(57)【要約】【課題】撮影画像のフレームレートの低下を生じさせることなく、生体組織の生体情報を計算可能な計算システムを提供する。【解決手段】計算システムを、照明光を射出する１つの光源装置と、照明光に含まれる、少なくとも２つの特定波長域の光を選択する波長選択部と、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、から構成する。この構成において、信号処理部は、撮像素子から少なくとも２つの特定波長域の光に応じて出力された画素信号に基づいて、生体組織に含まれる所定の生体物質の濃度を示す指標を算出する。【選択図】図１
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【特許請求の範囲】
【請求項１】
照明光を射出する１つの光源装置と、
前記照明光に含まれる少なくとも２つの特定波長域の光を選択する波長選択部と、
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、
前記信号処理部は、前記撮像素子から前記少なくとも２つの特定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、前記生体組織に含まれる所定の生体物質の濃度を示す指標を算出する、
計算システム。
【請求項２】
前記撮像素子は、各画素の受光面上にカラー撮影のための３色のカラーフィルタを有し、該３色のうちの２色の波長域が前記２つの特定波長域をそれぞれ含む、
請求項１に記載の計算システム。
【請求項３】
前記カラーフィルタは、透過させる光の波長域が互いに異なるＲフィルタ、Ｇフィルタ、Ｂフィルタを含み、
前記Ｇフィルタが透過させる一方の前記特定波長域は、前記ヘモグロビンの所定の２つの等吸収点によって区画される波長域を含み、
前記Ｂフィルタが透過させる他方の前記特定波長域は、前記ヘモグロビンの、前記所定の２つの等吸収点とは異なる２つの等吸収点によって区画される波長域を含む、
請求項２に記載の計算システム。
【請求項４】
前記Ｒフィルタが透過させる光の波長域は、６００ｎｍ以上の第１波長域を含み、
前記Ｇフィルタが透過させる光の波長域は、５２８ｎｍ以上且つ５８４ｎｍ以下の第２波長域を含み、
前記Ｂフィルタが透過させる光の波長域は、４５２ｎｍ以上且つ５０２ｎｍ以下の第３波長域を含む、
請求項３に記載の計算システム。
【請求項５】
前記波長選択部は、前記照明光に含まれる、前記第１波長域、前記第２波長域及び前記第３波長域の光を選択する、
請求項３又は請求項４に記載の計算システム。
【請求項６】
前記波長選択部は、前記少なくとも２つの特定波長域の光を選択的に透過又は反射させる単一の光学フィルタである、
請求項２から請求項５の何れか一項に記載の計算システム。
【請求項７】
前記波長選択部は、前記少なくとも２つの特定波長域にそれぞれ対応する少なくとも２つのバンドパスフィルタを有し、
前記少なくとも２つのバンドパスフィルタを択一的に前記照明光の光路に挿入するフィルタ駆動部を更に備える、
請求項１に記載の計算システム。
【請求項８】
前記波長選択部は、第１バンドパスフィルタ、第２バンドパスフィルタ及び第３バンドパスフィルタを有し、
前記第１バンドパスフィルタは、６００ｎｍ以上の波長域の光を選択的に透過させ、
前記第２バンドパスフィルタは、５２８ｎｍ以上且つ５８４ｎｍ以下の第２波長域の光を選択的に透過させ、
前記第３バンドパスフィルタは、４５２ｎｍ以上且つ５０２ｎｍ以下の第３波長域の光を選択的に透過させる、
請求項７に記載の計算システム。
【請求項９】
前記波長選択部は、前記光源装置と前記生体組織との間に配置され、
前記生体組織は、前記波長選択部によって前記特定波長域の光に選択された前記照明光によって照明される、
請求項１から請求項８の何れか一項に記載の計算システム。
【請求項１０】
前記波長選択部は、
前記生体組織と前記撮像素子との間に配置され、
前記生体組織で反射された反射光から前記特定波長の光を選択し、
前記撮像素子は、前記波長選択部によって前記特定波長域の光に選択された前記反射光を受光する、
請求項１から請求項８の何れか一項に記載の計算システム。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は計算システムに関する。
【背景技術】
【０００２】
近年、分光画像撮影機能を備えた内視鏡装置（分光内視鏡装置）が提案されている。このような分光内視鏡装置によれば、消化器の粘膜等の生体組織の分光特性に関する情報（例えば反射スペクトル）を得ることができる。この生体組織の反射スペクトルは、測定対象となる生体組織の表層近傍に含まれる物質の種類や濃度の情報を反映していることが知られている。具体的には、生体組織の反射スペクトルより算出される吸収は、その生体組織を構成する複数の物質の吸収を線形的に重畳したものとなることが知られている。
【０００３】
病変部の生体組織は、健常部の生体組織とは、その組成、成分量において異なることが知られている。特に、癌などに代表される病変部の異常は、血液の状態、とりわけ全血液量や酸素飽和度の状態と深く関わることが多くの先行研究で報告されている。ここで、注目する２つの生体組織を、それらが有する可視域の分光学的特徴量を利用して、定性、定量することは、分光分析化学の分野では良く利用されている手法である。よって病変部を含む生体組織の血液の分光特性と、健常部のみの生体組織のそれとを比較して、生体組織に何らかの病変部が含まれるかどうかを推定することができる。
【０００４】
分光画像は、異なる波長の光で撮像された複数の画像情報から構成されるが、分光画像に含まれる波長情報（画像情報を取得する波長の数）が多いほど、より詳細な生体組織の情報を分光画像から得ることができる。特許文献１には、４００〜８００ｎｍの波長域において５ｎｍの波長間隔で分光画像を取得する分光内視鏡装置の構成例が開示されている。
【０００５】
また、特許文献２には、互いに波長帯域の異なる照明光を射出する２つの光源装置を備える内視鏡システムが開示されている。この２つの照明光は、１フレーム毎に交互に被写体に照射される。特許文献２では、被写体が１つ目の照明光で照明されているときの画像信号と、被写体が２つ目の照明光で照明されているときの画像信号とを用いて酸素飽和度が計算される。
【先行技術文献】
【特許文献】
【０００６】
【特許文献１】特開２０１２−２４５２２３号公報
【特許文献２】特開２０１３−０９９４６４号公報
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【０００７】
