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WO2025187496A1 - 内視鏡システム及びその作動方法 - Google Patents

内視鏡システム及びその作動方法

Info

Publication number
WO2025187496A1
WO2025187496A1 PCT/JP2025/006600 JP2025006600W WO2025187496A1 WO 2025187496 A1 WO2025187496 A1 WO 2025187496A1 JP 2025006600 W JP2025006600 W JP 2025006600W WO 2025187496 A1 WO2025187496 A1 WO 2025187496A1
Authority
WO
WIPO (PCT)
Prior art keywords
spectral
signal
illumination light
image
spectroscopic
Prior art date
Legal status (The legal status 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 status listed.)
Pending
Application number
PCT/JP2025/006600
Other languages
English (en)
French (fr)
Other versions
WO2025187496A8 (ja
Inventor
孝明 齋藤
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 WO2025187496A1 publication Critical patent/WO2025187496A1/ja
Publication of WO2025187496A8 publication Critical patent/WO2025187496A8/ja
Pending legal-status Critical Current
Anticipated expiration legal-status Critical

Links

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • 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
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • 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
    • A61B1/04—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
    • A61B1/045—Control thereof

Definitions

  • the present invention relates to an endoscope system that calculates biological parameters such as oxygen saturation, and a method for operating the same.
  • Oxygen saturation imaging is a technology that calculates hemoglobin oxygen saturation from a small amount of spectral information from visible light.
  • oxygen saturation images are created and displayed from spectral signals acquired by switching the illumination light for two or three frames of video.
  • the present invention aims to provide an endoscope system and an operating method thereof that can calculate biological parameters, including oxygen saturation, more accurately than when oxygen saturation is calculated from a small number of spectroscopic signals.
  • the endoscope system of the present invention comprises a light source device that emits illumination light, an endoscope that captures an image of an object to be observed, and one or more processors that acquire a first spectral signal captured by the endoscope while the illumination light is irradiating the object to be observed.
  • the one or more processors calculate biological parameters including oxygen saturation based on the first spectral signal and a reference spectral signal determined in accordance with the first spectral signal, and control the display of an oxygen saturation image based on the oxygen saturation.
  • the one or more processors preferably calculate the biological parameters using N or more reference spectroscopic signals at different wavelengths determined by N-1 (N is an integer greater than 3) biological parameters including oxygen saturation, and N or more first spectroscopic signals corresponding to the wavelengths of the N or more reference signals.
  • the biological parameters preferably include at least one of hemoglobin concentration, bilirubin concentration, and scattering wavelength-dependent parameters.
  • the reference spectroscopic signal is set from the emission spectrum of the illumination light, the spectral reflectance of the living body determined from the spectroscopic model, and the spectral sensitivity of the imaging sensor provided in the endoscope, and the spectroscopic model has the living body parameters as arguments, and it is preferable that one or more processors calculate the living body parameters so that the difference calculation value based on the difference between the reference spectroscopic signal and the first spectroscopic signal falls within a specific range.
  • M sets of reference spectroscopic signals are set for each spectroscopic model based on the emission spectrum of the illumination light, the spectral reflectance of the living body determined from the spectroscopic model, and the spectral sensitivity of the imaging sensor provided in the endoscope, and that one or more processors select, from the M sets of reference spectroscopic signals, a specific reference spectroscopic signal that has the smallest calculated difference value based on the difference from the first spectroscopic signal, and calculate, as the biological parameter, a specific biological parameter determined by the spectroscopic model that corresponds to the specific reference spectroscopic signal.
  • M sets of reference spectroscopic signals are set for each phantom based on the emission spectrum of the illumination light, the spectral reflectance of the living body determined by spectroscopic measurement of a phantom that mimics the spectroscopic model, and the spectral sensitivity of the imaging sensor installed in the endoscope, and one or more processors preferably select, from the M sets of reference spectroscopic signals, a specific reference spectroscopic signal that has the smallest calculated difference value based on the difference from the first spectroscopic signal, and calculate, as the biological parameter, the specific biological parameter determined for the phantom that corresponds to the specific reference spectroscopic signal.
  • M sets of reference spectroscopic signals are obtained by illuminating a phantom simulating a spectroscopic model with illumination light and capturing an image for each phantom.
  • M sets of reference spectroscopic signals it is preferable to select a specific reference spectroscopic signal that has the smallest calculated difference value based on the difference from the first spectroscopic signal, and calculate the specific biological parameter defined for the phantom that corresponds to the specific reference spectroscopic signal as the biological parameter.
  • the reference spectroscopic signal is normalized by a reference emission value corresponding to the emission spectrum of the illumination light, and that the first spectroscopic signal is normalized by the average value of multiple first spectroscopic signals.
  • the one or more processors reset the reference spectroscopic signal.
  • the endoscope has an imaging sensor and the imaging sensor is changed to one with a different spectral sensitivity, it is preferable that the one or more processors reset the reference spectroscopic signal.
  • the light source device emits first illumination light and second illumination light having a broader bandwidth than the first illumination light as illumination light, and that one or more processors acquire a signal captured while the first illumination light is being irradiated as a first spectral signal, acquire a signal captured while the second illumination light is being irradiated as a second spectral signal, and display an image generated from the second spectral signal.
  • the one or more processors align the first spectral signals based on the amount of movement between the second spectral signals.
  • the biological parameters preferably include hemoglobin concentration, and the display preferably controls the display to display a hemoglobin concentration image based on the hemoglobin concentration.
  • the light source device preferably emits either first illumination light or second illumination light having a broader bandwidth than the first illumination light as illumination light, and one or more processors control the illumination to alternate between the first illumination light and the second illumination light, and the first spectral signal is preferably obtained by imaging the object illuminated with the first illumination light using an endoscope. It is preferable that the first illumination light having center wavelengths of 450 nm, 470 nm, 540 nm, 620 nm, 690 nm, and 850 nm is emitted in sequence, and that the second illumination light is emitted between each emission of the first illumination light.
  • the imaging sensor provided in the endoscope is preferably a spectroscopic imaging sensor that splits the illumination light into first illumination lights, and the spectroscopic imaging sensor obtains the first spectral signal by capturing an image of an object illuminated with the illumination light.
  • the spectroscopic imaging sensor preferably splits the illumination light into first illumination lights having center wavelengths of 450 nm, 470 nm, 500 nm, 540 nm, 620 nm, 690 nm, and 850 nm.
  • an endoscopic system comprising a light source device that emits illumination light, an endoscope that captures an image of an object to be observed, and one or more processors that acquire a first spectral signal captured by the endoscope while the illumination light is irradiating the object to be observed, the one or more processors calculate biological parameters including oxygen saturation based on the first spectral signal and a reference spectral signal determined in accordance with the first spectral signal, and perform control to display an oxygen saturation image based on the oxygen saturation.
  • FIG. 1 is a schematic diagram of an endoscopy system for the digestive tract.
  • 10A and 10B are explanatory diagrams showing display modes on the display and the extended display in normal mode.
  • 10A and 10B are explanatory diagrams showing the display modes on the display and the extended display in the oxygen saturation mode.
  • (A) shows an oxygen saturation image inside the digestive tract
  • (B) shows an image of the extended display showing an oxygen saturation image on the serosal side.
  • FIG. 2 is a block diagram showing the functions of the endoscope system.
  • 1 is a graph showing the emission spectra of monochromatic light b, sb, g, a, r, and ir.
  • FIG. 10 is an explanatory diagram showing a light emission pattern in an oxygen saturation mode.
  • FIG. 1 is a graph showing the spectral sensitivity of an image sensor.
  • 10 is a table showing image signals obtained in a normal mode.
  • 10 is a table showing image signals obtained in an oxygen saturation mode.
  • 1 is a graph showing the relationship between the central wavelengths of monochromatic light b, sb, g, a, r, and ir and the reflection spectrum of hemoglobin.
  • 1 is a block diagram showing the functions of an extended processor device according to a first embodiment;
  • FIG. 1 is a graph showing the relationship between reflectance R and ratio ⁇ a/ ⁇ s′.
  • 10 is a graph showing an increase in the light intensity of monochromatic light sb.
  • 10A and 10B are explanatory diagrams illustrating replacement of the endoscope with respect to the light source device.
  • FIG. 10 is a flowchart showing a series of steps in an oxygen saturation mode.
  • FIG. 10 is an explanatory diagram showing the oxygen saturation, hemoglobin concentration, bilirubin concentration, and scattering wavelength-dependent parameters of the spectroscopic model that are minimum required for calculating biological parameters.
  • 10A and 10B are explanatory diagrams showing oxygen saturation, hemoglobin concentration, bilirubin concentration, and scattering wavelength-dependent parameters of a spectroscopic model required for improving the accuracy of calculation of biological parameters.
  • FIG. 10 is an explanatory diagram showing the oxygen saturation, hemoglobin concentration, bilirubin concentration, and scattering wavelength-dependent parameters of the spectroscopic model required to further improve the accuracy of the calculation of biological parameters.
  • FIG. 10 is a graph showing spectral reflectance determined by a spectral model.
  • FIG. 10 is a block diagram showing the functions of an extended processor device according to a second embodiment. 10 is a table showing reference spectroscopic signals for each spectroscopic model. 10 is a graph showing spectral reflectance determined in a phantom.
  • FIG. 11 is a block diagram showing the functions of an extended processor device according to a third embodiment. 10 is a table showing reference spectroscopic signals for each phantom.
  • FIG. 10 is a block diagram showing the functions of an extended processor device according to a fourth embodiment.
  • FIG. 13 is an explanatory diagram showing a method for acquiring a reference spectroscopic signal in the fourth embodiment.
  • FIG. 1 is a schematic diagram of an endoscope system for laparoscopy.
  • FIG. 2 is an explanatory diagram showing an imaging unit having three monochrome imaging sensors.
  • FIG. 1 is an explanatory diagram showing an imaging unit having one color imaging sensor.
  • 1 is a graph showing an emission spectrum of broadband illumination light.
  • FIG. 2 is an explanatory diagram showing a pixel arrangement in a spectroscopic image sensor.
  • FIG. 10 is an explanatory diagram showing another light emission pattern in the oxygen saturation mode.
  • an endoscopic system 10 includes an endoscope 12, a light source device 13, a processor device 14, a display 15, a processor-side user interface 16, an extended processor device 17, and an extended display 18.
  • the endoscope 12 is optically or electrically connected to the light source device 13 and electrically connected to the processor device 14.
  • the extended processor device 17 is electrically connected to the light source device 13 and the processor device 14. Note that the term "display" in the claims includes the extended display 18 in addition to the display 15.
  • the endoscope 12 has an insertion section 12a, an operating section 12b, a bending section 12c, and a tip section 12d.
  • the insertion section 12a is inserted into the subject's body.
  • the operating section 12b is provided at the base end of the insertion section 12a.
  • the bending section 12c and the tip section 12d are provided on the tip side of the insertion section 12a.
  • the bending section 12c is bent by operating the angle knob 12e of the operating section 12b.
  • the tip section 12d is oriented in the desired direction by bending the bending section 12c.
  • a forceps channel (not shown) is provided from the insertion section 12a to the tip section 12d, for inserting treatment tools and the like. Treatment tools are inserted into the forceps channel through the forceps port 12j.
  • the endoscope 12 is provided with an optical system for forming an image of the subject and an optical system for illuminating the subject with illumination light.
  • the operation unit 12b is provided with an angle knob 12e, a mode selector switch 12f, a still image acquisition instruction switch 12h, and a zoom operation unit 12i.
  • the mode selector switch 12f is used to switch observation modes.
  • the still image acquisition instruction switch 12h is used to instruct the acquisition of a still image of the subject.
  • the zoom operation unit 12i is used to zoom in or out on the observation target.
  • the mode selector switch 12f and still image acquisition instruction switch 12h are included in the scope-side user interface 19, which is used to perform various operations on the processor device 14.
  • the light source device 13 generates illumination light.
  • the processor device 14 performs system control of the endoscope system 10 and generates endoscopic images by performing image processing on image signals transmitted from the endoscope 12.
  • the display 15 displays medical images transmitted from the processor device 14.
  • the processor-side user interface 16 includes a keyboard, mouse, microphone, tablet, foot switch, and touch pen, and accepts input operations such as function settings.
