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WO2014156604A1 - 内視鏡システム及びその作動方法並びにプロセッサ装置 - Google Patents

内視鏡システム及びその作動方法並びにプロセッサ装置 Download PDF

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WO2014156604A1
WO2014156604A1 PCT/JP2014/056268 JP2014056268W WO2014156604A1 WO 2014156604 A1 WO2014156604 A1 WO 2014156604A1 JP 2014056268 W JP2014056268 W JP 2014056268W WO 2014156604 A1 WO2014156604 A1 WO 2014156604A1
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WO
WIPO (PCT)
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light
signal
image signal
image
unit
Prior art date
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Ceased
Application number
PCT/JP2014/056268
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English (en)
French (fr)
Inventor
典雅 繁田
山口　博司
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Fujifilm Corp
Original Assignee
Fujifilm Corp
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Fujifilm Corp filed Critical Fujifilm Corp
Publication of WO2014156604A1 publication Critical patent/WO2014156604A1/ja
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Ceased legal-status Critical Current

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    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B1/00—Instruments for performing medical examinations of the interior of cavities or tubes of the body by visual or photographical inspection, e.g. endoscopes; Illuminating arrangements therefor
    • A61B1/06—Instruments for performing medical examinations of the interior of cavities or tubes of the body by visual or photographical inspection, e.g. endoscopes; Illuminating arrangements therefor with illuminating arrangements
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    • A61B1/04—Instruments for performing medical examinations of the interior of cavities or tubes of the body by visual or photographical inspection, e.g. endoscopes; Illuminating arrangements therefor combined with photographic or television appliances
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    • G06T2207/10—Image acquisition modality
    • G06T2207/10141—Special mode during image acquisition
    • G06T2207/10152—Varying illumination
    • G—PHYSICS
    • G06—COMPUTING OR CALCULATING; COUNTING
    • G06T—IMAGE DATA PROCESSING OR GENERATION, IN GENERAL
    • G06T2207/00—Indexing scheme for image analysis or image enhancement
    • G06T2207/30—Subject of image; Context of image processing
    • G06T2207/30004—Biomedical image processing
    • G06T2207/30101—Blood vessel; Artery; Vein; Vascular

Definitions

  • the high-frequency component extraction unit for performing high-frequency filtering to extract high-frequency components to the first signal image signal and the second signal image signal
  • the first alignment unit is an image signal for the first signal after high frequency filtering It is preferable that the calculation of the positional deviation amount and the alignment be performed on the basis of the second signal image signal.
  • a low frequency component extraction unit for performing low frequency filtering to extract low frequency components to the first reference image signal and the second reference image signal which have been aligned is provided, and the second alignment unit is configured to perform low frequency filtering It is preferable to align the later first reference image signal and the second reference image signal.
  • the processor unit 16 is electrically connected to the monitor 18 and the console 20.
  • the monitor 18 outputs and displays image information and the like.
  • the console 20 functions as a UI (user interface) that receives an input operation such as function setting.
  • an external recording unit (not shown) that records image information and the like may be connected to the processor device 16.
  • the light source device 14 includes a first blue laser light source (473 LD) 34 that emits a first blue laser light having a central wavelength of 473 nm and a second blue laser light source that emits a second blue laser light having a central wavelength of 445 nm. (445 LD) 34 as a light source.
  • the light emission from the semiconductor light emitting elements of each of the light sources 34 and 36 is individually controlled by the light source control unit 40, and the light quantity ratio of the emitted light of the first blue laser light source 34 and the emitted light of the second blue laser light source 36 Is changeable.
  • the light source control unit 40 drives the second blue laser light source 36 to emit the second blue laser light.
  • the laser beams emitted from the light sources 34 and 36 are incident on the light guide (LG) 41 via optical members such as a condenser lens, an optical fiber, and a multiplexer (none of which are shown).
  • the light guide 41 is incorporated in a universal cord (not shown) that connects the light source device 14 and the endoscope 12.
  • the light guide 41 propagates the laser light from each of the light sources 34 and 36 to the tip 24 of the endoscope 12.
  • a multimode fiber can be used as the light guide 41.
  • the distal end portion 24 of the endoscope 12 has an illumination optical system 24 a and an imaging optical system 24 b.
  • a fluorescent body 44 and an illumination lens 45 are provided in the illumination optical system 24 a.
  • the laser light from the light guide 41 is incident on the phosphor 44.
  • the fluorescent substance 44 emits fluorescence by being irradiated with the first or second blue laser light.
  • part of the first or second blue laser light passes through the phosphor 44 as it is.
  • the light emitted from the phosphor 44 is irradiated into the sample through the illumination lens 45.
  • the second white light as shown in FIG. 3 is irradiated into the sample.
  • the second white light is composed of the second blue laser light and the green to red second fluorescence excited and emitted from the phosphor 44 by the second blue laser light. Therefore, the second white light has a wavelength range extending to the entire visible light range.
  • the first white light and the second white light are alternately emitted. Do.
  • the alternately emitted first and second white light is irradiated into the sample.
  • the first white light is composed of a first blue laser light and a first fluorescence of green to red which is excited to emit light from the phosphor 44 by the first blue laser light. Therefore, the signal light has a wavelength range extending to the entire visible light range.
  • the second white light is similar to the second white light emitted in the normal observation mode. As shown in FIG. 5, the first fluorescence and the second fluorescence have the same waveform.
  • the phosphor 44 absorbs a part of the first and second blue laser light, and emits plural colors of green to red (for example, YAG-based phosphor or BAM (BaMgAl 10 O 17 )). Etc.) are preferably contained.
  • the semiconductor light emitting element is used as an excitation light source of the phosphor 44 as in this configuration example, high intensity first and second white light can be obtained with high luminous efficiency, and the intensity of the white light can be easily adjusted. In addition, changes in color temperature and chromaticity can be reduced.
  • the imaging optical system 24 b of the endoscope 12 has an objective lens 46, a zooming lens 47, and an image sensor 48. Reflected light from the subject is incident on the image sensor 48 through the objective lens 46 and the zooming lens 47. Thereby, a reflection image of the subject is formed on the image sensor 48.
  • the zooming lens 47 moves between the tele end and the wide end by operating the zoom operation unit 22 c. When the zooming lens 47 moves to the tele end side, the reflection image of the subject is enlarged, while by moving to the wide end side, the reflection image of the subject is reduced.
  • An image sensor (imaging unit) 48 is a color image sensor, which captures a reflection image of a subject and outputs an image signal.
  • the image sensor 48 is a charge coupled device (CCD) image sensor, a complementary metal-oxide semiconductor (CMOS) image sensor, or the like.
  • CCD charge coupled device
  • CMOS complementary metal-oxide semiconductor
  • the image sensor used in the present invention is an RGB image sensor having RGB pixels in which RGB color filters are provided on the imaging surface, and photoelectric conversion is performed on each channel to obtain R, G, B image signals of three colors. Output.
  • the first white light when the first white light is irradiated into the sample in the special observation mode, part of the green component of the first blue laser light and the first fluorescence is incident on the B pixel and the first fluorescence is on the G pixel A part of the green component of R.sub.1 is incident, and the red component of the first fluorescence is incident to the R pixel.
  • the first blue laser light since the first blue laser light has extremely higher emission intensity than the first fluorescence, most of the B image signal is occupied by the reflected light component of the first blue laser light.
  • the light incident component at the BGR pixel when the second white light is irradiated into the sample in the special observation mode is the same as that in the normal observation mode.
  • the imaging control unit 49 performs imaging control of the image sensor 48 according to the observation mode.
  • the observation mode As shown in FIG. 7A, in the normal observation mode, the inside of the sample illuminated by the second white light is imaged by the color image sensor 48 every period of one frame. Thus, the image sensor 48 outputs RGB image signals for each frame.
  • the inside of the sample illuminated with the first white light is imaged by the color image sensor 48 in the first frame, and the second white light is imaged in the second frame.
  • the illuminated sample is imaged by a color image sensor 48.
  • the period for one frame of the image sensor 48 includes an accumulation period for photoelectrically converting and accumulating the reflected light from the sample and a readout period for reading out the charges accumulated thereafter and outputting an image signal.
  • the image signal output from the image sensor 48 is transmitted to the CDS / AGC circuit 50.
  • the CDS-AGC circuit 50 performs correlated double sampling (CDS) and automatic gain control (AGC) on an image signal which is an analog signal.
  • a gamma conversion unit 51 performs gamma conversion on the image signal that has passed through the CDS-AGC circuit 50. Thereby, an image signal having a gradation suitable for an output device such as the monitor 18 can be obtained.
  • the image signal after gamma conversion is converted into a digital image signal by an A / D converter (A / D converter) 52.
  • the A / D converted digital image signal is input to the processor unit 16.
  • the image processing switching unit 60 transmits the digital image signal to the normal light image processing unit 62 when the normal observation mode is set by the mode switching SW 22 b, and when the special observation mode is set, the image processing switching unit 60 The image signal is transmitted to the special light image processing unit 64.
  • a digital image signal before image processing by the normal light image processing unit 62 and the special light image processing unit 64 is referred to as an image signal
  • a digital image signal after image processing is referred to as image data.
  • the color emphasizing unit 70 performs various color emphasizing processing on the color converted RGB image data.
  • the structure emphasizing unit 72 performs structure emphasizing processing such as spatial frequency emphasizing on the color emphasizing processed RGB image data.
  • the RGB image data subjected to the structure emphasizing process by the structure emphasizing unit 72 is input from the normal light image processing unit 62 to the image display signal generating unit 66 as a normal light image.
  • the special light image processing unit 64 generates an oxygen saturation image based on the input two frames of B1 and R1 image signals and G2 and R2 image signals, and an oxygen saturation image generation unit 76.
  • a structure emphasizing unit 78 that performs structure emphasizing processing such as spatial frequency emphasizing.
  • the RGB image data subjected to the structure emphasis processing by the structure emphasis unit 78 is input from the special light image processing unit 64 to the image display signal generation unit 66 as a special light image.
  • the search condition setting unit 80a sets various conditions (search conditions) of the search point used for alignment processing in the first and second alignment units 80b and 80c. After setting the search conditions, as shown in FIG. 9, the first alignment unit 80b calculates the amount of displacement of the sample between the B1 image signal and the G2 image signal, and the sample between the B1 image signal and the G2 image signal Align the image.
  • the B1 image signal after alignment is set as a “B1a image signal” in order to deform the B1 image signal and align it with the G2 image signal.
  • the second alignment unit 80c aligns the sample image between the R1 image signal and the R2 image signal based on the positional shift amount calculated by the first alignment unit 80b.
  • the reference signal ratio calculation unit 80d calculates the reference signal ratio used to correct the G2 image signal and the R2 image signal from the aligned R1 image signal and the R2 image signal.
  • the correction unit 80e corrects the G2 image signal and the R2 image signal to be equal to the image signal obtained under the reference inter-frame intensity ratio. Thereby, the G2a image signal and the R2a image signal are obtained.
  • the B1a image signal, the G2a image signal, and the R2a image signal obtained by the above-described series of processes are used to calculate the oxygen saturation.
  • the search condition setting unit 80a performs, as a search condition, position setting of a reference point, position setting of a search point, and setting of a search range.
  • reference points P1 to P9 are provided at predetermined positions of nine areas A1 to A9 (3 ⁇ 3) in the B1 image signal.
  • the search points D1 to D9 are provided at the same pixel positions as the reference points P1 to P9 in nine areas A1 to A9 (3 ⁇ 3) in the G2 image signal, as shown in FIG. 10B.
  • These search points D1 to D9 are translated (searched) in the X direction or the Y direction within a predetermined search range within nine areas A1 to A9 in the G2 image signal.
  • FIG. 12A when there is a dark area (“area A5” in FIG. 12A) in which the dark part BP where the pixel value is equal to or less than the fixed value is present in areas A1 to A9.
  • a reference point P5 and a search point D5 are set in a part other than the dark part BP in the dark area. This is because when the reference point P5 and the search point D5 are set in the dark part BP, the target point T is detected immediately after the search, so that the alignment can not be accurately performed.
  • FIG. 12B for example, as shown in FIG.
  • a protrusion 86 appears in front of the distal end portion 24 of the endoscope 12 in the lumen as a case where the partial area becomes dark.
  • the brightness of each area is calculated
  • the first alignment unit 80 b includes a high frequency filtering unit (high frequency component extraction unit) HF that performs high frequency frequency filtering processing on the B1 image signal and the G2 image signal.
  • a high frequency filtering unit high frequency component extraction unit
  • Information of high frequency components such as landmarks (for example, blood vessel structure) serving as landmarks at the time of alignment is sharply extracted from the B1 image signal and G2 image signal in high frequency frequency filtering processing, so the target by the search points D1 to D9
  • the point T can be detected with high accuracy.
  • B1 image signal and G2 image signal have many blue wavelength components with high absorption coefficient of the absorber (hemoglobin) of mucous membrane, so there are many images of structures that can be land marks such as blood vessel structure. include. Therefore, for the B1 image signal and the G2 image signal, the detection of the target point T by the search point D is easy, so the movement amount of the search point D, that is, the positional shift amount can be accurately obtained. Therefore, for positional alignment between the R1 image signal and the R2 image signal, not the positional displacement amount of the R1 image signal and the R2 image signal but the positional displacement amount between the B1 image signal and the G2 image signal is used.
  • the measurement signal ratio calculation unit 81 sets the measurement signal ratio B1 / G2 between the B1a image signal and the G2a image signal and the measurement signal ratio R2 / G2 between the G2a image signals G2 and R2a image signal for each pixel.
  • “B1a image signal, G2a image signal, R2a image signal” used for calculation of the measurement signal ratios B1 / G2 and R2 / G2 are corrected by the signal correction processing in the signal correction unit 80, and therefore The oxygen saturation can be accurately calculated by the measurement signal ratios B1 / G2 and R2 / G2.
  • the correlation storage unit 82 stores the correlation between the measurement signal ratios B1 / G2 and R2 / G2 and the oxygen saturation.