しかしながら、特許文献１の分光内視鏡装置では、５ｎｍの波長間隔で多数の分光画像を取得して画像解析を行うために、診断に有効な情報を得るためには長時間を要するという問題がある。また、特許文献２に記載されている内視鏡システムでは、２つの光源装置が必要であり、酸素飽和度を計算するためにフレーム毎に２つの光源装置を切り替えながら撮像しなければならないため、撮影画像のフレームレートが低下するという問題がある。
【０００８】
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生じさせることなく、生体組織に含まれるヘモグロビンの酸素飽和度等の生体情報を計算可能な計算システム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】
【０００９】
本発明の一実施形態によれば、計算システムは、照明光を射出する１つの光源装置と、照明光に含まれる、少なくとも２つの特定波長域の光を選択する波長選択部と、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、信号処理部は、撮像素子から少なくとも２つの特定波長域の光に応じて出力された画素信号に基づいて、生体組織に含まれる所定の生体物質の濃度を示す指標を算出する。
【００１０】
このような構成によれば、光源装置から射出された照明光から、波長選択手段によって少なくとも２つの波長域の光が取り出される。この少なくとも２つの波長域の光を使用して、生体組織に含まれる所定の生体物質の濃度を示す指標が計算される。従って、先行技術のように、指標を計算するために照明光（光源）を切り替える必要が無く、被写体を撮影する際に、照明光の切り替えによって発生するフレームレートの低下を防止することができる。
【００１１】
また、本発明の一実施形態によれば、撮像素子は、例えば、各画素の受光面上にカラー撮影のための３色のカラーフィルタを有し、該３色のうちの２色の波長域が２つの特定波長域をそれぞれ含む。
【００１２】
また、本発明の一実施形態によれば、カラーフィルタは、例えば、透過させる光の波長域が互いに異なるＲフィルタ、Ｇフィルタ、Ｂフィルタを含む。この場合、Ｇフィルタが透過させる一方の前記特定波長域は、ヘモグロビンの所定の２つの等吸収点によって区画される波長域を含み、Ｂフィルタが透過させる他方の前記特定波長域は、ヘモグロビンの、所定の２つの等吸収点とは異なる組み合わせの２つの等吸収点によって区画される波長域を含む。
【００１３】
また、本発明の一実施形態によれば、例えば、Ｒフィルタが透過させる光の波長域は、６００ｎｍ以上の第１波長域を含み、Ｇフィルタが透過させる光の波長域は、５２８ｎｍ以上且つ５８４ｎｍ以下の第２波長域を含み、Ｂフィルタが透過させる光の波長域は、４５２ｎｍ以上且つ５０２ｎｍ以下の第３波長域を含む。
【００１４】
また、本発明の一実施形態によれば、波長選択部は、例えば、照明光に含まれる、第１波長域、第２波長域及び第３波長域の光を選択する。
【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、少なくとも２つの特定波長域の光を選択的に透過又は反射させる単一の光学フィルタである。
【００１６】
また、本発明の一実施形態によれば、波長選択部は、例えば、少なくとも２つの特定波長域にそれぞれ対応する少なくとも２つのバンドパスフィルタを有する。この場合、計算システムは、少なくとも２つのバンドパスフィルタを択一的に照明光の光路に挿入するフィルタ駆動部を更に備える。
【００１７】
また、本発明の一実施形態によれば、波長選択部は、例えば、第１バンドパスフィルタ、第２バンドパスフィルタ及び第３バンドパスフィルタを有する。この場合、第１バンドパスフィルタは、６００ｎｍ以上の波長域の光を選択的に透過させ、第２バンドパスフィルタは、５２８ｎｍ以上且つ５８４ｎｍ以下の第２波長域の光を選択的に透過させ、第３バンドパスフィルタは、４５２ｎｍ以上且つ５０２ｎｍ以下の第３波長域の光を選択的に透過させる。
【００１８】
また、本発明の一実施形態によれば、波長選択部は、例えば、光源装置と生体組織との間に配置される。この場合、生体組織は、波長選択部によって特定波長域の光に選択された照明光によって照明される。
【００１９】
また、本発明の一実施形態によれば、波長選択部は、例えば、生体組織と撮像素子との間に配置され、生体組織で反射された反射光から特定波長の光を選択する。この場合、撮像素子は、波長選択部によって特定波長域の光に選択された反射光を受光する。
【発明の効果】
【００２０】
本発明の一実施形態によれば、撮影画像のフレームレートの低下を生じさせることなく、生体組織の生体情報を計算可能な計算システムが提供される。
【図面の簡単な説明】
【００２１】
【図１】ヘモグロビンの透過スペクトルである。
【図２】波長域Ｗ２における血液の透過光量と酸素飽和度との関係をプロットしたグラフである。
【図３】波長域Ｗ７における血液の透過光量と酸素飽和度との関係をプロットしたグラフである。
【図４】本発明の第１実施形態の電子内視鏡システムの構成を示すブロック図である。
【図５】固体撮像素子が備えるカラーフィルタの透過スペクトルである。
【図６】光学フィルタの透過スペクトルである。
【図７】本発明の第１実施形態に係る分析処理を説明するフローチャートである。
【図８】本発明の第１実施形態に係る電子内視鏡システムによって生成された内視鏡画像の例である。（ａ）は内視鏡画像であり、（ｂ）は酸素飽和度分布画像である。
【図９】本発明の第２実施形態の電子内視鏡システムの構成を示すブロック図である。
【図１０】本発明の第２実施形態に係る回転式ターレットの正面図である。
【図１１】本発明の第３実施形態の撮像システムの構成を示すブロック図である。
【発明を実施するための形態】
【００２２】
以下、本発明の計算システムの実施形態について図面を参照しながら説明する。本発明の計算システムは、電子内視鏡を備えた電子内視鏡システムやデジタルビデオカメラなどの撮像装置を備えた撮像システムに適用できる。
（第１実施形態）
第１実施形態は、本発明を電子内視鏡システムに適用した例である。第１実施形態の電子内視鏡システムは、波長域の異なる各々独立した帯域光で撮像した画像（第１実施形態では、１つのカラー画像を構成するＲ、Ｇ、Ｂの３波長域の画像）に基づいて被写体の生体情報（例えば、酸素飽和度や血液量）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。以下に説明する第１実施形態の電子内視鏡システムを用いた酸素飽和度等の定量分析では、可視域における血液の分光特性（すなわち、ヘモグロビンの分光特性）が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。
【００２３】
［ヘモグロビンの分光特性及び酸素飽和度の計算原理］
