WO2015025672A1

WO2015025672A1 - 内視鏡システム及びプロセッサ装置並びに作動方法並びにテーブル作成方法

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Publication number: WO2015025672A1
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Publication date: 2015-02-26
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Abstract

拡大観察時に発生する酸素飽和度のアーチファクトを低減する。内視鏡システム１０は、光源装置１４と、センサ４８と、酸素飽和度算出部８３と、周波数成分情報抽出部８４と、補正部８６と、画像生成部８７とを備える。光源装置１４は、第１信号光と第２信号光を検体に照射する。センサ４８は、第１信号光と第２信号光の反射光で検体を撮像して第１，第２画像信号を出力する。酸素飽和度算出部８３は、第１画像信号と第２画像信号の信号比に基づいて検体の酸素飽和度を算出する。周波数成分情報抽出部８４は、第１画像信号と第２画像信号から周波数成分情報を抽出する。補正部８６は、第１画像信号と第２画像信号の周波数成分の振幅に基づいて、酸素飽和度を補正する。画像生成部８７は、補正部８６によって補正された酸素飽和度に基づいて検体の酸素飽和度を表す酸素飽和度画像を生成する。

Description

内視鏡システム及びプロセッサ装置並びに作動方法並びにテーブル作成方法

　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取得する内視鏡システム及びプロセッサ装置並びに作動方法並びにテーブル作成方法に関する。

　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。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、波長帯域が異なり、かつ、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信号光と第２信号光を交互に粘膜内の血管に照射して、第１及び第２信号光の各反射光を内視鏡先端部のセンサで検出する方法が知られている（特許文献１）。

　センサで検出した第１信号光の反射光に対応する第１信号光画像信号と、第２信号光の反射光に対応する第２信号光画像信号の比率（以下、信号比という）は、血管内の酸素飽和度に変化がなければ一定値を維持するが、酸素飽和度の変化が生じれば、それにともなって変化する。したがって、第１信号光画像信号と第２信号光画像信号の信号比に基づいて酸素飽和度を算出することができる。

特開２０１２－１２５４０２号公報

　酸素飽和度の算出は、第１及び第２信号光が検体に対して均一に照射されていることを前提としている。このため、第１及び第２信号光が不均一な場合には算出した酸素飽和度の信頼性が低くなってしまうので、酸素飽和度を取得する内視鏡システムでは、検体にほぼ均一に第１及び第２信号光が照射されるように、第１及び第２信号光の照射範囲や光量の分布等が予め厳密に調節されている。

　しかし、通常の白色光による観察をする場合に観察範囲の全範囲で検体を鮮明に観察できるように照明の照射範囲や光量の分布が調節してあったとしても、酸素飽和度を算出すると、検体の性状によるものではない大きな誤差（以下、アーチファクトという）が発生してしまう場合がある。具体的には、非拡大観察から拡大観察（内視鏡先端部を検体に極めて接近させた観察、またはズーミングレンズを作動して検体を拡大する観察）に切り替えると、非拡大観察時には発生していなかった低酸素領域や高酸素領域が発生するようになる。すなわち、拡大観察時には、非拡大観察時には起こりえなかった酸素飽和度のアーチファクトが発生する。これは、酸素飽和度が照明（第１及び第２信号光）の光量分布等に対して極めて敏感であることと、極めて小さな照明の光量分布等の誤差でも拡大観察時には拡大率に応じて酸素飽和度への寄与が大きくなってしまうことが主な原因である。

　拡大観察時に酸素飽和度のアーチファクトが発生しないようにするためには、さらに厳密に照明を均一にすれば良いが、当然ながら、文字通り完全に照明を均一化することは不可能である。また、特定の拡大率での拡大観察時に酸素飽和度のアーチファクトが発生しないようにしたとしても、拡大率を上げれば再び同じ問題が発生するので根本的な解決にはならない。

　本発明は、拡大観察時に発生する酸素飽和度のアーチファクトを低減し、酸素飽和度の分布を従来よりも細かく正確に算出及び表示する内視鏡システム及びプロセッサ装置並びに作動方法、並びにこれらに用いるテーブルの作成方法を提供することを目的とする。

　本発明の内視鏡システムは、光源装置と、センサと、酸素飽和度算出部と、周波数成分情報抽出部と、補正部と、画像生成部とを備える。光源装置は、第１信号光と第２信号光を検体に照射する。センサは、検体で反射した第１信号光の反射光を受光することにより検体を撮像して得られた第１画像信号を出力し、かつ検体で反射した第２信号光の反射光を受光することにより検体を撮像して得られた第２画像信号を出力する。酸素飽和度算出部は、第１画像信号と第２画像信号の信号比に基づいて検体の酸素飽和度を算出する。周波数成分情報抽出部は、第１画像信号と第２画像信号とから周波数成分情報を抽出する。補正部は、第１画像信号と第２画像信号との周波数成分情報に基づいて、酸素飽和度を補正する。画像生成部は、補正部によって補正された酸素飽和度に基づいて検体の酸素飽和度を表す酸素飽和度画像を生成する。

　周波数成分情報抽出部が抽出する周波数成分情報とは、例えば、特定の周波数成分の振幅である。そして、補正部は、第１画像信号と第２画像信号の特定の周波数成分の振幅の差に基づいて酸素飽和度の補正をする。

　補正部は、例えば、第１画像信号と第２画像信号の周波数成分情報と、酸素飽和度の誤差とを対応付けた誤差テーブルを有することが好ましい。この場合、誤差テーブルを参照して第１画像信号と第２画像信号の周波数成分情報に対応する酸素飽和度の誤差を算出し、算出した誤差を酸素飽和度から除く補正をする。

　補正部は、第１画像信号及び第２画像信号を複数の領域に分割し、複数の領域毎に酸素飽和度の補正をすることが好ましい。

　なお、周波数成分情報は、例えば検体の表層血管に対応する周波数成分に関する情報である。

　本発明の別の内視鏡システムは、光源装置と、センサと、周波数成分情報抽出部と、補正部と、酸素飽和度算出部と、画像生成部とを備える。光源装置は、第１信号光と第２信号光を検体に照射する。センサは、検体で反射した第１信号光の反射光を受光することにより検体を撮像して得られた第１画像信号を出力し、かつ検体で反射した第２信号光の反射光を受光することにより検体を撮像して得られた第２画像信号を出力する。周波数成分情報抽出部は、第１画像信号及び第２画像信号から周波数成分情報を抽出する。補正部は、第１画像信号と第２画像信号との周波数成分情報に基づいて、第１画像信号と第２画像信号とを補正し、第１補正画像信号と第２補正画像信号とを生成する。酸素飽和度算出部は、第１補正画像信号と第２補正画像信号の信号比に基づいて検体の酸素飽和度を算出する。画像生成部は、酸素飽和度に基づいて検体の酸素飽和度を表す酸素飽和度画像を生成する。

　周波数成分情報抽出部が抽出する周波数成分情報とは、例えば、特定の周波数成分の振幅である。そして、補正部は、第１画像信号と第２画像信号の振幅の差に基づいて第１画像信号と第２画像信号の補正をすることが好ましい。

　補正部は、例えば、第１画像信号と第２画像信号の周波数成分情報と、第１画像信号または第２画像信号に乗じる補正係数とを対応付けた補正係数テーブルを有することが好ましい。この場合、補正係数テーブルを参照して第１画像信号と第２画像信号の振幅の差に対応する補正係数を算出する。

　本発明のプロセッサ装置は、第１信号光と第２信号光を検体に照射する光源装置と、検体で反射した第１信号光の反射光を受光することにより検体を撮像して得られた第１画像信号を出力し、かつ検体で反射した第２信号光の反射光を受光することにより検体を撮像して得られた第２画像信号を出力するセンサと、を備える内視鏡システムのプロセッサ装置であり、酸素飽和度算出部と、周波数成分情報抽出部と、補正部と、画像生成部と、を備える。酸素飽和度算出部は、第１画像信号と第２画像信号との信号比に基づいて検体の酸素飽和度を算出する。周波数成分情報抽出部は、第１画像信号と第２画像信号とから周波数成分情報を抽出する。補正部は、第１画像信号と第２画像信号との周波数成分情報に基づいて、酸素飽和度を補正する。画像生成部は、補正部によって補正された酸素飽和度に基づいて検体の酸素飽和度を表す酸素飽和度画像を生成する。

　また、本発明の別のプロセッサ装置は、第１信号光と第２信号光を検体に照射する光源装置と、検体で反射した第１信号光の反射光を受光することにより検体を撮像して得られた第１画像信号を出力し、かつ検体で反射した第２信号光の反射光を受光することにより検体を撮像して得られた第２画像信号を出力するセンサと、を備える内視鏡システムのプロセッサ装置であり、周波数成分情報抽出部と、補正部と、酸素飽和度算出部と、画像生成部と、を備える。周波数成分情報抽出部は、第１画像信号と第２画像信号とから周波数成分情報を抽出する。補正部は、第１画像信号と第２画像信号との周波数成分情報に基づいて、第１画像信号と第２画像信号とを補正し、第１補正画像信号と第２補正画像信号とを生成する。酸素飽和度算出部は、第１補正画像信号と第２補正画像信号との信号比に基づいて検体の酸素飽和度を算出する。画像生成部は、酸素飽和度に基づいて検体の酸素飽和度を表す酸素飽和度画像を生成する。

　本発明の内視鏡システムの作動方法は、第１信号光と第２信号光を発する光源装置と、検体で反射した第１信号光の反射光を受光することにより検体を撮像して得られた第１画像信号を出力し、かつ検体で反射した第２信号光の反射光を受光することにより検体を撮像して得られた第２画像信号を出力するセンサと、を有する内視鏡システムの作動方法であり、酸素飽和度算出ステップと、周波数成分情報抽出ステップと、補正ステップと、画像生成ステップと、を備える。酸素飽和度算出ステップは、第１画像信号と第２画像信号との信号比に基づいて検体の酸素飽和度を算出する。周波数成分情報抽出ステップは、第１画像信号と第２画像信号とから周波数成分情報を抽出する。補正ステップでは、第１画像信号と第２画像信号との周波数成分情報に基づいて、酸素飽和度を補正する。画像生成ステップは、補正ステップで補正された酸素飽和度に基づいて検体の酸素飽和度を表す酸素飽和度画像を生成する。