  • the endoscope system 10 has a normal mode and an oxygen saturation mode, and the user can switch between these modes by operating the mode selector switch 12f.
  • a white light image with natural coloring obtained by capturing an image of the object of observation using white light as illumination light is displayed on the display 15, while nothing is displayed on the extended display 18.
  • the oxygen saturation of the subject is calculated, and an oxygen saturation image that visualizes the calculated oxygen saturation is displayed on the extended display 18.
  • a white light equivalent image which has fewer short wavelength components than a white light image, is displayed on the display 15.
  • the "normal light image” in the claims includes a white light equivalent image.
  • the oxygen saturation image may also be displayed on the display 15.
  • the endoscope system 10 is a flexible endoscope type for the digestive tract, such as the stomach and large intestine, and in oxygen saturation mode, as shown in Figure 4(A), displays an internal digestive tract oxygen saturation image, which visualizes the oxygen saturation state inside the digestive tract, on the extended display 18. Furthermore, in the case of an endoscope system described below that is a rigid endoscope type for the abdominal cavity, such as the serosa, in oxygen saturation mode, as shown in Figure 4(B), displays a serosal side oxygen saturation image, which visualizes the oxygen saturation state on the serosal side, on the extended display 18.
  • the light source device 13 includes a light source unit 20 and a light source processor 21 that controls the light source unit 20.
  • the light source unit 20 emits at least one of polychromatic light and monochromatic light as illumination light.
  • the light source unit 20 has, for example, multiple semiconductor light sources, which are turned on or off individually, and when turned on, the light emission amount of each semiconductor light source is controlled to emit illumination light that illuminates the object of observation.
  • the light source unit 20 is equipped with v-LED20g (Violet-Light Emitting Diode), b-LED20a (Blue-Light Emitting Diode), sb-LED20b (Sky Blue-Light Emitting Diode), g-LED20c (Green-Light Emitting Diode), a-LED20d (Amber-Light Emitting Diode), r-LED20e (Red-Light Emitting Diode), and ir-LED20f (Infra Red-Light Emitting Diode).
  • v-LED20g Voliolet-Light Emitting Diode
  • b-LED20a Blue-Light Emitting Diode
  • sb-LED20b Sky Blue-Light Emitting Diode
  • g-LED20c Green-Light Emitting Diode
  • a-LED20d Amber-Light Emitting Diode
  • r-LED20e Re
  • each LED 20a-20f is incident on the light guide 25 via the optical path coupling section 23, which is composed of mirrors, lenses, etc.
  • the light guide 25 is built into the endoscope 12 and universal cord (a cord that connects the endoscope 12 to the light source device 13 and processor device 14).
  • the light guide 25 propagates light from the optical path coupling section 23 to the tip 12d of the endoscope 12.
  • the tip 12d of the endoscope 12 is provided with an illumination optical system 30 and an imaging optical system 31.
  • the illumination optical system 30 has an illumination lens 32, and illumination light propagated by the light guide 25 is irradiated onto the object of observation via the illumination lens 32.
  • the imaging optical system 31 has an objective lens 35 and an imaging sensor 36. Light from the object of observation irradiated with illumination light enters the imaging sensor 36 via the objective lens 35. As a result, an image of the object of observation is formed on the imaging sensor 36.
  • the imaging sensor 36 captures an image of the object being observed. It is preferable that the imaging sensor 36 be a color imaging sensor. Each pixel of the imaging sensor 36 is provided with either a B pixel (blue pixel) having a B (blue) color filter, a G pixel (green pixel) having a G (green) color filter, or an R pixel (red pixel) having an R (red) color filter.
  • the spectral transmittance of the B color filter, G color filter, and R color filter, which determine the spectral sensitivity of the imaging sensor 36, will be described later. It is preferable that the imaging sensor 36 be a color imaging sensor with a Bayer array in which the ratio of the number of B pixels, G pixels, and R pixels is 1:2:1, for example.
  • the imaging sensor 36 can be a CCD (Charge Coupled Device) imaging sensor or a CMOS (Complementary Metal-Oxide Semiconductor) imaging sensor.
  • CMOS Complementary Metal-Oxide Semiconductor
  • a complementary color imaging sensor equipped with complementary color filters of C (cyan), M (magenta), Y (yellow), and G (green) can be used.
  • image signals of the four colors CMYG are output, and by converting the four CMYG image signals into three RGB image signals using complementary color-primary color conversion, image signals of each RGB color similar to those of the imaging sensor 36 can be obtained.
  • the imaging sensor 36 is driven and controlled by the imaging processor 37.
  • the control of each mode in the imaging processor 37 will be described later.
  • the CDS/AGC circuit 40 (Correlated Double Sampling/Automatic Gain Control) performs correlated double sampling (CDS) and automatic gain control (AGC) on the analog image signal obtained from the imaging sensor 36.
  • CDS correlated double sampling
  • AGC automatic gain control
  • the image signal that passes through the CDS/AGC circuit 40 is converted into a digital image signal by an A/D converter 41 (Analog/Digital).
  • the digital image signal after A/D conversion is input to the processor device 14.
  • the processor unit 14 comprises a DSP (Digital Signal Processor) 45, an image processing unit 50, a display control unit 52, and a central control unit 53.
  • the processor unit 14 has programs for various processes stored in a program memory (not shown).
  • the central control unit 53 which is made up of a processor, executes the programs in the program memory to realize the functions of the DSP 45, image processing unit 50, display control unit 52, and central control unit 53. It is preferable to have one or more processors.
  • the DSP 45 performs various signal processing on the image signals received from the endoscope 12, including defect correction, offset processing, gain correction, linear matrix processing, gamma conversion, demosaic processing, white balance processing, YC conversion processing, and noise reduction.
  • defect correction signals from defective pixels in the imaging sensor 36 are corrected.
  • offset processing dark current components are removed from the image signals that have been subjected to defect correction processing, and an accurate zero level is set.
  • gain correction the signal level of each image signal is adjusted by multiplying the image signals of each color after offset processing by a specific gain. The image signals of each color after gain correction are subjected to linear matrix processing to improve color reproducibility.
  • gamma conversion processing adjusts the brightness and saturation of each image signal.
  • the image signal undergoes demosaic processing (also known as isotropy processing or synchronization processing), and signals of the missing colors for each pixel are generated by interpolation.
  • Demosaic processing ensures that all pixels have signals for each of the RGB colors.
  • the DSP 45 performs YC conversion processing on each image signal after demosaic processing, and outputs the luminance signal Y and color difference signals Cb and Cr to the DSP 45.
  • the DSP 45 then performs noise reduction processing, such as using the moving average method or median filter method, on the image signals that have undergone demosaic processing, etc.
  • the image processing unit 50 performs various image processing on the image signal from the DSP 45.
  • Image processing includes color conversion processing such as 3x3 matrix processing, tone conversion processing, and 3D LUT (Look Up Table) processing, color enhancement processing, and structural enhancement processing such as spatial frequency enhancement.
  • the image processing unit 50 performs image processing according to the mode. In the normal mode, the image processing unit 50 performs image processing for the normal mode to generate a white light image. In the oxygen saturation mode, the image processing unit 50 generates a white light equivalent image.
  • the image processing unit 50 also transmits the image signal from the DSP 45 to the extended processor device 17 via the image communication unit 51.
  • the display control unit 52 performs display control to display the white light image or image information such as the oxygen saturation image from the image processing unit 50, as well as other information, on the display 15. In accordance with the display control, the white light image or a white light equivalent image is displayed on the display 15.
  • the extended processor device 17 receives image signals from the processor device 14 and performs various image processing. In oxygen saturation mode, the extended processor device 17 calculates oxygen saturation and generates an oxygen saturation image that visualizes the calculated oxygen saturation. Details of the extended processor device 17 will be described later. The generated oxygen saturation image is displayed on the extended display 18.
  • the v-LED 20g emits monochromatic light v with a center wavelength of 410 nm.
  • the b-LED 20a emits monochromatic light b with a center wavelength of 450 nm.
  • the sb-LED 20b emits monochromatic light sb with a center wavelength of 470 nm.
  • the g-LED 20c emits monochromatic light g with a center wavelength of 540 nm.
  • the a-LED 20d emits monochromatic light a with a center wavelength of 620 nm.
  • the r-LED 20e emits monochromatic light r with a center wavelength of 690 nm.
  • the ir-LED 20f emits monochromatic light ir with a center wavelength of 850 nm.
  • the center wavelength of each monochromatic light may be the same as or different from the peak wavelength.
  • v-LED 20g, b-LED 20a, g-LED 20c, and a-LED 20d are simultaneously lit to emit polychromatic light including monochromatic light v with a center wavelength of 410 nm, monochromatic light b with a center wavelength of 450 nm, monochromatic light g with a center wavelength of 540 nm, and monochromatic light a with a center wavelength of 620 nm.
  • monochromatic light with center wavelengths of 450 nm, 470 nm, 540 nm, 620 nm, 690 nm, and 850 nm is emitted in sequence as the first illumination light, and polychromatic light with a broader bandwidth than the first illumination light is emitted between each monochromatic light emission. Specifically, as shown in FIG.
  • monochromatic light sb, g, a, r, and ir with center wavelengths of 470 nm, 540 nm, 620 nm, 690 nm, and 850 nm are emitted in even-numbered frames 2, 4, 6, 8, and 10, respectively, and polychromatic light including monochromatic light b with a center wavelength of 450 nm, monochromatic light g with a center wavelength of 540 nm, and monochromatic light r with a center wavelength of 690 nm is emitted in odd-numbered frames 1, 3, 5, 7, and 9 between the even frames.
  • the B color filter BF provided in the B pixel of the image sensor 36 transmits mainly light in the blue band, specifically light with a wavelength band of 380 to 560 nm (blue transmission band).
  • the peak wavelength at which transmittance is maximum is around 460 to 470 nm.
  • the G color filter GF provided in the G pixel of the image sensor 36 transmits mainly light in the green band, specifically light with a wavelength band of 450 to 630 nm (green transmission band).
  • the R color filter RF provided in the R pixel of the image sensor 36 transmits mainly light in the red band, specifically light with a wavelength band of 580 to 900 nm (red transmission band).
  • the imaging processor 37 controls the imaging sensor 36 to capture an image of an object being observed frame by frame while it is illuminated with polychromatic light including monochromatic light b, monochromatic light g, and monochromatic light r.
  • Bc image signals are output from the B pixels of the imaging sensor 36
  • Gc image signals are output from the G pixels
  • Rc image signals are output from the R pixels.
  • a white light image is generated based on the Bc image signals, Gc image signals, and Rc image signals.
  • the imaging processor 37 controls the imaging of the object being observed while it is illuminated with polychromatic light including monochromatic light b, monochromatic light g, and monochromatic light r.
  • a Bc image signal is output from the B pixel of the imaging sensor 36
  • a Gc image signal is output from the G pixel
  • an Rc image signal is output from the R pixel.
  • a white light equivalent image is generated based on the Bc image signal, Gc image signal, and Rc image signal.
  • the imaging processor 37 controls the imaging of the object being observed illuminated with monochromatic light sb.
  • a B1 image signal is output from the B pixel of the imaging sensor 36
  • a G1 image signal is output from the G pixel
  • an R1 image signal is output from the R pixel.
  • the imaging processor 37 controls the imaging of the object being observed illuminated with monochromatic light g, a, r, and ir.
  • B2, B3, B4, and B5 image signals are output from the B pixel of the imaging sensor 36, G2, G3, G4, and G5 image signals are output from the G pixel, and R2, R3, R4, and R5 image signals are output from the R pixel.
  • the B1 image signal, B2 image signal, G2 image signal, R3 image signal, R4 image signal, B5 image signal, G5 image signal, and R5 image signal are used from the image signals obtained in frames 2, 4, 6, 8, and 10 of the even frames.
  • the B1 image signal contains image information related to monochromatic light sb from the light transmitted through the B color filter BF.
  • the B2 image signal contains image information related to monochromatic light g from the light transmitted through the B color filter BF.
  • the G2 image signal contains image information related to monochromatic light g from the light transmitted through the G color filter GF.
  • the R3 image signal contains image information related to monochromatic light a from the light transmitted through the R color filter RF.
  • the R4 image signal contains image information related to monochromatic light r from the light transmitted through the R color filter.
  • the B5 image signal contains image information related to monochromatic light ir from the light transmitted through the B color filter.