  • This correlation is stored as a two-dimensional table in which isolines of oxygen saturation are defined in the two-dimensional space shown in FIG.
  • the position and shape of this contour line are obtained by physical simulation of light scattering, and are defined to change according to blood volume. For example, when there is a change in blood volume, intervals between contour lines become wide or narrow.
  • the measurement signal ratios B1 / G2 and R2 / G2 are stored in log scale.
  • a graph 90 shows the absorption coefficient of oxygenated hemoglobin and a graph 91 shows the absorption coefficient of reduced hemoglobin.
  • a wavelength with a large difference in absorption coefficient such as the central wavelength 473 nm of the first blue laser light
  • a B1a image signal including a signal corresponding to 473 nm light is highly dependent not only on oxygen saturation but also on blood volume.
  • the measurement signal ratio B1 / obtained from the R2a image signal corresponding to the light that changes mainly depending on the blood volume, and the G2a image signal serving as the reference signal of the B1a image signal and the R2a image signal By using G2 and R2 / G2, oxygen saturation can be accurately determined without depending on blood volume.
  • the oxygen saturation calculation unit 83 refers to the correlation stored in the correlation storage unit 82, and the oxygen saturation corresponding to the measurement signal ratios B1 / G2 and R2 / G2 determined by the measurement signal ratio calculation unit 81. Find the degree. The oxygen saturation is calculated for each pixel.
  • the oxygen saturation calculation unit 83 calculates the oxygen saturation as follows. For example, when the measurement signal ratio at a predetermined pixel is B1 * / G2 * and R2 * / G2 * , referring to the correlation as shown in FIG. 17, the measurement signal ratio B1 * / G2 * , The oxygen saturation corresponding to R2 * / G2 * is "60%". Therefore, the oxygen saturation is calculated as “60%”.
  • the measurement signal ratios B1 / G2 and R2 / G2 are calculated based on the B1 image signal and the G2a image signal and the R2a image signal corrected by the signal correction unit 80.
  • the ratios B1 / G2 and R2 / G2 hardly increase or decrease very little. That is, the measurement signal ratios B1 / G2 and R2 / G2 are higher than the lower limit line 93 of 0% of oxygen saturation or lower than the upper limit line 94 of 100% of oxygen saturation in correlation. There is almost nothing.
  • the oxygen saturation is 0%
  • the measurement signal ratios B1 / G2 and R2 / G2 are positioned above the lower limit line 93 in correlation
  • the oxygen saturation is 0%
  • the measurement signal ratios B1 / G2 and R2 / G2 are When positioned below the upper limit line 94, the oxygen saturation is set to 100%. If the corresponding point is out of the range between the lower limit line 93 and the upper limit line 94, the reliability of the oxygen saturation in the pixel may be lowered and not displayed.
  • the image generation unit 84 generates an oxygen saturation image in which the oxygen saturation is imaged, using the oxygen saturation calculated by the oxygen saturation calculation unit 83, and the B2 image signal, the G2 image signal, and the R2 image signal. .
  • the image generation unit 84 applies a gain according to the oxygen saturation to the B2 image signal, the G2 image signal, and the R2 image signal. For example, when the oxygen saturation is 60% or more, the same gain "1" is applied to all of the B2 image signal, the G2 image signal, and the R2 image signal. On the other hand, when the oxygen saturation is less than 60%, a gain less than "1" is applied to the B2 image signal, while "1" is applied to the G2 image signal and the R2 image signal. More gain is applied.
  • the B2 image signal, the G2 image signal, and the R2 image signal after the gain processing are allocated to the BGR image data.
  • the normal observation mode screening is performed from the distant view state.
  • a normal light image is displayed on the monitor 18.
  • the mode switching SW 22b is operated to switch to the special observation mode.
  • this special observation mode it is diagnosed whether or not the lesion-prone site is in hypoxia.
  • the first and second white lights are alternately emitted.
  • the image sensor 48 picks up an image of the sample illuminated by the first white light, whereby the image sensor 48 outputs the B1 image signal, the G1 image signal, and the R1 image signal, and the sample illuminated by the second white light
  • the image sensor 48 outputs a B2 image signal, a G2 image signal, and an R2 image signal. These two frames of image signals are used to create one frame of oxygen saturation image.
  • the reference points P1 to P9 and the search points D1 to D9 are set, and the search range of the search points D1 to D9 is set. Then, in each of the areas A1 to A9, the search points D1 to D9 are searched within the set search range. Then, the amount of movement when the search points D1 to D9 detect the target point T is taken as the amount of positional deviation between frames.
  • the alignment between the B1 image signal and the G2 image signal is performed based on the positional deviation amount between the frames.
  • the generated oxygen saturation image is displayed on the monitor 18 as a special light image. Based on the oxygen saturation image displayed on the monitor 18, the doctor confirms whether or not the lesion site is hypoxic. The display of the oxygen saturation is continuously displayed until the normal observation mode is switched. Then, when the diagnosis is finished, the insertion portion 21 of the endoscope 12 is extracted from the inside of the sample.
  • the phosphor 44 is provided at the distal end portion 24 of the endoscope 12.
  • the phosphor 44 is provided between the first blue laser light source (473 LD) 34 and the second blue laser light source (445 LD) 36 and the light guide 41.
  • the first blue laser light source 34 or the second blue laser light source 36 irradiates the phosphor 44 with the first blue laser light or the second blue laser light.
  • the first white light or the second white light is emitted.
  • the first or second white light is irradiated into the sample through the light guide 41.
  • the endoscope system 100 is similar to the endoscope system 10.
  • the first and second blue laser beams are incident on the same phosphor 44.
  • the first blue laser beam and the second blue laser beam may be respectively separated into the first phosphor and the second phosphor.
  • the light may be incident on the phosphor.
  • the fluorescence emitted from the first phosphor the light of the first red component incident on the R pixel of the image sensor 48 and the fluorescence emitted from the second phosphor enter the R pixel of the image sensor 48 It is necessary to make the same waveform for the second red component light.
  • an LED light source unit 202 and an LED light source controller A light source control unit 204 is provided in the light source device 14 of the endoscope system 200.
  • the fluorescent body 44 is not provided in the illumination optical system 24 a of the endoscope 200. Other than that, it is the same as that of endoscope system 10 of a 1st embodiment.
  • the LED light source unit 202 has four LEDs as light sources that emit light limited to a specific wavelength range.
  • the LED light source unit 202 includes an LED (B) that emits blue band light B (hereinafter referred to simply as blue light) in the blue region of 400 to 500 nm, and a blue narrow band light limited to 473 nm ⁇ 10 nm.
  • LED (R) which light-emits only red light.
  • the LED light source unit 202 may be provided with a plurality of LEDs that emit narrow band light with slightly different wavelength ranges so that each LED emits light in a broad wavelength range.
  • the “first signal light” corresponds to the “blue narrowband light Nb”, and the “first reference light” corresponds to the “red light R”. Therefore, the “first light source” of the present invention includes the LED (473) and the LED (R).
  • the “second signal light” corresponds to the "green light G”
  • the “second reference light” corresponds to the “red light R”. Therefore, the “second light source” of the present invention includes the LED (G) and the LED (R).
  • the LED light source control unit 204 controls each of the LEDs of the LED light source unit 202 individually. Further, the LED light source control unit 204 drives the LEDs (B), (G) and (R) in the normal observation mode. On the other hand, in the case of the special observation mode, in a state in which the LEDs (G) and (R) are always lit, the LED (473) and the LED (B) are controlled to be alternately lit. .
  • the imaging control unit 49 performs the following imaging control for each observation mode.
  • the color image sensor 48 captures an image of the inside of the subject simultaneously illuminated with blue light B, green light G and red light R every period of one frame, ie, blue light
  • a step of accumulating charges obtained by photoelectric conversion of B, green light G and red light R, and a step of reading out the accumulated charges as a B image signal, a G image signal, and an R image signal are performed.
  • Such an operation is repeatedly performed while the normal observation mode is set. Then, based on the image signals for one frame, a normal light image is generated by the same method as the first embodiment.
  • the reference signal ratio C indicating the ratio between the R1 image signal obtained at the first frame red light emission and the R2 image signal obtained at the second frame red light emission interlocks with the actual inter-frame intensity ratio. Increase or decrease. Therefore, also in the second embodiment, the reference signal ratio C accurately represents the actual inter-frame intensity ratio.
  • a broadband light source 302 instead of the first and second blue laser light sources 34 and 36, and the light source control unit 40, a broadband light source 302, a rotation filter 304, and a filter switching unit 305 is provided. Other than that, it is the same as that of endoscope system 10 of a 1st embodiment.
  • the broadband light source 302 is a xenon lamp, a white LED, or the like, and emits white light in a wavelength range ranging from blue to red.
  • the rotation filter 304 rotates around the rotation axis 304a, and includes a normal observation mode filter 308 provided inside and a special observation mode filter 309 provided outside (see FIG. 23). .
  • the filter switching unit 305 moves the rotary filter 304 in the radial direction, and inserts the normal observation mode filter 308 of the rotary filter 304 into the optical path of the white light when the mode switching switch 22 b is set to the normal observation mode.
  • the special observation mode filter 309 of the rotary filter 304 is inserted into the light path of the white light.
  • the rotating shaft 304a is supported by two support rods 304b.
  • the normal observation mode filter 308 is provided with an opening 308 a that transmits white light as it is. Therefore, in the normal observation mode, white light is irradiated into the sample.
  • a band pass filter (BPF) 309a for transmitting band-limited light (473, GR) of a predetermined band of white light along the circumferential direction, and an opening for transmitting the white light as it is 309b is provided. Therefore, in the special observation mode, the band-limited light (473, GR) and the white light are alternately irradiated into the sample by rotating the rotary filter 304.
  • the rotation filter 304 and a drive unit (not shown) that controls the rotation speed of the rotation filter 304 constitute the “light source control unit” of the present invention.
  • the band pass filter 309a has transparency at 473 nm ⁇ 10 nm and 500 to 700 nm (green region to red region), and blocks the other wavelengths. Therefore, the band-limited light (473, GR) has wavelengths of 473 nm ⁇ 10 nm and 500 to 700 nm.
  • the “first signal light” corresponds to “the light which enters the B pixel of the image sensor 48 in the band-limited light”
  • the “first reference light” corresponds to the “image sensor 48 in the band-limited light”.
  • the “first light source” of the present invention includes the broadband light source 302 and the band pass filter 309a.
  • the “second signal light” corresponds to “the light which is incident on the G pixel of the image sensor 48 in the white light”
  • the “second reference light” corresponds to the “R” of the image sensor 48 in the white light.
  • the “second light source” of the present invention will have a broadband light source 302.
  • the imaging control unit 49 performs the following imaging control for each observation mode. As shown in FIG. 25A, in the normal observation mode, a step of accumulating charges obtained by photoelectric conversion of white light every period of one frame, and the accumulated charges in B image signal, G image signal, R image signal The step of reading out is performed. Such an operation is repeatedly performed while the normal observation mode is set. Then, based on the image signals for one frame, a normal light image is generated by the same method as the first embodiment.
  • the red light component received by the R pixel of the image sensor in the band-limited light of the first frame and the red light component received by the R pixel of the white light of the second frame are emitted from the same broadband light source 302 Therefore, the respective waveforms are the same, and their intensity ratios are the same regardless of the wavelength. Therefore, the reference signal ratio C indicating the ratio between the R1 image signal obtained at the time of band-limited light emission of the first frame and the R2 image signal obtained at the time of white light emission of the second frame interlocks with the actual inter-frame intensity ratio. To increase or decrease. Therefore, also in the third embodiment, the reference signal ratio C represents the inter-frame intensity ratio.
  • the endoscope system 300 provided with the broadband light source 302, the rotation filter 304, and the filter switching unit 305 has been described, but as shown in FIG. 26, the endoscope system of the fourth embodiment
  • the rotary filter 404, the semiconductor light source LD (473) 406, the semiconductor light source control unit 408, and the light merging unit 410 may be provided in 400. Other than that, it is the same as that of endoscope system 300 of a 3rd embodiment.
  • the rotation filter 404 rotates around the rotation axis 404a, and includes a normal observation mode filter 412 provided inside and a special observation mode filter 413 provided outside. ing.
  • the normal observation mode filter 412 is provided with an opening 412 a that transmits white light as it is. Therefore, in the normal observation mode, white light is irradiated into the sample.
  • the rotating shaft 404a is supported by two support rods 404b.
  • the filter for special observation mode 413 includes a band pass filter (BPF) 413a for transmitting band-limited light (GR) of a predetermined band of white light and an opening 413b for transmitting white light as it is along the circumferential direction. It is provided. Therefore, in the special observation mode, the band-limited light (GR) and the white light are alternately irradiated into the sample by rotating the rotary filter 404. As shown in FIG. 28, the band pass filter 413a is transparent in the wavelength range of 500 to 700 nm, and blocks the other wavelengths. Thus, the band limited light (GR) has a wavelength of 500 to 700 nm.
  • BPF band pass filter
  • the semiconductor light source LD (473) 406 emits blue narrow band light Nb of 473 nm ⁇ 10 nm.
  • the semiconductor light source control unit 408 acquires a detection signal from an image sensor (not shown) that detects the rotation of the rotation filter 404, and according to the acquired detection signal, the driving timing and synchronization timing of the semiconductor light source LD (473) 406, Control such as lighting and extinguishing.
  • the semiconductor light source control unit 408 does not emit the blue narrow band light Nb within the irradiation period in which the white light is irradiated into the sample, and within the irradiation period in which the band limited light (GR) is irradiated into the sample. Emits blue narrow band light Nb.
  • the rotation filter 404, a drive unit (not shown) for controlling the rotation speed of the rotation filter 404, and the semiconductor light source control unit 408 constitute the “light source control unit” of the present invention. .
  • the light merging portion 410 is formed of a dichroic mirror, transmits the light from the rotation filter 404 to be incident on the LG 41, reflects the light from the blue semiconductor light source LD (473) 406, and causes the light to be incident on the LG 41.
