応する総ヘモグロビン量ｔＨｂ（ｘ，ｙ）の値が読み取られて取得される。
【００８２】
内部メモリ５３２に保持された数値テーブルＴ１（及び後述する数値テーブルＴ２）の定量関係は、予め理論計算や実験によって得られたものである。なお、グラフ（３Ａ）、（３Ｂ）では、総ヘモグロビン量ｔＨｂの値とパラメータＷ／（Ｒ＋Ｗ）の値とが完全には１対１の対応関係を有していないが、数値テーブルＴ１には総ヘモグロビン量ｔＨｂとパラメータＷ／（Ｒ＋Ｗ）との代表的な１対１の定量関係（例えば平均値や中央値）が保持されている。そのため、数値テーブルＴ１により、パラメータＷ／（Ｒ＋Ｗ）の値から総ヘモグロビン量ｔＨｂが一意に決定される。
【００８３】
なお、上述の＜生体組織の分光特性と生体情報の計算原理＞において説明したように、本実施形態において、総ヘモグロビン量ｔＨｂを決定するためのパラメータは、Ｗ／（Ｒ＋Ｗ）に限定されない。例えば、総ヘモグロビン量ｔＨｂを決定するためのパラメータとして、Ｗ／（Ｃ１×Ｒ＋Ｃ２×Ｗ＋Ｃ３×Ｂ）が使用されてもよい。
【００８４】
処理ステップＳ５では、生体組織の酸素飽和度の取得処理が行われる。コントローラ５３０の内部メモリ５３２には、図４のグラフ（４Ｂ）に表される総ヘモグロビン量ｔＨｂ、パラメータＮ／Ｗ及び酸素飽和度Satの定量関係を表す数値テーブルＴ２（又は関数）が保持されている。数値テーブルＴ２には、総ヘモグロビン量ｔＨｂ、パラメータＮ／Ｗ及び酸素飽和度Satの３つの数値（以下「数値セット」という。）が関連付けられて登録されている。処理ステップＳ５では、この数値テーブルＴ２を使用して、処理ステップＳ１にて取得したＧデジタル画像データＷ（ｘ，ｙ）、Ｎ（ｘ，ｙ）及び処理ステップＳ４にて取得した総ヘモグロビン量ｔＨｂ（ｘ，ｙ）の値から、各画素の酸素飽和度Sat（ｘ，ｙ）の値を取得する。
【００８５】
具体的には、まず数式９により、各画素（ｘ，ｙ）についてパラメータＮ／Ｗ（ｘ，ｙ）が計算される。
（数９）
N/W(x,y)=N(x,y)/W(x,y)
【００８６】
次に、各画素（ｘ，ｙ）について、数値テーブルＴ２を参照して、処理ステップＳ４にて取得した総ヘモグロビン量ｔＨｂ（ｘ，ｙ）の値と、数式８により計算されたパラメータＮ／Ｗ（ｘ，ｙ）の値に最も近い数値セットを抽出し、抽出した数値セットの酸素飽和度Satの値が読み取られて、当該画素（ｘ，ｙ）の酸素飽和度Sat（ｘ，ｙ）の値として取得される。
【００８７】
処置ステップＳ６では、分析画像データの生成処理が行われる。コントローラ５３０の内部メモリ５３２には、酸素飽和度Sat（ｘ，ｙ）と表示色（画素値）との関係を表す数値テーブル（又は関数）が記憶されている。コントローラ５３０は、この数値テーブル（又は関数）を参照して、処理ステップＳ５で得られた酸素飽和度Sat（ｘ，ｙ）に対応する表示色を表す画素値を取得する。これにより、酸素飽和度の分布を表す分析画像データが生成される。
【００８８】
図１１にコントローラ５３０が生成する分析画像データの表示例を示す。図１１（ａ）は、上述の処理ステップＳ６により生成された酸素飽和度の分布を表す分析画像データ（２次元表示）の表示例である。また、図１１（ｂ）は、酸素飽和度を垂直軸とする３次元グラフの形式で生成した分析データ（３次元表示）の表示例である。なお、図１１は、中指の近位指節間関節付近を輪ゴムで圧迫した状態の右手を観察したものである。右中指の圧迫部よりも遠位側において、圧迫によって血流が阻害されたことにより、酸素飽和度が低くなっている様子が表されている。
【００８９】
更に、コントローラ５３０は、処理ステップＳ２で生成されたカラー撮影画像データ及び処理ステップＳ６で生成された分析画像データから、１画面上にカラー撮影画像と分析画像を並べて表示する画面データを生成して、ビデオメモリ５４０に記憶させる。なお、コントローラ５３０は、ユーザ操作に応じて、分析画像のみを表示する表示画面や、カラー撮影画像のみを表示する表示画面、分析画像及び／又はカラー撮影画像に患者のＩＤ情報や観察条件等の付帯情報をスーパーインポーズ表示した表示画面等、種々の表示画面を生成することができる。