　本発明の別の内視鏡システムの作動方法は、第１信号光と第２信号光を発する光源装置と、検体で反射した第１信号光の反射光を受光することにより検体を撮像して得られた第１画像信号を出力し、かつ検体で反射した第２信号光の反射光を受光することにより検体を撮像して得られた第２画像信号を出力するセンサと、を備える内視鏡システムの作動方法であり、周波数成分情報抽出ステップと、補正ステップと、酸素飽和度算出ステップと、画像生成ステップと、を備える。周波数成分情報抽出ステップは、第１画像信号と第２画像信号とから周波数成分情報を抽出する。補正ステップは、第１画像信号と第２画像信号との周波数成分情報に基づいて、第１画像信号と第２画像信号とを補正し、第１補正画像信号と第２補正画像信号とを生成する。酸素飽和度算出ステップは、第１補正画像信号と第２補正画像信号との信号比に基づいて検体の酸素飽和度を算出する。画像生成ステップは、酸素飽和度に基づいて検体の酸素飽和度を表す酸素飽和度画像を生成する。

　本発明のテーブル作成方法は、撮像ステップと、周波数成分情報抽出ステップと、酸素飽和度算出ステップと、誤差算出ステップと、記憶ステップとを備える。撮像ステップは、酸素飽和度が既知の血液を含む血液入り材料が特定の空間周波数で配列されたファントムに第１信号光と第２信号光をそれぞれ照射し、ファントムで反射した第１信号光の反射光を受光することによりファントムを撮像して、第１信号光に対応する第１画像信号を取得し、ファントムで反射した第２信号光の反射光を受光することによりファントムを撮像して第２信号光に対応する第２画像信号を取得する。周波数成分情報抽出ステップは、第１画像信号と第２画像信号とから空間周波数に対応する周波数成分情報を抽出する。酸素飽和度算出ステップは、第１画像信号と第２画像信号との信号比に基づいて血液入り材料の酸素飽和度を算出する。誤差算出ステップは、酸素飽和度算出ステップで算出された酸素飽和度と、血液の酸素飽和度との誤差を算出する。記憶ステップは、第１画像信号と第２画像信号との周波数成分情報と、誤差を対応付けて記憶する。

　本発明の別のテーブル作成方法は、第１撮像ステップと、第２撮像ステップと、第１周波数成分情報抽出ステップと、第２周波数成分情報抽出ステップと、補正係数算出ステップと、記憶ステップと、を備える。第１撮像ステップは、酸素飽和度が既知の血液を含む血液入り材料が特定の空間周波数で配列されたファントムに第１信号光と第２信号光とをそれぞれ照射し、ファントムで反射した第１信号光の反射光を受光することによりファントムを撮像して第１信号光に対応する第１画像信号を取得し、ファントムで反射した第２信号光の反射光を受光することによりファントムを撮像して第２画像信号を取得する。第２撮像ステップは、ファントムに第１信号光と第２信号光とをそれぞれ照射し、ファントムで反射した第１信号光の反射光を受光し、第１撮像ステップと比較してファントムを拡大して撮像することにより第１信号光に対応する第３画像信号を取得し、ファントムで反射した第２信号光の反射光を受光し、第１撮像ステップと比較してファントムを拡大して撮像することにより第２信号光に対応する第４画像信号を取得する。第１周波数成分情報抽出ステップは、第１画像信号と第２画像信号とからファントムの空間周波数に対応する周波数成分情報を抽出する。第２周波数成分情報抽出ステップは、第３画像信号と第４画像信号とからファントムの空間周波数に対応する周波数成分情報を抽出する。補正係数算出ステップは、第３画像信号と第４画像信号との周波数成分情報の比を、第１画像信号と第２画像信号との周波数成分情報の比に等しくする補正係数を算出する。記憶ステップは、第３画像信号と第４画像信号との周波数成分情報と、補正係数とを対応付けて記憶する。

　本発明の内視鏡システム及びプロセッサ装置並びに作動方法によれば、拡大観察時の酸素飽和度のアーチファクトを低減し、酸素飽和度の分布を従来よりも細かく正確に算出し、表示することができる。

内視鏡システムの外観図である。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白色光のスペクトルを示すグラフである。ＲＧＢカラーフィルタの分光透過率を示すグラフである。通常観察モード時の撮像制御を示す説明図である。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。信号比Ｂ１／Ｇ２，Ｒ２／Ｇ２と酸素飽和度の相関関係を示すグラフである。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。酸素飽和度を算出する方法を示す説明図である。非拡大観察時の画像信号と周波数成分の振幅を示す説明図である。拡大観察時の画像信号と周波数成分の振幅を示す説明図である。誤差テーブルの説明図である。誤差テーブルを作成するためのファントムを示す説明図である。内視鏡システムの作用を示すフローチャートである。補正処理の有無の違いを示す説明図である。第２実施形態における酸素飽和度画像生成部のブロック図である。補正係数テーブルの説明図である。補正係数と特定周波数成分の振幅の関係を示す説明図である。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３実施形態の内視鏡システムのブロック図である。ＬＥＤの発光帯域とＨＰＦの特性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。回転フィルタの平面図である。分割領域を示す説明図である。分割領域と撮影距離の関係を示す説明図である。分割領域と撮影距離の関係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２１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た湾曲部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。この湾曲動作にともなって、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ＳＷ（モード切替スイッチ）２２ｂ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、通常光画像や酸素飽和度画像等の画像、及びこれらの画像に関する情報（以下、画像情報等という）を表示する。コンソール２０は、機能設定等の入力操作を受け付けるＵＩ（ユーザインタフェース）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記録部（図示省略）を接続しても良い。

　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（レーザダイオード））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）３６とを発光源として備えている。これらの半導体発光素子からなる第１青色レーザ光源３４及び第２青色レーザ光源３６の発光は、光源制御部４０により個別に制御される。このため、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を点灯させ、第２青色レーザ光を発光させる。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とを交互に点灯させ、第１青色レーザ光と第２青色レーザ光が交互に発光させる。なお、第１青色レーザ光及び第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と第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良い。

　第１青色レーザ光源３４及び第２青色レーザ光源３６から出射される第１青色レーザ光及び第２青色レーザ光は、集光レンズ、光ファイバ、合波器等の光学部材（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に内蔵されている。ライトガイド４１は、第１青色レーザ光源３４及び第２青色レーザ光源３６から出射される第１青色レーザ光及び第２青色レーザ光を、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から第１青色レーザ光及び第２青色レーザ光が入射する。蛍光体４４は、第１青色レーザ光または第２青色レーザ光が照射されることで蛍光を発する。また、一部の第１青色レーザ光または第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。

　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に示すスペクトルの白色光（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に交互に入射することにより、図４に示すスペクトルの第１白色光と第２白色光が交互に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、第１白色光は、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照射される第２白色光と同様である。

　第１蛍光と第２蛍光は、波形（スペクトルの形状）がほぼ同じであり、第１蛍光の強度（Ｉ１（λ））と第２蛍光の強度（Ｉ２（λ））の比（以下、フレーム間強度比という）は、何れの波長λにおいても同じである。例えば、Ｉ２（λ１）／Ｉ１（λ１）＝Ｉ２（λ２）／Ｉ１（λ２）である。このフレーム間強度比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。

　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類の蛍光体（例えばＹＡＧ系蛍光体、あるいはＢＡＭ（ＢａＭｇＡｌ_１０Ｏ_１７）等の蛍光体）を含んで構成されるものを使用することが好ましい。また、本実施形態のように、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白色光及び第２白色光が得られる。また、各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。

　内視鏡１２の撮像光学系２４ｂは、撮像レンズ４６、ズーミングレンズ４７、及びセンサ４８を有している（図２参照）。検体からの反射光は、撮像レンズ４６及びズーミングレンズ４７を介してセンサ４８に入射する。これにより、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がワイド端側に移動すると検体の反射像が縮小する。一方、ズーミングレンズ４７がテレ端側に移動することで、検体の反射像が拡大する。なお、拡大観察をしない場合（非拡大観察時）には、ズーミングレンズ４７はワイド端に配置されている。そして、拡大観察を行う場合には、ズーム操作部２２ｃの操作によってズーミングレンズ４７はワイド端からテレ端側に移動される。

　センサ４８は、カラーの撮像素子であり、検体の反射像を撮像して画像信号を出力する。センサ４８は、例えばＣＣＤ（Charge Coupled Device）イメージセンサやＣＭＯＳ（Complementary Metal-Oxide Semiconductor）イメージセンサである。また、センサ４８は、撮像面にＲＧＢカラーフィルタが設けられたＲＧＢ画素を有しており、ＲＧＢの各色の画素で光電変換をすることによってＲ，Ｇ，及びＢの三色の画像信号を出力する。

　図５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、通常観察モード時に第２白色光が検体内に照射された場合には、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。但し、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、特殊観察モード時に第１白色光が検体内に照射された場合には、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。但し、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、特殊観察モード時に第２白色光が検体内に照射されたときのＲＧＢ各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、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（グリーン）の補色フィルタを備えた、いわゆる補色イメージセンサを用いても良い。センサ４８として補色イメージセンサを用いる場合は、ＣＭＹＧの四色の画像信号からＲＧＢの三色の画像信号に色変換する色変換部を、内視鏡１２、光源装置１４またはプロセッサ装置１６のいずれかに設けておけば良い。こうすれば補色イメージセンサを用いる場合でも、ＣＭＹＧの４色の画像信号から色変換によってＲＧＢ３色の画像信号を得ることができる。

　撮像制御部４９はセンサ４８の撮像制御を行う。図６に示すように、センサ４８の１フレームの期間は、検体からの反射光を光電変換して電荷を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。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センサ４８で撮像する。これにより、１フレーム毎にセンサ４８からＲＧＢの各画像信号が出力される。

　撮像制御部４９は、特殊観察モード時も、通常観察モード時と同様にしてセンサ４８に蓄積期間と読出期間を行わせる。但し、特殊観察モード下ではセンサ４８の撮像のフレームに同期して第１白色光と第２白色光が交互に検体内に照射されるので、図７に示すように、センサ４８は、１フレーム目に第１白色光で検体内を撮像し、次の２フレーム目では第２白色光で検体内を撮像する。センサ４８は、１フレーム目及び２フレーム目ともＲＧＢの各色の画像信号を出力するが、依拠する白色光のスペクトルが異なるので、以下では区別のために、１フレーム目に第１白色光で撮像して得られるＲＧＢ各色の画像信号をそれぞれＲ１画像信号，Ｇ１画像信号，又はＢ１画像信号といい、２フレーム目に第２白色光で撮像して得られるＲＧＢ各色の画像信号をＲ２画像信号，Ｇ２画像信号，又はＢ２画像信号という。