  • the “first signal light” corresponds to the “blue narrowband light Nb”, and the “first reference light” corresponds to the “light that enters the R pixel of the image sensor 48 in the band-limited light”.
  • the “first light source” of the present invention includes the broadband light source 302, the semiconductor light source LD (473) 406, and the band pass filter (BPF) 413a.
  • the “second signal light” corresponds to “the light which is incident on the G pixel of the image sensor 48 in the white light”
  • the “second reference light” corresponds to the “R” of the image sensor 48 in the white light. Corresponds to the light incident on the pixel.
  • the “second light source” of the present invention will have a broadband light source 302.
  • a step of accumulating charges obtained by photoelectric conversion of white light every period of one frame, and the accumulated charges in B image signal, G image signal, R image signal The step of reading out is performed. Such an operation is repeatedly performed while the normal observation mode is set. Then, based on the image signals for one frame, a normal light image is generated by the same method as the first embodiment.
  • the red light component received by the R pixel of the image sensor in the band-limited light of the first frame and the red light component received by the R pixel of the white light of the second frame are emitted from the same broadband light source 302 Therefore, the respective waveforms are the same, and their intensity ratios are the same regardless of the wavelength. Therefore, the reference signal ratio C indicating the ratio between the R1 image signal obtained at the time of band-limited light emission of the first frame and the R2 image signal obtained at the time of white light emission of the second frame interlocks with the actual inter-frame intensity ratio. To increase or decrease. Therefore, also in the fourth embodiment, the reference signal ratio C accurately represents the inter-frame intensity ratio.
  • the oxygen saturation is generated from the two measurement signal ratios B1 / G2 and R2 / G2 in the above embodiment, the oxygen saturation may be calculated only from the measurement signal ratio B1 / G2.
  • the correlation storage unit storing the correlation between the measurement signal ratio B1 / G2 and the oxygen saturation is used to calculate the oxygen saturation.
  • the imaging of the oxygen saturation degree is performed.
  • the imaging of the blood volume may be performed.
  • the blood volume has a correlation with the measurement signal ratio R2 / G2 obtained by the measurement signal ratio calculation unit. Therefore, by assigning different colors according to the measurement signal ratio R2 / G2, it is possible to create a blood volume image in which the blood volume is imaged.
  • the oxygen saturation which is the ratio of oxygenated hemoglobin in the blood volume (sum of oxygenated hemoglobin and reduced hemoglobin)
  • blood volume ⁇ oxygen saturation Other biological function information such as an oxygenated hemoglobin index obtained from (%) or a reduced hemoglobin index obtained from “blood volume ⁇ (100 ⁇ oxygen saturation) (%)” may be calculated.

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Abstract

　画像中に明るさが異なる領域が存在しても、血中ヘモグロビンの酸素飽和度を精度良く算出する内視鏡システム及びその作動方法並びにプロセッサ装置を提供する。　第１青色レーザ光と第１蛍光を含む第１白色光と、第２青色レーザ光と第２蛍光を含む第２白色光は、交互に検体内に照射される。検体をイメージセンサで撮像して得られる画像信号のうち、Ｂ１画像信号、Ｇ２画像信号、Ｒ１画像信号、Ｒ２画像信号を酸素飽和度の算出に使用する。Ｂ１画像信号とＧ２画像信号から、検体の位置ずれ量を算出する。この検体の位置ずれ量に基づいて、Ｒ１画像信号及びＲ２画像信号間の位置合わせを行う。位置合わせ済みのＲ１画像信号及びＲ２画像信号から、参照用信号比（Ｒ２／Ｒ１）を求める。この参照用信号比に基づいて、Ｇ２画像信号又はＲ２画像信号を補正する。Ｂ１画像信号と補正後のＧ２画像信号又はＲ２画像信号に基づいて、酸素飽和度を算出する。

Description

内視鏡システム及びその作動方法並びにプロセッサ装置
　本発明は、検体内の撮像により得られる画像信号から血中ヘモグロビンの酸素飽和度に関する生体機能情報を求める内視鏡システム及びその作動方法並びにプロセッサ装置に関する。
　医療分野においては、光源装置、内視鏡、プロセッサ装置を備える内視鏡システムを用いて、診断することが一般的になっている（特開２０１２－１２５４０２号公報、特開２０１３－１３６５６号公報、特開２００１－２１８２１７号公報、特開２０１１－２３４８４４号公報、特開２００９－１３５９０７号公報、特開２０１０－２２７２５３号公報）。また、近年においては、生体機能情報の中でも血中ヘモグロビンの酸素飽和度を用いた病変部の診断が行われつつある。血中ヘモグロビンの酸素飽和度を取得する方法としては、酸化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンの吸光係数が異なる第１信号光と、この第１信号光と異なる波長域の第２信号光を交互に粘膜内の血管に照射して、それら第１及び第２信号光の反射光を内視鏡先端部のイメージセンサで検出する。
　イメージセンサで検出した第１信号光の反射光に対応する第１信号用画像信号と第２信号光の反射光に対応する第２信号用画像信号の比率を示す測定用信号比は、内視鏡の自動露光制御（ＡＥ）が理想的に作動している状況下においては、血管内の酸素飽和度に変化が無ければ、一定値を維持する。その一方で、酸素飽和度に変化が生ずれば、それに伴って測定用信号比も変化する。したがって、測定用信号比から、酸素飽和度を算出することができる。
　しかしながら、内視鏡先端部と検体との距離が急激に変化した場合など自動露光制御が不安定になった場合には、第１信号光と第２信号光の反射光の強度比（フレーム間強度比）が予め定めたフレーム間強度比（基準フレーム間強度比）から外れてしまうことがある。この場合には、酸素飽和度に変化が無い場合であっても、フレーム間強度比の変化とともに、測定用信号比も変化する。これは、酸素飽和度の算出精度を低下させる要因の一つとなる。
　そこで、特開２０１２－１２５４０２号公報では、自動露光制御の不安定化でフレーム間強度比が基準フレーム間強度比から外れた場合であっても、それによって測定用信号比が変動しないように、フレーム間強度比の変化に応じて、第１信号用画像信号又は第２信号用画像信号を補正している。
　特開２０１２－１２５４０２号公報では、フレーム間強度比の変化を把握するために、第１信号光と同時に第１参照光（蛍光体から発せられる蛍光のうちイメージセンサのＲ画素で検出される赤色成分）を発光するとともに、第２信号光と同時に第２参照光（蛍光体から発せられる蛍光のうちイメージセンサのＲ画素で検出される赤色成分）を発光している。そして、第１参照光に対応する第１参照用画像信号と第２参照光に対応する第２参照用画像信号との比率を示す参照用信号比を参照して、画素毎に、第１信号用画像信号又は第２信号用画像信号の補正を行っている。
　参照用信号比は、第１参照用画像信号の平均値と第２参照用画像信号の平均値から算出される。そのため、画面内の一部の領域が他の領域よりも暗くなった場合など、明るさが大きく異なる領域が画像中に存在する場合には、参照用信号比を用いても、正確に補正することができない場合がある。このような状況は、内視鏡先端部が湾曲して旋回動作する場合（画面内の一部の領域が検体に接近し、その他の領域が遠ざかるような場合）や、内視鏡先端部の前方に突然隆起物が出現した場合などに発生する。したがって、画像中に明るさが異なる領域が存在しても、フレーム間強度比の変動に応じて、信号用画像信号を正確に補正することによって、酸素飽和度を精度良く算出することが求められている。
　本発明は、画像中に明るさが異なる領域が存在しても、血中ヘモグロビンの酸素飽和度を精度良く算出することができる内視鏡システム及びその作動方法並びにプロセッサ装置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、第１光源と、第２光源と、光源制御部と、撮像部と、第１位置合わせ部と、第２位置合わせ部と、参照情報算出部と、補正部と、生体機能情報算出部とを備える。第１光源は、第１信号光、及び第１参照光を含む第１照明光を発する。第２光源は、第１信号光と波長域が異なる第２信号光、及び第２参照光を含む第２照明光を発する。光源制御部は、第１照明光と第２照明光が交互に検体に照射されるように、第１照明光と第２照明光の照射タイミングを制御する。撮像部は、第１照明光による検体への照明中には、第１照明光の反射光を第１信号光と第１参照光に波長分離して撮像することにより、第１信号光に対応する第１信号用画像信号を出力し、且つ第１参照光に対応する第１参照用画像信号を出力する。また、撮像部は、第２照明光による検体への照明中には、第２照明光の反射光を第２信号光と第２参照光に波長分離して撮像することにより、第２信号光に対応する第２信号用画像信号を出力し、且つ第２参照光に対応する第２参照用画像信号を出力する。第１位置合わせ部は、第１信号用画像信号と第２信号用画像信号との位置ずれ量を算出し、且つ信号用画像信号間の位置合わせを行う。第２位置合わせ部は、位置ずれ量に基づいて、第１参照用画像信号と第２参照用画像信号の位置合わせを行う。参照情報算出部は、位置合わせ済みの第１参照用画像信号と第２参照用画像信号に基づいて、画素毎に、第１及び第２信号光の強度に関する参照情報を算出する。補正部は、参照情報に基づいて、第１信号用画像信号又は第２信号用画像信号を補正する。生体機能情報算出部は、補正後の第１信号用画像信号又は第２信号用画像信号に基づいて、生体機能情報を算出する。