【００９０】
悪性腫瘍の組織では、血管新生により正常な組織よりも総ヘモグロビン量が多く、尚且つ、酸素の代謝が顕著であるため酸素飽和度は正常な組織よりも低いことが知られている。そこで、コントローラ５３０は、処理ステップＳ４により取得した総ヘモグロビン量が所定の基準値（第１基準値）よりも大きく、且つ、処理ステップＳ５により取得した酸素飽和度が所定の基準値（第２基準値）よりも小さい画素を抽出して、例えば通常観察画像データの対応する画素に対して強調表示処理を行った病変部強調画像データを生成し、通常観察画像及び／又は酸素飽和度分布画像と共に（或いは単独で）病変部強調画像をモニタ３００に表示させることもできる。
【００９１】
強調表示処理としては、例えば、該当する画素の画素値を増加させる処理や、色相を変化させる処理（例えば、Ｒ成分を増加させて赤味を強くする処理や、色相を所定角度だけ回転させる処理）、該当する画素を明滅させる（あるいは、周期的に色相を変化させる）処理がある。
【００９２】
また、コントローラ５３０が、病変部強調画像データの代わりに、例えば、酸素飽和度Sat（ｘ，ｙ）の平均値からの偏差と、総ヘモグロビン量ｔＨｂ（ｘ，ｙ）の平均値からの偏差に基づいて、悪性腫瘍の疑いの度合を示す指標Ｚ（ｘ，ｙ）を計算して、指標Ｚを画素値とする画像データ（悪性疑い度画像データ）を生成する構成としてもよい。
【００９３】
また、処理ステップＳ６において、コントローラ５３０は、総ヘモグロビン量の分布を表す分析画像データを生成してもよい。或いは、コントローラ５３０は、総ヘモグロビン量の分布を表す分析画像データと、酸素飽和度の分布を表す分析画像データの量を生成してもよい。
【００９４】
このように、本実施形態によれば、内視鏡装置１の動作モードを分光分析モードに設定することにより、生体組織の、散乱による誤差を抑えた総ヘモグロビン量及び酸素飽和度を得ることができる。
【００９５】
また、本実施形態によれば、分光分析モードにおいて、総ヘモグロビン量及び酸素飽和度等の生体情報を得ると同時に、生体組織のカラー撮影画像を得ることができる。
【００９６】
また、特許文献１に記載の内視鏡装置では、総ヘモグロビン量を示す指標及び酸素飽和度を示す指標を計算する場合、カラー撮影画像のフレームレートが１／４に低下する。これに対し、本実施形態では、内視鏡装置１の動作モードが分光分析モードに設定されると、光学フィルタ４１５と光学フィルタ４１６とが交互に白色光ＷＬの光路に挿入される。これにより、生体組織が第１特殊光と第２特殊光によって交互に撮像される。そのため、分光分析モードにおいて得られる生体組織のカラー撮影画像のフレームレートは、通常観察モードにおけるカラー撮影画像のフレームレートの半分である。そのため、本実施形態によれば、特許文献１に比べてフレームレートの低下を抑えつつ、生体情報を得ることができる。
【００９７】
以上が本発明の実施形態および該実施形態の具体的実施例の説明であるが、本発明は、上記の構成に限定されるものではなく、本発明の技術的思想の範囲内において様々な変形が可能である。
【００９８】
また、本実施形態の光学フィルタ４１５及び４１６の透過スペクトルは、図９に示されるものに限定されない。
【００９９】
図１２（ａ）、図１２（ｂ）はそれぞれ、本実施形態の変形例における光学フィルタ４１５Ａ及び光学フィルタ４１６Ａの透過スペクトルを示す。光学フィルタ４１５Ａ及び光学フィルタ４１６Ａはそれぞれ、光学フィルタ４１５及び光学フィルタ４１６の代わりに使用される。図１２（ａ）、図１２（ｂ）の横軸は波長（ｎｍ）を示し、縦軸は透過率（％）を示す。
【０１００】
光学フィルタ４１５Ａは、図１に示す波長域Ｗ１、波長域Ｗ２、波長域Ｗ７（Ｗ帯）、波長域ＷＲのよりも長波長側の光を低損失で透過（通過）させる透過特性を有している。詳しくは、光学フィルタ４１５Ａは、波長５０２ｎｍ未満の波長域、波長５２８ｎｍ以上且つ波長５８４ｎｍ未満の波長域、波長６６０ｎｍ以上の波長域の光を透過させる透過特性を有する。また、光学フィルタ４１５Ａは、波長５０２ｎｍ以上且つ波長５２８ｎｍ未満の波長域、及び、波長５８４ｎｍ以上且つ波長６６０ｎｍ未満の波長域の光は遮断する。