　なお、酸素飽和度の算出には、Ｂ１画像信号とＧ２画像信号の信号比Ｂ１／Ｇ２と、Ｒ２画像信号とＧ２画像信号の信号比Ｒ２／Ｇ２が用いられる。これらのうち、酸素飽和度の算出に必須な信号比は、Ｂ１画像信号とＧ２画像信号の信号比Ｂ１／Ｇ２である。このため、本実施形態では、第１白色光中のＢ１画像信号になる成分（蛍光体４４を透過した第１青色レーザ光）が第１信号光であり、第２白色光中のＧ２画像信号になる成分（第２蛍光の緑色帯域成分）が第２信号光である。

　センサ４８から出力される各色の画像信号は、ＣＤＳ（correlated double sampling）／ＡＧＣ（automatic gain control）回路５０へ送信される（図２参照）。ＣＤＳ／ＡＧＣ回路５０は、センサ４８から出力されるアナログの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、Ａ／Ｄ変換器５２によってデジタル画像信号に変換される。こうしてデジタル化された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、通常観察画像処理部６２と、特殊観察用画像処理部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から入力される画像信号を受信する。受信部５４はＤＳＰ（Digital Signal Processor）５６とノイズ除去部５８を備えており、ＤＳＰ５６は、受信した画像信号に対して色補正処理等のデジタル信号処理を行う。ノイズ除去部５８は、ＤＳＰ５６で色補正処理等が施された画像信号に対して、例えば移動平均法やメディアンフィルタ法等によるノイズ除去処理を施す。ノイズが除去された画像信号は、画像処理切替部６０に入力される。

　画像処理切替部６０は、モード切替ＳＷ２２ｂが通常観察モードにセットされている場合には、画像信号を通常観察画像処理部６２に入力する。一方、モード切替ＳＷ２２ｂが特殊観察モードに設定されている場合、画像処理切替部６０は、画像信号を特殊観察用画像処理部６４に入力する。

　通常観察画像処理部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ＲＧＢの各画像信号を、それぞれＲ画素、Ｇ画素、又はＢ画素に割り当てたＲＧＢ画像データを生成する。そして、ＲＧＢ画像データに対して、さらに３×３のマトリックス処理、階調変換処理、３次元ＬＵＴ処理等の色変換処理を施す。

　色彩強調部７０は、色変換処理済みの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、色彩強調処理済みの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施す。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、通常観察画像として画像表示信号生成部６６に入力される。

　特殊観察画像処理部６４は、酸素飽和度画像生成部７６と、構造強調部７８とを有する。酸素飽和度画像生成部７６は、酸素飽和度を算出し、かつ算出した酸素飽和度を表す酸素飽和度画像を生成する。

　構造強調部７８は、酸素飽和度画像生成部７６から入力される酸素飽和度画像に対して、空間周波数強調処理等の構造強調処理を施す。構造強調部７２で構造強調処理が施された酸素飽和度画像は、画像表示信号生成部６６に入力される。

　表示用画像信号生成部６６は、通常観察画像または酸素飽和度画像を表示用形式の信号（表示用画像信号）に変換し、モニタ１８に入力する。これにより、モニタ１８には通常観察画像または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、信号比算出部８１と、相関関係記憶部８２と、酸素飽和度算出部８３と、周波数成分情報抽出部８４、差分算出部８５、補正部８６、画像生成部８７と、を備えている。

　信号比算出部８１には、酸素飽和度画像生成部７６に入力される２フレーム分の画像信号のうち、Ｂ１画像信号、Ｇ２画像信号、Ｒ２画像信号が入力される。信号比算出部８１は、Ｂ１画像信号とＧ２画像信号の信号比Ｂ１／Ｇ２と、Ｇ２画像信号とＲ２画像信号の信号比Ｒ２／Ｇ２とを、画素毎に算出する。

　相関関係記憶部８２は、信号比Ｂ１／Ｇ２及び信号比Ｒ２／Ｇ２と、酸素飽和度の相関関係を記憶している。この相関関係は、図９に示す二次元空間上に酸素飽和度の等高線を定義した２次元テーブルで記憶されている。信号比Ｂ１／Ｇ２及び信号比Ｒ２／Ｇ２に対する等高線の位置及び形状は、光散乱の物理的なシミュレーションによって予め得られ、各等高線の間隔は、血液量（信号比Ｒ２／Ｇ２）に応じて変化する。なお、信号比Ｂ１／Ｇ２及び信号比Ｒ２／Ｇ２と、酸素飽和度との相関関係はｌｏｇスケールで記憶されている。

　なお、上記相関関係は、図１０に示すように、酸化ヘモグロビン（グラフ９０）や還元ヘモグロビン（グラフ９１）の吸光特性や光散乱特性と密接に関連し合っている。例えば、第１青色レーザ光の中心波長４７３ｎｍのように、酸化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンの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扱いやすい。しかしながら、４７３ｎｍの光に対応する信号を含むＢ１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、Ｂ１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Ｒ２画像信号と、Ｂ１画像信号とＲ２画像信号のリファレンス信号となるＧ２画像信号から得られる信号比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算出することができる。

　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、信号比算出部８１で算出された信号比Ｂ１／Ｇ２及び信号比Ｒ２／Ｇ２に対応する酸素飽和度を画素毎に算出する。例えば、特定画素における信号比Ｂ１／Ｇ２及び信号比Ｒ２／Ｇ２がそれぞれＢ１^＊／Ｇ２^＊及びＲ２^＊／Ｇ２^＊である場合、図１１に示すように、相関関係を参照すると、信号比Ｂ１^＊／Ｇ２^＊及び信号比Ｒ２^＊／Ｇ２^＊に対応する酸素飽和度は「６０％」である。したがって、酸素飽和度算出部８３は、この画素の酸素飽和度を「６０％」と算出する。

　なお、信号比Ｂ１／Ｇ２及び信号比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。すなわち、信号比Ｂ１／Ｇ２や信号比Ｒ２／Ｇ２の値が、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を下回ったりすることはほとんどない。但し、算出する酸素飽和度が下限ライン９３を下回ってしまった場合には酸素飽和度算出部８３は酸素飽和度を０％とし、上限ライン９４を上回ってしまった場合には酸素飽和度を１００％とする。また、信号比Ｂ１／Ｇ２及び信号比Ｒ２／Ｇ２に対応する点が下限ライン９３と上限ライン９４の間から外れた場合には、その画素における酸素飽和度の信頼度が低いことが分かるように表示をしても良いし、酸素飽和度を算出しないようにしても良い。

　周波数成分情報抽出部８４は、酸素飽和度の算出に用いられるＢ１画像信号、Ｇ２画像信号、及びＲ２画像信号を取得し、周波数成分情報を抽出する。具体的には、取得した各画像信号をフーリエ変換し、その振幅Ｐ（Ｂ１），Ｐ（Ｇ２），及びＰ（Ｒ２）を算出し、これらの各振幅Ｐ（Ｂ１），Ｐ（Ｇ２），及びＰ（Ｒ２）から特定周波成分の振幅を抽出する。特定周波成分とは、例えば、拡大観察時に主な観察対象になる表層血管や腺管構造等に対応する周波数成分である。

　差分算出部８５は、周波数成分情報抽出部８４が抽出した振幅Ｐ（Ｂ１），Ｐ（Ｇ２），及びＰ（Ｒ２）の特定周波成分の差を算出する。すなわち、Ｂ１画像信号とＧ２画像信号の特定周波数成分の振幅の差ΔＢＧ（＝Ｐ（Ｂ１）－Ｐ（Ｇ２））、Ｇ２画像信号とＲ２画像信号の特定周波数成分の振幅の差ΔＧＲ（＝Ｐ（Ｇ２）－Ｐ（Ｒ２））、及びＲ２画像信号とＢ１画像信号の特定周波数成分の振幅の差ΔＲＢ（＝Ｐ（Ｒ２）－Ｐ（Ｂ１））をそれぞれ特定周波数成分について算出する。

　例えば、図１２に示すように、非拡大観察時に得られるＢ１画像信号（非拡大），Ｇ２画像信号（非拡大），Ｒ２画像信号（非拡大）は、検体の遠景画像なので表層血管等の細かな像は見られない。このため、表層血管等に対応する特定周波数ω_Ｖの振幅の差ΔＢＧ，ΔＧＲ，及びΔＲＢにはほとんど違いはない。なお、図１２では、図示の便宜上、任意方向に沿ったフーリエ変換による振幅を表しているが、周波数成分情報抽出部８４が行うフーリエ変換は２次元フーリエ変換である。また周波数成分情報抽出部８４は、特定周波数ω_Ｖの振幅値を抽出する。差分算出部８５が算出する各振幅の差ΔＢＧ，ΔＧＲ，及びΔＲＢは、この特定周波数ω_Ｖにおける各振幅Ｐ（Ｂ１），Ｐ（Ｇ２），及びＰ（Ｒ２）のピーク値の差である。

　一方、図１３に示すように、拡大観察時に得られるＢ１画像信号（拡大）には、表層血管等の細かな像が表れる。但し、拡大観察時に得られるＧ２画像信号（拡大）に表れる像は、Ｂ１画像信号（拡大）よりもぼやけている。また、拡大観察時に得られるＲ２画像信号（拡大）はＧ２画像信号（拡大）に表れる像よりもさらにぼやけている。このような各色の画像信号に表れる像のぼけ具合の違いは、波長に応じた検体への深達度や検体による吸収（特にヘモグロビンの吸光）及び散乱等によるものである。このため、各振幅Ｐ（Ｂ１），Ｐ（Ｇ２），Ｐ（Ｒ２）は、拡大観察時の表層血管等に対応する特定周波数Ω_Ｖにおいて、顕著な差が生じるようになり、各振幅の差ΔＢＧ，ΔＧＲ，及びΔＲＢにも違いが出てくる。このため、各振幅の差ΔＢＧ，ΔＧＲ，及びΔＲＢは、各色間の像のぼけ具合のバランスを表している。

　なお、検体を拡大観察すると、表層血管等も太く（大きく）見えるようになるので、表層血管等に対応する特定周波数Ω_Ｖは、非拡大観察時の周波数ω_Ｖよりも低周波数側にシフトしている。拡大観察時の各振幅Ｐ（Ｂ１），Ｐ（Ｇ２），及びＰ（Ｒ２）は、非拡大観察時のものに比べて全体的に概ね低周波数側にシフトしたものなので、非拡大観察時の特定周波数ω_Ｖと拡大観察時の特定周波数Ω_Ｖとの対応関係は、各振幅Ｐ（Ｂ１），Ｐ（Ｇ２），及びＰ（Ｒ２）の全体的な波形から容易に検出することができる。