　第１信号用画像信号と第２信号用画像信号に対して、高周波成分を抽出する高周波フィルタリングを施す高周波成分抽出部を備え、第１位置合わせ部は、高周波フィルタリング後の第１信号用画像信号と第２信号用画像信号に基づいて、位置ずれ量の算出及び位置合わせを行うことが好ましい。位置合わせ済みの第１参照用画像信号と第２参照用画像信号に対して、低周波成分を抽出する低周波フィルタリングを施す低周波成分抽出部を備え、第２位置合わせ部は、低周波フィルタリング後の第１参照用画像信号と第２参照用画像信号間の位置合わせを行うことが好ましい。
　第１信号用画像信号及び第２信号用画像信号のうち、一方の画像信号の複数のエリアにそれぞれ基準ポイントを設定し、且つ他方の画像信号内に、基準ポイントに対応する位置に探索ポイントを設定する探索条件設定部を備え、第１位置合わせ部は、探索ポイントを所定の探索範囲で移動させることにより、基準ポイントと最も近い特徴量を有する目標ポイントを検出する検出処理を行い、位置ずれ量は、目標ポイントを検出したときの探索ポイントの移動量であることが好ましい。
　複数のエリアのうち暗部が存在する暗エリアについては、前記暗エリアのうち前記暗部以外の部分に基準ポイント及び探索ポイントを設定することが好ましい。検体との距離が一定値以上の場合の探索範囲を、距離が一定値を下回る場合の探索範囲よりも広くすることが好ましい。検体を拡大する検体拡大部を備え、検体拡大部の非使用時における探索範囲を、検体拡大部の使用時における探索範囲よりも広くすることが好ましい。
　撮像部は、第１信号光を受光して第１信号用画像信号を出力する複数の第１画素と、第２信号光を受光して第２信号用画像信号を出力する複数の第２画素と、第１又は第２参照光を受光して第１参照用画像信号又は第２参照用画像信号を出力する複数の第３画素とが設けられたカラーのイメージセンサを有することが好ましい。
　第１及び第２信号光は第１及び第２参照光よりも短波長の波長域を有することが好ましい。第１参照光と第２参照光は波形が同じで、第１参照光と前記第２参照光の強度比がいずれの波長においても同じであることが好ましい。
　生体機能情報は、補正後の第１信号用画像信号及び第２信号用画像信号間の測定用信号比に基づいて算出される酸素飽和度であり、参照情報は、第１参照用画像信号と第２参照用画像信号間の比率を示す参照用信号比であり、参照用信号比は、第１照明光の反射光の強度と第２照明光の反射光の強度との比率を示すフレーム間強度比に合わせて変化することが好ましい。
　本発明では、プロセッサ装置は内視鏡システムに接続されている。内視鏡システムは、第１光源と、第２光源と、光源制御部と、撮像部とを備えており、プロセッサ装置は、第１位置合わせ部と、第２位置合わせ部と、参照情報算出部と、補正部と、生体機能情報算出部とを備える。第１光源は、第１信号光、及び第１参照光を含む第１照明光を発する。第２光源は、第１信号光と波長域が異なる第２信号光、及び第２参照光を含む第２照明光を発する。光源制御部は、第１照明光と第２照明光が交互に検体に照射されるように、第１照明光と第２照明光の発生タイミングを制御する。撮像部は、第１照明光による検体への照明中には、第１照明光の反射光を第１信号光と第１参照光に波長分離して撮像することにより、第１信号光に対応する第１信号用画像信号を出力し、且つ第１参照光に対応する第１参照用画像信号を出力するまた、撮像部は、第２照明光による検体への照明中には、第２照明光の反射光を第２信号光と第２参照光に波長分離して撮像することにより、第２信号光に対応する第２信号用画像信号を出力し、且つ第２参照光に対応する第２参照用画像信号を出力する。
　本発明の内視鏡システムの作動方法は、制御ステップと、撮像ステップと、第１位置合わせステップと、第２位置合わせステップと、参照情報算出ステップと、補正ステップと、生体機能情報算出ステップとを有する。制御ステップでは、光源制御部が、第１信号光及び第１参照光を含む第１照明光と、第１信号光と波長域が異なる第２信号光及び第２参照光を含む第２照明光を、異なるタイミングで発生するように、第１照明光と第２照明光の発生タイミングを制御する。撮像ステップでは、撮像部が、第１照明光による検体への照明中には、第１照明光の反射光を第１信号光と第１参照光に波長分離して撮像することにより、第１信号光に対応する第１信号用画像信号を出力し、且つ第１参照光に対応する第１参照用画像信号を出力する。また、撮像ステップでは、第２照明光による検体への照明中には、第２照明光の反射光を第２信号光と第２参照光に波長分離して撮像することにより、第２信号光に対応する第２信号用画像信号を出力し、且つ第２参照光に対応する第２参照用画像信号を出力する。第１位置合わせステップでは、第１位置合わせ部が、第１信号用画像信号と第２信号用画像信号との位置ずれ量を算出し、且つ信号用画像信号間の位置合わせを行う。第２位置合わせステップでは、第２位置合わせ部が、位置ずれ量に基づいて、第１参照用画像信号と第２参照用画像信号の位置合わせを行う。参照情報算出ステップでは、参照情報算出部が、位置合わせ済みの第１参照用画像信号と第２参照用画像信号に基づいて、画素毎に、第１及び第２信号光の強度に関する参照情報を算出する。補正ステップでは、補正部が、参照情報に基づいて、第１信号用画像信号又は第２信号用画像信号を補正する。生体機能情報算出ステップでは、生体機能情報算出部が、補正後の第１信号用画像信号又は第２信号用画像信号に基づいて、生体機能情報を算出する。
　本発明によれば、画像中に明るさが異なる領域が存在しても、第１及び第２信号光の強度比の変動に応じて、第１又は第２信号用画像信号を正確に補正することによって、酸素飽和度を精度良く算出することができる。
内視鏡システムの外観図である。 第１実施形態の内視鏡システムのブロック図である。 通常観察モード時に発光する第２白色光の発光スペクトルを示すグラフである。 特殊観察モード時に発光する第１及び第２白色光の発光スペクトルを示すグラフである。 第１及び第２白色光の発光スペクトルを比較するための説明図である。 ＢＧＲカラーフィルタの分光透過率を示すグラフである。 第１実施形態における通常観察モード時の撮像制御を示す説明図である。 第１実施形態における特殊観察モード時の撮像制御を示す説明図である。 酸素飽和度画像生成部のブロック図である。 信号補正部での処理フローを示す説明図である。 基準ポイントを示す説明図である。 探索ポイントと目標ポイントを示す説明図である。 各エリアの明るさがほぼ同じ場合の基準ポイント及び探索ポイントの位置設定方法を示す説明図である。 内視鏡の先端部前方に隆起物が無い場合の管腔内の断面図である。 暗部が存在するエリアがある場合の基準ポイント及び探索ポイントの位置設定方法を示す説明図である。 内視鏡の先端部前方に隆起物が有る場合の管腔内の断面図である。 探索範囲Ｘの設定方法を示す説明図である。 探索範囲Ｙの設定方法を示す説明図である。 測定用信号比Ｂ１／Ｇ２、Ｒ２／Ｇ２と酸素飽和度との相関関係を表すグラフである。 酸化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンの吸光係数を示すグラフである。 図１５の相関関係を参照して酸素飽和度を算出する方法を示す説明図である。 本発明の一連の流れを表したフローチャートである。 蛍光体が光源装置内に設けられた内視鏡システムのブロック図である。 第２実施形態の内視鏡システムのブロック図である。 第２実施形態における通常観察モード時の撮像制御を示す説明図である。 第２実施形態における特殊観察モード時の撮像制御を示す説明図である。 第３実施形態の内視鏡システムのブロック図である。 第３実施形態の回転フィルタの平面図である。 第３実施形態のＢＰＦの分光透過率を示すグラフである。 第３実施形態における通常観察モード時の撮像制御を示す説明図である。 第３実施形態における特殊観察モード時の撮像制御を示す説明図である。 第４実施形態の内視鏡システムのブロック図である。 第４実施形態の回転フィルタの平面図である。 第４実施形態のＢＰＦの分光透過率を示すグラフである。 第４実施形態における通常観察モード時の撮像制御を示す説明図である。 第４実施形態における特殊観察モード時の撮像制御を示す説明図である。
［第１実施形態］
　図１に示すように、第１実施形態の内視鏡システム１０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２０とを有する。内視鏡１２は光源装置１４と光学的に接続されるとともに、プロセッサ装置１６と電気的に接続される。内視鏡１２は、検体内に挿入される挿入部２１と、挿入部の基端部分に設けられた操作部２２と、挿入部２１の先端側に設けられる湾曲部２３及び先端部２４を有している。操作部２２のアングルノブ２２aを操作することにより、湾曲部２３は湾曲動作する。この湾曲動作に伴って、先端部２４が所望の方向に向けられる。
　また、操作部２２には、アングルノブ２２aの他、モード切替SW２２ｂと、ズーム操作部２２ｃが設けられている。モード切替SW２２ｂは、通常観察モードと、特殊観察モードの２種類のモード間の切り替え操作に用いられる。通常観察モードは、検体内をフルカラー画像化した通常光画像をモニタ１８に表示するモードである。特殊観察モードは、検体内の血中ヘモグロビンの酸素飽和度を画像化した酸素飽和度画像をモニタ１８に表示するモードである。ズーム操作部２２ｃは、内視鏡１２内のズーミングレンズ（検体拡大部）４７（図２参照）を駆動させて、検体を拡大させるズーム操作に用いられる。
　プロセッサ装置１６は、モニタ１８及びコンソール２０と電気的に接続される。モニタ１８は、画像情報等を出力表示する。コンソール２０は、機能設定等の入力操作を受け付けるUI（ユーザーインターフェース）として機能する。なお、プロセッサ装置１６には、画像情報等を記録する外付けの記録部（図示省略）を接続してもよい。
　図２に示すように、光源装置１４は、中心波長４７３ｎｍの第１青色レーザ光を発する第１青色レーザ光源（４７３ＬＤ）３４と、中心波長４４５ｎｍの第２青色レーザ光を発する第２青色レーザ光源（４４５ＬＤ）３４とを発光源として備えている。これら各光源３４、３６の半導体発光素子からの発光は、光源制御部４０により個別に制御されており、第１青色レーザ光源３４の出射光と、第２青色レーザ光源３６の出射光の光量比は変更自在になっている。光源制御部４０は、通常観察モードの場合には、第２青色レーザ光源３６を駆動させて、第２青色レーザ光を発光している。
　これに対して、特殊観察モードの場合には、１フレーム間隔で、第１青色レーザ光源３４と第２青色レーザ光源３６を交互に点灯させる。これにより、第１青色レーザ光と第２青色レーザ光が交互に発光する。なお、第１、第２青色レーザ光の半値幅は±１０nm程度にすることが好ましい。また、第１青色レーザ光源３４及び第２青色レーザ光源３６は、ブロードエリア型のＩｎＧａＮ系レーザダイオードが利用でき、また、ＩｎＧａＮＡｓ系レーザダイオードやＧａＮＡｓ系レーザダイオードを用いることもできる。また、上記光源として、発光ダイオード等の発光体を用いた構成としてもよい。
　各光源３４、３６から出射されるレーザ光は、集光レンズ、光ファイバ、合波器などの光学部材（いずれも図示せず）を介して、ライトガイド（ＬＧ）４１に入射する。ライトガイド４１は、光源装置１４と内視鏡１２を接続するユニバーサルコード（図示せず）内に内蔵されている。ライトガイド４１は、各光源３４，３６からのレーザ光を、内視鏡１２の先端部２４まで伝搬する。なお、ライトガイド４１としては、マルチモードファイバを使用することができる。一例として、コア径１０５μｍ、クラッド径１２５μｍ、外皮となる保護層を含めた径がφ０．３～０．５ｍｍの細径なファイバケーブルを使用することができる。
　内視鏡１２の先端部２４は照明光学系２４aと撮像光学系２４ｂを有している。照明光学系２４aには、蛍光体４４と、照明レンズ４５が設けられている。蛍光体４４には、ライトガイド４１からのレーザ光が入射する。この蛍光体４４においては、第１又は第２青色レーザ光が照射されることで、蛍光体４４から蛍光が発せられる。また、一部の第１又は第２青色レーザ光は、そのまま蛍光体４４を透過する。蛍光体４４を出射した光は、照明レンズ４５を介して、検体内に照射される。
　ここで、通常観察モードにおいては、第２青色レーザ光が蛍光体４４に入射するため、図３に示すような第２白色光が検体内に照射される。この第２白色光は、第２青色レーザ光と、この第２青色レーザ光により蛍光体４４から励起発光する緑色～赤色の第２蛍光とから構成される。したがって、第２白色光は、波長範囲が可視光全域に及んでいる。
　一方、特殊観察モードにおいては、第１青色レーザ光と第２青色レーザ光が蛍光体４４交互に入射することにより、図４に示すように、第１白色光と第２白色光が交互に発光する。この交互に発光する第１及び第２白色光は、検体内に照射される。第１白色光は、第１青色レーザ光と、この第１青色レーザ光により蛍光体４４から励起発光する緑色～赤色の第１蛍光とから構成される。したがって、信号光は、波長範囲が可視光全域に及んでいる。第２白色光は、通常観察モード時に発光する第２白色光と同様である。図５に示すように、第１蛍光と第２蛍光とは、波形が同じである。また、第１蛍光の強度（I１（λ））と第２蛍光の強度（I２（λ））の比を示すフレーム間強度比（I２（λ）／I１（λ））は、いずれの波長λにおいてもほぼ同じである（例えば、I２（λ1）／I１（λ1）＝I２（λ2）／I１（λ2））。