  • the G5 image signal contains image information related to monochromatic light ir among the light transmitted through the G color filter.
  • the R5 image signal contains image information related to monochromatic light ir among the light transmitted through the R color filter.
  • the image information related to monochromatic light sb includes image information of wavelength band sb whose reflection spectrum changes with changes in the oxygen saturation of blood hemoglobin.
  • the image information related to monochromatic light g, a, r, and ir includes image information of wavelength bands g, a, r, and ir whose reflection spectrum changes with changes in the oxygen saturation of blood hemoglobin.
  • curve 55a represents the reflection spectrum of reduced hemoglobin
  • curve 55b represents the reflection spectrum of oxygenated hemoglobin.
  • the extended processor device 17 comprises an actual measurement first spectral signal acquisition unit 60, a biological parameter calculation unit 61, a reference spectral signal setting unit 62, a display control unit 63, and an alignment unit 64.
  • the extended processor device 17 has programs for various processes stored in a program memory (not shown).
  • a central control unit (not shown) made up of a processor executes the programs in the program memory to realize the functions of the actual measurement first spectral signal acquisition unit 60, the biological parameter calculation unit 61, the reference spectral signal setting unit 62, the display control unit 63, and the alignment unit 64. It is preferable to use one or more processors.
  • the measured first spectral signal acquisition unit 60 acquires measured first spectral signals (first spectral signals) captured by the imaging sensor 36 while the object of observation is illuminated with the first illumination light.
  • the processor performs processing based on the measured first spectral signals.
  • the measured first spectral signals include the B1, B2, G2, R3, R4, B5, G5, and R5 image signals obtained in the oxygen saturation mode.
  • the B1, B2, G2, R3, and R4 image signals are used as the measured first spectral signals
  • the B5, G5, and R5 image signals are used as an MR5 image signal obtained by combining the three color image signals.
  • the B1 image signal, B2 image signal, G2 image signal, R3 image signal, R4 image signal, and MR5 image signal of the measured first spectral signal will be referred to as the B1 img image signal, B2 img image signal, G2 img image signal, R3 img image signal, R4 img image signal, and MR5 img image signal.
  • the measured first spectral signals are preferably normalized by the average value of the plurality of measured first spectral signals to eliminate instability in the illuminance of the illumination light.
  • the average value of the six measured first spectral signals i.e., the B1 img image signal, the B2 img image signal, the G2 img image signal, the R3 img image signal, the R4 img image signal, and the MR5 img image signal
  • Ave the average value of the six measured first spectral signals
  • the B1 img image signal is normalized by subtracting the logarithmic average value Ave from the B1 img image signal (Log(B1 img image signal) - Log(Ave)).
  • the B2 img image signal, the G2 img image signal, the R3 img image signal, the R4 img image signal, and the MR5 img image signal are also normalized in the same manner as the B1 img image signal.
  • the biological parameter calculation unit 61 calculates biological parameters including oxygen saturation based on the measured first spectral signal and a reference spectral signal that is predetermined according to the measured first spectral signal. Specifically, in the first embodiment, the biological parameter calculation unit 61 calculates biological parameters including oxygen saturation based on the reference spectral signal that is set from the emission spectrum of the illumination light, the spectral reflectance of the living body determined from the spectral model, and the spectral sensitivity of the imaging sensor 36, and the measured first spectral signal.
  • the display control unit 63 displays an oxygen saturation image based on the oxygen saturation image on the extended display 18.
  • the reference spectral signal is preferably predetermined so that its wavelength range or number matches that of the measured first spectral signal.
  • the biological parameter calculation unit 61 calculates biological parameters so that the difference calculation value based on the difference between the reference spectroscopic signal and the measured first spectroscopic signal falls within a specific range (fitting process).
  • the reference spectroscopic signal uses an error calculation value based on the error between the reference spectroscopic signal and the measured first spectroscopic signal as the difference calculation value based on the difference between the reference spectroscopic signal and the measured first spectroscopic signal. Since it is determined based on a spectroscopic model that uses biological parameters as arguments, it is defined as a function of the biological parameters. In this embodiment, four biological parameters are used: oxygen saturation S, hemoglobin concentration Hb, bilirubin concentration Bb, and scattering wavelength-dependent parameter b.
  • a B1 standard image signal, a B2 standard image signal, a G2 standard image signal, an R3 standard image signal, an R4 standard image signal, and an MR5 standard image signal are defined as reference spectral signals corresponding to the B1 img image signal, the B2 img image signal, the G2 img image signal, the R3 img image signal, the R4 img image signal, and the MR5 img image signal.
  • the calculated error value Diff is preferably calculated by the square error calculation formula based on (Formula 1).
  • Diff W B1 (B1 std (S, Hb, Bb, b) - B1 img ) 2 +W B2 (B2 std (S, Hb, Bb, b) - B2 img ) 2 +W G1 (G2 std (S, Hb, Bb, b) - G2 img ) 2 +W R3 (R3 std (S, Hb, Bb, b) - R3 img ) 2 +W R4 (R4 cal (S, Hb, Bb, b) - R4 img ) 2 +W MR5 (MR5 std (S, Hb, Bb, b) - MR5 img ) 2 ...
  • B1 std (S, Hb, Bb, b), B2 std (S, Hb, Bb, b), G2 std (S, Hb, Bb, b), R3 std (S, Hb, Bb, b), R4 std (S, Hb, Bb, b), and MR5 std (S, Hb, Bb, b) represent the B1 std image signal, B2 std image signal, G2 std image signal, R3 std image signal, R4 std image signal, and MR5 std image signal, respectively, and also represent functions of oxygen saturation S, hemoglobin concentration Hb, bilirubin concentration Bb, and scattering wavelength-dependent parameter b.
  • B1 img , B2 img , G2 img , R3 img , R4 img , and MR5 img represent the B1 img image signal, B2 img image signal, G2 img image signal, R3 img image signal, R4 img image signal, and MR5 img image signal, respectively, and W B1 , W B2 , W G2 , W R3 , W R4 , and W MR5 represent weighting factors for the squared difference values of each term.
  • the biological parameter calculation unit 61 calculates the biological parameters so that the calculated error value Diff is minimized.
  • the oxygen saturation level S, hemoglobin concentration Hb, bilirubin concentration Bb, and scattering wavelength-dependent parameter b are obtained as biological parameters.
  • the biological parameters may be calculated for each pixel, or may be calculated for each pixel region having multiple pixels.
  • N is an integer greater than 3
  • N is an integer greater than 3
  • N is an integer greater than 3
  • N is an integer greater than 3
  • the four biological parameters namely, oxygen saturation S, hemoglobin concentration Hb, bilirubin concentration Bb, and scattering wavelength-dependent parameter b
  • six image signals namely, B1 image signal, B2 image signal, G2 image signal, R3 image signal, R4 image signal, and MR5 image signal, are used as the measured first spectral image signals.
  • the calculated oxygen saturation is displayed on the extended display 18 as an oxygen saturation image in various display modes. For example, it is preferable to display a still image of the oxygen saturation alongside a moving image of the white light equivalent image on the extended display 18. Furthermore, when displaying a moving image of the white light equivalent image and a moving image of the oxygen saturation image alongside each other, it is preferable to display the moving image of the oxygen saturation image at a reduced frame rate.
  • the white light equivalent image is preferably generated based on the measured second spectral signal (second spectral signal) captured by the imaging sensor 36 while the object being observed is being irradiated with the second illumination light.
  • the measured second spectral signal is preferably the Bc image signal, Gc image signal, and Rc image signal obtained in odd-numbered frames (frames 1, 3, 5, 7, and 9) in the oxygen saturation mode.
  • hemoglobin concentration, bilirubin concentration, and scattering wavelength-dependent parameters may also be calculated as biological parameters, and these may be displayed as images on the extended display 18.
  • a hemoglobin concentration image based on hemoglobin concentration may be displayed on the extended display 18.
  • an indicator combining oxygen saturation and hemoglobin concentration may be visualized and displayed on the extended display 18.
  • a pseudocolor image in which oxygen saturation is assigned to color differences Cr and Cb and hemoglobin concentration is assigned to luminance Y is displayed on the extended display 18. In this case, the higher the hemoglobin concentration in the pseudocolor image, the darker it appears.
  • the alignment unit 64 aligns the measured first spectral signals based on the amount of movement between the measured second spectral signals.
  • the alignment unit 64 calculates the amount of movement of the object from the measured second spectral signals obtained in odd-numbered frames (frames 1, 3, 5, 7, and 9) in the oxygen saturation mode, and uses the calculated amount of movement to align the B1 image signal, B2 image signal, G2 image signal, R3 image signal, R4 image signal, B5 image signal, G5 image signal, and R5 image signal of the measured first spectral signals. For example, as shown in FIG. 13 , the amount of movement is calculated from the Bc image signal, Gc image signal, and Rc image signal of frames 1, 3, and 5.
  • the calculated amount of movement is used to align the B1 image signal of frame 2 with the B2 image signal and G2 image signal of frame 4.
  • the B1 image signal of frame 2 is aligned to match the positions of the B2 image signal and G2 image signal of frame 4, but conversely, the B2 image signal and G2 image signal of frame 4 may be aligned to match the position of the B1 image signal of frame 2.
  • the reference spectral signal setting unit 62 sets the reference spectral signal from the emission spectrum of the illumination light, the spectral reflectance of the living body determined from the spectral model, and the spectral sensitivity of the image sensor 36.
  • the reference spectral signal is preferably normalized by a reference emission value corresponding to the emission spectrum.
  • B1 std (S, Hb, Bb, b) is set according to (Equation 2).
  • Lsb( ⁇ ) represents the luminance of monochromatic light sb.
  • R( ⁇ ; S, Hb, Bb, b) represents the spectral reflectance of the living body determined from the spectral model.
  • Sb( ⁇ ) represents the sensitivity of the B pixel of the imaging sensor 36.
  • the denominator of (Equation 2) is the reference light emission value corresponding to the emission spectrum of monochromatic light sb, and B1 cal (S, Hb, Bb, b) is normalized by this reference light emission value.
  • B2 std (S, Hb, Bb, b) is set according to (Equation 3).
  • Lg( ⁇ ) represents the luminance of monochromatic light g.
  • R( ⁇ ; S, Hb, Bb, b) represents the spectral reflectance of the living body determined from the spectral model.
  • Sb( ⁇ ) represents the sensitivity of the B pixel of the imaging sensor 36.
  • the denominator of Equation 3 is the reference light emission value corresponding to the emission spectrum of monochromatic light g, and B2 std (S, Hb, Bb, b) is normalized by this reference light emission value.
  • G2 std (S, Hb, Bb, b) is set according to (Equation 4).
  • Equation 4 "Lg( ⁇ )” represents the luminance of monochromatic light g.
  • R( ⁇ ; S, Hb, Bb, b)” represents the spectral reflectance of the living body determined from the spectral model.
  • Sg( ⁇ ) represents the sensitivity of the G pixel of the imaging sensor 36.
  • the denominator of Equation 4 is the reference light emission value corresponding to the emission spectrum of monochromatic light g, and G2 std (S, Hb, Bb, b) is normalized by this reference light emission value.
  • R3 std (S, Hb, Bb, b) is set according to (Equation 5).
  • La( ⁇ ) represents the luminance of monochromatic light a.
  • R( ⁇ ; S, Hb, Bb, b) represents the spectral reflectance of a living body determined from a spectral model.
  • Sr( ⁇ ) represents the sensitivity of the R pixel of the imaging sensor 36.
  • the denominator of Equation 5 is the reference light emission value corresponding to the emission spectrum of monochromatic light a, and R3 std (S, Hb, Bb, b) is normalized by this reference light emission value.
  • R4 std (S, Hb, Bb, b) is set according to (Equation 6).
  • Equation 6 "Lr( ⁇ )” represents the luminance of monochromatic light r.
  • R( ⁇ ; S, Hb, Bb, b)” represents the spectral reflectance of a living body determined from a spectroscopic model.
  • Sr( ⁇ ) represents the sensitivity of the R pixel of the imaging sensor 36.
  • the denominator of Equation 6 is the reference light emission value corresponding to the emission spectrum of monochromatic light r, and R4 std (S, Hb, Bb, b) is normalized by this reference light emission value.
  • MR5 std (S, Hb, Bb, b) is set according to (Equation 7).