　非拡大観察時や、拡大観察時でもズーム倍率や先端部２４と検体との距離が一定であり、第１白色光や第２白色光が検体に均一に照射されているとみなせる場合には、波長に応じた像のぼけ具合もほぼ一定である。このため、各振幅の差ΔＢＧ，ΔＧＲ，及びΔＲＢも、ズーム倍率や先端部２４と検体との距離に応じた特定値になる。しかし、第１白色光や第２白色光が検体に均一に照射されているとみなせないほど、ズーム倍率を上げたり、先端部２４を検体に極めて近接させたりした拡大観察時には、各振幅の差ΔＢＧ，ΔＧＲ，及びΔＲＢは、上記特定値からずれた値になる。

　このように、各振幅の差ΔＢＧ，ΔＧＲ，及びΔＲＢが上記特定値からずれている場合、酸素飽和度算出部８３が算出した酸素飽和度にはアーチファクトが発生する。酸素飽和度算出部８３が信号比Ｂ１／Ｇ２と信号比Ｒ２／Ｇ２とに基づいて酸素飽和度を算出することからも分かるように、酸素飽和度の算出は、Ｂ１画像信号，Ｇ２画像信号，及びＲ２画像信号が検体の性状（酸素飽和度と血液量）に応じてのみ変化することを前提としているが、各振幅の差ΔＢＧ，ΔＧＲ，及びΔＲＢが第１白色光や第２白色光の不均一性によって上記特定値からずれている場合には、当然、誤った酸素飽和度が算出されてしまう。この第１白色光や第２白色光の不均一性よる酸素飽和度の誤差がアーチファクトである。

　補正部８６は、誤差テーブル８８を有しており、この誤差テーブル８８に基づいて、酸素飽和度算出部８３が算出した酸素飽和度のデータからアーチファクトによる誤差を除く補正処理をする。図１４に示すように、誤差テーブル８８は、各振幅の差ΔＢＧ，ΔＧＲ，及びΔＲＢと、この各振幅の差ΔＢＧ，ΔＧＲ，及びΔＲＢのもとで算出される酸素飽和度の誤差とが対応付けられたデータである。

　図１５に示すように、誤差テーブル８８のデータは、内視鏡システム１０を用いてファントム（検体を模した模擬体）８９を測定することにより予め作成され、補正部８６に記憶されている。ファントム８９は、例えば、酸素飽和度が特定値に制御された血液が入ったゼラチン（以下、血液入りゼラチンという）８９ａと、血液が入っていないゼラチン（以下、血液無しゼラチンという）８９ｂとを検体の表層血管とほぼ同じ特定空間周波数で積層して形成される。病変等の異常がない場合、静脈血の酸素飽和度は概ね６０～８０％なので、血液入りゼラチン８９ａの酸素飽和度は、例えば７０％に制御される。

　誤差テーブル８８の作成は以下の手順で行われる。まず、ファントム８９をズーム倍率や先端部２４との距離を変えながら観察し、酸素飽和度を算出する。また、周波数成分情報抽出部８４及び差分算出部８５が行うのと同様に、ファントム８９を観察して得られるＢ１画像信号，Ｇ２画像信号，及びＲ２画像信号をフーリエ変換して、ファントム８９の空間周波数の振幅を抽出し、これらの各振幅の差ΔＢＧ，ΔＧＲ，及びΔＲＢを算出する。

　例えば、ズームせず、先端部２４を十分にファントム８９から離して非拡大観察をした場合には、各振幅の差ΔＢＧ，ΔＧＲ，及びΔＲＢはほぼ一定値であり、かつ、酸素飽和度の誤差もほぼ零（酸素飽和度７０％）である。一方、ズームしたり、先端部２４をファントム８９に近づけたりして拡大観察した場合は、ズーム倍率または先端部２４とファントム８９の距離、あるいはこれらの組み合わせ方によっては、各振幅の差ΔＢＧ，ΔＧＲ，又はΔＲＢが非拡大観察時の一定値よりも大きく（あるいは小さく）なる場合がある。この場合、算出される酸素飽和度の誤差も血液入りゼラチン８９ａの酸素飽和度７０％よりも大きい値になる場合や、逆に小さい値になる場合がある。

　誤差テーブル８８には、上記ファントム８９の観察及び酸素飽和度の算出によって得られる各振幅の差ΔＢＧ，ΔＧＲ，及びΔＲＢと、血液入りゼラチン８９ａの制御された酸素飽和度（７０％）に対する算出した酸素飽和度の誤差とが対応付けられ、誤差テーブル８８として記憶される。なお、誤差テーブル８８には非拡大観察時の一定値になっている各振幅の差ΔＢＧ，ΔＧＲ，及びΔＲＢと、この場合の酸素飽和度の誤差（±０％）も記憶されている。

　補正部８６は、まず、誤差テーブル８８を参照することにより、差分算出部８５から取得する各振幅の差ΔＢＧ，ΔＧＲ，及びΔＲＢに対応する酸素飽和度の誤差を算出する。そして、酸素飽和度算出部８３が算出した酸素飽和度のデータに、誤差（アーチファクト）を除く補正処理を施す。例えば、アーチファクトによって値が＋１０％になる画素では、対応する酸素飽和度の値から、誤差を減算（－１０％）する。なお、誤差テーブル８８に記憶された各振幅の差ΔＢＧ，ΔＧＲ，及びΔＲＢと酸素飽和度の誤差との対応関係にばらつきがある場合、さらに最尤法等によって最も尤もらしい酸素飽和度の誤差を推定して酸素飽和度の補正処理を行う。

　画像生成部８４は、補正部８６でアーチファクトによる誤差を補正された酸素飽和度（以下、補正酸素飽和度という）と、Ｂ２画像信号、Ｇ２画像信号、及びＲ２画像信号を用いて、酸素飽和度を画像化した酸素飽和度画像を生成する。具体的には、画像生成部８４は、入力される元のＢ２画像信号，Ｇ２画像信号，及びＲ２画像信号に対して、補正酸素飽和度に応じたゲインを画素毎に施し、ゲインを施したＢ２画像信号，Ｇ２画像信号，及びＲ２画像信号を用いてＲＧＢ画像データを生成する。例えば、画像生成部８４は、補正酸素飽和度が６０％以上の画素ではＢ２画像信号，Ｇ２画像信号，及びＲ２画像信号のいずれにも同じゲイン「１」を乗じる。これに対して、補正酸素飽和度が６０％未満の画素では、Ｂ２画像信号に対して「１」未満のゲインを乗じ、Ｇ２画像信号及びＲ２画像信号に対しては「１」以上のゲインを乗じる。このゲイン処理後のＢ１画像信号，Ｇ２画像信号，及びＲ２画像信号を用いて生成されたＲＧＢ画像データが酸素飽和度画像である。

　画像生成部８４が生成した酸素飽和度画像では、高酸素の領域（酸素飽和度が６０～１００％の領域）は、通常観察画像と同様の色で表される。一方、酸素飽和度が特定値を下回る低酸素の領域（酸素飽和度が０～６０％の領域）は、通常観察画像とは異なる色（疑似カラー）で表される。

　なお、本実施形態では、画像生成部８４は、低酸素の領域のみ疑似カラー化するゲインを乗じているが、高酸素領域でも酸素飽和度に応じたゲインを施し、酸素飽和度画像の全体を疑似カラー化しても良い。また、低酸素領域と高酸素領域を酸素飽和度６０％で分けているがこの境界も任意である。

　次に、本実施形態の内視鏡システム１０による観察の流れを図１６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、最も遠景の状態からスクリーニングを行う（Ｓ１０）。通常観察モードでは、通常観察画像がモニタ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等の病変の可能性がある部位（以下、病変可能性部位という）を発見した場合（Ｓ１１）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（Ｓ１２）。そして、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白色光及び第２白色光がセンサ４８の撮像フレームに同期して交互に検体内に照射されるので、第１白色光が照射されたフレームではセンサ４８はＲ１画像信号，Ｇ１画像信号，及びＢ１画像信号を出力し、第２白色光が照射されたフレームではＲ２画像信号，Ｇ２画像信号，及びＢ２画像信号を出力する。これら２フレーム分の画像信号に基づいて、信号比算出部８１によって信号比Ｂ１／Ｇ２及び信号比Ｒ２／Ｇ２が画素毎に算出される（Ｓ１３）。そして、酸素飽和度算出部８３によって、これらの信号比Ｂ１／Ｇ２及び信号比Ｒ２／Ｇ２に基づいて、画素毎に酸素飽和度が算出される（Ｓ１４）。

　また、周波数成分情報抽出部８４においてＢ１画像信号、Ｇ２画像信号、及びＲ２画像信号はフーリエ変換され、例えば表層血管に対応する特定周波数成分の振幅（周波数成分情報）がそれぞれ抽出される（Ｓ１５）。差分算出部８５で各画像信号から抽出された特定周波数成分の振幅の差ΔＢＧ，ΔＧＲ，及びΔＲＢが算出される（Ｓ１６）。

　こうして、酸素飽和度算出部８３により酸素飽和度が算出され、差分算出部８５で各振幅の差ΔＢＧ，ΔＧＲ，及びΔＲＢが算出されると、補正部８６は、誤差テーブル８８から上記各振幅の差ΔＢＧ，ΔＧＲ，及びΔＲＢに対応する酸素飽和度の誤差を算出し、酸素飽和度算出部８３が算出した酸素飽和度に、算出した誤差を除去する補正処理をし、補正酸素飽和度を算出する（Ｓ１７）。

　補正部８６で補正酸素飽和度が算出されると、画像生成部８７においてＢ２画像信号、Ｇ２画像信号、及びＲ２画像信号に補正酸素飽和度に応じたゲインを施した酸素飽和度画像が生成され（Ｓ１８）、モニタ１８に表示される（Ｓ１９）。ドクターはモニタ１８に表示された酸素飽和度画像に基づいて、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。

　図１７に示すように、非拡大観察時の酸素飽和度画像１０１において病変可能性部位が低酸素領域１０２になっていることが確認され、この部分を拡大観察する場合について検討する。補正部８６による酸素飽和度の補正処理を行わない場合は、酸素飽和度画像１０３のように、算出した酸素飽和度にアーチファクト１０４が発生する。そのため、検体を拡大したことによって、誤った（あるいは不正確な）領域が低酸素状態を示す擬似カラーで表示されてしまう。また、本来の低酸素領域１０２に高酸素飽和度のアーチファクトが重畳されると、非拡大観察時に観察されていた低酸素領域１０２すら観察し難くなってしまう場合もある。