　ここで、フレーム間強度比（I２（λ）／I１（λ））は、酸素飽和度の算出精度に影響を与えるものであるため、光源制御部４０により、予め設定された基準フレーム間強度比を維持するように高精度に制御されている。しかしながら、光源制御部４０は、第１及び第２白色光の発光後にイメージセンサ４８で取得する画像信号に基づいて制御するため、内視鏡１２の先端部２４と検体との距離が急激に変化する場合などにおいては、光源制御部４０での制御は不安定になることがある。本実施形態では、このように、光源制御部４０での制御が不安定になった場合であっても、プロセッサ装置１６でその不安定性を解消する画像処理が行われている。
　なお、本発明では、「第１信号光」は「第１青色レーザ光」に対応しており、「第１参照光」は「第１蛍光のうちイメージセンサ４８のＲ画素で受光する赤色成分の光」に対応している。したがって、本発明の「第１光源」は、第１青色レーザ光源３４と蛍光体４４を有することになる。また、本発明では、「第２信号光」は「第２蛍光のうちイメージセンサ４８のＧ画素で受光する緑色成分の光」に対応しており、「第２参照光」は「第２蛍光のうちイメージセンサ４８のＲ画素で受光する赤色成分の光」に対応している。したがって、本発明の「第２光源」は、第２青色レーザ光源３６と蛍光体４４を有することになる。
　なお、蛍光体４４は、第１及び第２青色レーザ光の一部を吸収して、緑色～赤色に励起発光する複数種の蛍光体（例えばＹＡＧ系蛍光体、或いはＢＡＭ（ＢａＭｇＡｌ１０Ｏ１７）等の蛍光体）を含んでいることが好ましい。本構成例のように、半導体発光素子を蛍光体４４の励起光源として用いれば、高い発光効率で高強度の第１及び第２白色光が得られ、それら白色光の強度を容易に調整できる上に、色温度、色度の変化を小さく抑えることができる。
　図２に示すように、内視鏡１２の撮像光学系２４ｂは、対物レンズ４６、ズーミングレンズ４７、イメージセンサ４８を有している。検体からの反射光は、対物レンズ４６及びズーミングレンズ４７を介して、イメージセンサ４８に入射する。これにより、イメージセンサ４８に検体の反射像が結像される。ズーミングレンズ４７は、ズーム操作部２２ｃを操作することで、テレ端とワイド端との間を移動する。ズーミングレンズ４７がテレ端側に移動すると検体の反射像が拡大する一方で、ワイド端側に移動することで、検体の反射像が縮小する。
　イメージセンサ（撮像部）４８はカラーのイメージセンサであり、検体の反射像を撮像して画像信号を出力する。なお、イメージセンサ４８は、ＣＣＤ(Charge Coupled Device）イメージセンサやＣＭＯＳ(Complementary Metal-Oxide Semiconductor）イメージセンサ等であることが好ましい。本発明で用いられるイメージセンサは、撮像面にＲＧＢカラーフィルタが設けられたＲＧＢ画素を有するＲＧＢイメージセンサであり、各ｃｈで光電変換をすることによってＲ、Ｇ、Ｂの３色の画像信号を出力する。
　図６に示すように、Bカラーフィルタは３８０～５６０nmの分光透過率を有しており、Gカラーフィルタは４５０～６３０nmの分光透過率を有しており、Rカラーフィルタは５８０～７６０nmの分光透過率を有している。したがって、通常観察モード時で第２白色光が検体内に照射されたときには、B画素には第２青色レーザ光と第２蛍光の緑色成分の一部が入射し、G画素には第２蛍光の緑色成分の一部が入射し、R画素には第２蛍光の赤色成分が入射する。ただし、第２青色レーザ光は第２蛍光よりも発光強度が極めて大きいので、B画素から出力するB画像信号の大部分は、第２青色レーザ光の反射光成分で占められている。
　一方、特殊観察モード時で第１白色光が検体内に照射されたときには、B画素には第１青色レーザ光と第１蛍光の緑色成分の一部が入射し、G画素には第１蛍光の緑色成分の一部が入射し、R画素には第１蛍光の赤色成分が入射する。ただし、第１青色レーザ光は第１蛍光よりも発光強度が極めて大きいので、B画像信号の大部分は、第１青色レーザ光の反射光成分で占められている。なお、特殊観察モード時で第２白色光が検体内に照射されたときのBGR画素での光入射成分は、通常観察モードの場合と同様である。
　なお、イメージセンサ４８としては、撮像面にＣ（シアン）、Ｍ（マゼンタ）、Ｙ（イエロー）及びＧ（緑）の補色フィルタを備えた、いわゆる補色イメージセンサであっても良い。補色イメージセンサの場合には、ＣＭＹＧの４色の画像信号から色変換によってＲＧＢの３色の画像信号を得ることができる。この場合には、ＣＭＹＧの４色の画像信号からＲＧＢの３色の画像信号に色変換する色変換手段を、内視鏡１２、光源装置１４又はプロセッサ装置１６のいずれかに備えている必要がある。
　撮像制御部４９は、観察モードに応じたイメージセンサ４８の撮像制御を行う。図７Aに示すように、通常観察モード時には、１フレームの期間毎に、第２白色光で照明された検体内をカラーのイメージセンサ４８で撮像する。これにより、１フレーム毎に、イメージセンサ４８からRGBの画像信号が出力する。図７Bに示すように、特殊観察モード時には、１フレーム目に、第１白色光で照明された検体内をカラーのイメージセンサ４８で撮像し、その次の２フレーム目に、第２白色光で照明された検体をカラーのイメージセンサ４８で撮像する。これにより、１フレーム目には、イメージセンサ４８からR１画像信号、G１画像信号、B1画像信号が出力し、２フレーム目には、イメージセンサ４８からR２画像信号、G２画像信号、B２画像信号が出力する。なお、イメージセンサ４８の１フレーム分の期間は、検体からの反射光を光電変換して蓄積する蓄積期間と、その後に蓄積した電荷を読み出して画像信号を出力する読出期間とからなる。
　図２に示すように、イメージセンサ４８から出力される画像信号は、ＣＤＳ・ＡＧＣ回路５０に送信される。ＣＤＳ・ＡＧＣ回路５０は、アナログ信号である画像信号に相関二重サンプリング（ＣＤＳ）や自動利得制御（ＡＧＣ）を行う。ＣＤＳ・ＡＧＣ回路５０を経た画像信号は、ガンマ変換部５１でガンマ変換が施される。これにより、モニタ１８などの出力デバイスに適した階調を有する画像信号が得られる。このガンマ変換後の画像信号は、Ａ／Ｄ変換器（Ａ／Ｄコンバータ）５２により、デジタル画像信号に変換される。Ａ／Ｄ変換されたデジタル画像信号は、プロセッサ装置１６に入力される。
　プロセッサ装置１６は、受信部５４と、画像処理切替部６０と、通常光画像処理部６２と、特殊光画像処理部６４と、画像表示信号生成部６６とを備えている。受信部５４は内視鏡１２からのデジタル画像信号を受信する。この受信部５４は、ＤＳＰ（Digital Signal Processor）５６とノイズ除去部５８を備えている。ＤＳＰ５６は、デジタル画像信号に対して色補正処理を行う。ノイズ除去部５８は、ＤＳＰ５６で色補正処理等が施されたデジタル画像信号に対してノイズ除去処理（例えば移動平均法やメディアンフィルタ法等）を施すことによって、デジタル画像信号からノイズを除去する。ノイズが除去されたデジタル画像信号は、画像処理切替部６０に送信される。
　画像処理切替部６０は、モード切替ＳＷ２２ｂにより通常観察モードにセットされている場合には、デジタル画像信号を通常光画像処理部６２に送信し、特殊観察モードに設定されている場合には、デジタル画像信号を特殊光画像処理部６４に送信する。なお、本発明においては、区別のため、通常光画像処理部６２及び特殊光画像処理部６４による画像処理前のデジタル画像信号を画像信号といい、画像処理後のデジタル画像信号を画像データと呼ぶことにする。
　通常光画像処理部６２は、色変換部６８と、色彩強調部７０と、構造強調部７２とを有する。色変換部６８は、入力された１フレーム分のB、G、R画像信号を、それぞれＲ画像データ、Ｇ画像データ、Ｂ画像データに割り付ける。これらＲＧＢの画像データに対しては、更に、３×３のマトリックス処理、階調変換処理、３次元ＬＵＴ処理などの色変換処理を行い、色変換処理済ＲＧＢ画像データに変換する。
　色彩強調部７０は、色変換済ＲＧＢ画像データに対して、各種色彩強調処理を施す。構造強調部７２は、色彩強調処理済ＲＧＢ画像データに対して、空間周波数強調等の構造強調処理を行う。構造強調部７２で構造強調処理が施されたＲＧＢ画像データは、通常光画像として通常光画像処理部６２から画像表示信号生成部６６に入力される。
　特殊光画像処理部６４は、入力された２フレーム分のB１，R１画像信号及びG２、R２画像信号に基づいて、酸素飽和度画像を生成する酸素飽和度画像生成部７６と、酸素飽和度画像に対して、空間周波数強調等の構造強調処理を行う構造強調部７８とを有する。構造強調部７８で構造強調処理が施されたＲＧＢ画像データは、特殊光画像として特殊光画像処理部６４から画像表示信号生成部６６に入力される。
　画像表示信号生成部６６は、通常光画像処理部６２又は特殊光画像処理部６４から入力された通常光画像又は特殊光画像を、モニタ１８で表示可能画像として表示するための表示画像信号に変換する。この変換後の表示画像信号に基づいて、モニタ１８は、通常光画像又は特殊光画像を表示する。なお、特殊光画像としては、２フレーム分のRGB画像信号から、１フレームの酸素飽和度画像が表示される。
　図８に示すように、酸素飽和度画像生成部７６は、信号補正部８０と、測定用信号比算出部８１と、相関関係記憶部８２と、酸素飽和度算出部（生体機能情報算出部）８３と、画像生成部８４とを備えている。信号補正部８０は探索条件設定部８０ａと、位置合わせ部８０ｂと、参照用信号比算出部（参照情報算出部）８０ｃと、補正部８０ｄとを備えており、酸素飽和度の算出に用いるB１画像信号、G２画像信号、R２画像信号について、基準フレーム間強度比の下で得られる画像信号と同等になるように補正する。
　信号補正部８０では、まず、探索条件設定部８０ａが、第１及び第２位置合わせ部８０ｂ，８０ｃでの位置合わせ処理に用いる探索ポイントの各種条件（探索条件）を設定する。探索条件設定後は、図９に示すように、第１位置合わせ部８０ｂが、B１画像信号とＧ２画像信号間の検体の位置ずれ量を算出するとともに、B１画像信号とＧ２画像信号間の検体像の位置合わせを行う。この第１位置合わせ部８０ｂでは、Ｂ１画像信号を変形してＧ２画像信号に位置合わせするため、位置合わせ後のＢ１画像信号を「Ｂ１ａ画像信号」とする。
　そして、第２位置合わせ部８０ｃが、第１位置合わせ部８０ｂで算出した位置ずれ量に基づいて、R１画像信号とR２画像信号間の検体像の位置合わせを行う。そして、参照用信号比算出部８０ｄが、位置合わせ済みのR１画像信号とR２画像信号から、G２画像信号、R２画像信号の補正に用いる参照用信号比を算出する。最後に、補正部８０ｅが、参照用信号比に基づいて、G２画像信号、R２画像信号を、基準フレーム間強度比の下で得られる画像信号と同等となるように補正する。これにより、Ｇ２ａ画像信号及びＲ２ａ画像信号が得られる。以上の一連の処理により得られるＢ１ａ画像信号、Ｇ２ａ画像信号、Ｒ２ａ画像信号が、酸素飽和度の算出に用いられる。
　探索条件設定部８０ａは、探索条件として、基準ポイントの位置設定と、探索ポイントの位置設定と探索範囲の設定を行う。図１０Ａに示すように、基準ポイントＰ１～Ｐ９は、Ｂ１画像信号内の９つエリアＡ１～Ａ９（３×３）の所定位置に設けられる。探索ポイントＤ１～Ｄ９は、図１０Ｂに示すように、Ｇ２画像信号内の９つのエリアＡ１～Ａ９（３×３）内で、基準ポイントＰ１～Ｐ９と同じ画素位置に設けられる。これら探索ポイントＤ１～Ｄ９は、Ｇ２画像信号内の９つのエリアＡ１～Ａ９内で、所定の探索範囲でX方向又はY方向に平行移動（探索）する。この探索ポイントＤ１～Ｄ９の探索により、基準ポイントＰ１～Ｐ９と最も近い特徴量（例えば、画素値や画素値分布）を有する画素もしくは画素領域（目標ポイントＴ）を検出する。なお、基準ポイントＰ１～Ｐ９をＧ２画像信号内に設定し、探索ポイントＤ１～Ｄ９をＢ１画像信号内に設定してもよい。
　基準ポイントＰ１～Ｐ９及び探索ポイントＤ１～Ｄ９については、図１１Aに示すように、各エリアＡ１～Ａ９の明るさがほぼ同じである場合には、各エリアＡ１～Ａ９の中央にセットする。このように各エリアＡ１～Ａ９の明るさがほぼ同じである場合としては、例えば、図１１Ｂに示すように、管腔内において、内視鏡１２の先端部２４の前方に、隆起物などが存在しない場合が考えられる。
　これに対して、図１２Ａに示すように、エリアＡ１～Ａ９の中で、画素値が一定値以下となる暗部ＢＰが存在する暗エリア（図１２Ａでは「エリアＡ５」）がある場合には、暗エリアのうち暗部ＢＰ以外の部分に、基準ポイントＰ５及び探索ポイントＤ５を設定する。これは、暗部ＢＰに基準ポイントＰ５及び探索ポイントＤ５を設定した場合には、探索直後に目標ポイントＴを検出することになるため、位置合わせを正確に行うことができないためである。このように一部のエリアが暗くなる場合としては、例えば、図１２Ｂに示すように、管腔内において、内視鏡１２の先端部２４の前方に、隆起物８６が現れる場合が考えられる。なお、各エリアの明るさは、各エリアの画素値の平均値から求める。また、血管構造などの位置合わせに必要なランドマークがほとんどないエリアについては、基準ポイント及び探索ポイントを設定しなくてもよい。
　探索範囲については、内視鏡１２の先端部２４や検体の動きがほとんどない動き無し状態の場合には、図１３に示すように、探索ポイントＤ１～Ｄ９の移動範囲を狭くした第１の探索範囲Ｘに設定する。これは、動き無し状態の場合には、遠くまで探索しなくても、目標ポイントＴの検出が可能だからである。これに対して、内視鏡１２の先端部２４が大きく湾曲するときや検体に大きな動きがあるときなど動き有り状態の場合には、図１４に示すように、第１の探索範囲Ｘよりも探索ポイントＤ１～Ｄ９の範囲を広くした第２の探索範囲Ｙに設定する。これは、動き有り状態の場合には、遠くまで探索しないと、目標ポイントＴの検出が難しいからである。
