JP5393554B2 - 電子内視鏡システム - Google Patents

Description

本発明は、電子内視鏡で撮像した画像から血管に関する情報を取得するとともに、取得した情報を画像化する電子内視鏡システムに関する。

近年の医療分野では、電子内視鏡を用いた診断や治療が数多く行なわれている。電子内視鏡は、被検者の体腔内に挿入される細長の挿入部を備えており、この挿入部の先端にはＣＣＤなどの撮像装置が内蔵されている。また、電子内視鏡は光源装置に接続されており、光源装置で発せられた光は、挿入部の先端から体腔内部に対して照射される。このように体腔内部に光が照射された状態で、体腔内の被写体組織が、挿入部の先端の撮像装置によって撮像される。撮像により得られた画像は、電子内視鏡に接続されたプロセッサ装置で各種処理が施された後、モニタに表示される。したがって、電子内視鏡を用いることによって、被検者の体腔内の画像をリアルタイムに確認することができるため、診断などを確実に行うことができる。

光源装置には、波長が青色領域から赤色領域にわたる白色の広帯域光を発することができるキセノンランプなどの白色光源が用いられている。体腔内の照射に白色の広帯域光を用いることで、撮像画像から被写体組織全体を把握することができる。しかしながら、広帯域光を照射したときに得られる撮像画像からは、被写体組織全体を大まかに把握することはできるものの、微細血管、深層血管、ピットパターン（腺口構造）、陥凹や隆起といった凹凸構造などの被写体組織は明瞭に観察することが難しいことがある。このような被写体組織に対しては、波長を特定領域に制限した狭帯域光を照射することで、明瞭に観察できるようになることが知られている。また、狭帯域光を照射したときの画像データからは、血管中の酸素飽和度など被写体組織に関する各種情報を得られることが知られている。

しかし、一般的に狭帯域光の照射により得られる画像は、面順次画像であり、各画像間での比較や合成は、時間経過による位置ずれによって、行うことが難しい。このような面順次画像間の位置ずれを補正する方法として、特許文献１〜３に記載の方法が挙げられる。

例えば、特許文献１では、面順次で波長を切り替えて画像を取得し、フレーム間の色ずれ量を検出し、それが許容範囲外である場合には、無効領域である旨の情報を付与して、酸素飽和度画像を表示するものである。

また、特許文献２では、単一色の画像を比較して、位置ずれ量に基づいて被写体の動き量を検出し、それに基づいて他の色の画像を移動させるものである。

そして、特許文献３では、面順次画像について、輪郭抽出を行って画像を２値化し、２値化画像の重心座標を算出し、２つの単一色面順次画像の重心から移動量を算出し、移動量に基づいて面順次画像を同時化するものである。

特開平３−２１１８６号公報 特開２００１−２１８２１７号公報 特許２００２−８５３４４号公報

近年では、面順次で取得した異なる波長帯域の複数フレーム画像を、血管の位置に基づいて位置合わせを行い酸素飽和度画像を生成したいという要望がある。しかしながら、特許文献１に記載の方法では、色ずれがある場合にそれを補正することができず、正確な位置合わせを行った画像の生成には対応していなかった。

また、特許文献２および特許文献３に記載の発明は、酸素飽和度等の血液情報機能表示に関して、何ら言及しておらず、また、血管に着目して位置合わせを行う形とはなっていないため、正確な位置合わせを行った酸素飽和度画像を生成することはできなかった。

本発明は、上記課題を鑑みてなされたものであり、面順次で取得した異なる波長帯域の複数フレーム画像について、血管の位置に基づいてフレーム間位置合わせを行い、酸素飽和度画像を生成することで、診断上重要な血管の酸素飽和度を精度よく求めることを目的とする。

上記目的を達成するために、本発明は、波長帯域の異なる光を順次照射する光源装置と、前記光源装置から体腔内の血管を含む被写体組織に順次照射される光の反射光を受光して、該受光した光の波長帯域に対応する画像データを順次出力する電子内視鏡と、前記電子内視鏡から出力される波長帯域の異なる光に対応する各々の画像データから、所定太さの血管の位置を抽出する血管抽出手段と、前記血管抽出手段により抽出された血管の位置に基づいて、前記波長帯域の異なる光の画像データに対応する各々の画像間の位置合わせを行う位置合わせ手段と、前記位置合わせ手段により位置合わせが行われた各々の画像の画像データから、前記血管中の酸素飽和度の分布を表す酸素飽和度画像を生成する画像生成手段と、前記画像生成手段により生成される酸素飽和度画像を疑似カラー表示する画像表示手段とを備えることを特徴とする電子内視鏡システムを提供する。

また、前記光源装置は、波長帯域の異なる３種の光を順次照射し、前記位置合わせ手段は、前記波長帯域の異なる３種の光のうちの中間の波長帯域の光の画像データの画像に対して、他の波長帯域の光の画像データの画像の位置合わせを行うものであることが好ましい。

また、前記光源装置は、波長帯域の異なる３種の光を順次照射し、前記血管抽出手段は、前記波長帯域の異なる光に対応する各々の画像データのうちの、第１画像データから第１太さの血管の位置を抽出し、第２画像データから前記第１太さの血管および該第１太さの血管よりも太い第２太さの血管の位置を抽出し、第３画像データから前記第２太さの血管の位置を抽出し、前記位置合わせ手段は、前記第１太さの血管の位置に基づいて、前記第１および第２画像データの画像間の位置合わせを行い、前記第２太さの血管の位置に基づいて、前記第２および第３画像データの画像間の位置合わせを行うものであることが好ましい。

さらに、前記光源装置は、波長帯域の異なる３種の第１光、および、該第１光の全ての波長帯域の光を含む第２光を順次照射し、前記位置合わせ手段は、前記第２光の画像データの画像に対して、前記第１光の各々の画像データの画像の位置合わせを行うものであることが好ましい。

前記光源装置は、５４０±１０ｎｍ、５６０±１０ｎｍおよび５８０±１０ｎｍの光を順次照射するものであることが好ましく、また、４０５±１０ｎｍ、４４０±１０ｎｍおよび４７０±１０ｎｍの光を順次照射するものであることが好ましい。

本発明によれば、血管の位置に基づいてフレーム間位置合わせを行う機能と、酸素飽和度導出機能との両方の機能を備えることで、診断上重要な血管の酸素飽和度を精度よく求めることできる。