　一方、内視鏡システム１０では、酸素飽和度算出部８３が第１白色光や第２白色光が均一であることを前提に算出した酸素飽和度を、そのまま酸素飽和度画像の生成に用いるのではなく、酸素飽和度算出部８３が算出した酸素飽和度に対して補正部８６でアーチファクトを除去する補正処理を行なってから酸素飽和度画像の生成に用いている。このため、例えば酸素飽和度画像１０５のように、低酸素領域１０２が拡大表示され、かつ、正確な酸素飽和度の情報が表示される。

　なお、こうした酸素飽和度（酸素飽和度画像）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行わる（Ｓ２０）。また、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（Ｓ２１）。

　以上のように、内視鏡システム１０は、酸素飽和度を算出及び表示する特殊観察モードにおいて、通常の観察では問題にならない程度の第１白色光や第２白色光の極僅かな不均一性が表れるほど、ズーム倍率を上げたり、先端部２４を検体に近づけたりして拡大観察をする場合でも、正確な酸素飽和度を算出し、表示することができる。

　特に、内視鏡システム１０は、酸素飽和度を算出するためのＢ１，Ｇ２，又はＲ２画像信号に表れる像のぼけ具合のバランス（特定周波数成分の振幅の差ΔＢＧ，ΔＧＲ，又はΔＲＢ）から酸素飽和度の誤差を算出し、第１白色光や第２白色光が均一に検体に照射されていることを前提として算出された酸素飽和度から、算出した誤差を除去する。すなわち、アーチファクトによる酸素飽和度の誤差を算出し、除去するために、第１白色光や第２白色光の極僅かな不均一性を測定するための光学系等を設ける必要はない。このため、内視鏡１２の挿入部２１を太径化させることなく、正確な酸素飽和度の算出及び表示をすることができる。また、拡大観察時に第１白色光や第２白色光に不均一性があっても、正確な酸素飽和度の算出及び表示ができるので、内視鏡システム１０では、実現可能な光源装置１４及び照明光学系２４ａ（例えば従来のものと同じもの）をそのまま使用できる。

　なお、上記第１実施形態では、酸素飽和度からアーチファクトを除く補正処理のために、誤差テーブル８８に各振幅の差ΔＢＧ，ΔＧＲ，及びΔＲＢと、これらに対応する酸素飽和度の誤差を記憶しているが、必ずしも各振幅の差ΔＢＧ，ΔＧＲ，及びΔＲＢを全て用いる必要はなく、これらのうちのいずれか一つ以上を用いることで上記第１実施形態と同様の補正処理を行うことができる。例えば振幅の差ΔＢＧ（Ｂ１画像信号とＧ２画像信号のぼけ具合のバランス）と、対応する酸素飽和度の誤差だけを用いても良い。

　なお、上記第１実施形態では、非拡大観察時に低酸素領域１０２を確認した後、その低酸素領域１０２の拡大観察をしているが、非拡大観察時に低酸素領域１０２を検出しない場合でも、拡大観察をしてもよい。この場合、拡大観察をしてはじめて低酸素領域が観察されることがあるが、内視鏡システム１０は正確な酸素飽和度の算出及び表示をすることができる。

　なお、上記第１実施形態では、周波数成分抽出部８４は、特定周波成分の振幅を周波数成分情報としてＢ１画像信号，Ｇ２画像信号，又はＲ２画像信号から抽出しているが、例えば、特定周波数の振幅を抽出する代わりに、特定の周波数帯域の振幅を抽出し、その合計値を周波数成分情報として用いても良い。また、周波数成分情報として、振幅だけでなく、位相を加味して用いても良いし、周波数成分情報として位相の情報だけを用いても良い。すなわち、周波数成分抽出部８４がＢ１画像信号，Ｇ２画像信号，及びＲ２画像信号から抽出する周波数成分情報は、アーチファクトと対応付けることができる特定の周波数成分に関する情報であれば任意である。

　また、上記第１実施形態では、周波数成分抽出部８４は、Ｂ１画像信号，Ｇ２画像信号，及びＲ２画像信号をフーリエ変換することにより、周波数成分情報（特定の周波数成分の振幅）を抽出しているが、フーリエ変換をする代わりに、特定の周波数成分を抽出する画像フィルタ（２次元フィルタ）を用いてＢ１画像信号，Ｇ２画像信号，及びＲ２画像信号から周波数成分情報を抽出しても良い。もちろん、周波数成分情報を抽出することができれば、フーリエ変換や画像フィルタによる方法以外の任意の方法で周波数成分情報を抽出しても良い。こうした周波数成分抽出部８４が抽出する周波数成分情報や、周波数成分情報の抽出方法の任意性は、後述する他の実施形態や変形例についても同様である。

［第２実施形態］
　第１実施形態では、まず、信号比Ｂ１／Ｇ２及び信号比Ｒ２／Ｇ２に基づいて酸素飽和度を算出し、算出された酸素飽和度のデータに補正処理を施しているが、酸素飽和度の算出に用いる画像信号を補正し、補正した画像信号を用いて酸素飽和度を算出することによって、算出した酸素飽和度にアーチファクトが含まれないようにしても良い。

　この場合、第１実施形態の内視鏡システム１０の酸素飽和度画像生成部７６を、図１８に示す酸素飽和度画像生成部２０１に置き換える。これ以外の構成は第１実施形態の内視鏡システム１０と同様である。

　酸素飽和度画像生成部２０１は、補正部２１１と、信号比算出部２１３と、酸素飽和度算出部２１４とを備える。また、酸素飽和度画像生成部２０１は、第１実施形態のものと同じ周波数成分情報抽出部８４，差分算出部８５，相関関係記憶部８２、及び画像生成部８７を備える。

　補正部２１１は、差分算出部８５で算出された特定周波数成分の振幅の差ΔＢＧ，ΔＧＲ，及びΔＲＢに基づいて、信号比Ｂ１／Ｇ２及び信号比Ｒ２／Ｇ２から酸素飽和度を算出した場合にアーチファクトが発生しないように補正処理をする。但し、補正処理を施す対象が、酸素飽和度のデータではなく、Ｂ１画像信号，Ｇ２画像信号，及びＲ２画像信号である。補正部２１１はこの画像信号に対する補正処理のために、補正係数テーブル２１１を備える。

　補正係数テーブル２１１には、フーリエ変換後のＢ１画像信号，Ｇ２画像信号，及びＲ２画像信号の各振幅において、特定周波数Ω_Ｖのピーク値（及び特定周波数Ω_Ｖ近傍の波形）を、アーチファクトが発生しないＢ１画像信号，Ｇ２画像信号，及びＲ２画像信号の各振幅のバランスに一致するように変形するための補正係数が記憶されている。例えば、図１９に示すように、補正係数テーブル２１１には、Ｇ２画像信号の特定周波数Ω_Ｖ成分の振幅を基準として、Ｂ１画像信号の特定周波数Ω_Ｖ成分の振幅を補正するための補正係数αと、Ｒ２画像信号の特定周波数Ω_Ｖ成分の振幅を補正するための補正係数βとが、各振幅の差ΔＢＧ，ΔＧＲ，及びΔＲＢと対応付けて記憶されている。

　なお、アーチファクトが発生しないＢ１画像信号、Ｇ２画像信号、及びＲ２画像信号のバランスについては、アーチファクトが発生しない非拡大観察時に得られる画像信号から予めわかっている。本実施形態では、信号比Ｂ１／Ｇ２及び信号比Ｒ２／Ｇ２に基づいて酸素飽和度を算出することから、拡大観察時のアーチファクトでアンバランスとなったＢ１画像信号及びＧ２画像信号の特定周波数Ω_Ｖの振幅と、Ｇ２画像信号及びＲ２画像信号の特定周波数Ω_Ｖの振幅とについて、それら振幅のバランスが整うように補正係数α及びβが定められる。

　補正係数α及びβは以下のようにして定められる。図２０に示すように、アーチファクトが発生するＢ１画像信号，Ｇ２画像信号，及びＲ２画像信号の特定周波数Ω_Ｖの振幅をＹ_Ｂ１，Ｙ_Ｇ２，及びＹ_Ｒ２、アーチファクトが発生しない一定のバランスのＢ１画像信号，Ｇ２画像信号，及びＲ２画像信号の特定周波数Ω_Ｖの振幅をＡ_Ｂ１，Ａ_Ｇ２，及びＡ_Ｒ２とする。この場合に、補正係数αは、α＝（Ｙ_Ｇ２／Ｙ_Ｂ１）×（Ａ_Ｂ１／Ａ_Ｇ２）を満たすように定められており、振幅Ｙ_Ｂ１に乗じることによって、Ｂ１画像信号の特定周波数Ω_Ｖ成分のピークを持ち上げ（あるいは引き下げ）、Ｂ１画像信号とＧ２画像信号の特定周波数Ω_Ｖ成分のバランスをアーチファクトが発生しないバランス（α×Ｙ_Ｂ１：Ｙ_Ｇ２＝Ａ_Ｂ１：Ａ_Ｇ２）に整える。同様に、補正係数βは、β＝（Ｙ_Ｇ２／Ｙ_Ｒ２）×（Ａ_Ｒ２／Ａ_Ｇ２）を満たすように定められており、振幅Ｙ_Ｒ２に乗じることによって、Ｒ２画像信号の特定周波数Ω_Ｖ成分のピークを持ち上げ（あるいは引き下げ）、Ｇ２画像信号とＲ２画像信号の特定周波数Ω_Ｖ成分のバランスをアーチファクトが発生しないバランス（Ｙ_Ｇ２：β×Ｙ_Ｒ２＝Ａ_Ｇ２：Ａ_Ｒ２）に整える。

　上記補正係数α及びβと、各振幅の差ΔＢＧ，ΔＧＲ，及びΔＲＢの対応関係は、第１実施形態のファントム８９（図１４参照）を、ズーム倍率や先端部２４とファントム８９との距離を変えながら観察をし、酸素飽和度を算出することにより取得することができる。例えば、ズームせず、ファントム８９から十分に離れた位置から観察する（非拡大観察をする）ことで、アーチファクトが発生しない状態における一定の振幅Ａ_Ｂ１，Ａ_Ｇ２，及びＡ_Ｒ２のバランスを算出することができる。次に、ズームにより、あるいは先端部２４をファントム８９に近づけ、アーチファクトが発生するようにして観察した場合の振幅Ｙ_Ｂ１，Ｙ_Ｇ２，及びＹ_Ｒ２を算出する。そして、これらの測定した振幅に基づいて補正係数α及びβを算出する。こうして算出された補正係数α及びβは、振幅の差ΔＢＧ，ΔＧＲ，及びΔＲＢと対応付けられて補正係数テーブル２１２に記憶される。なお、振幅の差ΔＢＧ，ΔＧＲ，及びΔＲＢは、それぞれΔＢＧ＝Ｙ_Ｂ１－Ｙ_Ｇ２，ΔＧＲ＝Ｙ_Ｇ２－Ｙ_Ｒ２，ΔＲＢ＝Ｙ_Ｒ２－Ｙ_Ｂ１で算出される。