本発明の実施形態に係る電子内視鏡システムの詳しい構成を説明する前に、可視域におけるヘモグロビンの分光特性と、本実施形態における酸素飽和度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。
【００２４】
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。図１における実線の波形は、酸素飽和度が１００％の場合（すなわち、酸素化ヘモグロビン）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（すなわち、還元ヘモグロビン）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と還元ヘモグロビンの混合物）の透過スペクトルである。
【００２５】
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
【００２６】
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Ｔ（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。
【００２７】
隣接する等吸収点間では、酸素飽和度の増加に応じて光透過率Ｔが単調に増加又は減少する。また、隣接する等吸収点間では、光透過率Ｔは、酸素飽和度に対してほぼ線形的に変化する。図２は、波長域Ｗ２における酸素飽和度（横軸）とヘモグロビンを透過する光の光量（縦軸）との関係をプロットしたグラフである。なお、縦軸の透過光量は、波長域Ｗ２内の透過光量を積分した値である。図２のグラフより、波長域Ｗ２において、透過光量が酸素飽和度に対して単調に減少することがわかる。なお、波長域Ｗ２に隣接する波長域Ｗ１においては、透過光量が酸素飽和度に対して単調に増加する。
【００２８】
また、等吸収点Ｅ４からＥ７までの波長領域（すなわち、波長域Ｗ４〜Ｗ６の連続した波長領域。本明細書では波長域Ｗ７と定義する。）に着目すると、図１に示すように、波長域Ｗ４及びＷ６においては、酸素飽和度の増加に応じて透過光量が単調に減少するが、波長域Ｗ５においては、逆に酸素飽和度の増加に応じて透過光量が単調に増加する。しかしながら、本発明者は、波長域Ｗ５における酸素飽和度の増加に伴う透過光量の減少量が、波長域Ｗ４及びＷ６における酸素飽和度の増加に伴う透過光量の増加量の和と略等しく、波長域Ｗ７全体としては透過光量が酸素飽和度に依らず略一定となることを見出した。言い換えると、波長域Ｗ７全体としてはヘモグロビンの吸収Ａは、酸素飽和度に依らず略一定である。
【００２９】
図３は、波長域Ｗ７における酸素飽和度（横軸）とヘモグロビンを透過する光の光量（縦軸）との関係をプロットしたグラフである。なお、縦軸の透過光量は、波長域Ｗ７内の透過光量を積分した値である。透過光量の平均値は０．２６７（任意単位）、標準偏差は１．８６×１０−５であった。図３のグラフより、波長域Ｗ７全体では、透過光量が酸素飽和度に依らず略一定となることがわかる。
【００３０】
また、図１に示されるように、概ね６００ｎｍ以上の波長領域においては、光透過率Ｔが高く（ヘモグロビンによる光の吸収Ａが少なく）、酸素飽和度が変化しても光透過率Ｔは殆ど変化しない。そのため、ヘモグロビン（血液）を含む被写体を、白色光で照明して観察する際に、６００ｎｍ以上の波長領域（例えば６００〜６６０ｎｍ、もしくは６２０〜６６０ｎｍの波長領域）を、ヘモグロビンによる吸収が無い透明領域として、透過光量Ｔ（又は吸収Ａ）の基準の波長域として使用することができる。本明細書では、波長６２０ｎｍから波長６６０ｎｍまでの波長領域を波長域ＷＲと定義する。
【００３１】
上述したように、波長域Ｗ２におけるヘモグロビンを透過する光の光量は酸素飽和度の増加に対して単調に減少し、波長域Ｗ７（波長域Ｗ４〜Ｗ６）におけるヘモグロビンを透過する光の光量は酸素飽和度に依らず一定値とみなせる。そのため、波長域Ｗ２における透過光量、及び、波長域Ｗ７における透過光量に基づいて、被写体（生体組織）中のヘモグロビン（すなわち、血液）の量を示す指標及び血液の酸素飽和度を示す指標を得ることができる。従って、予め実験的に又は計算により血液量とそれを示す指標との関係、及び、酸素飽和度とそれを示す指標との関係を取得すれば、各指標の値から血液量や酸素飽和度を推定することができる。
【００３２】
なお、生体組織に対して照明光を照射し、生体組織での反射光に基づいて生体組織の観察を行う場合、ヘモグロビンに由来する生体組織の吸光度が大きいほど（光透過率が小さいほど）、生体組織による照明光の反射率が小さくなる。一方、ヘモグロビンの吸光度が小さいほど（光透過率が大きいほど）、生体組織による照明光の反射率が大きくなる。そのため、生体組織からの反射光を検出することにより、血液量を示す指標や酸素飽和度を示す指標を計算することができる。
【００３３】
［電子内視鏡システム１全体の構成］
図４は、本発明の第１実施形態の電子内視鏡システム１の構成を示すブロック図である。図４に示されるように、電子内視鏡システム１は、電子スコープ１００、プロセッサ２００及びモニタ３００を備えている。
【００３４】
プロセッサ２００は、システムコントローラ２０２、タイミングコントローラ２０４、画像処理回路２２０、ランプ２０８及び光学フィルタ装置２６０を備えている。システムコントローラ２０２は、メモリ２１２に記憶された各種プログラムを実行し、電子内視鏡システム１全体を統合的に制御する。また、システムコントローラ２０２は、操作パネル２１４に接続されている。システムコントローラ２０２は、操作パネル２１４より入力されるユーザからの指示に応じて、電子内視鏡システム１の各動作及び各動作のためのパラメータを変更する。タイミングコントローラ２０４は、各部の動作のタイミングを調整するクロックパルスを電子内視鏡システム１内の各回路に出力する。
【００３５】
ランプ２０８は、ランプ電源イグナイタ２０６による始動後、照明光Ｌを射出する。ランプ２０８は、例えば、キセノンランプ、ハロゲンランプ、水銀ランプ、メタルハライドランプ等の高輝度ランプや白色ＬＥＤ（Light Emitting Diode）である。照明光Ｌは、主に可視域（又は近紫外域）から不可視である赤外域に広がるスペクトルを持つ光（又は少なくとも可視域を含む白色光）である。
【００３６】
ランプ２０８と集光レンズ２１０との間には、光学フィルタ装置２６０が配置されている。光学フィルタ装置２６０は、フィルタ駆動部２６４と、フィルタ駆動部２６４に装着された光学フィルタ２６２を備えている。フィルタ駆動部２６４は、光学フィルタ２６２を、照明光Ｌの光路上の位置（実線）と光路から退避した位置（破線）との間で、光路と直交する方向にスライド可能に構成されている。なお、フィルタ駆動部２６４の構成は、上述のものに限定されず、例えば回転フィルタ装置のように、光学フィルタ２６２の重心から外れた回動軸の周りに光学フィルタ２６２を回動させることにより、照明光Ｌの光路上に光学フィルタ２６２を挿抜する構成としてもよい。光学フィルタ２６２の詳細については後述する。