本発明の第１実施形態の電子内視鏡システムの外観図である。 第１実施形態の電子内視鏡システムの電気的構成を示すブロック図である。 ロータリーフィルタの概略図である。 本発明の第１実施形態におけるＣＣＤ（撮像素子）の撮像動作を説明する説明図である。 ヘモグロビンの吸収係数を示すグラフである。 第１及び第２輝度比Ｓ１／Ｓ３、Ｓ２／Ｓ３と血管深さ及び酸素飽和度との相関関係を示すグラフである。 （Ａ）は第１及び第２輝度比Ｓ１^＊／Ｓ３^＊、Ｓ２^＊／Ｓ３^＊から輝度座標系における座標（Ｘ^＊、Ｙ^＊）を求める方法を、（Ｂ）は座標（Ｘ^＊、Ｙ^＊）に対応する血管情報座標系の座標（Ｕ^＊、Ｖ^＊）を求める方法を説明する説明図である。 狭帯域画像、広帯域画像又は酸素飽和度画像が表示されるモニタの画像図である。 狭帯域画像または広帯域画像と酸素飽和度画像との両方が同時表示されるモニタの画像図である。 血管深さ−酸素飽和度情報を算出する手順と、それら情報を反映した酸素飽和度画像を生成する手順を示すフローチャートの前半である。 血管深さ−酸素飽和度情報を算出する手順と、それら情報を反映した酸素飽和度画像を生成する手順を示すフローチャートの後半である。 第２実施形態の電子内視鏡システムの電気的構成を示すブロック図である。 第３実施形態の電子内視鏡システムの電気的構成を示すブロック図である。 Ｒ色、Ｇ色、Ｂ色のカラーフィルタの分光透過率を示すグラフである。

図１に示すように、本発明の第１実施形態の電子内視鏡システム１０は、被検者の体腔内を撮像する電子内視鏡１１と、撮像により得られた信号に基づいて体腔内の被写体組織の画像を生成するプロセッサ装置１２と、体腔内を照射する光を供給する光源装置１３と、体腔内の画像を表示するモニタ（画像表示手段）１４とを備えている。電子内視鏡１１は、体腔内に挿入される可撓性の挿入部１６と、挿入部１６の基端部分に設けられた操作部１７と、操作部１７とプロセッサ装置１２及び光源装置１３との間を連結するユニバーサルコード１８とを備えている。

挿入部１６の先端には、複数の湾曲駒を連結した湾曲部１９が形成されている。湾曲部１９は、操作部のアングルノブ２１を操作することにより、上下左右方向に湾曲動作する。湾曲部１９の先端には、体腔内撮影用の光学系等を内蔵した先端部１６ａが設けられており、この先端部１６ａは、湾曲部１９の湾曲動作によって体腔内の所望の方向に向けられる。

ユニバーサルコード１８には、プロセッサ装置１２および光源装置１３側にコネクタ２４が取り付けられている。コネクタ２４は、通信用コネクタと光源用コネクタからなる複合タイプのコネクタであり、電子内視鏡１１は、このコネクタ２４を介して、プロセッサ装置１２および光源装置１３に着脱自在に接続される。

図２に示すように、光源装置１３は、広帯域光源３０と、ロータリーフィルタ３１と、ロータリーフィルタ駆動部３２と、集光レンズ３９とを備えている。広帯域光源３０はキセノンランプ、白色ＬＥＤ、マイクロホワイト光源などであり、波長が赤色領域から青色領域（約４７０〜７００ｎｍ）にわたる広帯域光ＢＢを発生する。広帯域光源３０から発せられた広帯域光ＢＢは、ロータリーフィルタ３１に入射し、所定帯域の狭帯域光として出射し、集光レンズ３９により集光されて、光ガイド４３に入射する。

前記ロータリーフィルタ３１は、前記広帯域光源３０と前記集光レンズ３９との間に設けられ、前記広帯域光ＢＢの入射を受け、その透過領域に対応する所定の狭帯域光のみを透過させる。
ロータリーフィルタ駆動部３２はプロセッサ装置内のコントローラ５９に接続されており、コントローラ５９からの指示に基づいてロータリーフィルタ３１を回転させることで、その透過領域の位置を制御する。

図３に示すロータリーフィルタ３１は、広帯域光ＢＢのうち波長が５４０±１０ｎｍに、好ましくは５４０ｍに制限された狭帯域光（以下「第１狭帯域光Ｎ１」とする）を透過させる第１狭帯域光透過領域１３１と、広帯域光ＢＢのうち波長が５６０±１０ｎｍに、好ましくは５６０ｎｍに制限された狭帯域光（以下「第２狭帯域光Ｎ２」とする）を透過させる第２狭帯域光透過領域１３２と、広帯域光ＢＢのうち波長が５８０±１０ｎｍに、好ましくは５８０ｎｍに制限された狭帯域光（以下「第３狭帯域光Ｎ３」とする）を透過させる第３狭帯域光透過領域１３３とを備えている。
ロータリーフィルタ３１は回転自在であり、光源装置１３から第１〜第３狭帯域光Ｎ１〜Ｎ３いずれかの光を発生させるときには、その光に対応する第１〜第３狭帯域光透過領域１３１〜１３３が、広帯域光源３０の光軸上にセットされるように、ロータリーフィルタ３１を回転させる。

具体的には、まず、コントローラ５９からの指示を受け、ロータリーフィルタ駆動部３２によりロータリーフィルタ３１が回転され、第１狭帯域光透過領域１３１が、広帯域光源３０の光軸上にセットされる。そして、第１狭帯域光Ｎ１が体腔内に照射された状態で、被写体組織の撮像が行なわれる。撮像が完了すると、コントローラ５９からフィルタ回転の指示がなされ、第１狭帯域透過領域１３１に替えて、第２狭帯域透過領域１３２がセットされる。そして、第２狭帯域光Ｎ２を体腔内に照射した状態での撮像が完了すると、同様にして、第２狭帯域透過領域１３２に替えて、第３狭帯域透過領域１３３がセットされる。さらに、第３狭帯域光Ｎ３を体腔内に照射した状態での撮像が完了すると、第３狭帯域領域１３３に替えて、再び第１狭帯域透過領域１３１がセットされる。