  • “Lir( ⁇ )” represents the luminance of monochromatic light r.
  • “R( ⁇ ; S, Hb, Bb, b)” represents the spectral reflectance of the living body determined from the spectral model.
  • “Sr( ⁇ )”, “Sg( ⁇ )”, and “Sb( ⁇ )” represent the sensitivities of the R, G, and B pixels of the imaging sensor 36, respectively.
  • the denominator of Equation 6 is the reference light emission value corresponding to the emission spectrum of monochromatic light ir, and R5 std (S, Hb, Bb, b) is normalized by this reference light emission value.
  • the spectral reflectance R ( ⁇ ; S, Hb, Bb, b) of a living body is calculated from the ratio ⁇ a/ ⁇ s' between the absorption coefficient ⁇ a ( ⁇ ; Hb, S, Bb) and the scattering coefficient ⁇ s' ( ⁇ ; b).
  • the relationship between the spectral reflectance R and the ratio ⁇ a/ ⁇ s' is shown in Figure 14.
  • the functional form of the spectral reflectance R (ratio ⁇ a/ ⁇ s') may be stored in a table, or may be approximated and stored using a simple function such as a polynomial.
  • both the spectral reflectance R and the ratio ⁇ a/ ⁇ s' are logarithmic.
  • the absorption coefficient ⁇ a( ⁇ ; Hb, S, Bb) is expressed by (Equation 8).
  • ⁇ a ( ⁇ ; Hb, S, Bb) Hb ⁇ S/100 ⁇ aHbO2( ⁇ )+(1-S/100) ⁇ aHb( ⁇ ) ⁇ +Bb ⁇ aBb( ⁇ )...(Formula 8)
  • ⁇ aHbO2( ⁇ ) represents the absorption coefficient of oxygenated hemoglobin
  • Hb( ⁇ ) represents the absorption coefficient of reduced hemoglobin
  • ⁇ aBb( ⁇ ) represents the absorption coefficient of bilirubin
  • ⁇ represents the wavelength (similarly to Equation (9)).
  • the reference spectral signal setting unit 62 resets the reference spectral signal when the emission spectrum of the illumination light is changed. For example, as shown in FIG. 15 , when the light intensity of the monochromatic light sb emitted in frame 2 is increased from Lx to Ly, the reference spectral signal setting unit 62 resets the B1 standard image signal in accordance with (Equation 2). Furthermore, when the image sensor 36 is changed to one with a different spectral sensitivity, the reference spectral signal setting unit 62 resets the reference spectral signal. For example, as shown in FIG.
  • the reference spectral signal setting unit 62 resets the B1 standard image signal, B2 standard image signal, G2 standard image signal, R3 standard image signal, R4 standard image signal, and MR5 standard image signal in accordance with (Equation 2) to (Equation 7).
  • the mode selector switch 12f When the mode selector switch 12f is operated to switch to the oxygen saturation mode, polychromatic light and monochromatic light are alternately used as illumination light.
  • the measured first spectral signal acquisition unit 60 acquires a measured first spectral signal by using the image sensor 36 to capture an image of the object of observation illuminated with monochromatic light.
  • the biological parameter calculation unit 61 calculates biological parameters including oxygen saturation based on the measured first spectral signal and a reference spectral signal set from the emission spectrum of the illumination light, the spectral reflectance of the living body determined from the spectral model, and the spectral sensitivity of the image sensor 36.
  • the extended display 18 displays an oxygen saturation image based on the oxygen saturation.
  • Second Embodiment when calculating a biological parameter, a plurality of fixed values are defined in advance in the spectroscopic model, rather than being used as arguments (variables), and biological parameters that satisfy certain conditions are calculated from among the fixed values.
  • M sets of reference spectral signals used to calculate the biological parameters are set for each spectroscopic model from the emission spectrum of the illumination light, the spectral reflectance of the living body determined from the spectroscopic model, and the spectral sensitivity of the image sensor 36. Note that, apart from the setting of the reference spectral signals, the second embodiment is the same as the first embodiment.
  • M biological parameters
  • a total of 16 spectroscopic models SP1 to SP16 are used for two cases of oxygen saturation, “high oxygen saturation” and “low oxygen saturation”, two cases of hemoglobin concentration, “high hemoglobin concentration” and “low hemoglobin concentration”, two cases of bilirubin concentration, “high bilirubin concentration” and “low bilirubin concentration”, and two cases of scattering wavelength-dependent parameters, “high scattering wavelength-dependent parameters” and “low scattering wavelength-dependent parameters”.
  • 16 sets of reference spectroscopic signals are set.
  • a total of 81 spectroscopic models SP1 to SP81 are used for three cases of oxygen saturation: “high oxygen saturation,” “medium oxygen saturation,” and “low oxygen saturation," three cases of hemoglobin concentration: “high hemoglobin concentration,” “medium hemoglobin concentration,” and “low hemoglobin concentration,” three cases of bilirubin concentration: “high bilirubin concentration,” “medium bilirubin concentration,” and three cases of scattering wavelength-dependent parameters: “high scattering wavelength-dependent parameter,” “medium scattering wavelength-dependent parameter,” and “low scattering wavelength-dependent parameter.”
  • 81 sets of reference spectroscopic signals are set.
  • an intermediate concentration may be set for oxygen saturation between "high oxygen saturation” and “medium oxygen saturation,” and an intermediate concentration may be set between “medium oxygen saturation” and “low oxygen saturation.” Similar intermediate concentrations may also be set for other hemoglobin concentrations, bilirubin concentrations, and scattering wavelength-dependent parameters.
  • a total of M spectroscopic models SP1 to SPM are used.
  • M sets of reference spectroscopic signals are set.
  • the spectral reflectance RLX1 determined by the spectroscopic model SPX1 is determined by the biological parameter LPX1.
  • the biological parameter LP1 includes the oxygen saturation SX1 for low oxygen saturation, the hemoglobin concentration HbX1 for high hemoglobin concentration, the medium bilirubin concentration BbX1, and the medium scattering wavelength-dependent parameter bX1.
  • the spectral reflectance RL2X determined by the spectral model SPX2 is determined by the biological parameter LPX2.
  • the biological parameter LP2 includes oxygen saturation SX2 for high oxygen saturation, hemoglobin concentration HbX2 for high hemoglobin concentration, medium bilirubin concentration BbX1, and medium scattering wavelength-dependent parameter bX1.
  • the spectral reflectance RLX3 determined by the spectral model SPX3 is determined by the biological parameter LPX3.
  • the biological parameter LPX3 includes oxygen saturation SX3 for low oxygen saturation, hemoglobin concentration HbX3 for low hemoglobin concentration, medium bilirubin concentration BbX1, and medium scattering wavelength-dependent parameter bX1.
  • the spectral reflectance RLX4 determined by the spectral model SPX4 is determined by the biological parameter LPX4.
  • the biological parameter LPX4 includes oxygen saturation SX4 for high oxygen saturation, hemoglobin concentration HbX4 for low hemoglobin concentration, medium bilirubin concentration BbX1, and medium scattering wavelength-dependent parameter bX1.
  • the reference spectral signal setting unit 71 of the second embodiment sets a reference spectral signal for the spectral model SPX1 based on the emission spectrum of the illumination light, the spectral reflectance RLX1, and the spectral sensitivity of the image sensor 36.
  • the method of setting the reference spectral signal is the same as in the first embodiment.
  • the reference spectral signal for the spectral model SPX1 obtained as described above includes six image signals: a B1 standard image signal, a B2 standard image signal, a G2 standard image signal, an R3 standard image signal, an R4 standard image signal, and an MR5 standard image signal.
  • the reference spectral signals for the spectral models SPX2, SPX3, and SPX4 also include six image signals: a B1 standard image signal, a B2 standard image signal, a G2 standard image signal, an R3 standard image signal, an R4 standard image signal, and an MR5 standard image signal.
  • reference spectral signals for the spectral models SPX2, SPX3, and SPX4 are set.
  • the biological parameter calculation unit 70 selects, from the M sets of reference spectral signals, the specific reference spectral signal that has the smallest calculated error value based on the error from the measured first spectral signal. Then, the specific biological parameter defined by the spectroscopic model corresponding to the specific reference spectral signal is calculated as the biological parameter. Specifically, when four sets of reference spectral signals for spectroscopic models SPX1, SPX2, SPX3, and SPX4 are used, if the reference spectral signal for spectroscopic model SP1 has the smallest calculated error value based on the error from the measured first spectral signal, the reference spectral signal for spectroscopic model SPX1 is selected as the specific reference spectral signal.
  • the biological parameter LP1 defined by the spectroscopic model SPX1 is calculated as the biological parameter. That is, the oxygen saturation level S1 and the hemoglobin concentration Hb1 are calculated as the biological parameters.
  • the calculated error value is preferably a value obtained by squared error.
  • the third embodiment when calculating biological parameters, instead of a spectral model, multiple phantoms that mimic the spectral model are used, and biological parameters that satisfy conditions are calculated from the biological parameters determined by the phantoms.
  • M sets of reference spectral signals used to calculate the biological parameters are set for each phantom based on the emission spectrum of the illumination light, the spectral reflectance of the biological body determined by spectroscopic measurement of the phantom, and the spectral sensitivity of the image sensor 36. Note that, apart from the setting of the reference spectral signals, the third embodiment is the same as the first embodiment.
  • 16 sets of reference spectral signals are set.
  • phantoms required to improve the accuracy of calculating biological parameters it is preferable to use phantoms corresponding to the 81 spectral models shown in FIG. 19.
  • 81 sets of reference spectral signals are set.
  • phantoms required to further improve the accuracy of calculating biological parameters it is preferable to use phantoms corresponding to the M spectral models shown in FIG. 20. In this case, M sets of reference spectral signals are set.
  • phantom FHX1 has a spectral reflectance RLX1 determined by the biological parameter LPX1.
  • the biological parameter LPX1 includes oxygen saturation SX1 for low oxygen saturation, hemoglobin concentration HbX1 for high hemoglobin concentration, medium bilirubin concentration BbX1, and medium scattering wavelength-dependent parameter bX1.
  • phantom FHX2 has a spectral reflectance RLX2 determined by biological parameter LPX2.
  • the biological parameter LPX2 includes oxygen saturation SX2 for high oxygen saturation, hemoglobin concentration HbX2 for high hemoglobin concentration, medium bilirubin concentration BbX1, and medium scattering wavelength-dependent parameter bX1.
  • phantom FHX3 has a spectral reflectance RLX3 determined by biological parameter LPX3.
  • the biological parameter LPX3 includes oxygen saturation SX3 for low oxygen saturation, hemoglobin concentration HbX3 for low hemoglobin concentration, medium bilirubin concentration BbX1, and medium scattering wavelength-dependent parameter bX1.
  • phantom FH4 has a spectral reflectance RLX4 determined by biological parameter LPX4.
  • the biological parameter LPX4 includes oxygen saturation SX4 for high oxygen saturation, hemoglobin concentration HbX4 for low hemoglobin concentration, medium bilirubin concentration BbX1, and medium scattering wavelength-dependent parameter bX1.
  • the above spectral reflectances RLX1 to RLX4 are calculated in advance by measuring a phantom with a spectroscopic measurement device.
  • the calculated spectral reflectances RLX1 to RLX4 are pre-stored in the extension processor device 17.
  • the reference spectral signal setting unit 81 of the third embodiment sets a reference spectral signal for the phantom FHX1 based on the emission spectrum of the illumination light, the spectral reflectance RLX1, and the spectral sensitivity of the image sensor 36.
  • the method of setting the reference spectral signal is the same as in the first embodiment.
  • the reference spectral signal for the phantom FHX1 obtained as described above includes six image signals: a B1 standard image signal, a B2 standard image signal, a G2 standard image signal, an R3 standard image signal, an R4 standard image signal, and an MR5 standard image signal.
  • the reference spectral signals for the phantoms FHX2 to FHX4 include six image signals: a B1 standard image signal, a B2 standard image signal, a G2 standard image signal, an R3 standard image signal, an R4 standard image signal, and an MR5 standard image signal.
  • reference spectral signals for the phantoms FHX2, FHX3, and FHX4 are set.