【００３７】
本実施形態の電子内視鏡システム１は、ランプ２０８から放射された白色光をそのまま（或いは、赤外成分及び／又は紫外成分を除去して）照明光（通常光Ｌｎ）として使用して内視鏡観察を行う通常観察モードと、白色光を光学フィルタ２６２に通して（或いは、更に赤外成分及び／又は紫外成分を除去して）得たフィルタ光Ｌｆを照明光として使用して内視鏡観察を行う特殊観察モードと、特殊観察モードで使用される補正値を取得するためのベースライン測定モードの３つの動作モードで動作可能に構成されている。光学フィルタ２６２は、通常観察モードでは光路から退避した位置に配置され、特殊観察モードでは光路上に配置される。
【００３８】
光学フィルタ装置２６０を通過した照明光Ｌ（フィルタ光Ｌｆ又は通常光Ｌｎ）は、集光レンズ２１０によってＬＣＢ（Light Carrying Bundle）１０２の入射端面に集光されて、ＬＣＢ１０２内に導入される。
【００３９】
ＬＣＢ１０２内に導入された照明光Ｌは、ＬＣＢ１０２内を伝播して電子スコープ１００の先端に配置されたＬＣＢ１０２の射出端面より射出され、配光レンズ１０４を介して被写体に照射される。照明光Ｌにより照射された被写体からの戻り光は、対物レンズ１０６を介して固体撮像素子１０８の受光面上で光学像を結ぶ。
【００４０】
固体撮像素子１０８は、ベイヤ型画素配置を有する単板式カラーＣＣＤ（Charge Coupled Device）イメージセンサである。固体撮像素子１０８は、受光面上の各画素で結像した光学像を光量に応じた電荷として蓄積して画素信号を生成して出力する。固体撮像素子１０８は、固体撮像素子１０８の各画素上に直接形成された赤色の光を透過させるＲフィルタ、緑色の光を透過させるＧフィルタ、青色の光を透過させるＢフィルタの、いわゆるオンチップカラーフィルタを備えている。固体撮像素子１０８が生成する画素信号には、Ｒフィルタが装着された画素から出力された画素信号Ｒ、Ｇフィルタが装着された画素から出力された画素信号Ｇ及びＢフィルタが装着された画素から出力された画素信号Ｂが含まれている。
【００４１】
図５は、固体撮像素子１０８のＲフィルタ、Ｇフィルタ及びＢフィルタの透過スペクトルである。図５の横軸は波長を示し、縦軸は各フィルタの光透過率を示す。Ｒフィルタは、波長域ＷＲを含む概ね６００ｎｍ以上の波長領域の光を透過させるフィルタである。Ｇフィルタは、波長域Ｗ７を含む概ね５１０〜６３０ｎｍの波長領域の光を透過させるフィルタである。また、Ｂフィルタは、波長域Ｗ１及びＷ２を含む概ね５１０ｎｍ以下の波長領域の光を透過させるフィルタである。また、後述するように、光学フィルタ２６２は、波長域ＷＲ、Ｗ７及びＷ２の３つの波長領域の光のみを選択的に透過させる光学特性を有している。光学フィルタ２６２を透過した波長域ＷＲ、Ｗ７及びＷ２の光の像は、固体撮像素子１０８のＲフィルタ、Ｇフィルタ及びＢフィルタが装着された画素によってそれぞれ撮像され、画素信号Ｒ、Ｇ及びＢとしてそれぞれ出力される。
【００４２】
なお、固体撮像素子１０８は、ＣＣＤイメージセンサに限らず、ＣＭＯＳ（Complementary Metal Oxide Semiconductor）イメージセンサやその他の種類の撮像装置に置き換えてもよい。
【００４３】
図４に示されるように、電子スコープ１００の接続部内には、ドライバ信号処理回路１１０が備えられている。ドライバ信号処理回路１１０には、画素信号がフィールド周期で固体撮像素子１０８より入力される。ドライバ信号処理回路１１０は、固体撮像素子１０８より入力される画素信号に対して所定の処理を施した後、プロセッサ２００の画像処理回路２２０へ出力する。
【００４４】
ドライバ信号処理回路１１０はまた、メモリ１１２にアクセスして電子スコープ１００の固有情報を読み出す。メモリ１１２に記録される電子スコープ１００の固有情報には、例えば、固体撮像素子１０８の画素数や感度、動作可能なフィールドレート、型番等が含まれる。ドライバ信号処理回路１１０は、メモリ１１２より読み出された固有情報をシステムコントローラ２０２に出力する。
【００４５】
システムコントローラ２０２は、電子スコープ１００の固有情報に基づいて各種演算を行い、制御信号を生成する。システムコントローラ２０２は、生成された制御信号を用いて、プロセッサ２００に接続されている電子スコープに適した処理がなされるようにプロセッサ２００内の各種回路の動作やタイミングを制御する。
【００４６】
タイミングコントローラ２０４は、システムコントローラ２０２によるタイミング制御に従って、ドライバ信号処理回路１１０にクロックパルスを供給する。ドライバ信号処理回路１１０は、タイミングコントローラ２０４から供給されるクロックパルスに従って、固体撮像素子１０８をプロセッサ２００側で処理される映像のフィールドレートに同期したタイミングで駆動制御する。
【００４７】
画像処理回路２２０は、ドライバ信号処理回路１１０より１フィールド周期で入力される画素信号に対して色補完、マトリクス演算、Ｙ／Ｃ分離等の所定の信号処理を施した後、モニタ表示用の画面データを生成し、生成されたモニタ表示用の画面データを所定のビデオフォーマット信号に変換する。変換されたビデオフォーマット信号は、モニタ３００に出力される。これにより、被写体の画像がモニタ３００の表示画面に表示される。
【００４８】
また、画像処理回路２２０は、分析処理回路２３０を備えている。分析処理回路２３０は、特殊観察モードにおいて、取得した画素信号に基づいて分光学的な分析処理（信号処理）を行い、血液量や酸素飽和度等の生体組織の生体情報との相関を有する指標の値を計算し、計算結果を視覚的に表示するための画像データを生成する。
【００４９】
上述のように、本実施形態の電子内視鏡システム１は、光学フィルタ２６２を使用せず、ランプ２０８から放射された白色光（通常光Ｌｎ）を照明光として使用してする通常観察モードと、白色光を光学フィルタ２６２に通して得られるフィルタ光Ｌｆを照明光として使用して分光学的な分析を行う特殊観察モードと、特殊観察用の補正値を取得するためのベースライン測定モードの３つのモードで動作するように構成されている。各モードの切り替えは、電子スコープ１００の操作部又はプロセッサ２００の操作パネル２１４に対するユーザ操作によって行われる。
【００５０】
通常観察モードでは、システムコントローラ２０２は、光学フィルタ装置２６０を制御して光学フィルタ２６２を光路上から退避させ、被写体に通常光Ｌｎを照射して撮像を行う。そして、固体撮像素子１０８を使用して撮像された画像データを、必要に応じて画像処理を施した後に、ビデオ信号に変換して、モニタ３００に表示させる。