電子内視鏡１１は、ライトガイド４３、ＣＣＤ４４（撮像素子）、アナログ処理回路４５（ＡＦＥ：Ａｎａｌｏｇ Ｆｒｏｎｔ Ｅｎｄ）、撮像制御部４６を備えている。ライトガイド４３は大口径光ファイバ、バンドルファイバなどであり、入射端が光源装置内に挿入されており、出射端が先端部１６ａに設けられた照射レンズ４８に向けられている。光源装置１３で発せられた光は、ライトガイド４３により導光された後、照射レンズ４８に向けて出射する。照射レンズ４８に入射した光は、先端部１６ａの端面に取り付けられた照明窓４９を通して、体腔内に照射される。体腔内で反射した広帯域光ＢＢ及び第１〜第３狭帯域光Ｎ１〜Ｎ３は、先端部１６ａの端面に取り付けられた観察窓５０を通して、集光レンズ５１に入射する。

ＣＣＤ４４は、集光レンズ５１からの光を撮像面４４ａで受光し、受光した光を光電変換して信号電荷を蓄積し、蓄積した信号電荷を撮像信号として読み出す。読み出された撮
像信号は、ＡＦＥ４５に送られる。また、本実施形態では、ＣＣＤ４４はカラーＣＣＤでもモノクロＣＣＤでもどちらでもよい。

ＡＦＥ４５は、相関二重サンプリング回路（ＣＤＳ）、自動ゲイン制御回路（ＡＧＣ）、及びアナログ／デジタル変換器（Ａ／Ｄ）（いずれも図示省略）から構成されている。ＣＤＳは、ＣＣＤ４４からの撮像信号に対して相関二重サンプリング処理を施し、ＣＣＤ４４の駆動により生じたノイズを除去する。ＡＧＣは、ＣＤＳによりノイズが除去された撮像信号を増幅する。Ａ／Ｄは、ＡＧＣで増幅された撮像信号を、所定のビット数のデジタルな撮像信号に変換してプロセッサ装置１２に入力する。

撮像制御部４６は、プロセッサ装置１２内のコントローラ５９に接続されており、コントローラ５９から指示がなされたときにＣＣＤ４４に対して駆動信号を送る。ＣＣＤ４４は、撮像制御部４６からの駆動信号に基づいて、所定のフレームレートで撮像信号をＡＦＥ４５に出力する。

第１実施形態では、図４に示すように、まず最初に、１フレームの取得期間内で、第１狭帯域光Ｎ１を光電変換して信号電荷を蓄積するステップと、蓄積した信号電荷を第１狭帯域撮像信号として読み出すステップとの合計２つの動作が行なわれる。第１狭帯域撮像信号の読み出しが完了すると、１フレームの取得期間内で、第２狭帯域光Ｎ２を光電変換して信号電荷を蓄積するステップと、蓄積した信号電荷を第２狭帯域撮像信号として読み出すステップとが行なわれる。第２狭帯域撮像信号の読み出しが完了すると、１フレームの取得期間内で、第３狭帯域光Ｎ３を光電変換して信号電荷を蓄積するステップと、蓄積した信号電荷を第３狭帯域撮像信号として読み出すステップとが行なわれる。

図２に示すように、プロセッサ装置１２は、デジタル信号処理部５５（ＤＳＰ（Ｄｉｇｉｔａｌ Ｓｉｇｎａｌ Ｐｒｏｃｅｓｓｏｒ））と、フレームメモリ５６と、血管画像生成部５７と、表示制御回路５８を備えており、コントローラ５９が各部を制御している。ＤＳＰ５５は、電子内視鏡のＡＦＥ４５から出力された第１〜第３狭帯域撮像信号に対し、色分離、色補間、ホワイトバランス調整、ガンマ補正などを行うことによって、第１〜第３狭帯域画像データを作成する。フレームメモリ５６は、ＤＳＰ５５で作成された第１〜第３狭帯域画像データを記憶する。

血管画像生成部５７は、輝度比算出部６０と、相関関係記憶部６１と、血管深さ−酸素飽和度算出部６２と、酸素飽和度画像生成部６４と、血管抽出手段６５と、位置合わせ手段６６とを備えている。

血管抽出手段６５は、ＣＣＤ４４により得られた第１〜第３狭帯域画像データにおいて、血管抽出処理を行う。
本実施形態における第１〜第３狭帯域では、ヘモグロビンの吸収特性、消化管粘膜の散乱特性が同様であるため、第１〜第３狭帯域で観察される血管の形態はあまり変わらない。具体的には、粘膜表層（表面から１００μｍ程度の深さまで）よりもやや深い層（中層）にある血管が最もコントラスト高く描出される。よって、中層にある２０〜５０μｍ程度の血管に対応する周波数成分の信号を取り出す。

前記中層血管に対応する周波数信号を取り出すためには、例えば、所定の２次元フィルタを用いることで取り出すことができる。
前記２次元フィルタを作成するためには、まず、内視鏡先端１６ａと被写体間の距離・拡大倍率を想定して、前記中層血管の太さ（２０〜５０μｍ）に対応する前記画像上の周波数を求める。次に、その周波数帯域のみ強調するようなフィルタを周波数空間で設計して、それを実空間に対応するようフーリエ変換する。ここでは、２次元フィルタのサイズが、例えば、５×５程度の現実的なサイズに収まるように、周波数空間において２次元フィルタ特性を調整する必要がある。

こうして作成された前記２次元フィルタを前記第１〜第３狭帯域画像データに適用することで、中層血管に対応する周波数成分のデータを取り出すことができる。

よって、前記２次元フィルタを適用することで、前記第１〜第３狭帯域画像データにおいて前記中層血管に対応する周波数成分のデータの抽出が行われる。
前記第１〜第３狭帯域画像データについて前記血管に対応する成分が抽出された画像データを強調第１〜第３狭帯域画像データとする。前記強調第１〜第３狭帯域画像データは、フレームメモリ５６に記憶される。
また、前記血管抽出処理により、前記第１〜第３狭帯域画像データにおいて、中層血管部分を表示する画素の画素位置が血管領域として特定され、前記第１〜第３狭帯器画像データとともにフレームメモリ５６に記憶される。