  • the biological parameter calculation unit 80 selects, from the M sets of reference spectral signals, the specific reference spectral signal that has the smallest calculated error value based on the error from the measured first spectral signal. Then, the specific biological parameter defined by the spectroscopic model corresponding to the specific reference spectral signal is calculated as the biological parameter. Specifically, when four sets of reference spectral signals for phantoms FHX1 to FHX4 are used, if the reference spectral signal for phantom FHX1 has the smallest calculated error value based on the error from the measured first spectral signal, the reference spectral signal for phantom FHX1 is selected as the specific reference spectral signal.
  • the biological parameter LPX1 defined for phantom FHX1 is calculated as the biological parameter. That is, the oxygen saturation level S1 and the hemoglobin concentration Hb1 are calculated as the biological parameters.
  • the calculated error value is preferably a value obtained by squared error, as in the first embodiment.
  • the reference spectral signal acquisition unit 90 shown in FIG. 27 acquires M sets of reference spectral signals in advance for each phantom by illuminating the phantom with monochromatic light and imaging it. Note that the process is the same as the first embodiment except for the acquisition of the reference spectral signals.
  • 16 sets of reference spectroscopic signals are acquired.
  • 81 phantoms corresponding to the spectroscopic models shown in FIG. 19 In this case, 81 sets of reference spectroscopic signals are acquired.
  • phantoms required to further improve the accuracy of calculating biological parameters it is preferable to use phantoms corresponding to the M spectroscopic models shown in FIG. 20. In this case, M sets of reference spectroscopic signals are acquired.
  • phantom FHX1 is illuminated with monochromatic light sb, g, a, r, and ir, and an image is taken by the image sensor 36 for each monochromatic light illumination.
  • This imaging yields B1, G1, and R1 image signals; B2, G2, and R2 image signals; B3, G3, and R3 image signals; B4, G4, and R4 image signals; and B5, G5, and R5 image signals.
  • the B1 image signal, B2 image signal, G2 image signal, R3 image signal, and R4 image signal, as well as the MR5 image signal, which is a combination of the B5, G5, and R5 image signals, are each used as the reference spectral signal.
  • the reference spectral signals include a B1 standard image signal, a B2 standard image signal, a G2 standard image signal, an R3 standard image signal, an R4 standard image signal, and an MR5 standard image signal.
  • reference spectral signals are obtained for each phantom by illuminating the phantoms FHX2 to FHX4 with monochromatic light and capturing images of them, just as in the case of phantom FHX1.
  • the biological parameter calculation unit 91 selects, from the M sets of reference spectral signals, the specific reference spectral signal that has the smallest calculated error value based on the error from the measured first spectral signal. Then, the specific biological parameter defined for the phantom corresponding to the specific reference spectral signal is calculated as the biological parameter. Specifically, when four sets of reference spectral signals for phantoms FHX1 to FHX4 are used, if the reference spectral signal for phantom FHX1 has the smallest calculated error value based on the error from the measured first spectral signal, the reference spectral signal for phantom FHX1 is selected as the specific reference spectral signal.
  • the biological parameter LPX1 defined for phantom FHX1 is calculated as the biological parameter. That is, oxygen saturation S1 and hemoglobin concentration Hb1 are calculated as the biological parameters. It is preferable that the calculated error value be a value obtained by squared error, as in the first embodiment.
  • a rigid endoscope for laparoscopy may also be used.
  • the endoscope system 200 shown in Figure 29 is used. It comprises an endoscope 101, a light source device 13, a processor device 14, a display 15, a processor-side user interface 16, an extended processor device 17, and an extended display 18.
  • parts of the endoscope system 100 that are common to the endoscope system 10 will be omitted, and only the differences will be explained.
  • the imaging unit 103 separates the light from the endoscope 101 into light of multiple wavelength bands and acquires image signals based on the separated wavelength bands.
  • the imaging unit 103 includes dichroic mirrors 105, 106, and 107, and monochrome image sensors 110, 111, 112, and 113.
  • the dichroic mirror 105 reflects light in the blue band of the light reflected from the endoscope 101 and transmits light with longer wavelengths than the blue band light.
  • the blue band light reflected by the dichroic mirror 105 is incident on the imaging sensor 110.
  • Monochromatic light sb, the blue band portion of monochromatic light g, and monochromatic light ir are incident on the imaging sensor 110.
  • Dichroic mirror 106 reflects light in the green band out of the light that has passed through dichroic mirror 105, and transmits light with longer wavelengths than the light in the green band.
  • the light in the green band reflected by dichroic mirror 106 is incident on image sensor 111.
  • the light in the green band out of the monochromatic light g and the monochromatic light ir are incident on image sensor 111.
  • the light that has passed through dichroic mirror 106 is incident on image sensor 112.
  • the monochromatic light r and the monochromatic light ir are incident on image sensor 112.
  • image sensors 110, 111, and 112 In normal mode, image sensors 110, 111, and 112 output Bc, Gc, and Rc image signals in response to the incidence of monochromatic light b, monochromatic light g, and monochromatic light r, respectively.
  • image sensors 110, 111, and 112 In oxygen saturation mode, in odd-numbered frames (frames 1, 3, 5, 7, and 9), image sensors 110, 111, and 112 output Bc, Gc, and Rc image signals in response to the incidence of monochromatic light b, monochromatic light g, and monochromatic light r, respectively.
  • image sensor 110 In even-numbered frames in oxygen saturation mode, in frame 2, image sensor 110 outputs a B1 image in response to the incidence of monochromatic light sb.
  • image sensor 110 In frame 4, image sensor 110 outputs a B2 image signal in response to the incidence of light in the blue band of monochromatic light g, and image sensor 111 outputs a G2 image signal in response to the incidence of monochromatic light
  • the image sensor 112 outputs an R3 image signal in response to the incidence of monochromatic light a.
  • the image sensor 112 outputs an R4 image signal in response to the incidence of monochromatic light r.
  • the image sensor 110 outputs a B5 image signal in response to the incidence of monochromatic light ir
  • the image sensor 111 outputs a G5 image signal in response to the incidence of monochromatic light ir
  • the image sensor 112 outputs an R5 image signal in response to the incidence of monochromatic light ir.
  • endoscope system 200 when using an endoscope that is a rigid laparoscope, instead of endoscope system 100, which uses three monochrome image sensors 110-112 to capture images of the object being observed, endoscope system 200, which captures images of the object being observed using another imaging method, may be used. As shown in FIG. 31, endoscope system 200 uses a one-sensor type abdominal endoscope 201 that has one color image sensor 203. Image sensor 203 is provided in imaging unit 205 of endoscope 201. The spectral sensitivity of image sensor 203 is the same as that of image sensor 36. Other aspects are the same as those of endoscope system 100.
  • the measured first spectral signal is obtained by sequentially switching between monochromatic lights and capturing images with the imaging sensor 36.
  • the measured first spectral signal may be obtained by illuminating with broadband illumination light and capturing images with a spectroscopic imaging sensor that splits the broadband illumination light into first illumination lights.
  • illumination light having a wavelength range of 300 nm to 1000 nm is used as the broadband illumination light.
  • a snapshot mosaic hyperspectral image sensor is preferable to use.
  • the spectral image sensor 300 has a color filter array consisting of nine pixels, 3 pixels vertically and 3 pixels horizontally, arranged in tiles.
  • the color filter array pixels are arranged with color filters whose center wavelengths in the transmission band are 450 nm, 470 nm, 500 nm, 540 nm, 620 nm, 690 nm, and 850 nm.
  • "450 nm, 470 nm, 500 nm, 540 nm, 620 nm, 690 nm, and 850 nm” represent pixels with color filters having the respective center wavelengths in the transmission band.
  • the spectroscopic imaging sensor 300 By capturing an image of an object illuminated with broadband illumination light using the spectroscopic imaging sensor 300, the spectroscopic imaging sensor 300 outputs a b image signal from the 450 nm pixel, an sb image signal from the 470 nm pixel, an sg image signal from the 500 nm pixel, an lg image signal from the 540 nm pixel, an a image signal from the 620 nm pixel, an r image signal from the 60 nm pixel, and an ir image signal from the 850 nm pixel.
  • each pixel has its own image signal, with no image signals output from other pixels, resulting in a discrete distribution of image signals.
  • demosaic processing an interpolation process between pixels, is performed to compensate for the pixel signals of other pixels.
  • each pixel has image signals for all wavelength ranges (b image signal, sb image signal, sg image signal, sl image signal, a image signal, r image signal, ir image signal). It is preferable to use the method described in JP-A-2023-529189 for demosaic processing, for example.
  • the b image signal is treated as a B1 img image signal, and the sb image signal is treated as a B2 img image signal.
  • the image signal obtained by combining the sg and sl image signals is treated as a G2 img image signal.
  • the a image signal is treated as an R3 img image signal, the r image signal is treated as an R4 img image signal, and the ir image signal is treated as an MR5 img image signal.
  • the innate parameters are calculated in the same manner as in the above embodiment.
  • monochromatic light is emitted as the first illumination light while polychromatic light is emitted as the second illumination light, but other light may also be emitted.
  • monochromatic light b, monochromatic light g, and monochromatic light a are simultaneously emitted as the second illumination light in frames 1, 3, and 5
  • monochromatic light sb and monochromatic light a may be simultaneously emitted as the first illumination light in frame 2
  • monochromatic light g and monochromatic light r may be simultaneously emitted as the first illumination light in frame 4.
  • Frame 6 emits only monochromatic light ir as the first illumination light.
  • the image signal output from the B pixel of the imaging sensor 36 is referred to as the B1 img image signal, and the image signal output from the R pixel is referred to as the R3 img image signal.
  • the image signal output from the B pixel of the imaging sensor is referred to as the B2 img image signal
  • the image signal output from the G pixel is referred to as the G2 img image signal
  • the image signal output from the R pixel is referred to as the R2 img image signal.
  • the image signals output from the B pixel, G pixel, and R pixel of the imaging sensor 36 are referred to as the B5 img image signal, G5 img image signal, and R5 img image signal, respectively.
  • the number of frames can be reduced to six, frames 1 to 6.
  • the hardware structure of the processing units that perform various processes is made up of various processors as shown below.
  • the various processors include a CPU (Central Processing Unit), which is a general-purpose processor that executes software (programs) and functions as various processing units, a GPU (Graphical Processing Unit), a programmable logic device (PLD), such as an FPGA (Field Programmable Gate Array), whose circuit configuration can be changed after manufacture, and a dedicated electrical circuit, which is a processor with a circuit configuration designed specifically for performing various processes.
  • CPU Central Processing Unit
  • PLD programmable logic device
  • FPGA Field Programmable Gate Array
  • a single processing unit may be configured with one of these various processors, or may be configured with a combination of two or more processors of the same or different types (for example, multiple FPGAs, a combination of a CPU and an FPGA, or a combination of a CPU and a GPU). Multiple processing units may also be configured with a single processor. Examples of multiple processing units configured with a single processor include, first, a form in which one processor is configured with a combination of one or more CPUs and software, as typified by client or server computers, and this processor functions as multiple processing units. Second, a form in which a processor is used to realize the functions of the entire system, including multiple processing units, on a single IC (Integrated Circuit) chip, as typified by system-on-chip (SoC). In this way, the various processing units are configured with a hardware structure using one or more of the various processors listed above.
  • SoC system-on-chip
  • the hardware structure of these various processors is, more specifically, an electrical circuit that combines circuit elements such as semiconductor devices.
  • the hardware structure of the memory unit is a storage device such as an HDD (hard disc drive) or SSD (solid state drive).