　補正部２１１は、補正係数テーブル２１２を参照し、差分算出部８５から入力される差ΔＢＧ，ΔＧＲ，及びΔＲＢに対応する補正係数α及びβを算出する。また、補正部２１１は、周波数成分情報抽出部８４からＢ１画像信号，Ｇ２画像信号，及びＲ２画像信号のフーリエ変換後のデータを取得し、Ｂ１画像信号のフーリエ変換後のデータの特定周波数Ω_Ｖ成分に補正係数αを乗じ、Ｒ２画像信号のフーリエ変換後のデータの特定周波数Ω_Ｖ成分には補正係数βを乗じる。そして、逆フーリエ変換により、これらのデータを画像信号に戻す。ここで生成される画像信号を、以下、Ｂ１補正画像信号、Ｇ２補正画像信号、及びＲ２補正画像信号という。

　なお、本実施形態では、Ｇ２画像信号を基準としているので、Ｇ２補正画像信号はＧ２画像信号と同一である。また、Ｂ１補正画像信号は、Ｂ１画像信号に含まれる様々な周波数成分のうち、特定周波数Ω_Ｖの成分が補正係数αにより強調（あるいはぼかされた）された画像信号である。Ｒ２補正画像信号も同様である。なお、本実施形態では、Ｇ２画像信号を基準にＢ１画像信号とＲ２画像信号の特定周波数Ω_Ｖ成分のバランスを調整しているが、Ｂ１画像信号、Ｇ２画像信号、及びＲ２画像信号の特定周波数Ω_Ｖ成分のバランスさえ揃っていればアーチファクトは発生しないので、Ｂ１画像信号を基準にしても良いし、Ｒ１画像信号を基準にしても良い。また、別途、任意の基準を定めておき、Ｂ１画像信号、Ｇ２画像信号、及びＲ２画像信号にそれぞれ補正係数を乗じるようにしても良い。

　信号比算出部２１３は、第１実施形態の信号比算出部８１と同様に、信号比Ｂ１／Ｇ２及び信号比Ｒ２／Ｇ２を算出する。但し、センサ４８が出力するＢ１画像信号，Ｇ２画像信号，及びＲ２画像信号を用いるのではなく、補正部２１１で生成されたＢ１補正画像信号、Ｇ２補正画像信号、及びＲ２補正画像信号を用いる。

　酸素飽和度算出部２１４は、第１実施形態の酸素飽和度算出部８３と同様に相関関係記憶部８２に記憶された相関関係を参照して酸素飽和度を算出する。但し、酸素飽和度算出部２１４は、Ｂ１補正画像信号、Ｇ２補正画像信号、及びＲ２補正画像信号から生成された信号比Ｂ１／Ｇ２及び信号比Ｒ２／Ｇ２を用いる。また、酸素飽和度算出部２１４は、補正部２１１によって特定周波数Ω_Ｖの振幅のバランスが調節されたＢ１補正画像信号、Ｇ２補正画像信号、及びＲ２補正画像信号を用いるので、酸素飽和度算出部２１４が算出する酸素飽和度のデータにアーチファクトは発生しない。

　画像生成部８７は、酸素飽和度算出部２１４で算出された酸素飽和度と、Ｂ２画像信号，Ｇ２画像信号，及びＲ２画像信号を用いて酸素飽和度画像を生成する。酸素飽和度算出部２１４で算出された酸素飽和度にアーチファクトは含まれないので、画像生成部８７が生成する酸素飽和度画像にアーチファクトが現れることもない。

　なお、第１実施形態及び第２実施形態では、Ｂ１画像信号，Ｇ２画像信号，及びＲ２画像信号の特定周波数Ω_Ｖ成分の振幅の差ΔＢＧ，ΔＧＲ，及びΔＲＢと、酸素飽和度の誤差（第１実施形態）や補正係数（第２実施形態）を対応付けたテーブルを用いているが、Ｂ１画像信号，Ｇ２画像信号，及びＲ２画像信号の特定周波数Ω_Ｖ成分の振幅の差ΔＢＧ，ΔＧＲ，及びΔＲＢの代わりに、特定周波数Ω_Ｖ成分の振幅の比を用いても良い。また、表層血管の周波数を特定周波数Ω_Ｖとしているが、どのような組織の周波数を特定周波数とするかは任意である。

　なお、第１実施形態及び第２実施形態の内視鏡システムでは、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２１に示す内視鏡システム１５０のように、光源装置１４の内部に蛍光体４４を設けても良い。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。そして、第１青色レーザ光源３４または第２青色レーザ光源３６に、第１青色レーザ光または第２青色レーザ光を蛍光体４４に向けて照射させる。これにより、第１白色光または第２白色光が発せられる。この第１または第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、第１実施形態及び第２実施形態の内視鏡システムと同様である。

　なお、第１実施形態及び第２実施形態では、第１青色レーザ光及び第２青色レーザ光を同一の蛍光体４４に入射させているが、第１青色レーザ光と第２青色レーザ光とをそれぞれ別々の第１蛍光体又は第２蛍光体に入射させても良い。

［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青色レーザ光源３４及び第２青色レーザ光源３６並びに光源制御部４０の代わりに、ＬＥＤ（Light Emitting Diode）光源ユニット３０１と、ＬＥＤ光源制御部３０４が設けられている。また、内視鏡システム３００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～第３実施形態の内視鏡システムと同様である。

　ＬＥＤ光源ユニット３０１は、特定の波長帯域に制限された光を発光する光源として、Ｒ－ＬＥＤ３０１ａ，Ｇ－ＬＥＤ３０１ｂ，及びＢ－ＬＥＤ３０１ｃを有する。図２３に示すように、Ｒ－ＬＥＤ３０１ａは、６００～７２０ｎｍの赤色領域の赤色帯域光（以下、単に赤色光という）し、Ｇ－ＬＥＤ３０１ｂは、４８０～６２０ｎｍの緑色領域の緑色帯域光（以下、単に緑色光）を発光する。また、Ｂ－ＬＥＤ３０１ｃは、４００～５００ｎｍの青色領域の青色帯域光（以下、単に青色光という）を発光する。

　また、ＬＥＤ光源ユニット３０１は、Ｂ－ＬＥＤ３０１ｃが発する青色光の光路上に挿抜されるハイパスフィルタ（ＨＰＦ）３０２を有する。ハイパスフィルタ３０２は、４５０ｎｍ以下の波長帯域の青色光をカットし、４５０ｎｍより長波長帯域の光を透過する。

　ハイパスフィルタ３０２のカットオフ波長（４５０ｎｍ）は、酸化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンの吸光係数がほぼ等しい波長であり（図１０参照）、この波長を境に酸化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンの吸光係数が逆転する。本実施形態の場合、相関関係記憶部８２に記憶された相関関係は、酸化ヘモグロビンの吸光係数が還元ヘモグロビンの吸光係数よりも大きい場合のものなので、カットオフ波長以下の波長帯域に基づくシグナルは、信号比Ｂ１／Ｇ２が４７３ｎｍで測定する本来の値よりも低下し、不正確な酸素飽和度が算出される原因になる。このため、ハイパスフィルタ３０２は、酸素飽和度を算出するためのＢ１画像信号を取得する時に、カットオフ波長以下の波長帯域の光が検体に照射されないようにする。

　したがって、ハイパスフィルタ３０２は、特殊観察モード時にＢ－ＬＥＤ３０１ｃの前に挿入され、通常観察モード時には退避位置に退避される。ハイパスフィルタ３０２の挿抜は、ＬＥＤ光源制御部３０４の制御の下、ＨＰＦ挿抜部３０３によって行われる。

　ＬＥＤ光源制御部３０４は、ＬＥＤ光源ユニット３０１の各ＬＥＤ３０１ａ～３０１ｃの点灯／消灯、及びハイパスフィルタ３０２の挿抜を制御する。具体的には、図２４に示すように、通常観察モードの場合、ＬＥＤ光源制御部３０４は、各ＬＥＤ３０１ａ～３０１ｃを全て点灯させ、ハイパスフィルタ３０２はＢ－ＬＥＤ３０１ｃの光路上から退避させる。

　一方、図２５に示すように、特殊観察モードの場合、ＬＥＤ光源制御部３０４は、ハイパスフィルタ３０２をＢ－ＬＥＤ３０１ｃの光路上に挿入する。そして、１フレーム目は、Ｂ－ＬＥＤ３０１ｃを点灯させ、Ｒ－ＬＥＤ３０１ａ及びＧ－ＬＥＤ３０１ｂを消灯させることにより、４５０ｎｍ以下の波長帯域がカットされた青色光を検体内に照射させる。そして、２フレーム目は、Ｒ－ＬＥＤ３０１ａ、Ｇ－ＬＥＤ３０１ｂ、及びＢ－ＬＥＤ３０１ｃを全て点灯させ、Ｂ－ＬＥＤ３０１ｃが発する青色光のうち４５０ｎｍ以下の波長帯域がカットされた青色光と、Ｒ－ＬＥＤ３０１ａが発する赤色光と、Ｇ－ＬＥＤ３０１ｂが発する緑色光とからなる白色光を検体内に照射させる。これにより、センサ４８は、１フレーム目には、Ｂ１画像信号を出力し、２フレーム目にはＲ２画像信号，Ｇ２画像信号，及びＢ２画像信号をそれぞれ出力する。したがって、その後の処理は第１実施形態及び第２実施形態の内視鏡システムと同様に行うことができる。

　なお、第３実施形態では、特殊観察モード時の１フレーム目及び２フレーム目ともハイパスフィルタ３０２を挿入したまま検体を撮像しているが、１フレーム目だけハイパスフィルタ３０２を挿入し、２フレーム目にはハイパスフィルタ３０２を退避させても良い。また、特殊観察モード時の１フレーム目では、Ｂ－ＬＥＤ３０１ｃだけを点灯させ、青色光だけを検体に照射しているが、１フレーム目でもＲ－ＬＥＤ３０１ａ及びＧ－ＬＥＤ３０１ｂを点灯させ、Ｒ１画像信号及びＧ１画像信号をセンサ４８に出力させても良い。