位置合わせ手段６６は、前記フレームメモリ５６に記憶された前記強調第１〜第３狭帯域画像データを読み出し、強調された血管画像に基づいて、前記強調第１〜第３狭帯域画像の位置合わせを行う。
本実施形態の場合は、撮像された順番から強調第２狭帯域画像に対して、強調第１および第３狭帯域画像を位置合わせする。補正すべき位置ずれ量（移動量）が１フレーム分で済むためである。

また、位置合わせの方法としては、例えば、特許文献２に記載の方法を用いてもよい。
まず、最初に、前記強調第１狭帯域画像を上下左右に数画素分移動し、前記強調第２狭帯域画像との差分をとる。これらを、複数回繰り返し、各画素の差分信号の絶対値の和が最小になる移動量を求め、前記移動量と同様の移動量分、前記第１狭帯域画像を移動し、移動第１狭帯域画像を得て、その画像データをフレームメモリ５６に記憶する。
前記強調第３狭帯域画像および前記第３狭帯域画像についても同様の処理を行い、移動第３狭帯域画像を得て、その画像データをフレームメモリ５６に記憶する。

輝度比算出部６０は、フレームメモリ５６に記憶した移動第１および移動第３狭帯域画像データ、ならびに第２狭帯域画像データを読み出して、各画像間の輝度比を算出する。
前記移動第１および移動第３狭帯域画像データおよび第２狭帯域画像データは、前記太さ２０〜５０μｍ程度の血管に基づいて、前記位置合わせ手段６６により位置合わせが行われているため、各画素位置および各血管位置が各画像データにおいて共通する。
そして、輝度比算出部６０は、血管領域内の同じ位置の画素において、前記移動第１及び前記移動第３狭帯域画像データ間の第１輝度比Ｓ１／Ｓ３を求めるとともに、前記第２及び前記移動第３狭帯域画像データ間の第２輝度比Ｓ２／Ｓ３を求める。ここで、Ｓ１は前記移動第１狭帯域画像データの画素の輝度値を、Ｓ２は前記第２狭帯域画像データの画素の輝度値を、Ｓ３は前記移動第３狭帯域画像データの画素の輝度値を表している。

相関関係記憶部６１は、第１及び第２輝度比Ｓ１／Ｓ３、Ｓ２／Ｓ３と、血管中の酸素飽和度及び血管深さとの相関関係を記憶している。この相関関係は、血管が図５に示すヘモグロビンの吸光係数を有する場合の相関関係であり、これまでの診断等で蓄積された多数の第１〜第３狭帯域光画像データを分析することにより得られたものである。図５に示すように、血管中のヘモグロビンは、照射する光の波長によって吸光係数μａが変化する吸光特性を持っている。吸光係数μａは、ヘモグロビンの光の吸収の大きさである吸光度を表すもので、ヘモグロビンに照射された光の減衰状況を表すＩ０ｅｘｐ（−μａ×ｘ）の式の係数である。ここで、Ｉ０は光源装置から被写体組織に照射される光の強度であり、ｘ（ｃｍ）は被写体組織内の血管までの深さである。

また、酸素と結合していない還元ヘモグロビン７０と、酸素と結合した酸化ヘモグロビン７１は、異なる吸光特性を持っており、同じ吸光度（吸光係数μａ）を示す等吸収点（図５における各ヘモグロビン７０、７１の交点）を除いて、吸光度に差が生じる。吸光度に差があると、同じ血管に対して、同じ強度かつ同じ波長の光を照射しても、輝度値が変化する。また、同じ強度の光を照射しても、波長が異なれば吸光係数μａが変わるので、輝度値が変化する。

以上のようなヘモグロビンの吸光特性を鑑みると、酸素飽和度によって吸光度に違いが出る波長が４４５ｎｍと４０５ｎｍにあること、及び血管深さ情報抽出のためには深達度の短い短波長領域が必要となることから、第１〜第３狭帯域光Ｎ１〜Ｎ３には、中心波長が４５０ｎｍ以下の波長領域を持つ狭帯域光を少なくとも１つ含めることが好ましい。また、酸素飽和度が同じでも、波長が異なれば吸収係数の値も異なり、粘膜中の深達度も異なっている。したがって、波長によって深達度が異なる光の特性を利用することで、輝度比と血管深さの相関関係を得ることができる。

相関関係記憶部６１は、図６に示すように、第１及び第２輝度比Ｓ１／Ｓ３、Ｓ２／Ｓ３を表す輝度座標系６６の座標と、酸素飽和度及び血管深さを表す血管情報座標系６７の座標との対応付けによって、相関関係を記憶している。輝度座標系６６はＸＹ座標系であり、Ｘ軸は第１輝度比Ｓ１／Ｓ３を、Ｙ軸は第２輝度比Ｓ２／Ｓ３を表している。血管情報座標系６７は輝度座標系６６上に設けられたＵＶ座標系であり、Ｕ軸は血管深さを、Ｖ軸は酸素飽和度を表している。Ｕ軸は、血管深さが輝度座標系６６に対して正の相関関係があることから、正の傾きを有している。このＵ軸に関して、右斜め上に行くほど血管は浅いことを、左斜め下に行くほど血管が深いことを示している。一方、Ｖ軸は、酸素飽和度が輝度座標系６６に対して負の相関関係を有することから、負の傾きを有している。このＶ軸に関して、左斜め上に行くほど酸素飽和度が低いことを、右斜め下に行くほど酸素飽和度が高いことを示している。

また、血管情報座標系６７においては、Ｕ軸とＶ軸とは交点Ｐで直交している。これは、第１狭帯域光Ｎ１の照射時と第２狭帯域光Ｎ２の照射時とで吸光の大小関係が逆転しているためである。即ち、図５に示すように、波長が５４０±１０ｎｍである第１狭帯域光Ｎ１を照射した場合には、酸素飽和度が高い酸化ヘモグロビン７１の吸光係数は、還元ヘモグロビン７０の吸光係数よりも大きくなるのに対して、波長が５６０±１０ｎｍである第２狭帯域光Ｎ２を照射した場合には、還元ヘモグロビン７０の吸光係数のほうが酸化ヘモグロビン７１の吸光係数よりも大きくなっているため、吸光の大小関係が逆転している。
なお、第１〜第３狭帯域光Ｎ１〜Ｎ３に代えて、吸光の大小関係が逆転しない狭帯域光を照射したときには、Ｕ軸とＶ軸とは直交しなくなる。