【０１０１】
光学フィルタ４１６Ａは、図１に示す波長域Ｗ２、波長域Ｗ５（Ｎ帯）、波長域ＷＲの光を低損失で透過（通過）させる透過特性を有している。詳しくは、光学フィルタ４１６Ａは、波長４５２ｎｍ以上且つ波長５０２ｎｍ未満の波長域、波長５４６ｎｍ以上且つ波長５７０ｎｍ未満の波長域、波長６２０ｎｍ以上且つ波長６６０ｎｍ未満の波長域の光を透過させる透過特性を有する。また、光学フィルタ４１６Ａは、波長４５２ｎｍ未満の波長域、波長５０２ｎｍ以上且つ波長５４６ｎｍ未満の波長域、及び、波長５７０ｎｍ以上且つ波長６２０ｎｍ未満の波長域、波長６６０ｎｍ以上の光は遮断する。
【０１０２】
図１に示すように、波長域Ｗ１におけるヘモグロビンの光透過率ＴＷ１及び波長域Ｗ２におけるヘモグロビンの光透過率ＴＷ２は、酸素飽和度に対して線形的に変化する。また、酸素飽和度の変化に伴う光透過率ＴＷ１及び光透過率ＴＷ２の変化は比較的大きい。従って、光学フィルタ４１５Ａを用いて波長域Ｗ１及び波長域Ｗ２の照明光を生体組織に照射して得られたＢ画素の画素値、及び、光学フィルタ４１６Ａを用いて波長域Ｗ２の照明光を生体組織に照射して得られたＢ画素の画素値を用いることにより、酸素飽和度に依存したパラメータを取得することができる。このパラメータは、例えば、処理ステップＳ５で取得された酸素飽和度を補正するために使用される。これにより、酸素飽和度の検出精度が向上する。
【０１０３】
また、図２に示すように、波長域Ｗ１及び波長域Ｗ２において、散乱の強さによる生体組織の分光特性の変化は比較的大きい。また、波長域Ｗ１と波長域Ｗ２との間で、散乱の強さによる生体組織の分光特性の変化量が異なる。そのため、光学フィルタ４１５Ａ及び光学フィルタ４１６Ａを用いることにより、酸素飽和度と共に、散乱の強さに依存したパラメータを取得することができる。
【０１０４】
また、図１に示すように、波長６６０ｎｍ以上の波長域では、ヘモグロビンによる光の吸収が小さく、光透過率が高い。また、波長６６０ｎｍ以上の波長域では、酸素飽和度の変化に対するヘモグロビンの光透過率の変化が比較的小さい。そのため、光学フィルタ４１５Ａを用いて波長６６０ｎｍ以上の波長域の光を生体組織に照射して得られたＲ画素の画素値を用いることにより、生体組織の総ヘモグロビン量や酸素飽和度以外の生体情報をバックグラウンド情報として取得することができる。このバックグラウンド情報を各画素値から減算することにより、総ヘモグロビン量や酸素飽和度の検出精度を向上することができる。
【０１０５】
なお、光学フィルタ４１５Ａ及び光学フィルタ４１６Ａの透過スペクトルは、図１２に示す特性に限定されない。例えば、光学フィルタ４１６Ａは、波長域Ｗ２の光を透過させる透過特性を有する代わりに、Ｂカラーフィルタの通過波長域内の何れかの波長域を透過させる透過特性を有してもよい。また、光学フィルタ４１５Ａは、波長６６０ｎｍ以上の光を透過させる透過特性を有する代わりに、Ｒカラーフィルタの通過波長域内の何れかの波長域を透過させる透過特性を有してもよい。
【０１０６】
また、上記の実施形態では、図１０に示す処理ステップＳ２では、光学フィルタ４１５を通過した第１特殊光を用いて得られたＲデジタル画像データＲ（ｘ，ｙ）、Ｇデジタル画像データＷ（ｘ，ｙ）、Ｂデジタル画像データＢ（ｘ，ｙ）に基づいてカラー撮影画像データが生成されるが、本発明はこれに限定されない。例えば、光学フィルタ４１６Ａを通過した第２特殊光を用いて得られた画像データに基づいてカラー撮影画像が生成されてもよい。また、第１特殊光を用いて得られた画像データと、第２特殊光を用いて得られた画像データの両方に基づいてカラー撮影画像が生成されてもよい。更に、第１特殊光を用いて得られた画像データに基づいてカラー撮影画像が生成されると共に、第２特殊光を用いて得られた画像データに基づいてカラー撮影画像が生成されてもよい。
【０１０７】