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Abstract

本発明は、少数の分光信号から酸素飽和度を演算する場合と比較して、より正確な酸素飽和度を含む生体パラメータを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を提供することを目的とする。　生体パラメータ算出部（６１）は、第１分光信号に応じて定められる基準分光信号と、第１分光信号とに基づいて、酸素飽和度を含む生体パラメータを算出する。拡張ディスプレイ（１８）は、酸素飽和度に基づく酸素飽和度画像を表示する。

Description

内視鏡システム及びその作動方法
　本発明は、酸素飽和度などの生体パラメータを算出する内視鏡システム及びその作動方法に関する。
　近年では、内視鏡を使用する医療分野においては、酸素飽和度イメージングが知られている。酸素飽和度イメージングは、可視光の少数の分光情報から、ヘモグロビン酸素飽和度を演算する技術である。従来は、特許文献１に示すように、動画の２ないし３フレームの照明光を切り替えながら取得した分光信号から、酸素飽和度画像を作成して表示している。
特許第６０３９６３９号
　生体組織の分光特性の多様性等を考慮し、より高精度、高ロバストな演算を実現することによって、特許文献１のように、少数の分光信号から酸素飽和度を演算する場合と比較して、より正確な酸素飽和度を含む生体パラメータを算出できるようにすることが求められていた。
　本発明は、少数の分光信号から酸素飽和度を演算する場合と比較して、より正確な酸素飽和度を含む生体パラメータを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、照明光を発光する光源装置と、観察対象を撮像する内視鏡と、照明光が観察対象に照射されている間に内視鏡によって撮像された第１分光信号を取得する１又は複数のプロセッサとを備え、１又は複数のプロセッサは、第１分光信号に応じて定められる基準分光信号と、第１分光信号とに基づいて、酸素飽和度を含む生体パラメータを算出し、酸素飽和度に基づく酸素飽和度画像を表示する制御を行う。
　１又は複数のプロセッサは、酸素飽和度を含むＮ－１個（Ｎは３より大きい整数）の生体パラメータで決定される、異なる波長におけるＮ個以上の基準分光信号と、Ｎ個以上の基準信号の波長に対応するＮ個以上の第１分光信号とを用いて、生体パラメータを算出することが好ましい。生体パラメータは、ヘモグロビン濃度、ビリルビン濃度、散乱波長依存パラメータの少なくともいずれかを含むことが好ましい。
　基準分光信号は、照明光の発光スペクトル、分光モデルから定められる生体の分光反射率、及び、内視鏡に設けられる撮像センサの分光感度から設定され、分光モデルは、生体パラメータを引数として有し、１又は複数のプロセッサは、基準分光信号と第１分光信号との差分に基づく差分演算値が特定範囲内となるように、生体パラメータを算出することが好ましい。
　基準分光信号は、照明光の発光スペクトル、分光モデルから定められる生体の分光反射率、及び、内視鏡に設けられる撮像センサの分光感度から、分光モデル毎にＭセット設定され、１又は複数のプロセッサは、Ｍセットの前記基準分光信号のうち、第１分光信号との差分に基づく差分計算値が最小となる特定基準分光信号を選択し、特定基準分光信号に対応する分光モデルで定められた特定生体パラメータを、生体パラメータとして算出することが好ましい。
　基準分光信号は、照明光の発光スペクトル、分光モデルを模したファントムを分光測定して定められる生体の分光反射率、及び、内視鏡に設けられる撮像センサの分光感度から、ファントム毎にＭセット設定され、１又は複数のプロセッサは、Ｍセットの基準分光信号のうち、第１分光信号との差分に基づく差分計算値が最小となる特定基準分光信号を選択し、特定基準分光信号に対応するファントムで定められた特定生体パラメータを、生体パラメータとして算出することが好ましい。
　基準分光信号は、分光モデルを模したファントムを、ファントム毎に、照明光で照明し、撮像することによって、Ｍセット得られ、Ｍセットの基準分光信号のうち、第１分光信号との差分に基づく差分計算値が最小となる特定基準分光信号を選択し、特定基準分光信号に対応するファントムで定められた特定生体パラメータを、生体パラメータとして算出することが好ましい。
　基準分光信号は、照明光の発光スペクトルに対応する基準発光値で規格化され、第１分光信号は、複数の第１分光信号の平均値で規格化されていることが好ましい。照明光の発光スペクトルを変更した場合には、１又は複数のプロセッサは、基準分光信号を再設定することが好ましい。内視鏡は撮像センサを有し、分光感度が異なる撮像センサに変更した場合には、１又は複数のプロセッサは、基準分光信号を再設定することが好ましい。
　光源装置は、照明光として、第１照明光、及び、第１照明光よりも広帯域の第２照明光を発光し、１又は複数のプロセッサは、第１照明光が照射されている間に撮像された信号を第１分光信号として取得し、第２照明光が照射されている間に撮像された信号を第２分光信号として取得し、第２分光信号から生成される画像を表示することが好ましい。
　１又は複数のプロセッサは、第２分光信号間の移動量に基づいて、第１分光信号間の位置合わせを行うことが好ましい。生体パラメータには、ヘモグロビン濃度が含まれ、ディスプレイは、ヘモグロビン濃度に基づくヘモグロビン濃度画像をディスプレイに表示する制御を行うことが好ましい。
　光源装置は、照明光として、第１照明光又は第１照明光よりも広帯域の第２照明光のいずれかを発光し、１又は複数のプロセッサは、第１照明光と第２照明光と交互に照明する制御を行い、第１分光信号は、第１照明光で照明された観察対象を内視鏡で撮像して得られることが好ましい。中心波長が４５０ｎｍ、４７０ｎｍ、５４０ｎｍ、６２０ｎｍ、６９０ｎｍ、８５０ｎｍの第１照明光を順に発光し、且つ、各第１照明光の発光の間に、第２照明光を発光することが好ましい。
　内視鏡に設けられる撮像センサは、照明光を第１照明光に分光する分光型撮像センサであり、分光型撮像センサは、照明光で照明された観察対象を撮像することによって、第１分光信号を得ることが好ましい。分光型撮像センサは、照明光を、中心波長が４５０ｎｍ、４７０ｎｍ、５００ｎｍ、５４０ｎｍ、６２０ｎｍ、６９０ｎｍ、８５０ｎｍの第１照明光に分光することが好ましい。
　照明光を発光する光源装置と、観察対象を撮像する内視鏡と、照明光が観察対象に照射されている間に内視鏡によって撮像された第１分光信号を取得する１又は複数のプロセッサとを備える内視鏡システムの作動方法において、１又は複数のプロセッサは、第１分光信号に応じて定められる基準分光信号と、第１分光信号とに基づいて、酸素飽和度を含む生体パラメータを算出し、酸素飽和度に基づく酸素飽和度画像を表示する制御を行う。
　本発明によれば、少数の分光信号から酸素飽和度を演算する場合と比較して、より正確な酸素飽和度を含む生体パラメータを算出することができる。
消化管用の内視鏡システムの概略図である。 通常モードにおけるディスプレイ及び拡張ディスプレイでの表示態様を示す説明図である。 酸素飽和度モードにおけるディスプレイ及び拡張ディスプレイでの表示態様を示す説明図である。 （Ａ）は消化管内部酸素飽和度画像を表示し、（Ｂ）は漿膜側酸素飽和度画像を表示する拡張ディスプレイの画像図である。 内視鏡システムの機能を示すブロック図である。 単色光ｂ、ｓｂ、ｇ、ａ、ｒ、ｉｒの発光スペクトルを表すグラフである。 酸素飽和度モードにおける発光パターンを示す説明図である。 撮像センサの分光感度を表すグラフである。 通常モードで得られる画像信号を示す表である。 酸素飽和度モードで得られる画像信号を示す表である。 単色光ｂ、ｓｂ、ｇ、ａ、ｒ、ｉｒの中心波長とヘモグロビンの反射スペクトルとの関係を表すグラフである。 第１実施形態の拡張プロセッサ装置の機能を示すブロック図である。 位置合わせを示す説明図である。 反射率Ｒと比μａ／μｓ´との関係を示すグラフである。 単色光ｓｂの光強度の増加を表すグラフである。 光源装置に対する内視鏡の交換を表す説明図である。 酸素飽和度モードの一連の流れを表すフローチャートである。 生体パラメータの算出に最低限必要な分光モデルの酸素飽和度、ヘモグロビン濃度、ビリルビン濃度、散乱波長依存パラメータを示す説明図である。 生体パラメータの算出精度向上に必要な分光モデルの酸素飽和度、ヘモグロビン濃度、ビリルビン濃度、散乱波長依存パラメータを示す説明図である。 生体パラメータの算出について更なる精度向上のために必要な分光モデルの酸素飽和度、ヘモグロビン濃度、ビリルビン濃度、散乱波長依存パラメータを示す説明図である。 分光モデルで定められる分光反射率を示すグラフである。 第２実施形態の拡張プロセッサ装置の機能を示すブロック図である。 各分光モデルについての基準分光信号を示す表である。 ファントムで定められる分光反射率を示すグラフである。 第３実施形態の拡張プロセッサ装置の機能を示すブロック図である。 各ファントムについての基準分光信号を示す表である。 第４実施形態の拡張プロセッサ装置の機能を示すブロック図である。 第４実施形態における基準分光信号の取得方法を示す説明図である。 腹腔鏡用の内視鏡システムの概略図である。 ３つのモノクロの撮像センサを有する撮像ユニットを示す説明図である。 １つのカラーの撮像センサを有する撮像ユニットを示す説明図である。 広帯域の照明光の発光スペクトルを示すグラフである。 分光型撮像センサにおける画素配列を示す説明図である。 酸素飽和度モードにおける発光パターンの別パターンを示す説明図である。
　［第１実施形態］
　図１に示すように、内視鏡システム１０は、内視鏡１２、光源装置１３、プロセッサ装置１４、ディスプレイ１５、及び、プロセッサ側ユーザーインターフェース１６、拡張プロセッサ装置１７、及び、拡張ディスプレイ１８を備える。内視鏡１２は、光源装置１３と光学的又は電気的に接続され、かつ、プロセッサ装置１４と電気的に接続される。拡張プロセッサ装置１７は、光源装置１３及びプロセッサ装置１４と電気的に接続される。なお、特許請求の範囲の「ディスプレイ」には、ディスプレイ１５の他、拡張ディスプレイ１８も含まれる。
　内視鏡１２は、挿入部１２ａ、操作部１２ｂ、湾曲部１２ｃ及び先端部１２ｄを有している。挿入部１２ａは、被写体の体内に挿入される。操作部１２ｂは、挿入部１２ａの基端部分に設けられる。湾曲部１２ｃ及び先端部１２ｄは、挿入部１２ａの先端側に設けられる。湾曲部１２ｃは、操作部１２ｂのアングルノブ１２ｅを操作することにより湾曲動作する。先端部１２ｄは、湾曲部１２ｃの湾曲動作によって所望の方向に向けられる。挿入部１２ａから先端部１２ｄにわたって、処置具などを挿通するための鉗子チャンネル（図示しない）を設けている。処置具は、鉗子口１２ｊから鉗子チャンネル内に挿入する。