血管深さ−酸素飽和度算出部６２は、相関関係記憶部６１の相関関係に基づき、輝度比算出部６０で算出された第１及び第２輝度比Ｓ１／Ｓ３、Ｓ２／Ｓ３に対応する酸素飽和度と血管深さを特定する。ここで、輝度比算出部６０で算出された第１及び第２輝度比Ｓ１／Ｓ３、Ｓ２／Ｓ３のうち、血管領域内の所定画素についての第１輝度比をＳ１^＊／Ｓ３^＊とし、第２輝度比をＳ２^＊／Ｓ３^＊とする。

血管深さ−酸素飽和度算出部６２は、図７（Ａ）に示すように、輝度座標系６６において、第１及び第２輝度比Ｓ１^＊／Ｓ３^＊、Ｓ２^＊／Ｓ３^＊に対応する座標（Ｘ^＊、Ｙ^＊）を特定する。座標（Ｘ^＊、Ｙ^＊）が特定されたら、図７（Ｂ）に示すように、血管情報座標系６７において、座標（Ｘ^＊、Ｙ^＊）に対応する座標（Ｕ^＊、Ｖ^＊）を特定する。これにより、血管領域内の所定位置の画素について、血管深さ情報Ｕ^＊及び酸素飽和度情報Ｖ^＊が求まる。

酸素飽和度画像生成部６４は、酸素飽和度の程度に応じてカラー情報が割り当てられたカラーマップ６４ａ（ＣＭ（Ｃｏｌｏｒ Ｍａｐ））を備えている。カラーマップ６４ａには、例えば、低酸素飽和度であるときにはシアン、中酸素飽和度であるときにはマゼンダ、光酸素飽和度であるときにはイエローというように、酸素飽和度の程度に応じて、明瞭に区別することができる色が割り当てられている。酸素飽和度画像生成部６４は、血管深さ画像生成部と同様に、カラーマップ６４ａから血管深さ−酸素飽和度算出部で算出された酸素飽和度情報Ｖ^＊に対応するカラー情報を特定する。そして、このカラー情報を所定の狭帯域画像データまたは広帯域画像データに反映させることにより、酸素飽和度画像データを生成する。生成された酸素飽和度画像データは、フレームメモリ５６に記憶される。

表示制御回路５８は、フレームメモリ５６から１又は複数の画像を読み出し、読み出した画像をモニタ１４に表示する。画像の表示形態としては様々なパターンが考えられる。
例えば、図８に示すように、単純に、モニタ１４に酸素飽和度画像７３を表示してもよい。酸素飽和度画像７３では、血管画像７５は低酸素飽和度を示すシアンで、血管画像７６は中酸素飽和度を示すマゼンダで、血管画像７７は高酸素飽和度を示すイエローで表されている。

図８に対して、図９に示すように、狭帯域画像７２または広帯域画像７４と酸素飽和度画像７３との両方を同時に表示するようにしてもよい。

次に、第１〜第３狭帯域画像データを取得する手順、第１〜第３狭帯狭帯域画像を位置合わせする手順、血管深さ−酸素飽和度情報を算出する手順、およびそれら情報を反映した酸素飽和度画像を生成する手順を、図１０および図１１に示すフローチャートを用いて説明する。まず、コンソール２３の操作により、ロータリーフィルタ駆動部３２がロータリーフィルタ３１を回転し、第１狭帯域光透過領域１３１が、広帯域光源３０の光軸上にセットされる。そして、第１狭帯域光Ｎ１が体腔内に照射された状態で、被写体組織の撮像が行なわれる。当該撮像において観測された第１狭帯域画像は、第１狭帯域画像データとしてフレームメモリ５６に記憶される。

以下同様に、フローチャートの示すとおり、ロータリーフィルタ駆動部３２がロータリーフィルタ３１を回転し、第２狭帯域光透過領域１３２、第３狭帯域光透過領域１３３が、広帯域光源３０の光軸上にセットされ、第２狭帯域光Ｎ２、第３狭帯域光Ｎ３が体腔内に照射された状態で、被写体組織の撮像が行なわれ、第２狭帯域画像、第３狭帯域画像が、第２狭帯域画像データ、第３狭帯域画像データとしてそれぞれ前記フレームメモリ５６に記憶される。

第１〜第３狭帯域画像データが前記フレームメモリ５６に記憶されると、血管抽出手段６５において抽出すべき血管太さに基づいて、血管抽出フィルタが作成される。
前記血管抽出フィルタは、まず、内視鏡先端１６ａと被写体間の距離・拡大倍率を想定して、前記血管の太さ（２０〜５０μｍ）に対応する前記第１〜第３狭帯域画像上の周波数を求める。次に、その周波数帯域のみ強調するような２次元フィルタを周波数空間で設計して、それを実空間に対応するようフーリエ変換する。ここでは、前記２次元フィルタのサイズが、例えば、５×５程度の現実的なサイズに収まるように、周波数空間においてフィルタ特性を調整する。
こうして作成された前記２次元フィルタを前記第１〜第３狭帯域画像データに適用することで、太さ２０〜５０μｍ程度の血管を抽出できる。
そして、前記血管を抽出された第１〜第３狭帯域画像データを強調第１〜第３狭帯域画像データとして前記フレームメモリ５６に記憶する。

次に、位置合わせ手段６６において、前記フレームメモリ５６から前記強調第１〜第３狭帯域画像データを読み出して、各画像の位置合わせを行う。
当該位置合わせは、撮像された順番から前記強調第２狭帯域画像を基準とし、前記強調第１および第３狭帯域画像を位置合わせする。

具体的には、まず最初に、前記強調第１狭帯器画像について位置合わせを行う。前記強調第１狭帯域画像を上下左右に数画素分移動し、前記第１狭帯域画像との差分をとる。これらを、複数回繰り返し、各画素の差分信号の絶対値の和が最小になる移動量を求める。
次に、前記フレームメモリ５６より、前記第１狭帯域画像を読み出し、前記移動量と同様の移動量分、前記第１狭帯域画像を移動し、移動第１狭帯域画像を得て、当該移動第１狭帯域画像データをフレームメモリ５６に記憶する。