　なお、動き無し状態又は動き有り状態のいずれの状態にあるかの判別方法としては、以下の方法が考えられる。例えば、スクリーニング時のように、ズーミングレンズ４７を作動させない場合には、内視鏡１２の先端部２４を動かす頻度が大きいため、検体に動きがあると考えられる。したがって、ズーミングレンズ４７の非作動時には、動き有り状態と判別する。これに対して、拡大観察時のように、ズーミングレンズ４７を作動させる場合には、内視鏡１２の先端部２４はほぼ静止状態で動く頻度は少ないと考えられるため、検体に動きは少ないと考えられる。したがって、ズーミングレンズ４７の作動時には、動き無し状態と判別する。また、モード切替SW２２ｂにより、動き無し状態と動き有り状態の切り替えを行えるようにしてもよい。
　また、拡大観察時のように、内視鏡１２の先端部２４と検体との検体間距離が一定値を下回る場合には、探索範囲が狭い第１の探索範囲Ｘで探索を行う一方で、検体間距離が一定値以上の場合には、探索範囲が広い第２の探索範囲Ｙで探索を行うことが好ましい。なお、検体間距離は、イメージセンサ４８の露光量に基づいて定めることが好ましい。即ち、露光量が小さい場合は、検体間距離は遠く、反対に露光量が大きい場合は、検体間距離は近いものとする。
　第１位置合わせ部８０ｂは、B１画像信号とＧ２画像信号に対して、それぞれ高周波の周波数フィルタリング処理を施す高周波フィルタリング部（高周波成分抽出部）ＨＦを備えている。高周波の周波数フィルタリング処理のB１画像信号とＧ２画像信号は、位置合わせ時に目印となるランドマーク（例えば、血管構造）などの高周波成分の情報がシャープに抽出されるため、探索ポイントＤ１～Ｄ９による目標ポイントＴの検出を精度良く行うことができる。
　そして、第１位置合わせ部８０ｂは、設定された探索条件に従って、Ｂ１画像信号内に９つの基準ポイントＰ１～Ｐ９を設定するとともに、Ｇ２画像信号内に９つの探索ポイントＤ１～Ｄ９を設定する。そして、各探索ポイントＤ１～Ｄ９を所定の探索範囲内で探索させる。そして、各エリア毎に、探索ポイントＤ１～Ｄ９が目標ポイントＴを検出したときの探索ポイントＤ１～Ｄ９の移動量を算出する。これら各エリアにおける探索ポイントＤ１～Ｄ９の移動量が、B１画像信号及びＧ２画像信号の各エリアにおける検体像の位置ずれ量となる。なお、第１位置合わせ部８０ｂでは、Ｂ１画像信号及びＧ２画像信号を所定の画像信号で規格化し、規格化した信号をピラミッド画像にしてから、位置ずれ量の算出を行ってもよい。
　そして、各エリア毎の位置ずれ量に基づき、Ｂ１画像信号の各画素の画素値を補間して検体像を変形する。この変形処理により、B１画像信号の検体像の位置をＧ２画像信号の検体像の位置に合わせ込む。これにより、B１画像信号のＧ２画像信号間の位置合わせが完了する。ここで、位置合わせ後のＢ１画像信号をＢ１ａ画像信号とする。なお、所定エリアの探索ポイントの移動量が、他のエリアの探索ポイントの移動量よりも大きく外れている場合には、その所定エリアの探索ポイントの移動量は、他のエリアの探索ポイントの移動量に基づいて、補正することが好ましい。また、Ｇ２画像信号の各画素の画素値を補間して検体像を変形することにより、Ｇ２画像信号の検体像をＢ１画像信号の検体像の位置を合わせ込んでもよい。
　第２位置合わせ部８０ｃは、R１画像信号とR２画像信号に対して、それぞれ低周波の周波数フィルタリング処理を施す低周波フィルタリング部（低周波成分抽出部）ＬＦを備えている。低周波の周波数フィルタリング後のR１画像信号とR２画像信号は、高周波成分が除去されているため、明るさ情報が多く含まれる画像信号となっている。R１画像信号とR２画像信号の各エリア毎に、第１位置合わせ部８０ｂで算出された各エリア毎の位置ずれ量に基づいて、各エリアの画素の画素値を補間して検体像を変形する。これにより、R１画像信号とR２画像信号間の位置合わせが完了する。
　ここで、R１画像信号とR２画像信号間の位置合わせに、B１画像信号とＧ２画像信号間の位置ずれ量を用いるのは、以下の理由からである。R１画像信号とR２画像信号は、粘膜の吸収体（ヘモグロビン）の吸光係数が低い赤色波長成分を多く有しているため、光量に関する情報は多く含まれているものの、位置合わせのランドマークとなり得る構造物の像は多く含まれていない。したがって、R１画像信号とR２画像信号については、探索ポイントＤが目標ポイントＴを検出することが困難であるため、探索ポイントＤの移動量、即ち、位置ずれ量を正確に算出できない場合が多い。
　これに対して、B１画像信号とＧ２画像信号は、粘膜の吸収体（ヘモグロビン）の吸光係数が高い青色波長成分を多く有しているため、血管構造などランドマークとなり得る構造物の像が多く含まれている。したがって、B１画像信号とＧ２画像信号については、探索ポイントＤによる目標ポイントＴの検出が容易であるため、探索ポイントＤの移動量、即ち、位置ずれ量を正確に求めることができる。そこで、R１画像信号とR２画像信号間の位置合わせには、R１画像信号とR２画像信号の位置ずれ量ではなく、B１画像信号とＧ２画像信号間の位置ずれ量を用いている。
　参照用信号比算出部８０ｄは、位置合わせ済みのR１画像信号及びR２画像信号間の比率（Ｒ２／Ｒ１）を示す参照用信号比Ｃを、画素毎に算出する。この参照用信号比Ｃは、以下の（１）～（３）の３つの理由により、実際のフレーム間強度比（I２（λ）／I１（λ））に連動して増減する。
（１）：第１蛍光と第２蛍光は、波形が同一であり、また第１蛍光と第２蛍光のフレーム間強度比（I２（λ）／I１（λ））は、いずれの波長においても同一である（図５参照）。
（２）：イメージセンサ４８のＲ画素は、第１及び第２蛍光のうち長波長側の裾の部分のみ感度がある（図６参照）
（３）：（１）、（２）から、Ｒ１画像信号とＲ２画像信号は、いずれも被写体となる生体組織についてほとんど同じ情報を持っている。
　以上から、参照用信号比Ｃは、実際のフレーム間強度比をほぼ正確に表している。ここで、参照用信号比Ｃの算出に用いたＲ１画像信号とＲ２画像信号は精度良く位置合わせがされているため、仮に、画像中に明るさが異なる領域が存在したとしても、各画素における参照用信号比Ｃは、実際のフレーム間強度比を正確に示している。なお、光源制御部４０による光量制御が理想的に動作している状況下での参照用信号比については、基準参照用信号比「Ｃａ」として予めメモリ（図示しない）に記憶されている。
　補正部８０ｅは、参照用信号比算出部８０ｄで算出した参照用信号比Ｃと基準参照用信号比Ｃａを用いて、Ｇ２画像信号とＲ２画像信号を補正する。これらＧ２画像信号とＲ２画像信号は、以下に式に基づいて補正することで、Ｇ２ａ画像信号とＲ２ａ画像信号となる。補正は、Ｇ２画像信号とＲ２画像信号の画素毎に行われる。
Ｒ２ａ＝Ｒ２／Ｃ×Ｃａ
Ｇ２ａ＝Ｇ２／Ｃ×Ｃａ
この式において、「Ｒ２」、「Ｇ２」は、補正前の「Ｒ２画像信号」、「Ｇ２画像信号」を示しており、「Ｒ２ａ」、「Ｇ２ａ」は、補正後の「Ｇ２ａ画像信号」、「Ｒ２ａ画像信号」を示している。これらＧ２ａ画像信号とＲ２ａ画像信号は、基準フレーム間強度比の下で得られる画像信号と同等になるように補正されたものになっている。即ち、光源制御部４０での光源制御（ＡＥ）が理想的に作動している場合は、参照用信号比Ｃは基準参照用信号比Ｃａと一致するため、補正前と補正後でＧ２画像信号とＲ２画像信号の値はほぼ同じとなっている。
　これに対して、ＡＥが不安定化した場合には、実際のフレーム間強度比が基準フレーム間強度比からズレてしまうことがある。例えば、実際のフレーム間強度比が基準フレーム間強度比よりも大きくなった場合（即ち、参照用信号比Ｃ＞基準参照用信号比Ｃａの場合）には、この増加分を打ち消すように、Ｇ２画像信号とＲ２画像信号の画素値を小さくする。反対に、実際のフレーム間強度比が基準フレーム間強度比よりも小さくなった場合（即ち、参照用信号比Ｃ＜基準参照用信号比Ｃａの場合）には、この減少分を打ち消すように、Ｇ２画像信号とＲ２画像信号の画素値を大きくする。これにより、ＡＥが不安定化して、実際のフレーム間強度比が基準フレーム間強度比から変動したしても、この変動分を打ち消すように画像信号を補正することで、理想的にＡＥが作動したときと同様の画像信号を得ることができる。
　また、Ｇ２画像信号とＲ２画像信号の補正には、各画素のフレーム間強度比を正確に表した参照用信号比Ｃを用いているため、仮に、画像中に明るさが異なる領域が存在したとしても、各領域において適切な明るさ補正が行われる。即ち、画像中の明るい領域については、Ｇ２画像信号とＲ２画像信号の画素値を小さくすることにより、明るさを低減させる補正が行われ、画像中の暗い領域については、Ｇ２画像信号とＲ２画像信号の画素値を大きくすることにより、明るさを増加させる補正が行われる。
　測定用信号比算出部８１は、Ｂ１ａ画像信号及びＧ２ａ画像信号間の測定用信号比Ｂ１／Ｇ２と、Ｇ２ａ画像信号Ｇ２及びＲ２ａ画像信号間の測定用信号比Ｒ２／Ｇ２とを、画素毎に求める。ここで、測定用信号比Ｂ１／Ｇ２、Ｒ２／Ｇ２の算出に用いる「Ｂ１ａ画像信号、Ｇ２ａ画像信号、Ｒ２ａ画像信号」は、信号補正部８０での信号補正処理により補正されているため、これら測定用信号比Ｂ１／Ｇ２、Ｒ２／Ｇ２により、酸素飽和度を正確に算出することができる。
　相関関係記憶部８２は、測定用信号比Ｂ１／Ｇ２及びＲ２／Ｇ２と酸素飽和度との相関関係を記憶している。この相関関係は、図１５に示す二次元空間上に酸素飽和度の等値線を定義した２次元テーブルで記憶されている。この等値線の位置、形は光散乱の物理的なシミュレーションで得られ、血液量に応じて変わるように定義されている。例えば、血液量の変化があると、各等値線間の間隔が広くなったり、狭くなったりする。なお、測定用信号比Ｂ１／Ｇ２，Ｒ２／Ｇ２はlogスケールで記憶されている。
　なお、上記相関関係は、図１６に示すような酸化ヘモグロビンや還元ヘモグロビンの吸光特性や光散乱特性と密接に関連性し合っている。この図１６において、グラフ９０は酸化ヘモグロビンの吸光係数を、グラフ９１は還元ヘモグロビンの吸光係数を示している。例えば、第１青色レーザ光の中心波長４７３ｎｍのように吸光係数の差が大きい波長では、酸素飽和度の情報を取り易い。しかしながら、４７３ｎｍの光に対応する信号を含むＢ１ａ画像信号は、酸素飽和度だけでなく血液量にも依存度が高い。そこで、Ｂ１ａ画像信号に加え、主として血液量に依存して変化する光に対応するＲ２ａ画像信号と、Ｂ１ａ画像信号とＲ２ａ画像信号のリファレンス信号となるＧ２ａ画像信号から得られる測定用信号比Ｂ１／Ｇ２及びＲ２／Ｇ２を用いることで、血液量に依存することなく、酸素飽和度を正確に求めることができる。
　酸素飽和度算出部８３は、相関関係記憶部８２に記憶された相関関係を参照して、測定用信号比算出部８１で求めた測定用信号比Ｂ１／Ｇ２、Ｒ２／Ｇ２に対応する酸素飽和度を求める。酸素飽和度の算出は画素毎に求める。酸素飽和度算出部８３では、以下のようにして酸素飽和度を算出する。例えば、所定画素における測定用信号比がＢ１＊／Ｇ２＊、Ｒ２＊／Ｇ２＊である場合には、図１７に示すように、相関関係を参照すると、測定用信号比Ｂ１＊／Ｇ２＊、Ｒ２＊／Ｇ２＊に対応する酸素飽和度は「６０％」となっている。したがって、酸素飽和度は「６０％」として算出される。
　なお、測定用信号比Ｂ１／Ｇ２、Ｒ２／Ｇ２は、Ｂ１画像信号と、信号補正部８０で補正されたＧ２ａ画像信号及びＲ２ａ画像信号とに基づいて算出されたものであるため、測定用信号比Ｂ１／Ｇ２、Ｒ２／Ｇ２が極めて大きくなったり、極めて小さくなったりすることはほとんどない。即ち、測定用信号比Ｂ１／Ｇ２、Ｒ２／Ｇ２は、相関関係上において、酸素飽和度０％の下限ライン９３を上回ったり、反対に、酸素飽和度１００％の上限ライン９４よりも下回ったりすることはほとんどない。
　ただし、仮に、測定用信号比Ｂ１／Ｇ２、Ｒ２／Ｇ２が相関関係上で下限ライン９３よりも上方に位置するときには酸素飽和度を０％とし、測定用信号比Ｂ１／Ｇ２、Ｒ２／Ｇ２が上限ライン９４よりも下方に位置するときには酸素飽和度を１００％とする。なお、対応点が下限ライン９３と上限ライン９４との間から外れている場合には、その画素における酸素飽和度の信頼度を下げて表示しないようにしてもよい。
　画像生成部８４は、酸素飽和度算出部８３で算出した酸素飽和度と、Ｂ２画像信号、Ｇ２画像信号、Ｒ２画像信号とを用いて、酸素飽和度を画像化した酸素飽和度画像を生成する。この画像生成部８４では、Ｂ２画像信号、Ｇ２画像信号、Ｒ２画像信号に対して、酸素飽和度に応じたゲインが施される。例えば、酸素飽和度が６０％以上の場合には、Ｂ２画像信号、Ｇ２画像信号、Ｒ２画像信号のいずれも、同じゲイン「１」が施される。これに対して、酸素飽和度が６０％未満の場合は、Ｂ２画像信号に対して「１」未満のゲインが施される一方で、Ｇ２画像信号、Ｒ２画像信号に対しては「１」を超えるゲインが施される。このゲイン処理後のＢ２画像信号、Ｇ２画像信号、Ｒ２画像信号がＢＧＲ画像データに割り付けられる。
　これらＢＧＲ画像データに基づいてモニタ１８に表示される酸素飽和度画像は、高酸素の領域（酸素飽和度が６０～１００％の領域）は、ゲインがいずれも「１」でＢ２画像信号、Ｇ２画像信号、Ｒ２画像信号の画素値が変動しないため、通常光画像と同様の色で表示される。これに対して、酸素飽和度が一定値を下回る低酸素の領域（酸素飽和度が０～６０％の領域）では、酸素飽和度に応じてゲインが「１」未満もしくは「１」を超えるため、通常光画像と異なる色、即ち疑似カラーで表示される。なお、画像生成部では、低酸素の領域のみ疑似カラーで表示したが、低酸素領域だけでなく高酸素の領域（６０～１００％）も疑似カラーで表示してもよい。
　次に、本実施形態における一連の流れを図１８のフローチャートに沿って説明する。まず、通常観察モードにおいて、遠景状態からスクリーニングを行う。通常観察モードでは、通常光画像がモニタ１８に表示される。このスクリーニング時に、ブラウニッシュエリアや発赤など病変の可能性がある部位（病変可能性部位）を検出したときには、モード切替ＳＷ２２ｂを操作して、特殊観察モードに切り替える。この特殊観察モードにおいて、病変可能性部位が低酸素状態になっているか否かの診断を行う。