［第４実施形態］
　図２６に示すように、内視鏡システム４００の光源装置１４には、第１青色レーザ光３４及び第２青色レーザ光３６並びに光源制御部４０の代わりに、広帯域光源４０１と、回転フィルタ４０２と、回転フィルタ制御部４０３とが設けられている。また、内視鏡システム４００のセンサ４０５は、カラーフィルタが設けられていないモノクロの撮像素子である。それ以外については、第１～第３実施形態の内視鏡システムと同じである。

　広帯域光源４０１は、例えばキセノンランプ、白色ＬＥＤ等からなり、波長帯域が青色から赤色に及ぶ白色光を発する。回転フィルタ４０２は、通常観察モード用フィルタ４１０と特殊観察モード用フィルタ４１１とを備えており（図２７参照）、広帯域光源４０１から発せられる白色光がライトガイド４１に入射される光路上に、通常観察モード用フィルタ４１０を配置する通常観察モード用の第１位置と、特殊観察モード用フィルタ４１１を配置する特殊観察モード用の第２位置との間で径方向に移動可能である。この第１位置と第２位置への回転フィルタ４０２の相互移動は、選択された観察モードに応じて回転フィルタ制御部４０３によって制御される。また、回転フィルタ４０２は、第１位置または第２位置に配置された状態で、センサ４０５の撮像フレームに応じて回転する。回転フィルタ４０２の回転速度は、選択された観察モードに応じて回転フィルタ制御部４０３によって制御される。

　図２７に示すように、通常観察モード用フィルタ４１０は、回転フィルタ４０２の内周部に設けられている。通常観察モード用フィルタ４１０は、赤色光を透過するＲフィルタ４１０ａと、緑色光を透過するＧフィルタ４１０ｂと、青色光を透過するＢフィルタ４１０ｃとを有する。したがって、回転フィルタ４０２を通常光観察モード用の第１位置に配置すると、広帯域光源４０１からの白色光は、回転フィルタ４０２の回転に応じてＲフィルタ４１０ａ、Ｇフィルタ４１０ｂ、及びＢフィルタ４１０ｃのいずれかに入射する。このため、検体には、透過したフィルタに応じて、赤色光、緑色光、及び青色光が順次照射され、センサ４０５は、これらの反射光を受光することによりそれぞれ検体を撮像し、Ｒ画像信号、Ｇ画像信号、及びＢ画像信号を順次出力する。

　また、特殊観察モード用フィルタ４１１は、回転フィルタ４０２の外周部に設けられている。特殊観察モード用フィルタ４１１は、赤色光を透過するＲフィルタ４１１ａと、緑色光を透過するＧフィルタ４１１ｂと、青色光を透過するＢフィルタ４１１ｃと、４７３±１０ｎｍの狭帯域光を透過する狭帯域フィルタ４１１ｄとを有する。したがって、回転フィルタ４０２を通常光観察モード用の第２位置に配置すると、広帯域光源４０１からの白色光は、回転フィルタ４０２の回転に応じてＲフィルタ４１１ａ、Ｇフィルタ４１１ｂ、Ｂフィルタ４１１ｃ、及び狭帯域フィルタ４１１ｄのいずれかに入射する。このため、検体には、透過したフィルタに応じて、赤色光、緑色光、青色光，及び狭帯域光（４７３ｎｍ）が順次照射され、センサ４０５は、これらの反射光によりそれぞれ検体を撮像することにより、Ｒ画像信号、Ｇ画像信号、Ｂ画像信号、及び狭帯域画像信号を順次出力する。

　特殊観察モードで得られるＲ画像信号とＧ画像信号は、第１実施形態のＲ１（またはＲ２）画像信号とＧ１（またはＧ２）画像信号にそれぞれ対応する。また、特殊観察モードで得られるＢ画像信号は、第１実施形態のＢ２画像信号に対応し、狭帯域画像信号はＢ１画像信号に対応する。したがって、その後の処理は第１～第３実施形態の内視鏡システムと同様に行うことができる。

　なお、第１～第４実施形態（特に第１実施形態及び第２実施形態）では、酸素飽和度の誤差の補正や画像信号の補正を行なっているが、特定周波数Ω_Ｖ成分を抽出や各振幅の差ΔＢＧ，ΔＧＲ，及びΔＲＢの算出、並びにこれらを用いた酸素飽和度の誤差や画像信号の補正は、Ｂ１画像信号、Ｇ２画像信号、及びＲ２画像信号をそれぞれ複数の領域に分割し、各分割領域で行うことが好ましい。例えば、図２８に示すように、Ｂ１画像信号５０１を縦横に３×３の合計９個の分割領域５０１ａ～５０１ｉに分割する。次いで、各分割領域５０１ａ～５０１ｉで、特定周波数Ω_Ｖ成分を抽出して、それぞれ振幅の差ΔＢＧ，ΔＧＲ，及びΔＲＢの算出を行う。そして、各分割領域５０１ａ～５０１ｉ毎に算出した振幅の差ΔＢＧ，ΔＧＲ，及びΔＲＢに基づいて、分割領域５０１ａ～５０１ｉ毎に酸素飽和度の誤差の補正や画像信号の補正を行うことが好ましい。Ｇ２画像信号及びＲ２画像信号についても同様である。

　このように、Ｂ１画像信号，Ｇ２画像信号，及びＲ２画像信号を複数の分割領域５０１ａ～５０１ｉに分け、各分割領域５０１ａ～５０１ｉで、酸素飽和度の誤差の補正や画像信号の補正を行うと、補正精度が向上する。例えば、図２９に示すように、先端部２４で検体５０５（例えば管腔壁）を正面に捉えて観察をする場合、画像信号５１０を９個に分割した各分割エリアのうち、中央の分割領域５１０ｉに写し出された検体５０５と、先端部２４との距離（撮影距離）をｄ１とすると、その他の分割領域５１０ａ～５１０ｈでは、各分割領域５０１ａ～５１０ｈに対応する被写体５０５の各部分と先端部２４との距離はｄ２であり分割領域５１０ｉよりも長い（ｄ２＞ｄ１）。

　このため、画像信号５１０の全体を一括でフーリエ変換して特定周波数Ω_Ｖ成分の振幅を抽出し、振幅の差ΔＢＧ，ΔＧＲ，及びΔＲＢを算出すると、中央の分割領域５１０ｉと周辺の分割領域５１０ａ～５１０ｈとで振幅の差ΔＢＧ，ΔＧＲ，及びΔＲＢが異なる値になる。また、ズーム倍率が高いほど、あるいは先端部２４が検体５０５に近いほど、この違いは顕著になる。したがって、全ての分割領域５１０ａ～５０１ｉで同じように酸素飽和度の誤差の補正や画像信号の補正を行うと、中央の分割領域５１０ｉまたは周辺の分割領域５１０ａ～５１０ｈ、あるいはこれらの両方の領域で補正に誤差が生じる。一方、分割領域５１０ａ～５１０ｉ毎に酸素飽和度の誤差の補正や画像信号の補正を行えば、各領域で最も正確な補正をすることができる。

　また、図３０に示すように、先端部２４が検体５０５に対して平行に近い状態で検体５０５を観察する場合、得られる画像信号５２０内の各分割領域５２０ａ～５２０ｉ間での撮影距離の差がさらに大きくなる。例えば、画像信号５２０の下段の３つの分割領域５２０ｅ～５２０ｇでは、先端部２４と検体５０５の距離はｄ３となり最も短いが、中段の３つの分割領域５２０ｄ，５２０ｉ，及び５２０ｈではｄ３よりも長いｄ４となり、さらに上段の３つの分割領域５２０ａ～５２０ｃでは、最も長いｄ５となる（ｄ３＜ｄ４＜ｄ５）。このように画像信号５２０内での撮影距離に差が大きい場合は、画像信号５２０の全体（全分割領域５２０ａ～５２０ｉ）に対して一括して振幅の差ΔＢＧ，ΔＧＲ，ΔＲＢを算出すると、酸素飽和度の誤差の補正や画像信号の補正が不正確になりやすい。しかし、各分割領域５２０ａ～５２０ｉの各々の領域で補正を行えば、画像信号５２０の全体に対して一括した補正を行う場合よりも正確に酸素飽和度の誤差の補正や画像信号の補正を行うことができる。

　なお、図２８～図３０では、画像信号を３×３の９個の分割領域に分け、各分割領域で酸素飽和度の誤差の補正や画像信号の補正を行なっているが、領域の分割数は任意である。但し、分割が細かいほど補正精度が向上するが、補正処理に時間を要する。このため、補正処理の速度と補正精度を両立させるためには、上記のように３×３の全９個程度の領域に画像信号を分割することが好ましい。

　なお、第１～第４実施形態では、アーチファクトの有無にかかわらず、酸素飽和度の誤差や画像信号の補正を必ず行なっているが、補正を行うか否かを決定するための閾値を設定しても良い。例えば、誤差テーブル８８に記憶された酸素飽和度の誤差が第１閾値（例えば±５％）よりも小さい場合には補正処理を行わず、第１閾値以上の誤差がある場合にだけ補正処理を行うようにしても良い。また、補正係数テーブル２１２に記憶された補正係数α及びβがともに第２閾値よりも１．０に近い場合には、画像信号の補正を行わず、補正係数α及びβがともに第２閾値以上の場合にだけ画像信号の補正を行うようにしても良い。もちろん、補正係数αと補正係数βとで異なる閾値を設定しても良い。

　また、補正処理を行う上限を定める閾値を設定しても良い。設定した閾値を超えるほど酸素飽和度の誤差や補正係数が著しく大きい場合には、こうした補正処理自体の誤差が大きく、信頼できる酸素飽和度の値を算出できない場合があるからである。

　なお、第１～第４実施形態では、信号比Ｂ１／Ｇ２と信号比Ｒ２／Ｇ２に基づいて酸素飽和度を算出しているが、信号比Ｂ１／Ｇ２のみに基づいて酸素飽和度を算出しても良い。この場合には、相関関係記憶部８２には信号比Ｂ１／Ｇ２と酸素飽和度の相関関係を記憶しておけば良い。

　なお、第１～第４実施形態では、酸素飽和度を画像化した酸素飽和度画像を生成及び表示しているが、これに加えて、血液量を画像化した血液量画像を生成及び表示しても良い。血液量は信号比Ｒ２／Ｇ２と相関があるので、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、第１～第４実施形態では酸素飽和度を算出しているが、これに代えて、あるいはこれに加えて、「血液量（信号比Ｒ２／Ｇ２）×酸素飽和度（％）」から算出される酸化ヘモグロビンインデックスや、「血液量×（１－酸素飽和度）（％）」から算出される還元ヘモグロビンインデックス等、他の生体機能情報を算出しても良い。