同様に、前記第３狭帯域画像についても前記位置合わせを行い、移動第３狭帯域画像を得て、当該移動第３狭帯域画像データをフレームメモリ５６に記憶する。

前記移動第１および移動第３狭帯域画像データならびに前記第２狭帯域画像データは、酸素飽和度画像の生成に用いられる。

フレームメモリ５６に前記移動第１および移動第３狭帯域画像データならびに前記第２狭帯域画像データが記憶されたら、輝度比算出部６０は、当該３つの画像データから、血管を含む血管領域を特定する。そして、血管領域内の同じ位置の画素について、移動第１及び移動第３狭帯域画像間の第１輝度比Ｓ１^＊／Ｓ３^＊と、第２狭帯域画像および移動第３狭帯域画像間の第２輝度比Ｓ２^＊／Ｓ３^＊が算出される。

次に、血管深さ−酸素飽和度算出部６２は、相関関係記憶部６１の相関関係に基づいて、第１及び第２輝度比Ｓ１^＊／Ｓ３^＊、Ｓ２^＊／Ｓ３^＊に対応する輝度座標系の座標（Ｘ^＊、Ｙ^＊）を特定する。さらに、座標（Ｘ^＊、Ｙ^＊）に対応する血管情報座標系の座標（Ｕ^＊、Ｖ^＊）を特定することにより、血管領域内の所定画素についての血管深さ情報Ｕ^＊及び酸素飽和度情報Ｖ^＊が求められる。

血管深さ情報Ｕ^＊及び酸素飽和度情報Ｖ^＊が求められると、血管深さ情報Ｕ^＊に対応するカラー情報が血管深さ画像生成部のＣＭ６３ａから特定されるとともに、酸素飽和度情報Ｖ^＊に対応するカラー情報が酸素飽和度画像生成部のＣＭ６４ａから特定される。特定されたカラー情報は、プロセッサ装置１２内のＲＡＭ（図示省略）に記憶される。

そして、カラー情報がＲＡＭに記憶されると、血管領域内の全ての画素について、上述した手順で、血管深さ情報Ｕ^＊及び酸素飽和度情報Ｖ^＊を求めるとともに、それら血管深さ情報Ｕ^＊及び酸素飽和度情報Ｖ^＊に対応するカラー情報を特定する。

そして、血管領域内の全ての画素について血管深さ情報及び酸素飽和度情報とそれら情報に対応するカラー情報が得られると、酸素飽和度画像生成部６４は、酸素飽和度画像データを生成する。酸素飽和度画像生成部６４は、位置合わせ処理の基準となった画像の画像データ（第２狭帯域画像データ）に対して、酸素飽和度情報を付与する。生成された酸素飽和度画像データは、再度フレームメモリ５６に記憶される。

そして、表示制御回路５８は、フレームメモリ５６から酸素飽和度画像データを含む複数の画像データを読み出し、これら読み出した画像データに基づいて、図８または図９に示すような酸素飽和度画像７３と狭帯域画像７２または広帯域画像７４をモニタ１４に表示する。

以上のとおり、本発明は、血管の位置に基づいてフレーム間位置合わせを行う機能と、酸素飽和度導出機能との両方の機能を備えることで、診断上重要な血管の酸素飽和度を精度よく求めることできる。
以上が本発明における第１実施形態である。

本発明の第２実施形態は、キセノン光源等の広帯域光源３０を使用するのではなく、所定波長の狭帯域光を発生する狭帯域光源を備えるものである。
第１実施形態との違いは、光源装置１３の構成、血管抽出手段６５における血管抽出処理、および位置合わせ手段６６における位置合わせである。それ以外は第１実施形態と同様であるため説明を省略する。

図１２に示すように、光源装置１３は、第４〜第６狭帯域光源３３〜３５と、カプラ３６と、光源切替部３７とを備えている。

第４〜第６狭帯域光源３３〜３５はレーザーダイオードなどであり、第４狭帯域光源３３は、波長が４００±１０ｎｍに、好ましくは４０５ｎｍに制限された狭帯域の光（以下「第４狭帯域光Ｎ４」とする）を、第５狭帯域光源３４は波長が４４０±１０ｎｍに、好ましくは４４５ｎｍに制限された狭帯域の光（以下「第５狭帯域光Ｎ５」とする）を、第６狭帯域光源３５は波長が４７０±１０ｎｍに、好ましくは４７３ｎｍに制限された狭帯域の光（以下「第６狭帯域光Ｎ６」とする）を発生する。第４〜第６狭帯域光源３３〜３５はそれぞれ第４〜第６狭帯域用光ファイバ３３ａ〜３５ａに接続されており、各光源で発せられた第４〜第６狭帯域光Ｎ４〜Ｎ６は第４〜第６狭帯域用光ファイバ３３ａ〜３５ａに入射する。

カプラ３６は、電子内視鏡内のライトガイド４３と、第４〜第６狭帯域用光ファイバ３３ａ〜３５ａとを連結する。これにより、第４〜第６狭帯域光Ｎ４〜Ｎ６は、第４〜第６狭帯域用光ファイバ３３ａ〜３５ａを介して、ライトガイド４３に入射することが可能となる。

光源切替部３７はプロセッサ装置内のコントローラ５９に接続されており、コントローラ５９からの指示に基づいて、第４〜第６狭帯域光源３３〜３５をＯＮ（点灯）またはＯＦＦ（消灯）に切り替える。第２実施形態では、第４〜第６狭帯域光源３３〜３５が順次ＯＮに切り替えられて第４〜第６狭帯域光Ｎ４〜Ｎ６を用いた撮像が行なわれる。

具体的には、まず、第４狭帯域光源３３が光源切替部３７によりＯＮに切り替えられる。そして、第４狭帯域光Ｎ４が体腔内に照射された状態で、被写体組織の撮像が行なわれる。撮像が完了すると、コントローラ５９から光源切替の指示がなされ、第４狭帯域光源３３がＯＦＦに、第５狭帯域光源３４がＯＮに切り替えられる。そして、第５狭帯域光Ｎ５を体腔内に照射した状態での撮像が完了すると、同様にして、第５狭帯域光源３４がＯＦＦに、第６狭帯域光源３５がＯＮに切り替えられる。さらに、第６狭帯域光Ｎ６を体腔内に照射した状態での撮像が完了すると、第６狭帯域光源３５がＯＦＦに切り替えられる。