例えば、光学フィルタとして光学フィルタ４１５Ａ及び光学フィルタ４１６Ａを用いる場合、第１特殊光と第２特殊光はスペクトルが互いに異なる。そのため、第１特殊光を用いて生成されたカラー撮影画像と第２特殊光を用いて生成されたカラー撮影画像は色味が異なる。しかし、この色味の違いは、画像処理によって抑えることができる。従って、第１特殊光を用いて得られた画像データに基づいてカラー撮影画像が生成すると共に、第２特殊光を用いて得られた画像データに基づいてカラー撮影画像が生成し、２つのカラー撮影画像の色味を調整することにより、フレームレートを低下させることなく、生体組織のカラー撮影画像を表示することができる。
【０１０８】
また、本実施形態の撮像素子１４１は、その前面にＲ、Ｇ、Ｂの原色系カラーフィルタを備えたカラー画像撮像用の撮像素子であるとして説明したが、この構成に限定されるものではなく、例えば、Ｙ、Ｃｙ、Ｍｇ、Ｇの補色系カラーフィルタを備えたカラー画像撮像用の撮像素子を用いてもよい。
【０１０９】
また、本実施形態の撮像素子１４１は、オンチップのカラーフィルタ１４１ａを備えたカラー画像撮像用の撮像素子であるとして説明したが、この構成に限定されるものではなく、例えば、白黒画像撮像用の撮像素子を用い、いわゆる面順次方式のカラーフィルタを備えた構成としてもよい。また、カラーフィルタ１４１ａは、オンチップの構成に限定されるものではなく、光源４３０から撮像素子１４１までの光路中への配置が可能である。
【０１１０】
また、上記の実施形態では、回転フィルタ４１０が光源側に設けられ、照明光ＩＬに対してフィルタリングを行う構成が採用されているが、本発明はこの構成に限定されるものではなく、回転フィルタ４１０を撮像素子側（例えば、対物光学系１２１と撮像素子１４１との間）に設けて、被写体からの戻り光をフィルタリングする構成とすることもできる。
【０１１１】
また、上記の実施形態では、照明用の広帯域光を発生する光源としてキセノンランプ等の白色光源が使用されるが、使用する各光学フィルタの通過波長域全域に亘って十分な光量を有する非白色の広帯域光を発生する光源を使用することもできる。
【０１１２】
また、上記の実施形態では、透過型の光学フィルタが使用されるが、通過波長域を反射する反射型の光学フィルタを使用してもよい。
【０１１３】
また、上記の実施形態は、本発明をデジタルカメラの一形態である電子内視鏡装置に適用した例であるが、他の種類のデジタルカメラ（例えば、デジタル一眼レフカメラやデジタルビデオカメラ）を使用したシステムに本発明を適用することもできる。例えば、本発明をデジタルスチルカメラに適用すると、体表組織の観察や開頭手術時の脳組織の観察（例えば、脳血流量の迅速検査）を行うことができる。
【符号の説明】
【０１１４】
１    内視鏡装置
１００    電子内視鏡
１１０    挿入管
１１１    挿入管先端部
１２１    対物光学系
１３１    ライトガイド
１３１ａ  先端部
１３１ｂ  基端部
１３２    配光レンズ
１４１    撮像素子
１４１ａ  カラーフィルタ
１４２    ケーブル
２００    電子内視鏡用プロセッサ
３００    モニタ
４００    光源部
４１０    回転フィルタ
４２０    フィルタ制御部
４３０    光源
４４０    集光レンズ
４５０    集光レンズ
５００    画像処理部
５１０    Ａ／Ｄ変換回路
５２０    一時記憶メモリ
５３０    コントローラ
５４０    ビデオメモリ
５５０    信号処理回路
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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【図１０】
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【図１１】
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【図１２】
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