【００５１】
特殊観察モード及びベースライン測定モードでは、システムコントローラ２０２は、光学フィルタ装置２６０を制御して光学フィルタ２６２を光路上に配置し、被写体にフィルタ光Ｌｆを照射して撮像を行う。そして、特殊観察モードでは、固体撮像素子１０８を使用して撮像された画像データに基づいて、後述する分析処理を行う。
【００５２】
ベースライン測定モードは、実際の内視鏡観察を行う前に、無彩色の拡散板や標準反射板等の色基準板を被写体として、フィルタ光Ｌｆによる照明下で撮像を行い、後述する特殊観察モードの規格化処理に使用するデータを取得するモードである。
【００５３】
ベースライン測定モードにおいてフィルタ光Ｌｆを用いて撮像した３原色の画像データＲ（ｘ，ｙ）、Ｇ（ｘ，ｙ）、Ｂ（ｘ，ｙ）は、それぞれベースライン画像データＢＬＲ（ｘ，ｙ）、ＢＬＧ（ｘ，ｙ）、ＢＬＢ（ｘ，ｙ）として、分析処理回路２３０の内部メモリに記憶される。なお、Ｒ（ｘ，ｙ）、Ｇ（ｘ，ｙ）、Ｂ（ｘ，ｙ）及びＢＬＲ（ｘ，ｙ）、ＢＬＧ（ｘ，ｙ）、ＢＬＢ（ｘ，ｙ）は、それぞれ画素（ｘ，ｙ）の画像データ及びベースライン画像データの値である。また、画素（ｘ，ｙ）は、固体撮像素子１０８の撮像面の水平方向の座標ｘ及び垂直方向の座標ｙにより特定される。
【００５４】
［光学フィルタの構成と特性］
図６は、光学フィルタ２６２の透過スペクトルである。光学フィルタ２６２は、少なくとも可視域において、波長域Ｗ２、Ｗ７及びＷＲの３つの波長領域の光のみを選択的に透過させる光学特性を有する１枚の誘電体多層膜フィルタである。光学フィルタ２６２は、各波長域Ｗ２、Ｗ７及びＷＲにおいて平坦な透過特性を有しているが、波長域Ｗ７における透過率は他の波長域Ｗ２及びＷＲよりも低く調整されている。これは、本実施形態で使用するランプ２０７の発光スペクトルが波長域Ｗ７内にピークを有しているため、波長域Ｗ７における透過率を下げることにより、光学フィルタ２６２を透過した後の各波長域Ｗ２、Ｗ７、ＷＲの光量を略均一に揃えるためである。このフィルタの透過率特性は実際に用いる光源の分光特性、固体撮像素子１０８の感度特性に鑑みて決めることができる。なお、光学フィルタ２６２は、照明光Ｌを透過させる透過型の光学フィルタに限定されない。例えば、光学フィルタ２６２は、波長域Ｗ２、Ｗ７及びＷＲの３つの波長領域の光のみを選択的に反射させる反射型の光学フィルタを用いてもよい。或いは、光学フィルタ２６２は、波長域Ｗ２、Ｗ７及びＷＲの３つの波長領域以外の光を吸収する吸収型の光学フィルタを用いてもよい。
【００５５】
［特殊観察モードにおける分析処理］
次に、特殊観察モードにおいて、分析処理回路２３０によって行われる分析処理（信号処理）について説明する。本分析処理では、被写体である生体組織の生体情報の分析が行われる。詳しくは、生体組織の血液（ヘモグロビン）の含有量を示す指標、及び、酸素飽和度（ヘモグロビンのうち酸化ヘモグロビンが占める割合）を示す指標が計算される。図７は、分析処理を説明するフローチャートである。
【００５６】
処理ステップＳ１では、固体撮像素子１０８を用いた被写体の撮像処理が行われ、３原色の画像データＲ（ｘ，ｙ）、Ｇ（ｘ，ｙ）、Ｂ（ｘ，ｙ）が分析処理回路２３０に入力される。
【００５７】
処理ステップＳ２では、分析処理回路２３０により、入力された画像データＲ（ｘ，ｙ）、Ｇ（ｘ，ｙ）、Ｂ（ｘ，ｙ）を用いて、以下の分析処理（処理ステップＳ３〜Ｓ６）の対象となる画素（ｘ，ｙ）を選別する画素選別処理が行われる。
【００５８】
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、分析処理回路２３０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。
【００５９】
画素選別処理Ｓ２では、画像データが以下の数式２、数式３及び数式４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２）
Ｂ（ｘ，ｙ）／Ｇ（ｘ，ｙ）＞ａ１
（数３）
Ｒ（ｘ，ｙ）／Ｇ（ｘ，ｙ）＞ａ２
（数４）
Ｒ（ｘ，ｙ）／Ｂ（ｘ，ｙ）＞ａ３
ここで、ａ１、ａ２、ａ３は正の定数である。
【００６０】
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３及び／又は数式４のみを使用して）画素選別処理Ｓ２を行っても良い。
【００６１】
処理ステップＳ３では、画素選別処理Ｓ２で選別された画素の画像データに対する規格化処理が行われる。本実施形態の規格化処理Ｓ３は、電子内視鏡システム１自体の光学的特性（例えば光学フィルタ２６２の透過率や固体撮像素子１０８の受光感度）を補正して、定量的な分析を可能にするための処理である。
【００６２】
規格化処理においては、分析処理回路２３０は、光学フィルタ２６２を透過したフィルタ光Ｌｆを用いて取得した画像データＲ（ｘ，ｙ）及びベースライン画像データＢＬＲ（ｘ，ｙ）から、次の数式５により、規格化画像データＲｓ（ｘ，ｙ）が計算される。
（数５）
Ｒｓ（ｘ，ｙ）＝Ｒ（ｘ，ｙ）／ＢＬＲ（ｘ，ｙ）
【００６３】
同様に、次の数式６及び数式７により、規格化画像データＧｓ（ｘ，ｙ）及びＢｓ（ｘ，ｙ）が計算される。
（数６）
Ｇｓ（ｘ，ｙ）＝Ｇ（ｘ，ｙ）／ＢＬＧ（ｘ，ｙ）
（数７）
Ｂｓ（ｘ，ｙ）＝Ｂ（ｘ，ｙ）／ＢＬＢ（ｘ，ｙ）
【００６４】
なお、以下の説明では、規格化画像データＲｓ（ｘ，ｙ）、Ｇｓ（ｘ，ｙ）、Ｂｓ（ｘ，ｙ）を使用するが、規格化処理を行わずに、規格化画像データＲｓ（ｘ，ｙ）、Ｇｓ（ｘ，ｙ）、Ｂｓ（ｘ，ｙ）に替えて画像データＲ（ｘ，ｙ）、Ｇ（ｘ，ｙ）、Ｂ（ｘ，ｙ）を使用して指標の計算を行ってもよい。
【００６５】
処理ステップＳ４では、以下の数式８により、酸素飽和度との相関を有する第１指標Ｘが計算される。
（数８）
Ｘ＝Ｂｓ（ｘ，ｙ）／Ｇｓ（ｘ，ｙ）
【００６６】
画像データＧｓ（ｘ，ｙ）は、光学フィルタ２６２を透過した波長域Ｗ７の光によって形成された光学像を表すものである。また、画像データＢｓ（ｘ，ｙ）は、光学フィルタ２６２を透過した波長域Ｗ２の光によって形成された光学像を表すものである。上述のように、生体組織による反波長域Ｗ２の光の射率（すなわち、画像データＢｓ（ｘ，ｙ）の値）は、酸素飽和度及び血液量の両者に依存する。一方、生体組織による波長域Ｗ７の光の反射率（すなわち、画像データＧｓ（ｘ，ｙ）の値）は、酸素飽和度には依存せず、血液量に依存する。そのため、規格化された反射率Ｂｓ（ｘ，ｙ）を規格化された反射率Ｇｓ（ｘ，ｙ）で除算することにより、血液量の寄与が相殺された指標を得ることができる。また、この除算により、生体組織の表面状態の寄与や生体組織への照明光（フィルタ光Ｌｆ）の入射角の寄与も相殺され、酸素飽和度の寄与のみを有する指標を得ることができる。従って、第１指標Ｘは、酸素飽和度の良い指標となる。