　特殊観察モードでは、第１及び第２白色光が交互に発光される。そして、第１白色光で照明された検体像をイメージセンサ４８で撮像することにより、イメージセンサ４８からＢ１画像信号、Ｇ１画像信号、Ｒ１画像信号が出力され、第２白色光で照明された検体像をイメージセンサ４８で撮像することにより、イメージセンサ４８からＢ２画像信号、Ｇ２画像信号、Ｒ２画像信号が出力される。これら２フレーム分の画像信号が、１フレームの酸素飽和度画像の作成に用いられる。
　次に、位置合わせ２フレーム分の画像信号を取得したときの露光量、ズーミングレンズの作動状況、検体の動き量などに基づいて、Ｂ２画像信号及びＧ２画像信号内の各エリアＡ１～Ａ９毎に、基準ポイントＰ１～Ｐ９と探索ポイントＤ１～Ｄ９を設定するとともに、探索ポイントＤ１～Ｄ９の探索範囲を設定する。そして、各エリアＡ１～Ａ９において、探索ポイントＤ１～Ｄ９を、設定された探索範囲内で探索する。そして、探索ポイントＤ１～Ｄ９が目標ポイントＴを検出したときの移動量を、フレーム間の位置ずれ量とする。このフレーム間の位置ずれ量に基づいて、Ｂ１画像信号とＧ２画像信号間の位置合わせを行う。
　次に、Ｂ１画像信号とＧ２画像信号間の位置ズレ量に基づいて、Ｒ１画像信号とＲ２画像信号間の位置合わせを行う。そして、位置合わせ済みのＲ１画像信号とＲ２画像信号に基づいて、参照用信号比Ｃを算出する。そして、参照用信号比Ｃと基準参照用信号比Ｃａとを用いて、Ｇ２画像信号とＲ２画像信号を補正する。これにより、理想的にＡＥが作動したときと同様の画像信号であるＧ２ａ画像信号及びＲ２ａ画像信号が得られる。そして、位置合わせ済みのＢ１ａ画像信号とＧ２ａ画像信号及びＲ２ａ画像信号に基づいて、酸素飽和度を算出する。この算出した酸素飽和度とＢ２画像信号、Ｇ２画像信号、Ｒ２画像信号に基づいて、酸素飽和度画像が生成される。
　生成された酸素飽和度画像は、特殊光画像として、モニタ１８に表示される。このモニタ１８に表示された酸素飽和度画像に基づいて、ドクターは、病変可能性部位が低酸素状態になっているかどうかを確認する。酸素飽和度の表示は、通常観察モードに切り替えられるまで、継続して表示される。そして、診断を終了する場合には、内視鏡１２の挿入部２１を検体内から抜き出す。
　なお、上記第１実施形態では、内視鏡１２の先端部２４に蛍光体４４を設けたが、これに代えて、図１９の内視鏡システム１００に示すように、光源装置１４の内部に蛍光体４４を設けてもよい。この場合には、第１青色レーザ光源（４７３ＬＤ）３４及び第２青色レーザ光源（４４５ＬＤ）３６と、ライトガイド４１との間に、蛍光体４４を設ける。第１青色レーザ光源３４又は第２青色レーザ光源３６は、第１青色レーザ光又は第２青色レーザ光を蛍光体４４に向けて照射する。これにより、第１白色光又は第２白色光が発せられる。この第１又は第２白色光は、ライトガイド４１を介して、検体内に照射される。それ以外については、内視鏡システム１００は、内視鏡システム１０と同様である。
　なお、上記第１実施形態では、第１及び第２青色レーザ光を同一の蛍光体４４に入射したが、第１青色レーザ光と第２青色レーザ光を、それぞれ別々の第１蛍光体、第２蛍光体に入射させてもよい。この場合には、第１蛍光体から発せられる蛍光のうちイメージセンサ４８のＲ画素に入射する第１赤色成分の光と、第２蛍光体から発せられる蛍光のうちイメージセンサ４８のＲ画素に入射する第２赤色成分の光について、同一の波形にする必要がある。また、第１赤色成分の光と第２赤色成分の光の強度比を、波長によらず一定にする必要がある。これは、参照用信号比Ｃを、実際のフレーム間強度比の増減に連動させるためである。
［第２実施形態］
　図２０に示すように、内視鏡システム２００の光源装置１４には、第１及び第２青色レーザ光源３４，３６、光源制御部４０の代わりに、ＬＥＤ光源ユニット２０２と、ＬＥＤ光源制御部（光源制御部）２０４が設けられている。また、内視鏡２００の照明光学系２４ａには、蛍光体４４が設けられていない。それ以外については、第１実施形態の内視鏡システム１０と同様である。
　ＬＥＤ光源ユニット２０２は、特定の波長域に制限された光を発光する光源として、４つのＬＥＤを有する。具体的には、ＬＥＤ光源ユニット２０２は、４００～５００ｎｍの青色領域の青色帯域光Ｂ（以下、単に青色光という）を発光するＬＥＤ（Ｂ）と、４７３ｎｍ±１０ｎｍに制限された青色狭帯域光Ｎｂを発光するＬＥＤ（４７３）と、４８０～６２０ｎｍの緑色領域の緑色帯域光Ｇ（以下、単に緑色光という）を発光するＬＥＤ（Ｇ）と、６００～７２０ｎｍの赤色領域の赤色帯域光Ｒ（以下、単に赤色光という）を発光するＬＥＤ（Ｒ）とを有している。なお、ＬＥＤ光源ユニット２０２は、各ＬＥＤがブロードな波長域の光を発光するように、波長域が少しずつ異なった狭帯域光を発光するＬＥＤを複数設けてもよい。
　なお、本発明では、「第１信号光」は「青色狭帯域光Ｎｂ」に対応し、「第１参照光」は「赤色光Ｒ」に対応している。したがって、本発明の「第１光源」は、LED（４７３）と、LED（R）を有することになる。また、本発明では、「第２信号光」が「緑色光Ｇ」に対応し、「第２参照光」は「赤色光Ｒ」に対応している。したがって、本発明の「第２光源」は、LED（G）と、LED（R）を有することになる。
　ＬＥＤ光源制御部２０４は、ＬＥＤ光源ユニット２０２の各ＬＥＤを個別に制御している。また、ＬＥＤ光源制御部２０４は、通常観察モードの場合には、ＬＥＤ（Ｂ）、（Ｇ）、（Ｒ）を駆動する。これに対して、特殊観察モードの場合には、ＬＥＤ（Ｇ）、（Ｒ）を常時点灯させた状態で、ＬＥＤ（４７３）とＬＥＤ（Ｂ）とが交互に点灯するように制御している。
　また、撮像制御部４９では、観察モード毎に、以下のような撮像制御を行っている。図２１Ａに示すように、通常観察モード時には、１フレームの期間毎に、青色光Ｂ、緑色光Ｇ及び赤色光Ｒが同時に照明された検体内をカラーのイメージセンサ４８で撮像、すなわち、青色光Ｂ、緑色光Ｇ及び赤色光Ｒを光電変換して得られる電荷を蓄積するステップと、蓄積した電荷をＢ画像信号、Ｇ画像信号、Ｒ画像信号として読み出すステップが行われる。こうした動作は通常観察モードに設定されている間、繰り返し行われる。そして、それら１フレーム分の画像信号に基づいて、上記第１実施形態と同様の方法で、通常光画像が生成される。
　一方、図２１Ｂに示すように、特殊観察モード時には、１フレーム目に、青色狭帯域光Ｎｂ、緑色光Ｇ、赤色光Ｒを光電変換して得られる電荷を蓄積するステップと、蓄積した電荷をＢ１画像信号、Ｇ１画像信号、Ｒ１画像信号として読み出すステップが行われ、その次の２フレーム目に、青色光Ｂ、緑色光Ｇ及び赤色光Ｒを光電変換して得られる電荷を蓄積するステップと、蓄積した電荷をＢ２画像信号、Ｇ２画像信号、Ｒ２画像信号として読み出すステップが行われる。こうした動作は特殊観察モードに設定されている間、繰り返し行われる。そして、それら２フレーム分の画像信号に基づいて、上記第１実施形態と同様の方法で、酸素飽和度画像が生成される。
　ここで、１フレーム目の赤色光Ｒと２フレーム目の赤色光Ｒは、同一のＬＥＤ（Ｒ）から発光しているため、それぞれの波形は同一であり、また、それらの強度比は波長によらず同一である。したがって、１フレーム目の赤色光発光時に得られるＲ１画像信号と２フレーム目の赤色光発光時に得られるＲ２画像信号との比率を示す参照用信号比Ｃは、実際のフレーム間強度比に連動して増減する。したがって、第２実施形態においても、参照用信号比Ｃは、実際のフレーム間強度比を正確に表していることになる。
　上記第２実施形態では、特殊観察モードにおいて、１フレーム目の赤色光Ｒ、２フレーム目の赤色光Ｒは、それぞれ同一のＬＥＤ（Ｒ）から発光したが、別々のＬＥＤ（Ｒ）から発光してもよい。ただし、この場合には、１フレーム目に第１ＬＥＤ（Ｒ）から発光する第１赤色光と、２フレーム目に第２ＬＥＤ（Ｒ）から発光する第２赤色光とは、それぞれ同じスペクトルにするとともに、各波長における強度比を同じにする必要がある。これは、参照用信号比Ｃを、実際のフレーム間強度比の増減に連動させるためである。
［第３実施形態］
　図２２に示すように、内視鏡システム３００の光源装置１４には、第１及び第２青色レーザ光源３４，３６、光源制御部４０の代わりに、広帯域光源３０２、回転フィルタ３０４、フィルタ切替部３０５が設けられている。それ以外については、第１実施形態の内視鏡システム１０と同様である。
　広帯域光源３０２はキセノンランプ、白色ＬＥＤなどであり、波長域が青色から赤色に及ぶ白色光を発する。回転フィルタ３０４は回転軸３０４ａを中心として回転するものであり、内側に設けられた通常観察モード用フィルタ３０８と、外側に設けられた特殊観察モード用フィルタ３０９とを備えている（図２３参照）。フィルタ切替部３０５は、回転フィルタ３０４を径方向に移動させるものであり、モード切替ＳＷ２２ｂにより通常観察モードにセットされたときに、回転フィルタ３０４の通常観察モード用フィルタ３０８を白色光の光路に挿入し、特殊観察モードにセットされたときに、回転フィルタ３０４の特殊観察モード用フィルタ３０９を白色光の光路に挿入する。なお、回転軸３０４ａは２本の支持棒３０４ｂによって支持されている。
　図２３に示すように、通常観察モード用フィルタ３０８には、白色光をそのまま透過させる開口部３０８ａが設けられている。したがって、通常観察モード時には、白色光が検体内に照射される。特殊観察モード用フィルタ３０９には、周方向に沿って、白色光のうち所定帯域の帯域制限光（４７３,ＧＲ）を透過させるバンドパスフィルタ（ＢＰＦ）３０９ａと、白色光をそのまま透過させる開口部３０９ｂが設けられている。したがって、特殊観察モード時には、回転フィルタ３０４が回転することで、帯域制限光（４７３,ＧＲ）、白色光が交互に検体内に照射される。なお、第３実施形態では、回転フィルタ３０４とこの回転フィルタ３０４の回転速度を制御する駆動部（図示しない）が、本発明の「光源制御部」を構成する。
　バンドパスフィルタ３０９ａは、図２４に示すように、４７３ｎｍ±１０ｎｍと、５００～７００ｎｍ（緑色領域～赤色領域）に透過性を有し、それ以外の波長は遮断する。したがって、帯域制限光（４７３,ＧＲ）は、４７３ｎｍ±１０ｎｍと５００～７００ｎｍの波長を有している。
　なお、本発明では、「第１信号光」は「帯域制限光のうちイメージセンサ４８のＢ画素に入射する光」に対応し、「第１参照光」は「帯域制限光のうちイメージセンサ４８のＲ画素に入射する光」に対応する。したがって、本発明の「第１光源」は、広帯域光源３０２とバンドパスフィルタ３０９aとを有することになる。また、本発明では、「第２信号光」は「白色光のうちイメージセンサ４８のＧ画素に入射する光」に対応し、「第２参照光」は「白色光のうちイメージセンサ４８のＲ画素に入射する光」に対応する。したがって、本発明の「第２光源」は、広帯域光源３０２を有することになる。
　また、撮像制御部４９では、各観察モード毎に、以下のような撮像制御を行っている。図２５Ａに示すように、通常観察モード時には、１フレームの期間毎に、白色光を光電変換して得られる電荷を蓄積するステップと、蓄積した電荷をＢ画像信号、Ｇ画像信号、Ｒ画像信号として読み出すステップが行われる。こうした動作は通常観察モードに設定されている間、繰り返し行われる。そして、それら１フレーム分の画像信号に基づいて、上記第１実施形態と同様の方法で、通常光画像が生成される。
　一方、図２５Ｂに示すように、特殊観察モード時には、１フレーム目に、帯域制限光（４７３,ＧＲ）を光電変換して得られる電荷を蓄積するステップと、蓄積した電荷をＢ１画像信号、Ｇ１画像信号、Ｒ１画像信号として読み出すステップが行われ、その次の２フレーム目に、白色光を光電変換して得られる電荷を蓄積するステップと、蓄積した電荷をＢ２画像信号、Ｇ２画像信号、Ｒ２画像信号として読み出すステップが行われる。こうした動作は特殊観察モードに設定されている間、繰り返し行われる。そして、それら２フレーム分の画像信号に基づいて、上記第１実施形態と同様の方法で、酸素飽和度画像が生成される。
　ここで、１フレーム目の帯域制限光のうちイメージセンサのＲ画素で受光する赤色成分と、２フレーム目の白色光のうちＲ画素で受光する赤色成分は、同一の広帯域光源３０２から発光したものであるため、それぞれの波形は同一であり、また、それらの強度比は波長によらず同一である。したがって、１フレーム目の帯域制限光発光時に得られるＲ１画像信号と２フレーム目の白色光発光時に得られるＲ２画像信号との比率を示す参照用信号比Ｃは、実際のフレーム間強度比に連動して増減する。したがって、第３実施形態においても、参照用信号比Ｃは、フレーム間強度比を表していることになる。
［第４実施形態］
　上記第３実施形態では、広帯域光源３０２、回転フィルタ３０４、フィルタ切替部３０５を設けた内視鏡システム３００の例で説明したが、図２６に示すように、第４実施形態の内視鏡システム４００に、回転フィルタ４０４、半導体光源ＬＤ（４７３）４０６と、半導体光源制御部４０８と、光合流部４１０とを設けてもよい。それ以外については、第３実施形態の内視鏡システム３００と同様である。
　図２７に示すように、回転フィルタ４０４は回転軸４０４ａを中心として回転するものであり、内側に設けられた通常観察モード用フィルタ４１２と、外側に設けられた特殊観察モード用フィルタ４１３とを備えている。通常観察モード用フィルタ４１２には、白色光をそのまま透過させる開口部４１２ａが設けられている。したがって、通常観察モード時には、白色光が検体内に照射される。なお、回転軸４０４ａは２本の支持棒４０４ｂによって支持されている。