　内視鏡１２の内部には、被写体像を結像するための光学系、及び、被写体に照明光を照射するための光学系が設けられる。操作部１２ｂには、アングルノブ１２ｅ、モード切替スイッチ１２ｆ、静止画像取得指示スイッチ１２ｈ及びズーム操作部１２ｉが設けられる。モード切替スイッチ１２ｆは、観察モードの切り替え操作に用いる。静止画像取得指示スイッチ１２ｈは、被写体の静止画像の取得指示に用いる。ズーム操作部１２ｉは、観察対象の拡大又は縮小の操作に用いる。なお、モード切替スイッチ１２ｆ及び静止画像取得指示スイッチ１２ｈは、プロセッサ装置１４に対する各種の操作を行うためのスコープ側ユーザーインターフェース１９に含まれる。
　光源装置１３は、照明光を発生する。プロセッサ装置１４は、内視鏡システム１０のシステム制御を行い、さらに、内視鏡１２から送信された画像信号に対して画像処理等を行うことによって内視鏡画像を生成等する。ディスプレイ１５は、プロセッサ装置１４から送信される医療画像を表示する。プロセッサ側ユーザーインターフェース１６は、キーボード、マウス、マイク、タブレット、フットスイッチ、及びタッチペン等を有し、機能設定等の入力操作を受け付ける。
　内視鏡システム１０は、通常モード、酸素飽和度モードを有しており、それらモードの切替は、ユーザーがモード切替スイッチ１２ｆを操作することによって行われる。図２に示すように、通常モードでは、照明光に白色光を用いて観察対象を撮像して得た自然な色合いの白色光画像をディスプレイ１５に表示する一方、拡張ディスプレイ１８には何も表示されない。
　図３に示すように、酸素飽和度モードでは、観察対象の酸素飽和度を算出し、算出した酸素飽和度を画像化した酸素飽和度画像を拡張ディスプレイ１８に表示する。また、酸素飽和度モードにおいては、白色光画像よりも短波長成分が少ない白色光相当画像がディスプレイ１５に表示される。なお、特許請求の範囲の「通常光画像」には、白色光相当画像が含まれる。また、酸素飽和度画像は、ディスプレイ１５に表示してもよい。
　なお、内視鏡システム１０は、胃、大腸などの消化管用の軟性鏡タイプであり、酸素飽和度モードにおいては、図４（Ａ）に示すように、消化管内部の酸素飽和度の状態を画像化した消化管内部酸素飽和度画像を拡張ディスプレイ１８に表示する。また、後述する内視鏡システムは、漿膜などの腹腔用の硬性鏡タイプの場合には、酸素飽和度モードにおいて、図４（Ｂ）に示すように、漿膜側の酸素飽和度の状態を画像化した漿膜側酸素飽和度画像を拡張ディスプレイ１８に表示する。
　なお、酸素飽和度モードにおいては、以下の場合には、酸素飽和度を正確に算出することが可能である。
・予め定められた対象部位（例えば、食道、胃、大腸）を観察する場合
・周囲に照明がある体外環境以外の場合
・粘膜及び漿膜上に残渣や残液、粘液、血液、脂肪が残っていない場合
・粘膜上に色素を散布しない場合
・観察部位に対して、内視鏡１２が７ｍｍを超えて離れている場合
・観察部位に対して、内視鏡が大きく離れることなく適切な距離で観察する場合
・照明光が十分に当たっている領域
・観察部位からの正反射光が少ない場合
・酸素飽和度画像の２／３内部の領域
・内視鏡の動きが小さい場合、または、拍動や呼吸など患者の動きが少ない場合
・消化管粘膜深部の血管が観察されない場合
　図５に示すように、光源装置１３は、光源部２０と、光源部２０を制御する光源用プロセッサ２１とを備えている。光源部２０は、照明光として、多色光と単色光の少なくともいずれかを発光する。光源部２０は、例えば、複数の半導体光源を有し、これらをそれぞれ点灯または消灯し、点灯する場合には各半導体光源の発光量を制御することにより、観察対象を照明する照明光を発する。光源部２０は、ｖ－ＬＥＤ２０ｇ（Violet- Light Emitting Diode）、ｂ－ＬＥＤ２０ａ（Blue- Light Emitting Diode）、ｓｂ－ＬＥＤ２０ｂ（Sky Blue- Light Emitting Diode）、ｇ－ＬＥＤ２０ｃ（Green- Light Emitting Diode）、ａ－ＬＥＤ２０ｄ（amber- Light Emitting Diode）、ｒ－ＬＥＤ２０ｅ（Red- Light Emitting Diode）、ｉｒ－ＬＥＤ２０ｆ（Infra Red- Light Emitting Diode）を備えている。
　各ＬＥＤ２０ａ～２０ｆが発する光は、ミラーやレンズなどで構成される光路結合部２３を介して、ライトガイド２５に入射される。ライトガイド２５は、内視鏡１２及びユニバーサルコード（内視鏡１２と、光源装置１３及びプロセッサ装置１４を接続するコード）に内蔵されている。ライトガイド２５は、光路結合部２３からの光を、内視鏡１２の先端部１２ｄまで伝搬する。
　内視鏡１２の先端部１２ｄには、照明光学系３０と撮像光学系３１が設けられている。照明光学系３０は照明レンズ３２を有しており、ライトガイド２５によって伝搬した照明光は照明レンズ３２を介して観察対象に照射される。撮像光学系３１は、対物レンズ３５及び撮像センサ３６を有している。照明光が照射された観察対象からの光は、対物レンズ３５を介して撮像センサ３６に入射する。これにより、撮像センサ３６に観察対象の像が結像される。
　撮像センサ３６は、観察対象を撮像する。撮像センサ３６としては、カラー撮像センサであることが好ましい。撮像センサ３６の各画素には、Ｂ（青色）カラーフィルタを有するＢ画素（青色画素）、Ｇ（緑色）カラーフィルタを有するＧ画素（緑色画素）、Ｒ（赤色）カラーフィルタを有するＲ画素（赤色画素）のいずれかが設けられている。撮像センサ３６の分光感度を定めるＢカラーフィルタ、Ｇカラーフィルタ、及び、Ｒカラーフィルタの分光透過率については、後述する。なお、例えば、撮像センサ３６は、Ｂ画素とＧ画素とＲ画素の画素数の比率が、１：２：１であるベイヤー配列のカラー撮像センサであることが好ましい。
　撮像センサ３６としては、ＣＣＤ（Charge Coupled Device）撮像センサやＣＭＯＳ（Complementary Metal-Oxide Semiconductor）撮像センサを利用可能である。また、原色の撮像センサ３６の代わりに、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補色撮像センサを用いても良い。補色撮像センサを用いる場合には、ＣＭＹＧの４色の画像信号が出力されるので、補色－原色色変換によって、ＣＭＹＧの４色の画像信号をＲＧＢの３色の画像信号に変換することにより、撮像センサ３６と同様のＲＧＢ各色の画像信号を得ることができる。
　撮像センサ３６、撮像用プロセッサ３７によって駆動制御される。撮像用プロセッサ３７における各モードの制御は後述する。ＣＤＳ／ＡＧＣ回路４０（Correlated Double Sampling／Automatic Gain Control）は、撮像センサ３６から得ら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４０を経た画像信号は、Ａ／Ｄコンバータ４１（Analog／Digital）により、デジタルの画像信号に変換される。Ａ／Ｄ変換後のデジタル画像信号がプロセッサ装置１４に入力される。
　プロセッサ装置１４は、ＤＳＰ（Digital Signal Processor）４５と、画像処理部５０と、表示制御部５２と、中央制御部５３とを備えている。プロセッサ装置１４には、各種処理に関するプログラムがプログラム用メモリ（図示しない）に組み込まれている。プロセッサによって構成される中央制御部５３がプログラム用メモリ内のプログラムを実行することによって、ＤＳＰ４５と、画像処理部５０と、表示制御部５２と、中央制御部５３との機能が実現する。なお、プロセッサは、１又は複数であることが好ましい。
　ＤＳＰ４５は、内視鏡１２から受信した画像信号に対して、欠陥補正処理、オフセット処理、ゲイン補正処理、リニアマトリクス処理、ガンマ変換処理、デモザイク処理、ホワイトバランス処理、ＹＣ変換処理、及び、ノイズ低減処理等の各種信号処理を行う。欠陥補正処理では、撮像センサ３６の欠陥画素の信号が補正される。オフセット処理では、欠陥補正処理を施した画像信号から暗電流成分を除かれ、正確な零レベルを設定される。ゲイン補正処理は、オフセット処理後の各色の画像信号に特定のゲインを乗じることにより各画像信号の信号レベルを整える。ゲイン補正処理後の各色の画像信号には、色再現性を高めるリニアマトリクス処理が施される。
　その後、ガンマ変換処理によって、各画像信号の明るさや彩度が整えられる。リニアマトリクス処理後の画像信号には、デモザイク処理（等方化処理，同時化処理とも言う）が施され、補間により各画素の欠落した色の信号を生成される。デモザイク処理によって、全画素がＲＧＢ各色の信号を有するようになる。ＤＳＰ４５は、デモザイク処理後の各画像信号にＹＣ変換処理を施し、輝度信号Ｙと色差信号Ｃｂ及び色差信号ＣｒをＤＳＰ４５に出力する。ＤＳＰ４５は、デモザイク処理等を施し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低減処理を施す。
　画像処理部５０は、ＤＳＰ４５からの画像信号に対して、各種の画像処理を施す。画像処理には、３×３のマトリックス処理、階調変換処理、３次元ＬＵＴ（Look Up Table）処理等の色変換処理、色彩強調処理、空間周波数強調等の構造強調処理などが含まれる。画像処理部５０では、モードに応じた画像処理が行われる。通常モードの場合においては、画像処理部５０は、通常モード用の画像処理が行われることによって、白色光画像を生成する。酸素飽和度モードの場合においては、画像処理部５０は、白色光相当画像を生成する。また、画像処理部５０は、画像通信部５１を介して、ＤＳＰ４５からの画像信号を、拡張プロセッサ装置１７に送信する。
　表示制御部５２は、画像処理部５０からの白色光画像、又は酸素飽和度画像などの画像情報、その他の情報を、ディスプレイ１５に表示するための表示制御を行う。表示制御に従って、ディスプレイ１５には、白色光画像又は白色光相当画像が表示される。
　拡張プロセッサ装置１７は、プロセッサ装置１４から画像信号を受信し、各種の画像処理を行う。拡張プロセッサ装置１７は、酸素飽和度モードにおいて、酸素飽和度を算出し、算出した酸素飽和度を画像化した酸素飽和度画像を生成する。拡張プロセッサ装置１７の詳細については後述する。生成された酸素飽和度画像は、拡張ディスプレイ１８に表示される。
　各モードにおける点灯又は消灯制御について、詳細な説明を行う。図６に示すように、ｖ－ＬＥＤ２０ｇは、中心波長が４１０ｎｍの単色光ｖを発光する。ｂ－ＬＥＤ２０ａは、中心波長が４５０ｎｍの単色光ｂを発光する。ｓｂ－ＬＥＤ２０ｂは、中心波長が４７０ｎｍの単色光ｓｂを発光する。ｇ－ＬＥＤ２０ｃは、中心波長が５４０ｎｍの単色光ｇを発光する。ａ－ＬＥＤ２０ｄは、中心波長が６２０ｎｍの単色光ａを発光する。ｒ－ＬＥＤ２０ｅは、中心波長が６９０ｎｍの単色光ｒを発光する。ｉｒ－ＬＥＤ２０ｆは、中心波長が８５０ｎｍの単色光ｉｒを発光する。なお、各単色光の中心波長は、ピーク波長と同じであってもよく、異なってもよい。