【００６７】
処理ステップＳ５では、以下の数式９により、生体組織中の血液量との相関を有する第２指標Ｙが計算される。
（数９）
Ｙ＝Ｇｓ（ｘ，ｙ）／Ｒｓ（ｘ，ｙ）
【００６８】
上述したように、規格化された反射率Ｇｓ（ｘ，ｙ）は、酸素飽和度には依存せず、血液量に依存する値である。一方、規格化された反射率Ｒｓ（すなわち、画像データＲｓ（ｘ，ｙ）の値）は、血液による吸収が殆ど無い波長域ＷＲの光の生体組織による反射率であるため、酸素飽和度にも血液量にも依存しない。そのため、規格化された反射率Ｇｓを規格化された反射率Ｒｓで除算することにより、生体組織の表面状態の寄与や生体組織への照明光（フィルタ光Ｌｆ）の入射角の寄与が相殺され、血液量の寄与のみを有する指標を得ることができる。従って、第２指標Ｙは、血液量の良い指標となる。
【００６９】
処理ステップＳ６では、第１指標Ｘ及び第２指標Ｙに基づいて、酸素飽和度と血液量の論理演算結果を表す第３指標Ｚが計算される。
【００７０】
たとえば、悪性腫瘍の組織では、血管新生により正常な組織よりも血液量が多く、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、分析処理回路２３０は、数式８により計算した酸素飽和度を示す第１指標Ｘが所定の基準値（第１基準値）よりも小さく、且つ、数式９により計算した血液量を示す第２指標Ｙが所定の基準値（第２基準値）よりも大きな画素を抽出して、抽出した画素の第３指標Ｚの値を、悪性腫瘍の疑いがあることを示す「１」に設定し、その他の画素の第３指標Ｚの値を「０」に設定する。
【００７１】
また、第１指標Ｘ、第２指標Ｙ及び第３指標Ｚをそれぞれ２値の指標とし、第１指標Ｘと第２指標Ｙとの論理積又は論理和として第３指標Ｚを計算する構成としてもよい。この場合、例えば、数式８の右辺の値が第１基準値未満の場合にＸ＝１（酸素飽和度が正常値よりも低い）、第１基準値以上の場合にＸ＝０（酸素飽和度が正常値）とし、数式９の右辺の値が第２基準値以上の場合にＹ＝１（血液量が正常値よりも多い）、第２基準値未満の場合にＹ＝０（血液量が正常値）として、Ｚ＝Ｘ・Ｙ（論理積）又はＺ＝Ｘ＋Ｙ（論理和）によりＺを計算することもできる。
【００７２】
上記は、第３指標Ｚを２値の指標とした場合の例であるが、第３指標Ｚを悪性腫瘍の疑いの度合を示す多値（あるいは実数等の連続値）の指標としてもよい。この場合、例えば、第１指標Ｘ（ｘ，ｙ）の第１基準値や平均値からの偏差と、第２指標Ｙ（ｘ，ｙ）の第２基準値や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第３指標Ｚ（ｘ，ｙ）を計算する構成とすることができる。第３指標Ｚ（ｘ，ｙ）は、例えば、第１指標Ｘ（ｘ，ｙ）の偏差と第２基準値の偏差との和（又は加重平均）や積として計算することができる。
【００７３】
処理ステップＳ７では、第１指標Ｘ（ｘ，ｙ）、第２指標Ｙ（ｘ，ｙ）又は第３指標Ｚ（ｘ，ｙ）のうち、予めユーザが指定したものを画素値（輝度）とする指標画像データが生成される。なお、本処理ステップＳ７において、第１指標Ｘ（ｘ，ｙ）、第２指標Ｙ（ｘ，ｙ）及び第３指標Ｚ（ｘ，ｙ）の全て（又は、いずれか２つ）の指標画像データを生成する構成としてもよい。
【００７４】
処理ステップＳ８では、画像データＲ（ｘ，ｙ）、Ｇ（ｘ，ｙ）、Ｂ（ｘ，ｙ）に対する色補正処理が行われる。光学フィルタ２６２を通したフィルタ光Ｌｆは、Ｒ（波長域ＷＲ）、Ｇ（波長域Ｗ７）、Ｂ（波長域Ｗ２）の３原色のスペクトル成分を含むため、フィルタ光Ｌｆを使用してカラー内視鏡画像を撮像することができる。しかしながら、フィルタ光Ｌｆのスペクトルは帯域が限定されているため、フィルタ光Ｌｆを使用して撮像した画像は、通常光Ｌｎを使用して撮像した画像と比べて、色合いが不自然になる場合がある。そこで、本処理ステップＳ８では、フィルタ光Ｌｆを使用して撮像した画像データＲ（ｘ，ｙ）、Ｇ（ｘ，ｙ）、Ｂ（ｘ，ｙ）に対して、通常光Ｌｎを使用した場合に得られる画像に色合いを近づけるための色補正処理が行われる。これにより、擬似的に、通常光Ｌｎを使用して撮像した画像（擬似通常観察画像）を得ることができる。
【００７５】
色補正処理Ｓ８は、例えば画像データＲ（ｘ，ｙ）、Ｇ（ｘ，ｙ）、Ｂ（ｘ，ｙ）に対して、予め取得した補正値ＣＲ、ＣＧ、ＣＢを加算又は乗算することによって行われる。あるいは、カラーマトリクスＭｆを用意し、カラーマトリクス演算により色補正を行う構成としてもよい。補正値ＣＲ、ＣＧ、ＣＢやカラーマトリクスＭｆは、例えばフィルタ光Ｌｆで照明した色基準板を電子内視鏡システム１によって撮像して得た画像データに基づいて予め設定され、分析処理回路２３０の内部メモリに記憶される。また、色補正処理Ｓ８を行わない設定とすることもできる。
【００７６】
処理ステップＳ９では、色補正処理Ｓ８を施した画像データや処理Ｓ７において生成した指標画像データ等に基づいて、モニタ３００に表示するための画面データが生成される。画面データ生成処理Ｓ９では、例えば、内視鏡画像（擬似通常観察画像）と一種類以上の指標画像とを１画面上に並べて表示する複数画面表示、内視鏡画像のみを表示する内視鏡画像表示、ユーザが指定した一種類以上の指標画像のみを表示する指標画像表示等の各種の画面データを生成することができる。生成する画面データの種類は、電子スコープ１００の操作部又はプロセッサ２００の操作パネル２１４に対するユーザ操作によって選択される。
【００７７】
図８は、モニタ３００に表示される画面の例である。図８（ａ）が内視鏡画像であり、図６（ｂ）が酸素飽和度を示す第１指標Ｘ（ｘ，ｙ）の指標画像である。なお、図８の画像は、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。図８（ｂ）には、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ことが示されている。また、圧迫部の近位側直近では、動脈血が滞留して、局所的に酸素飽和度が高くなっていることが読み取れる。
【００７８】
特殊観察モードにおいて、内視鏡画像と指標画像とをモニタ３００上に２画面表示させながら内視鏡観察を行うことにより、血液量と酸素飽和度に特徴的変化がある悪性腫瘍をより確実に発見することが可能になる。また、悪性腫瘍が疑われる箇所を発見したときには、電子スコープ１００の操作により、特殊観察モードから通常観察モードに迅速に切り替えて、より色再現性の高い通常観察画像を全画面表示させ、更に精密な診断を行うことができる。本実施形態の電子内視鏡システム１は、電子スコープ１００の操作により、光学フィルタ２６２を光路上に自動的に挿抜して、画像処理の方法を変更するだけで、通常観察モードと特殊観察モードを容易且つ速やかに切り替えることができるように構成されている。