第１実施形態と同様に、内視鏡１１のＣＣＤ４４には、第４狭帯域光Ｎ４〜第６狭帯域信号Ｎ６が入射することで、第４狭帯域撮像信号〜第６狭帯域信号が得られる。
また、本実施形態は第１実施形態と同様に、ＣＣＤ４４は、カラーＣＣＤでもモノクロＣＣＤでもどちらでもよい。

前記３つの狭帯域光Ｎ４〜Ｎ６における波長帯域では、ヘモグロビンの吸光特性、消化管粘膜の散乱特性が大きく異なるため、３波長で観察される血管の形態は波長によって大きく変わる。
具体的には、第４狭帯域光Ｎ４では、表層血管（表面深さ１００μｍ程度までの、太さ１０〜２０μｍ程度）が観察され、第５狭帯域光Ｎ５では、表層血管と中層血管（表面深さ１００μｍより深いところにあり、太さ２０〜５０μｍ程度）の両方であって、かつ表層血管の方がコントラスト高く観察され、第６狭帯域光Ｎ６では、中層血管のみがコントラスト高く観察される。
よって、照射する狭帯域光の波長と観察される血管画像が異なるため、第２実施形態における血管抽出処理は、第１実施形態における血管抽出処理と異なる。

血管抽出手段６５は、ＣＣＤ４４により得られた第４〜第６狭帯域画像データにおいて、血管抽出処理を行う。
本実施形態では、第４〜第６狭帯域のヘモグロビン吸光特性、消化管粘膜の散乱特性の違いから、第４狭帯域画像においては表層血管を、第５狭帯域画像においては表層血管と中層血管の両方の血管を、第６狭帯域画像においては中層血管を、それぞれ抽出する。
よって、表層血管と中層血管のそれぞれの血管に対応する周波数成分の信号を取り出すために、それらに合った２種類の２次元フィルタを作成する。２次元フィルタの作成方法は第１実施形態と同様である。
こうして作成された表層血管抽出フィルタを第４および第５狭帯域画像に、中層血管抽出フィルタを第５および第６狭帯域画像に適用することで、表層血管および中層血管をそれぞれ強調した強調狭帯域画像が作成される。
当該強調狭帯域画像は、表層強調第４狭帯域画像、表層強調第５狭帯域画像、中層強調第５狭帯域画像、中層強調第６狭帯域画像の４種類が作成される。

強調狭帯域画像が生成されると、位置合わせ手段６６において、それら強調狭帯域画像から狭帯域画像の移動量（補正すべき位置ずれ量）を算出し、位置合わせ処理が行われる。
本実施形態においては、第５狭帯域画像に、第４および第６狭帯域画像を位置合わせする。位置合わせ処理の方法は、第１実施形態と同じであるが、表層血管について表層強調第５狭帯域画像を基準として、表層強調第４狭帯域画像の移動量を算出し、また、中層血管について中層強調第５狭帯域画像を基準として中層強調第６狭帯域画像の移動量を算出し、前記第４狭帯域画像と前記第６狭帯域画像とを、それぞれの移動量分だけ移動して、移動第４狭帯域画像と移動第６狭帯域画像とを得る。
これ以降は第１実施形態と同様である。

本発明の第３実施形態は、第２実施形態における３つの狭帯域光源の他に、広帯域光源９０を備えるものである。
図１３に示すように、光源装置１３は、広帯域光源９０および第４〜第６狭帯域光源３３〜３５と、カプラ３６と、光源切替部３７とを備えている。
前記広帯域光源９０は、例えば、励起光源を波長４４５ｎｍのレーザーダイオード９０ａとし、励起光をマイクロホワイト蛍光体９０ｂに照射することで広帯域光ＢＢを発生させるマイクロホワイト蛍光である。前記広帯域光源９０は、その先に集光レンズ３９と広帯域用光ファイバ４０を備えており、前記広帯域用光ファイバ４０は、カプラ３６に接続されている。

光源切替部３７はプロセッサ装置内のコントローラ５９に接続されており、コントローラ５９からの指示に基づいて、広帯域光源９０および第４〜第６狭帯域光源３３〜３５をＯＮ（点灯）またはＯＦＦ（消灯）に切り替える。第３実施形態では、前記広帯域光源９０および第４〜第６狭帯域光源３３〜３５が順次ＯＮに切り替えられて広帯域光ＢＢおよび第４〜第６狭帯域光Ｎ４〜Ｎ６を用いた撮像が行なわれる。

第２実施形態と同様に、内視鏡１１のＣＣＤ４４には、広帯域光ＢＢおよび第４狭帯域光Ｎ４〜第６狭帯域信号Ｎ６が入射することで、広帯域信号および第４狭帯域撮像信号〜第６狭帯域信号が得られる。

ＣＣＤ４４は、Ｒ色、Ｇ色、Ｂ色のカラーフィルタを備えており、カラーフィルタは、図１４に示すような分光透過率５２、５３、５４を有している。第２実施形態とは広帯域光が入射する点において異なる。集光レンズ５１に入射する光のうち、広帯域光ＢＢは波長が約４７０〜７００ｎｍにわたるため、Ｒ色、Ｇ色、Ｂ色のカラーフィルタは、広帯域光ＢＢのうちそれぞれの分光透過率５２、５３、５４に応じた波長の光を透過する。ここで、Ｒ画素で光電変換された信号を撮像信号Ｒ、Ｇ画素で光電変換された信号を撮像信号Ｇ、Ｂ画素で光電変換された信号を撮像信号Ｂとすると、ＣＣＤ４４に広帯域光ＢＢが入射した場合には、撮像信号Ｒ、撮像信号Ｇ、及び撮像信号Ｂからなる広帯域撮像信号が得られる。また、狭帯域光Ｎ４〜Ｎ６については第２実施形態と同じである。

前記広帯域光および前記第４〜第６狭帯域光Ｎ４〜Ｎ６による撮像は、例えば、第４狭帯域光Ｎ４、第５狭帯域光Ｎ５、広帯域光ＢＢ、第６狭帯域光Ｎ６の順に行われ、第４狭帯器画像データ、第５狭帯域画像データ、広帯域画像データ、および第６狭帯域画像データがフレームメモリ５６に記憶される。