　１０，１５０，３００，４００　内視鏡システム
　７６，２０１　酸素飽和度画像生成部
　８１，２１３　信号比算出部
　８２　相関関係記憶部
　８３，２１４　酸素飽和度算出部
　８４　周波数成分情報抽出部
　８５　差分算出部
　８６，２１１　補正部
　８８　誤差テーブル
　８７　画像生成部
　１０２　低酸素領域
　１０４　アーチファクト
　２１２　補正係数テーブル

Claims

　第１信号光と第２信号光とを検体に照射する光源装置と、
　前記検体で反射した前記第１信号光の反射光を受光することにより該検体を撮像して得られた第１画像信号を出力し、かつ該検体で反射した前記第２信号光の反射光を受光することにより該検体を撮像して得られた第２画像信号を出力するセンサと、
　前記第１画像信号と前記第２画像信号との信号比に基づいて前記検体の酸素飽和度を算出する酸素飽和度算出部と、
　前記第１画像信号と前記第２画像信号とから周波数成分情報を抽出する周波数成分情報抽出部と、
　前記第１画像信号と前記第２画像信号との前記周波数成分情報に基づいて、前記酸素飽和度を補正する補正部と、
　前記補正部によって補正された前記酸素飽和度に基づいて前記検体の酸素飽和度を表す酸素飽和度画像を生成する画像生成部と、
　を備える内視鏡システム。
　前記周波数成分情報は、特定の周波数成分の振幅である請求項１に記載の内視鏡システム。
　前記補正部は、前記第１画像信号と前記第２画像信号の前記振幅の差に基づいて前記酸素飽和度の補正をする請求項２に記載の内視鏡システム。
　前記補正部は、
前記第１画像信号と前記第２画像信号の前記周波数成分情報と、前記酸素飽和度の誤差とを対応付けた誤差テーブルを有し、
前記誤差テーブルを参照して前記第１画像信号と前記第２画像信号との前記周波数成分情報に対応する前記酸素飽和度の誤差を算出し、
算出した前記誤差を前記酸素飽和度から除く補正をする請求項１～３のいずれか１項に記載の内視鏡システム。
　前記補正部は、前記第１画像信号及び前記第２画像信号を複数の領域に分割し、複数の前記領域毎に前記酸素飽和度の補正をする請求項１～４のいずれか１項に記載の内視鏡システム。
　前記周波数成分情報は、前記検体の表層血管に対応する周波数成分に関する情報である請求項１～４のいずれか１項に記載の内視鏡システム。
　第１信号光と第２信号光とを検体に照射する光源装置と、
　前記検体で反射した前記第１信号光の反射光を受光することにより該検体を撮像して得られた第１画像信号を出力し、かつ該検体で反射した前記第２信号光の反射光を受光することにより該検体を撮像して得られた第２画像信号を出力するセンサと、
　前記第１画像信号と前記第２画像信号とから周波数成分情報を抽出する周波数成分情報抽出部と、
　前記第１画像信号と前記第２画像信号との前記周波数成分情報に基づいて、前記第１画像信号と前記第２画像信号とを補正し、第１補正画像信号と第２補正画像信号とを生成する補正部と、
　前記第１補正画像信号と前記第２補正画像信号の信号比に基づいて前記検体の酸素飽和度を算出する酸素飽和度算出部と、
　前記酸素飽和度に基づいて前記検体の酸素飽和度を表す酸素飽和度画像を生成する画像生成部と、
　を備える内視鏡システム。
　前記周波数成分情報は、特定の周波数成分の振幅である請求項７に記載の内視鏡システム。
　前記補正部は、前記第１画像信号と前記第２画像信号の前記振幅の差に基づいて前記第１画像信号と前記第２画像信号の補正をする請求項８に記載の内視鏡システム。
　前記補正部は、
前記第１画像信号と前記第２画像信号の前記周波数成分情報と、前記第１画像信号または前記第２画像信号に乗じる補正係数とを対応付けた補正係数テーブルを有し、
前記補正係数テーブルを参照して前記第１画像信号と前記第２画像信号との前記周波数成分情報に対応する前記補正係数を算出する請求項７～９のいずれか１項に記載の内視鏡システム。
　第１信号光と第２信号光とを検体に照射する光源装置と、前記検体で反射した前記第１信号光の反射光を受光することにより該検体を撮像して得られた第１画像信号を出力し、かつ前記検体で反射した前記第２信号光の反射光を受光することにより該検体を撮像して得られた第２画像信号を出力するセンサと、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画像信号と前記第２画像信号との信号比に基づいて前記検体の酸素飽和度を算出する酸素飽和度算出部と、
　前記第１画像信号と前記第２画像信号とから周波数成分情報を抽出する周波数成分情報抽出部と、
　前記第１画像信号と前記第２画像信号との前記周波数成分情報に基づいて、前記酸素飽和度を補正する補正部と、
　前記補正部によって補正された前記酸素飽和度に基づいて前記検体の酸素飽和度を表す酸素飽和度画像を生成する酸素飽和度画像生成部と、
　を備えるプロセッサ装置。
　第１信号光と第２信号光とを検体に照射する光源装置と、前記検体で反射した前記第１信号光の反射光を受光することにより該検体を撮像して得られた第１画像信号を出力し、かつ前記検体で反射した前記第２信号光の反射光を受光することにより該検体を撮像して得られた第２画像信号を出力するセンサと、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画像信号と前記第２画像信号とから周波数成分情報を抽出する周波数成分情報抽出部と、
　前記第１画像信号と前記第２画像信号との前記周波数成分情報に基づいて、前記第１画像信号と前記第２画像信号とを補正し、第１補正画像信号と第２補正画像信号とを生成する補正部と、
　前記第１補正画像信号と前記第２補正画像信号との信号比に基づいて前記検体の酸素飽和度を算出する酸素飽和度算出部と、
　前記酸素飽和度に基づいて前記検体の酸素飽和度を表す酸素飽和度画像を生成する画像生成部と、
　を備えるプロセッサ装置。
　第１信号光と第２信号光とを発する光源装置と、前記検体で反射した前記第１信号光の反射光を受光することにより該検体を撮像して得られた第１画像信号を出力し、かつ前記検体で反射した前記第２信号光の反射光を受光することにより該検体を撮像して得られた第２画像信号を出力するセンサと、を有する内視鏡システムの作動方法において、
　前記第１画像信号と前記第２画像信号との信号比に基づいて前記検体の酸素飽和度を算出する酸素飽和度算出ステップと、
　前記第１画像信号と前記第２画像信号とから周波数成分情報を抽出する周波数成分情報抽出ステップと、
　前記第１画像信号と前記第２画像信号との前記周波数成分情報に基づいて、前記酸素飽和度を補正する補正ステップと、
　前記補正ステップで補正された前記酸素飽和度に基づいて前記検体の酸素飽和度を表す酸素飽和度画像を生成する画像生成ステップと、
　を備える内視鏡システムの作動方法。
　第１信号光と第２信号光とを発する光源装置と、前記検体で反射した前記第１信号光の反射光を受光することにより該検体を撮像して得られた第１画像信号を出力し、かつ前記検体で反射した前記第２信号光の反射光を受光することにより該検体を撮像して得られた第２画像信号を出力するセンサと、を備える内視鏡システムの作動方法において、
　前記第１画像信号と前記第２画像信号とから周波数成分情報を抽出する周波数成分情報抽出ステップと、
　前記第１画像信号と前記第２画像信号との前記周波数成分情報に基づいて、前記第１画像信号と前記第２画像信号とを補正し、第１補正画像信号と第２補正画像信号とを生成する補正ステップと、
　前記第１補正画像信号と前記第２補正画像信号との信号比に基づいて前記検体の酸素飽和度を算出する酸素飽和度算出ステップと、
　前記酸素飽和度に基づいて前記検体の酸素飽和度を表す酸素飽和度画像を生成する画像生成ステップと、
　を備える内視鏡システムの作動方法。
　酸素飽和度が既知の血液を含む血液入り材料が特定の空間周波数で配列されたファントムに第１信号光と第２信号光とをそれぞれ照射し、前記ファントムで反射した前記第１信号光の反射光を受光することにより前記ファントムを撮像して前記第１信号光に対応する第１画像信号を取得し、前記ファントムで反射した前記第２信号光の反射光を受光することにより前記ファントムを撮像して前記第２信号光に対応する第２画像信号を取得する撮像ステップと、
　前記第１画像信号と前記第２画像信号とから前記空間周波数に対応する周波数成分情報を抽出する周波数成分情報抽出ステップと、
　前記第１画像信号と前記第２画像信号との信号比に基づいて前記血液入り材料の酸素飽和度を算出する酸素飽和度算出ステップと、
　前記酸素飽和度算出ステップで算出された酸素飽和度と、前記血液の酸素飽和度との誤差を算出する誤差算出ステップと、
　前記第１画像信号と前記第２画像信号との前記周波数成分情報と、前記誤差を対応付けて記憶する記憶ステップと、
　を備えるテーブル作成方法。
　酸素飽和度が既知の血液を含む血液入り材料が特定の空間周波数で配列されたファントムに第１信号光と第２信号光とをそれぞれ照射し、前記ファントムで反射した前記第１信号光の反射光を受光することにより前記ファントムを撮像して前記第１信号光に対応する第１画像信号を取得し、前記ファントムで反射した前記第２信号光の反射光を受光することにより前記ファントムを撮像して前記第２信号光に対応する第２画像信号を取得する第１撮像ステップと、
　前記ファントムに前記第１信号光と前記第２信号光とをそれぞれ照射し、前記ファントムで反射した前記第１信号光の反射光を受光し、前記第１撮像ステップと比較して前記ファントムを拡大して撮像することにより前記第１信号光に対応する第３画像信号を取得し、前記ファントムで反射した前記第２信号光の反射光を受光し、前記第１撮像ステップと比較して前記ファントムを拡大して撮像することにより前記第２信号光に対応する第４画像信号を取得する第２撮像ステップと、
　前記第１画像信号と前記第２画像信号とから前記空間周波数に対応する周波数成分情報を抽出する第１周波数成分情報抽出ステップと、
　前記第３画像信号と前記第４画像信号とから前記空間周波数に対応する周波数成分情報を抽出する第２周波数成分情報抽出ステップと、
　前記第３画像信号と前記第４画像信号との前記周波数成分情報の比を、前記第１画像信号と前記第２画像信号との前記周波数成分情報の比に等しくする補正係数を算出する補正係数算出ステップと、
　前記第３画像信号及び前記第４画像信号との前記周波数成分情報と、前記補正係数とを対応付けて記憶する記憶ステップと、
　を備えるテーブル作成方法。