【００７９】
また、本実施形態の電子内視鏡システム１では、３つの波長域Ｗ２、Ｗ７及びＷＲを分離する光学フィルタ２６２が採用され、更に、３つの波長域Ｗ２、Ｗ７及びＷＲが固体撮像素子１０８のＢフィルタ、Ｇフィルタ及びＲフィルタをそれぞれ透過する構成が採用されている。これらの構成により、１フレーム（２フィールド）の撮像により１フレームの内視鏡画像と指標画像を生成することが可能となる。そのため、特許文献２に開示されている内視鏡システムのように酸素飽和度の計算に複数フレームの画像データを使用しないため、特殊観察モードにおいて撮影画像のフレームレートが低下するという問題を生じさせることなく内視鏡画像と指標画像を同時に表示することができる。
【００８０】
また、本実施形態によれば、光学フィルタ２６２は、３つの波長域Ｗ２、Ｗ７及びＷＲの光を透過させる特性を有している。そのため、特殊観察モードにおいて、照明光の光路に、それぞれ異なる透過特性を有する複数の光学フィルタを順次挿入する必要が無い。例えば、波長域Ｗ２の光のみを透過させる光学フィルタ、波長域Ｗ７の光のみを透過させる光学フィルタ、波長域ＷＲの光のみを透過させる光学フィルタの３つの光学フィルタを択一的に照明光の光路に挿入して画像データを取得する場合、光学フィルタをフレームレートに同期させて移動させる移動機構が必要となる。そして、このような移動機構をもたせると、プロセッサ２００が比較的に大型化・複雑化し、また、移動機構自体が可動部を含むため比較的に耐久性が低くなるというデメリットを来し得る。更に、複数の光学フィルタを照明光の光路に順次挿入する場合、光学フィルタが光路を横切る度に被写体に照射される照明光の光量が変動し、安定した明るさの画像データを得られない場合がある。しかし、本実施形態によれば、特殊観察モードでの撮像処理中に光学フィルタ２６２を駆動させる必要が無いため、プロセッサ２００（光源装置）の大型化や耐久性の低下や、照明光の光量の変動を抑制することができる。
【００８１】
なお、本実施形態における光学フィルタ２６２の透過スペクトルは、図６に示すものに限定されない。光学フィルタ２６２を透過する波長域Ｗ２、Ｗ７及びＷＲの光の光量（詳しくは、最大光透過率）は、固体撮像素子１０８のオンチップカラーフィルタ（Ｒフィルタ、Ｇフィルタ及びＢフィルタ）の透過スペクトルに応じて変更することができる。例えば、固体撮像素子１０８のＧフィルタの光透過率を低くする一方、光学フィルタ２６２の波長域Ｗ７における光透過率を高くすることができる。
【００８２】
また、特許文献２に開示されている内視鏡システムのように２つのフレームの画像データを用いて酸素飽和度を計算する場合、固体撮像素子に対して被写体が移動すると、２つのフレーム間で撮像画像中の被写体像の位置が変化する場合がある。この場合、２つのフレームの画像を用いて酸素飽和度を正しく計算することができないという場合や、被写体像のエッジが強調されてしまうという場合が生じ得る。これに対し、本実施形態によれば、１つのフレームの撮像画像を用いて酸素飽和度等の生体情報が計算される。そのため、撮像処理中に被写体が移動したとしても、エッジが強調されることなく、生体情報を示す指標を正しく計算することができる。
【００８３】
以上が本発明の例示的な一実施形態の説明である。本発明の実施形態は、上記に説明したものに限定されず、本発明の技術的思想の範囲において様々な変形が可能である。例えば明細書中に例示的に明示される実施形態等又は自明な実施形態等を適宜組み合わせた内容も本願の実施形態に含まれる。
【００８４】
例えば、第１実施形態は、特殊観察モードで使用する青色の波長領域として波長域Ｗ２を使用した例であるが、波長域Ｗ２に替えて波長域Ｗ１を使用することもできる。図１に示すように、波長域Ｗ１は、波長域Ｗ２よりも、酸素化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンとの光透過率Ｔ（すなわち、吸収）の差が大きい。そのため、波長域Ｗ１を使用することにより、酸素飽和度の変化をより高感度で検出することが可能になる。
【００８５】
また、上記の実施形態は、分光学的な分析結果をグレースケール又はモノクロの指標画像により表示する例であるが、分析結果の表示方法はこれに限定されない。例えば、指標値に応じて画像データＲ（ｘ，ｙ）、Ｇ（ｘ，ｙ）、Ｂ（ｘ，ｙ）に変更を加える構成としてもよい。例えば、指標値が基準値を超えた画素に対して、明度を高くする処理や、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）、画素を明滅させる（あるいは、周期的に色相を変化させる）処理を行うことができる。
【００８６】
（第２実施形態）
次に、本発明の第２実施形態について説明する。第２実施形態は、第１実施形態と同様に、本発明を電子内視鏡システムに適用したものである。第２実施形態の電子内視鏡システムは、オンチップカラーフィルタを有していないモノクロ（グレースケール）画像撮像用の固体撮像素子を使用した、所謂面順次方式を採用している。図９は、第２実施形態の電子内視鏡システム２の構成を示すブロック図である。図９に示されるように、第２実施形態の電子内視鏡システム２は、光学フィルタ装置２７０を備えている。光学フィルタ装置２７０は、回転式ターレット２７３と、回転式ターレット２７３に接続されたモータ２７４、モータ２７４を駆動制御するモータ駆動回路２７５を備える。また、回転式ターレット２７０に、光学フィルタ２７２が取り付けられている。なお、以下では、説明の便宜の為、第１の実施形態と同等の構成要素には同一の符号を用いることとする。
【００８７】
図１０は、回転式ターレット２７３の正面図である。光学フィルタ２７２は、波長域Ｗ２の光のみを透過させるバンドパスフィルタ２７２Ｂ、波長域Ｗ７の光のみを透過させるバンドパスフィルタ２７２Ｇ、波長域ＷＲの光のみを透過させるバンドパスフィルタ２７２Ｒを有する。図１０に示すように、各バンドパスフィルタ２７２Ｂ、２７２Ｇ、２７２Ｒは、回転式ターレット２７３の円周方向に並べて配置されている。各バンドパスフィルタ２７２Ｂ、２７２Ｇ、２７２Ｒは扇形状を有しており、フレーム周期に応じた角度ピッチ（ここでは約１２０°の角度ピッチ）で配置されている。本実施形態では光学フィルタ２７２の１回転が１フレームに対応する。
【００８８】