　特殊観察モード用フィルタ４１３には、周方向に沿って、白色光のうち所定帯域の帯域制限光（ＧＲ）を透過させるバンドパスフィルタ（ＢＰＦ）４１３ａと、白色光をそのまま透過させる開口部４１３ｂが設けられている。したがって、特殊観察モード時には、回転フィルタ４０４が回転することで、帯域制限光（ＧＲ）、白色光が交互に検体内に照射される。バンドパスフィルタ４１３ａは、図２８に示すように、５００～７００ｎｍの波長域に透過性を有し、それ以外の波長は遮断する。したがって、帯域制限光（ＧＲ）は、５００～７００ｎｍの波長を有する。
　半導体光源ＬＤ（４７３）４０６は、４７３ｎｍ±１０ｎｍの青色狭帯域光Ｎｂを発光する。半導体光源制御部４０８は、回転フィルタ４０４の回転を検出するイメージセンサ（図示省略）から検出信号を取得し、取得した検出信号に応じて、半導体光源ＬＤ（４７３）４０６の駆動タイミング、同期タイミング、点灯、消灯などの制御を行う。これにより、半導体光源制御部４０８は、白色光が検体内に照射される照射期間内には青色狭帯域光Ｎｂを発光せず、帯域制限光（ＧＲ）が検体内に照射される照射期間内に青色狭帯域光Ｎｂを発光する。なお、第４実施形態では、回転フィルタ４０４と、この回転フィルタ４０４の回転速度を制御する駆動部（図示しない）と、半導体光源制御部４０８とが、本発明の「光源制御部」を構成する。
　光合流部４１０は、ダイクロイックミラーからなり、回転フィルタ４０４からの光を透過してＬＧ４１に入射させるとともに、青色半導体光源ＬＤ（４７３）４０６からの光を反射して、ＬＧ４１に入射させる。
　なお、本発明では、「第１信号光」は「青色狭帯域光Ｎｂ」に対応し、「第１参照光」は「帯域制限光のうちイメージセンサ４８のＲ画素に入射する光」に対応する。したがって、本発明の「第１光源」は、広帯域光源３０２と、半導体光源ＬＤ（４７３）４０６と、バンドパスフィルタ（ＢＰＦ）４１３ａとを有することになる。また、本発明では、「第２信号光」は「白色光のうちイメージセンサ４８のＧ画素に入射する光」に対応し、「第２参照光」は「白色光のうちイメージセンサ４８のＲ画素に入射する光」に対応する。したがって、本発明の「第２光源」は、広帯域光源３０２を有することになる。
　図２９Ａに示すように、通常観察モード時には、１フレームの期間毎に、白色光を光電変換して得られる電荷を蓄積するステップと、蓄積した電荷をＢ画像信号、Ｇ画像信号、Ｒ画像信号として読み出すステップが行われる。こうした動作は通常観察モードに設定されている間、繰り返し行われる。そして、それら１フレーム分の画像信号に基づいて、上記第１実施形態と同様の方法で、通常光画像が生成される。
　一方、図２９Ｂに示すように、特殊観察モード時には、１フレーム目に、青色狭帯域光Ｎｂ、帯域制限光（ＧＲ）を光電変換して得られる電荷を蓄積するステップと、蓄積した電荷をＢ１画像信号、Ｇ１画像信号、Ｒ１画像信号として読み出すステップが行われ、その次の２フレーム目に、白色光を光電変換して得られる電荷を蓄積するステップと、蓄積した電荷をＢ２画像信号、Ｇ２画像信号、Ｒ２画像信号として読み出すステップが行われる。こうした動作は特殊観察モードに設定されている間、繰り返し行われる。そして、それら２フレーム分の画像信号に基づいて、上記第１実施形態と同様の方法で、酸素飽和度画像が生成される。
　ここで、１フレーム目の帯域制限光のうちイメージセンサのＲ画素で受光する赤色成分と、２フレーム目の白色光のうちＲ画素で受光する赤色成分は、同一の広帯域光源３０２から発光したものであるため、それぞれの波形は同一であり、また、それらの強度比は波長によらず同一である。したがって、１フレーム目の帯域制限光発光時に得られるＲ１画像信号と２フレーム目の白色光発光時に得られるＲ２画像信号との比率を示す参照用信号比Ｃは、実際のフレーム間強度比に連動して増減する。したがって、第４実施形態においても、参照用信号比Ｃは、フレーム間強度比を正確表していることになる。
　なお、上記実施形態では、２つの測定用信号比Ｂ１／Ｇ２、Ｒ２／Ｇ２から酸素飽和度を産出したが、測定用信号比Ｂ１／Ｇ２のみから酸素飽和度を算出してもよい。この場合には、酸素飽和度の算出に、測定用信号比Ｂ１／Ｇ２と酸素飽和度の相関関係を記憶した相関関係記憶部が用いられる。
　なお、上記実施形態では、酸素飽和度の画像化した酸素飽和度画像の作成を行ったが、これに加えて、血液量を画像化した血液量画像の作成を行ってもよい。血液量は、測定用信号比算出部で求めた測定用信号比Ｒ２／Ｇ２と相関関係がある。そのため、測定用信号比Ｒ２／Ｇ２に応じて異なる色を割り当てることで、血液量を画像化した血液量画像を作成することができる。
　なお、上記実施形態では、血液量（酸化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンの和）のうち酸化ヘモグロビンの占める割合である酸素飽和度を算出したが、これに代えて又は加えて、「血液量×酸素飽和度（％）」から求まる酸化ヘモグロビンインデックスや、「血液量×（１００－酸素飽和度）（％）」から求まる還元ヘモグロビンインデックスなど他の生体機能情報を算出してもよい。

Claims (13)

  1. 　第１信号光、及び第１参照光を含む第１照明光を発する第１光源と、
    　前記第１信号光と波長域が異なる第２信号光、及び第２参照光を含む第２照明光を発する第２光源と、
    　前記第１照明光と前記第２照明光が交互に検体に照射されるように、前記第１照明光と前記第２照明光の照射タイミングを制御する光源制御部と、
    　前記第１照明光による前記検体への照明中には、前記第１照明光の反射光を前記第１信号光と前記第１参照光に波長分離して撮像することにより、前記第１信号光に対応する第１信号用画像信号を出力し、且つ前記第１参照光に対応する第１参照用画像信号を出力し、前記第２照明光による前記検体への照明中には、前記第２照明光の反射光を前記第２信号光と前記第２参照光に波長分離して撮像することにより、前記第２信号光に対応する第２信号用画像信号を出力し、且つ前記第２参照光に対応する第２参照用画像信号を出力する撮像部と、
    　前記第１信号用画像信号と前記第２信号用画像信号との位置ずれ量を算出し、且つ信号用画像信号間の位置合わせを行う第１位置合わせ部と、
    　前記位置ずれ量に基づいて、前記第１参照用画像信号と前記第２参照用画像信号の位置合わせを行う第２位置合わせ部と、
    　位置合わせ済みの前記第１参照用画像信号と前記第２参照用画像信号に基づいて、画素毎に、前記第１及び第２信号光の強度に関する参照情報を算出する参照情報算出部と、
    　前記参照情報に基づいて、前記第１信号用画像信号又は前記第２信号用画像信号を補正する補正部と、
    　補正後の前記第１信号用画像信号又は前記第２信号用画像信号に基づいて、生体機能情報を算出する生体機能情報算出部と、
    　を備えることを特徴とする内視鏡システム。
  2. 　前記第１信号用画像信号と前記第２信号用画像信号に対して、高周波成分を抽出する高周波フィルタリングを施す高周波成分抽出部を備え、
    　前記第１位置合わせ部は、前記高周波フィルタリングの後の前記第１信号用画像信号と前記第２信号用画像信号に基づいて、前記位置ずれ量の算出及び前記位置合わせを行うことを特徴とする請求項１記載の内視鏡システム。
  3. 　前記位置合わせ済みの前記第１参照用画像信号と前記第２参照用画像信号に対して、低周波成分を抽出する低周波フィルタリングを施す低周波成分抽出部を備え、
    　前記第２位置合わせ部は、前記低周波フィルタリングの後の前記第１参照用画像信号と前記第２参照用画像信号との位置合わせを行う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. 　前記第１信号用画像信号及び第２信号用画像信号のうち、一方の画像信号の複数のエリアにそれぞれ基準ポイントを設定し、且つ他方の画像信号内に、前記基準ポイントに対応する位置に探索ポイントを設定する探索条件設定部を備え、
    　前記第１位置合わせ部は、前記探索ポイントを所定の探索範囲で移動させることにより、前記基準ポイントと最も近い特徴量を有する目標ポイントを検出する検出処理を行い、
    　前記位置ずれ量は、前記目標ポイントを検出したときの前記探索ポイントの移動量であることを特徴とする請求項１記載の内視鏡システム。
  5. 　前記複数のエリアのうち暗部が存在する暗エリアについては、前記暗エリアのうち前記暗部以外の部分に前記基準ポイント及び探索ポイントを設定することを特徴とする請求項４記載の内視鏡システム。
  6. 　前記検体との距離が一定値以上の場合の探索範囲を、前記距離が一定値を下回る場合の探索範囲よりも広くすることを特徴とする請求項４又は５記載の内視鏡システム。
  7. 　前記検体を拡大する検体拡大部を備え、
    　前記検体拡大部の非使用時における探索範囲を、前記検体拡大部の使用時における探索範囲よりも広くすることを特徴とする請求項４又は５記載の内視鏡システム。
  8. 　前記撮像部は、前記第１信号光を受光して前記第１信号用画像信号を出力する複数の第１画素と、前記第２信号光を受光して前記第２信号用画像信号を出力する複数の第２画素と、前記第１又は第２参照光を受光して前記第１参照用画像信号又は前記第２参照用画像信号を出力する複数の第３画素とが設けられたカラーのイメージセンサであることを特徴とする請求項１記載の内視鏡システム。
  9. 　前記第１及び第２信号光は、前記第１及び第２参照光よりも短波長の波長域を有することを特徴とする請求項１記載の内視鏡システム。
  10. 　前記第１参照光と前記第２参照光は波形が同じで、前記第１参照光と前記第２参照光の強度比がいずれの波長においても同じであることを特徴とする請求項１記載の内視鏡システム。
  11. 　前記生体機能情報は、補正後の前記第１信号用画像信号及び前記第２信号用画像信号間の測定用信号比に基づいて算出される酸素飽和度であり、
    　前記参照情報は、前記第１参照用画像信号と前記第２参照用画像信号間の比率を示す参照用信号比であり、
    　前記参照用信号比は、前記第１照明光の反射光の強度と前記第２照明光の反射光の強度との比率を示すフレーム間強度比に合わせて変化すること特徴とする請求項１記載の内視鏡システム。
  12. 　第１信号光、及び第１参照光を含む第１照明光を発する第１光源と、前記第１信号光と波長域が異なる第２信号光、及び第２参照光を含む第２照明光を発する第２光源と、前記第１照明光と前記第２照明光が交互に検体に照射されるように、前記第１照明光と前記第２照明光の発生タイミングを制御する光源制御部と、前記第１照明光による前記検体への照明中には、前記第１照明光の反射光を前記第１信号光と前記第１参照光に波長分離して撮像することにより、前記第１信号光に対応する第１信号用画像信号を出力し、且つ前記第１参照光に対応する第１参照用画像信号を出力し、前記第２照明光による前記検体への照明中には、前記第２照明光の反射光を前記第２信号光と前記第２参照光に波長分離して撮像することにより、前記第２信号光に対応する第２信号用画像信号を出力し、且つ前記第２参照光に対応する第２参照用画像信号を出力する撮像部とを備える内視鏡システムのプロセッサ装置において、
    　前記第１信号用画像信号と前記第２信号用画像信号との位置ずれ量を算出し、且つ信号用画像信号間の位置合わせを行う第１位置合わせ部と、
    　前記位置ずれ量に基づいて、前記第１参照用画像信号と前記第２参照用画像信号の位置合わせを行う第２位置合わせ部と、
    　位置合わせ済みの前記第１参照用画像信号と前記第２参照用画像信号に基づいて、画素毎に、前記第１及び第２信号光の強度に関する参照情報を算出する参照情報算出部と、
    　前記参照情報に基づいて、前記第１信号用画像信号又は前記第２信号用画像信号を補正する補正部と、
    　補正後の前記第１信号用画像信号又は前記第２信号用画像信号に基づいて、生体機能情報を算出する生体機能情報算出部と、
    　を備えることを特徴とする内視鏡システムのプロセッサ装置。
  13. 　光源制御部が、第１信号光及び第１参照光を含む第１照明光と、前記第１信号光と波長域が異なる第２信号光及び第２参照光を含む第２照明光を、異なるタイミングで発生するように、前記第１照明光と前記第２照明光の発生タイミングを制御する制御ステップと、
    　撮像部が、前記第１照明光による前記検体への照明中には、前記第１照明光の反射光を前記第１信号光と前記第１参照光に波長分離して撮像することにより、前記第１信号光に対応する第１信号用画像信号を出力し、且つ前記第１参照光に対応する第１参照用画像信号を出力し、前記第２照明光による前記検体への照明中には、前記第２照明光の反射光を前記第２信号光と前記第２参照光に波長分離して撮像することにより、前記第２信号光に対応する第２信号用画像信号を出力し、且つ前記第２参照光に対応する第２参照用画像信号を出力する撮像ステップと、
    　第１位置合わせ部が、前記第１信号用画像信号と前記第２信号用画像信号との位置ずれ量を算出し、且つ信号用画像信号間の位置合わせを行う第１位置合わせステップと、
    　第２位置合わせ部が、前記位置ずれ量に基づいて、前記第１参照用画像信号と前記第２参照用画像信号の位置合わせを行う第２位置合わせステップと、
    　参照情報算出部が、位置合わせ済みの前記第１参照用画像信号と前記第２参照用画像信号に基づいて、画素毎に、前記第１及び第２信号光の強度に関する参照情報を算出する参照情報算出ステップと、
    　補正部が、前記参照情報に基づいて、前記第１信号用画像信号又は前記第２信号用画像信号を補正する補正ステップと、
    　生体機能情報算出部が、補正後の前記第１信号用画像信号又は前記第２信号用画像信号に基づいて、生体機能情報を算出する生体機能情報算出ステップと、
    　を有することを特徴とする内視鏡システムの作動方法。
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