第１および第２実施形態との違いは、光源装置１３の構成、血管抽出手段６５における血管抽出処理、および位置合わせ手段６６における位置合わせである。それ以外は第１及び第２実施形態と同様であるため説明を省略する。

前記広帯域画像データおよび前記第４〜第６の狭帯域画像データ得られると、血管抽出手段６５において血管抽出処理が行われる。
血管抽出処理は、第２実施形態と同じく、表層血管および中層血管に対応する周波数を抽出するために、表層血管抽出フィルタおよび中層血管抽出フィルタの２つの２次元フィルタが作成され、前記広帯域画像データおよび第４〜第６狭帯域画像データに適用される。

こうして作成された表層血管抽出フィルタを広帯域画像および第４狭帯域画像に、中層血管抽出フィルタを広帯域画像、第５および第６狭帯域画像に適用することで、表層血管および中層血管を強調した血管強調画像が作成される。
当該血管強調画像は、表層強調第４狭帯域画像、表層強調広帯域画像、中層強調広帯域画像、中層強調第５狭帯域画像および中層強調第６狭帯域画像の５種類が作成される。

前記５種類の血管強調画像が生成されると、位置合わせ手段６６において、それら血管強調画像から狭帯域画像の移動量を算出し、位置合わせ処理が行われる。
本実施形態においては、広帯域画像に、第４〜第６狭帯域画像を位置合わせする。位置合わせ処理の方法は、第１実施形態と同じであるが、表層血管について表層強調広帯域像を基準として、表層強調第４狭帯域画像の移動量を算出し、また、中層血管について中層強調広帯域画像を基準として中層強調第５および中層強調第６狭帯域画像の移動量を算出し、前記第４〜第６狭帯域画像をそれぞれの移動量分だけ移動して、移動第４〜移動第６狭帯域画像とを得る。
これ以降は第１実施形態と同様である。

本発明は、基本的に以上のようなものである。また、本発明の要旨を変えない範囲において、種々の変更が可能である。
また、第１〜第３の実施形態はもちろん、これらに限定されない本発明の内視鏡装置は、静止画、動画のいずれの場合にも適用することができる。

１０、１１０、１２０ 電子内視鏡システム
１１ 内視鏡スコープ
１２ プロセッサ
１３ 光源装置
１４ モニタ（画像表示手段）
１６ 挿入部
１６ａ 先端部
１７ 操作部
１８ ユニバーサルコード
１９ 湾曲部
２１ アングルノブ
２３ コンソール
２４ コネクタ
３０、９０ 広帯域光源（白色光源）
３１ ロータリーフィルタ
３２ ロータリーフィルタ駆動部
３３ 第１狭帯域光源
３３ａ 第１狭帯域用光ファイバ
３４ 第２狭帯域光源
３４ａ 第２狭帯域用光ファイバ
３５ 第３狭帯域光源
３５ａ 第３狭帯域用光ファイバ
３６ カプラ
３７ 光源切替部
３９ 集光レンズ
４０ 広帯域用光ファイバ
４３ 光ガイド
４４ 撮像素子（ＣＣＤ）
４４ａ 撮像面
４５ ＡＦＥ（Ａｎａｌｏｇ Ｆｒｏｎｔ Ｅｎｄ）
４６ 撮像制御部
４８ 照射レンズ
４９ 照射窓
５０ 観察窓
５１ 集光レンズ
５５ ＤＳＰ
５６ フレームメモリ
５７ 血管画像生成部
５８ 表示制御回路
５９ コントローラ
６０ 輝度比算出部
６１ 相関関係記憶部
６２ 血管深さ−酸素飽和度算出部
６４ 酸素飽和度画像生成部
６４ａ カラーマップ（ＣＭ（Ｃｏｌｏｒ Ｍａｐ））
６５ 血管抽出手段
６６ 位置合わせ手段
６８ 画像切替スイッチ
７２ 第１狭帯域画像
７３ 酸素飽和度画像
７４ 強調酸素飽和度画像
７５、７６、７７ 血管画像
９０ａ レーザーダイオード
９０ｂ マイクロホワイト蛍光体
９１ 第４狭帯域光源
９１ａ 第４狭帯域用光ファイバ
９２ 第５狭帯域光源
９２ａ 第５狭帯域用光ファイバ
９３ 第６狭帯域光源
９３ａ 第６狭帯域用光ファイバ
１３１ 第１狭帯域光透過領域
１３２ 第２狭帯域光透過領域
１３３ 第３狭帯域光透過領域

Claims (4)

1. 波長帯域の異なる３種の光を順次照射する光源装置と、
   前記光源装置から体腔内の血管を含む被写体組織に順次照射される光の反射光を受光して、該受光した光の波長帯域に対応する画像データを順次出力する電子内視鏡と、
   前記電子内視鏡から出力される波長帯域の異なる光に対応する各々の画像データのうちの、第１画像データから第１太さの血管の位置を抽出し、第２画像データから前記第１太さの血管および該第１太さの血管よりも太い第２太さの血管の位置を抽出し、第３画像データから前記第２太さの血管の位置を抽出する血管抽出手段と、
   前記血管抽出手段により抽出された前記第１太さの血管の位置に基づいて、前記第１および第２画像データの画像間の位置合わせを行い、前記第２太さの血管の位置に基づいて、前記第２および第３画像データの画像間の位置合わせを行う位置合わせ手段と、
   前記位置合わせ手段により位置合わせが行われた各々の画像の画像データから、前記血管中の酸素飽和度の分布を表す酸素飽和度画像を生成する画像生成手段と、
   前記画像生成手段により生成される酸素飽和度画像を疑似カラー表示する画像表示手段とを備えることを特徴とする電子内視鏡システム。
2. 前記位置合わせ手段は、前記波長帯域の異なる３種の光のうちの中間の波長帯域の光の画像データの画像に対して、他の波長帯域の光の画像データの画像の位置合わせを行うものであることを特徴とする請求項１に記載の電子内視鏡システム。
3. 前記光源装置は、５４０±１０ｎｍ、５６０±１０ｎｍおよび５８０±１０ｎｍの光を順次照射するものであることを特徴とする請求項１または２に記載の電子内視鏡システム。
4. 前記光源装置は、４０５±１０ｎｍ、４４０±１０ｎｍおよび４７０±１０ｎｍの光を順次照射するものであることを特徴とする請求項１または２に記載の電子内視鏡システム。

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