モータ駆動回路２７５は、システムコントローラ２０２による制御下でモータ２７４を駆動する。回転式ターレット２７３がモータ２７４によって回転動作することにより、３つのバンドパスフィルタ２７２Ｂ、２７２Ｇ、２７２Ｒが、順次照明光の光路に挿入される。これにより、ランプ２０８から射出された照明光Ｌから、スペクトルの異なる３種類の照明光Ｌが、撮像と同期したタイミングで取り出される。具体的には、回転式ターレット２７３は、回転動作中、バンドパスフィルタ２７２Ｂにより波長域Ｗ２の照明光を、光学フィルタ２７２Ｇにより波長域Ｗ７の照明光を、バンドパスフィルタ２７２Ｒにより波長域ＷＲの照明光を択一的に取り出す。取り出された照明光は、順次被写体に照射される。回転式ターレット２７３の回転位置や回転の位相は、回転式ターレット２７３の外周付近に形成された開口（不図示）をフォトインタラプタ２７６によって検出することにより制御される。
【００８９】
固体撮像素子１０８´は、波長域Ｗ２の照明光が被写体に照射されている間に受光した光の光量に応じた電荷を画素信号Ｂとして出力する。固体撮像素子１０８´は、波長域Ｗ７の照明光が被写体に照射されている間に受光した光の光量に応じた電荷を画素信号Ｇとして出力する。固体撮像素子１０８´は、波長域ＷＲの照明光が被写体に照射されている間に受光した光の光量に応じた電荷を画素信号Ｒとして出力する。これにより、第１実施形態において説明した分析処理に使用される画素信号Ｒ、Ｇ、Ｂを得ることができる。
【００９０】
第１実施形態において説明したように、画素信号Ｒ、Ｇ、Ｂは、通常の内視鏡画像の表示と、生体情報の指標を表す指標画像の表示の両方に使用される。そのため、第２実施形態の電子内視鏡システム２では、指標画像を表示させるために新たに別の光学フィルタや光源装置を使用する必要が無い。そのため、撮影画像のフレームレートを落とすことなく内視鏡画像と指標画像を同時に表示させることができる。また、第２実施形態の電子内視鏡システム２では、被写体の撮像処理にオンチップカラーフィルタを有していないモノクロ画像撮像用の固体撮像素子１０８´が使用されるため、オンチップカラーフィルタを有する固体撮像素子を用いる場合に比べて高精細な撮影画像を得ることができる。
【００９１】
（第３実施形態）
次に、本発明の第３実施形態について説明する。第１、第２実施形態は、本発明を電子内視鏡システム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。第３実施形態は、本発明を、デジタルビデオカメラを備える撮像システムに適用したものである。図１１は、第３実施形態の撮像システム３の構成を示すブロック図である。撮像システム３は、光源装置３０、光学フィルタ３２、デジタルビデオカメラ（撮像装置）３４、モニタ３６を備えている。
【００９２】
光源装置３０は、被写体Ｓを照明する照明光Ｌを射出する。照明光Ｌは、主に可視域から不可視である赤外光領域に広がるスペクトルを持つ光（又は少なくとも可視域を含む白色光）である。被写体Ｓにおいて反射された照明光Ｌ（反射光）は、光学フィルタ３２に入射される。
【００９３】
光学フィルタ３２の光学特性は、第１実施形態の光学フィルタ２６２の光学特性と同じである。すなわち、光学フィルタ３２は、波長域Ｗ２、Ｗ７及びＷＲの３つの波長領域の光のみを選択的に透過させる。光学フィルタ３２を透過した反射光は、撮像装置３４に入射される。
【００９４】
撮像装置３４は、固体撮像素子や、固体撮像素子から出力された画素信号に対して信号処理を施す信号処理回路等を備えている。固体撮像素子は、各画素上に、Ｒフィルタ、Ｇフィルタ、Ｂフィルタのいわゆるオンチップカラーフィルタを備えている。固体撮像素子は、受光した反射光の光量に応じて、画素信号Ｒ、Ｇ、Ｂを出力する。
【００９５】
撮像装置３４は、画素信号Ｒ、Ｇ、Ｂに基づいて、第１実施形態の画像処理回路２２０と同様に、通常の内視鏡画像と生体情報の指標を表す指標画像を生成する。撮像装置３４で生成された内視鏡画像および指標画像は、モニタ３６に表示される。
【００９６】
このように、第３実施形態では、光学フィルタ３２は、光源装置３０の照明光Ｌの射出方向前方（光源装置３０と被写体Ｓとの間）ではなく、固体撮像素子の前方（固体撮像素子と被写体Ｓとの間）に配置される。これにより、被写体を照明する照明光Ｌの分光特性を変化させることなく、内視鏡画像と指標画像の両方を表示することができる。また、第３実施形態では、撮像装置３４を被写体Ｓから離して配置可能であるため、撮像システム３による分析処理と術者による被写体Ｓの直接観察を同時に行うことができる。また、第３実施形態では、分析処理時に照明光Ｌの分光特性を変化させないため、被写体Ｓを直接観察している術者から見たときに、照明光Ｌによって被写体Ｓの色味が変化してしまうことを防止することができる。
【００９７】
また、第３実施形態では、第１実施形態と同様に１フレーム（２フィールド）の撮像により内視鏡画像と指標画像を生成することが可能である。よって、特許文献２のようにフレーム毎に光源装置を切り替える必要がないため、フレームレートの低下を生じさせることなく内視鏡画像と指標画像を同時に表示することができる。
【００９８】
また、第１、第２実施形態では、光学フィルタ２６２、２７２は、光源装置（ランプ２０８）の前方に配置され、第３実施形態では、光学フィルタ３２は固体撮像素子の前方に配置されているが、本発明はこれに限定されない。光学フィルタは、光源装置から固体撮像素子までの照明光の光路上のいずれかの位置に配置することができる。
【００９９】
例えば、第１実施形態の電子内視鏡システム１において、光学フィルタ２６２は、配光レンズ１０４の前方、対物レンズ１０６の前方又は対物レンズ１０６と固体撮像素子１０８の間に配置されていてもよい。また、第３実施形態の撮像システム３において、光学フィルタ３２は、光源装置３０の前方に配置されていてもよい。
【０１００】
また、光学フィルタは、波長選択可能な反射部材であってよく、例えば、ダイクロイックミラーでもよい。この場合、ダイクロイックミラーは、フィルタ光Ｌｆとする照明光を反射し、フィルタ光Ｌｆ以外の光は透過する性質を有する。
【符号の説明】
【０１０１】
１、２  電子内視鏡システム
１００  電子スコープ
１０２  ＬＣＢ
１０４  配光レンズ
１０６  対物レンズ
１０８、１０８´  固体撮像素子
１１０  ドライバ信号処理回路
１１２  メモリ
２００  プロセッサ
２０２  システムコントローラ
２０４  タイミングコントローラ
２０６  ランプ電源イグナイタ
２０８  ランプ
２１０  集光レンズ
２１２  メモリ
２１４  操作パネル
２２０  画像処理回路
２３０  分析処理回路
２６０、２７０  光学フィルタ装置
２７２  光学フィルタ
２７３  回転式ターレット
２７４  モータ
２７５  モータ駆動回路
２７６  フォトインタラプタ
３００  モニタ
３  撮像システム
３０  光源装置
３２  光学フィルタ
３４  撮像装置
３６  モニタ
【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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