　通常モードでは、ｖ－ＬＥＤ２０ｇ、ｂ－ＬＥＤ２０ａ、ｇ－ＬＥＤ２０ｃ、ａ－ＬＥＤ２０ｄを同時に点灯することによって、中心波長４１０ｎｍの単色光ｖ、中心波長４５０ｎｍの単色光ｂ、中心波長５４０ｎｍの単色光ｇ、及び、中心波長６２０ｎｍの単色光ａを含む多色光として発光する。酸素飽和度モードでは、第１照明光として、中心波長が４５０ｎｍ、４７０ｎｍ、５４０ｎｍ、６２０ｎｍ、６９０ｎｍ、８５０ｎｍの単色光を順に発光し、且つ、各単色光の発光の間に、第１照明光より広帯域の第２照明光として、多色光を発光する。具体的には、図７に示すように、フレーム１～フレーム１０の１０フレーム分の発光を繰り返し行う場合において、偶数フレームのフレーム２、４、６、８、１０に、それぞれ中心波長が４７０ｎｍ、５４０ｎｍ、６２０ｎｍ、６９０ｎｍ、８５０ｎｍの単色光ｓｂ、ｇ、ａ、ｒ、ｉｒを発光し、且つ、偶数フレームの間の奇数フレーム１、３、５、７、９に、中心波長４５０ｎｍの単色光ｂ、中心波長５４０ｎｍの単色光ｇ、及び、中心波長６９０ｎｍの単色光ｒを含む多色光を発光する。
　Ｂカラーフィルタ、Ｇカラーフィルタ、及び、Ｒカラーフィルタの分光透過率について、詳細な説明を行う。図８に示すように、撮像センサ３６のＢ画素に設けられるＢカラーフィルタＢＦは、主として青色帯域の光、具体的には、波長帯域が３８０～５６０ｎｍ（青色透過帯域）の光を透過させる。透過率が最大となるピーク波長は４６０～４７０ｎｍ付近に存在する。撮像センサ３６のＧ画素に設けられるＧカラーフィルタＧＦは、主として緑色帯域の光、具体的には、波長帯域が４５０～６３０ｎｍ（緑色透過帯域）の光を透過させる。撮像センサ３６のＲ画素に設けられるＲカラーフィルタＲＦは、主として赤色帯域の光、具体的には５８０～９００ｎｍ（赤色透過帯域）の光を透過させる。
　撮像用プロセッサ３７における各モードの制御について、詳細な説明を行う。図９に示すように、通常モードでは、撮像用プロセッサ３７は、単色光ｂ、単色光ｇ、及び、単色光ｒを含む多色光で照明中の観察対象を１フレーム毎に撮像するように、撮像センサ３６を制御する。これにより、撮像センサ３６のＢ画素からＢｃ画像信号が出力され、Ｇ画素からＧｃ画像信号が出力され、Ｒ画素からＲｃ画像信号が出力される。Ｂｃ画像信号、Ｇｃ画像信号、及び、Ｒｃ画像信号に基づいて、白色光画像が生成される。
　図１０に示すように、酸素飽和度モードでは、奇数フレームのフレーム１、３、５、７、９において、撮像用プロセッサ３７は、単色光ｂ、単色光ｇ、及び、単色光ｒを含む多色光で照明中の観察対象を撮像する制御を行う。これにより、フレーム１、３、５、７、９において、撮像センサ３６のＢ画素からＢｃ画像信号が出力され、Ｇ画素からＧｃ画像信号が出力され、Ｒ画素からＲｃ画像信号が出力される。Ｂｃ画像信号、Ｇｃ画像信号、及び、Ｒｃ画像信号に基づいて、白色光相当画像が生成される。
　一方、偶数フレームのフレーム２において、撮像用プロセッサ３７は、単色光ｓｂで照明中の観察対象を撮像する制御を行う。これにより、撮像センサ３６のＢ画素からＢ１画像信号が出力され、Ｇ画素からＧ１画像信号が出力され、Ｒ画素からＲ１画像信号が出力される。同様にして、偶数フレームのフレーム４、６、８、１０において、撮像用プロセッサ３７は、単色光ｇ、ａ、ｒ、ｉｒで照明中の観察対象を撮像する制御を行う。これにより、撮像センサ３６のＢ画素からＢ２、Ｂ３、Ｂ４、Ｂ５画像信号が出力され、Ｇ画素からＧ２、Ｇ３、Ｇ４、Ｇ５画像信号が出力され、Ｒ画素からＲ２、Ｒ３、Ｒ４、Ｒ５画像信号が出力される。
　酸素飽和度などの生体パラメータの算出には、偶数フレームのフレーム２、４、６、８、１０で得られた画像信号のうち、Ｂ１画像信号、Ｂ２画像信号、Ｇ２画像信号、Ｒ３画像信号、Ｒ４画像信号、Ｂ５画像信号、Ｇ５画像信号、Ｒ５画像信号が用いられる。Ｂ１画像信号は、ＢカラーフィルタＢＦを透過した光のうち、単色光ｓｂに関する画像情報が含まれている。Ｂ２画像信号には、ＢカラーフィルタＢＦを透過した光のうち、単色光ｇに関する画像情報が含まれている。Ｇ２画像信号には、ＧカラーフィルタＧＦを透過した光のうち、単色光ｇに関する画像情報が含まれている。Ｒ３画像信号には、ＲカラーフィルタＲＦを透過した光のうち、単色光ａに関する画像情報が含まれている。Ｒ４画像信号には、Ｒカラーフィルタを透過した光のうち、単色光ｒに関する画像情報が含まれている。Ｂ５画像信号には、Ｂカラーフィルタを透過した光のうち、単色光ｉｒに関する画像情報が含まれている。Ｇ５画像信号には、Ｇカラーフィルタを透過した光のうち、単色光ｉｒに関する画像情報が含まれている。Ｒ５画像信号には、Ｒカラーフィルタを透過した光のうち、単色光ｉｒに関する画像情報が含まれている。
　また、単色光ｓｂに関する画像情報には、図１１に示すように、血中ヘモグロビンの酸素飽和度の変化により反射スペクトルが変化する波長帯域ｓｂの画像情報を含んでいる。同様にして、単色光ｇ、ａ、ｒ、ｉｒに関する画像情報には、血中ヘモグロビンの酸素飽和度の変化により反射スペクトルが変化する波長帯域ｇ、ａ、ｒ、ｉｒの画像情報を含んでいる。なお、曲線５５ａは、還元ヘモグロビンの反射スペクトルを表しており、曲線５５ｂは酸化ヘモグロビンの反射スペクトルを表している。
　拡張プロセッサ装置１７について、詳細に説明する。拡張プロセッサ装置１７は、図１２に示すように、実測第１分光信号取得部６０と、生体パラメータ算出部６１と、基準分光信号設定部６２と、表示制御部６３と、位置合わせ部６４とを備えている。拡張プロセッサ装置１７には、各種処理に関するプログラムがプログラム用メモリ（図示しない）に組み込まれている。プロセッサによって構成される中央制御部（図示しない）がプログラム用メモリ内のプログラムを実行することによって実測第１分光信号取得部６０と、生体パラメータ算出部６１と、基準分光信号設定部６２と、表示制御部６３と、位置合わせ部６４との機能が実現する。なお、プロセッサは、１又は複数であることが好ましい。
　実測第１分光信号取得部６０は、第１照明光で観察対象を照射している間に撮像センサ３６で撮像された実測第１分光信号（第１分光信号）を取得する。プロセッサは、実測第１分光信号に基づいて処理を行う。実測第１分光信号としては、酸素飽和度モードで得られるＢ１画像信号、Ｂ２画像信号、Ｇ２画像信号、Ｒ３画像信号、Ｒ４画像信号、Ｂ５画像信号、Ｇ５画像信号、Ｒ５画像信号が用いられる。本実施形態では、Ｂ１画像信号、Ｂ２画像信号、Ｇ２画像信号、Ｒ３画像信号、Ｒ４画像信号については、実測第１分光信号としてそのまま使用し、Ｂ５画像信号、Ｇ５画像信号、Ｒ５画像信号については、それら３色の画像信号を合成したＭＲ５画像信号を実測第１分光信号として使用する。以下、実測第１分光信号のＢ１画像信号、Ｂ２画像信号、Ｇ２画像信号、Ｒ３画像信号、Ｒ４画像信号、及びＭＲ５画像信号について、Ｂ１ｉｍｇ画像信号、Ｂ２ｉｍｇ画像信号、Ｇ２ｉｍｇ画像信号、Ｒ３ｉｍｇ画像信号、Ｒ４ｉｍｇ画像信号、及び、ＭＲ５ｉｍｇ画像信号として、表記する。
　なお、実測第１分光信号については、照明光の照度の不安定性を無くすために、複数の実測第１分光信号の平均値で規格化されていることが好ましい。本実施形態では、６つの実測第１分光信号のＢ１ｉｍｇ画像信号、Ｂ２ｉｍｇ画像信号、Ｇ２ｉｍｇ画像信号、Ｒ３ｉｍｇ画像信号、Ｒ４ｉｍｇ画像信号、及び、ＭＲ５ｉｍｇ画像信号の平均値をＡｖｅとした場合、対数化したＢ１ｉｍｇ画像信号を、対数化した平均値Ａｖｅで減算することにより、Ｂ１ｉｍｇ画像信号を規格化する（Ｌｏｇ（Ｂ１ｉｍｇ画像信号）－Ｌｏｇ（Ａｖｅ））。Ｂ２ｉｍｇ画像信号、Ｇ２ｉｍｇ画像信号、Ｒ３ｉｍｇ画像信号、Ｒ４ｉｍｇ画像信号、及び、ＭＲ５ｉｍｇ画像信号についても、Ｂ１ｉｍｇ画像信号と同様の方法で、規格化を行う。
　生体パラメータ算出部６１は、実測第１分光信号に応じて予め定められる基準分光信号と、実測第１分光信号とに基づいて、酸素飽和度を含む生体パラメータを算出する。具体的には、第１実施形態では、生体パラメータ算出部６１は、照明光の発光スペクトル、分光モデルから定められる生体の分光反射率、及び、撮像センサ３６の分光感度から設定される基準分光信号と、実測第１分光信号とに基づいて、酸素飽和度を含む生体パラメータを算出する。表示制御部６３は、酸素飽和度画像に基づく酸素飽和度画像を拡張ディスプレイ１８に表示する。なお、基準分光信号は、実測第１分光信号の波長域又は個数が一致するように、予め定めることが好ましい。
　生体パラメータ算出部６１は、基準分光信号と実測第１分光信号の差分に基づく差分演算値が特定範囲内となるように、生体パラメータを算出する（フィッティング処理）。本実施形態では、基準分光信号は、基準分光信号と実測第１分光信号の差分に基づく差分演算値として、基準分光信号と実測第１分光信号の誤差に基づく誤差計算値を用いる。生体パラメータを引数とする分光モデルに基づいて定められていることから、生体パラメータの関数で定義される。本実施形態では、生体パラメータとして、酸素飽和度Ｓの他、ヘモグロビン濃度Ｈｂ、ビリルビン濃度Ｂｂ、散乱波長依存性パラメータｂの４つが用いられる。
　基準分光信号は、実測第１分光信号毎に定められている。本実施形態では、Ｂ１ｉｍｇ画像信号、Ｂ２ｉｍｇ画像信号、Ｇ２ｉｍｇ画像信号、Ｒ３ｉｍｇ画像信号、Ｒ４ｉｍｇ画像信号、及び、ＭＲ５ｉｍｇ画像信号に対応する基準分光信号として、Ｂ１ｓｔｄ画像信号、Ｂ２ｓｔｄ画像信号、Ｇ２ｓｔｄ画像信号、Ｒ３ｓｔｄ画像信号、Ｒ４ｓｔｄ画像信号、及び、ＭＲ５ｓｔｄ画像信号を定めている。
　誤差計算値Ｄｉｆｆは、（式１）に基づく２乗誤差算出式によって算出されることが好ましい。
Ｄｉｆｆ＝ＷＢ１（Ｂ１ｓｔｄ（Ｓ，Ｈｂ，Ｂｂ，ｂ）－Ｂ１ｉｍｇ）２
　　　　＋ＷＢ２（Ｂ２ｓｔｄ（Ｓ，Ｈｂ，Ｂｂ，ｂ）－Ｂ２ｉｍｇ）２
　　　　＋ＷＧ１（Ｇ２ｓｔｄ（Ｓ，Ｈｂ，Ｂｂ，ｂ）－Ｇ２ｉｍｇ）２
　　　　＋ＷＲ３（Ｒ３ｓｔｄ（Ｓ，Ｈｂ，Ｂｂ，ｂ）－Ｒ３ｉｍｇ）２
　　　　＋ＷＲ４（Ｒ４ｃａｌ（Ｓ，Ｈｂ，Ｂｂ，ｂ）－Ｒ４ｉｍｇ）２
　　　　＋ＷＭＲ５（ＭＲ５ｓｔｄ（Ｓ，Ｈｂ，Ｂｂ，ｂ）－ＭＲ５ｉｍｇ）２・・・（式１）
　なお、Ｂ１ｓｔｄ（Ｓ，Ｈｂ，Ｂｂ，ｂ）、Ｂ２ｓｔｄ（Ｓ，Ｈｂ，Ｂｂ，ｂ）、Ｇ２ｓｔｄ（Ｓ，Ｈｂ，Ｂｂ，ｂ）、Ｒ３ｓｔｄ（Ｓ，Ｈｂ，Ｂｂ，ｂ）、Ｒ４ｓｔｄ（Ｓ，Ｈｂ，Ｂｂ，ｂ）、及び、ＭＲ５ｓｔｄ（Ｓ，Ｈｂ，Ｂｂ，ｂ）は、それぞれＢ１ｓｔｄ画像信号、Ｂ２ｓｔｄ画像信号、Ｇ２ｓｔｄ画像信号、Ｒ３ｓｔｄ画像信号、Ｒ４ｓｔｄ画像信号、及び、ＭＲ５ｓｔｄ画像信号を表しており、また、酸素飽和度Ｓ、ヘモグロビン濃度Ｈｂ、ビリルビン濃度Ｂｂ、散乱波長依存性パラメータｂの関数であることを表している。また、Ｂ１ｉｍｇ、Ｂ２ｉｍｇ、Ｇ２ｉｍｇ、Ｒ３ｉｍｇ、Ｒ４ｉｍｇ、及び、ＭＲ５ｉｍｇは、それぞれＢ１ｉｍｇ画像信号、Ｂ２ｉｍｇ画像信号、Ｇ２ｉｍｇ画像信号、Ｒ３ｉｍｇ画像信号、Ｒ４ｉｍｇ画像信号、及び、ＭＲ５ｉｍｇ画像信号を表している。また、ＷＢ１、ＷＢ２、ＷＧ２、ＷＲ３、ＷＲ４、ＷＭＲ５は、各項の二乗差分値に対する重み付因子を表している。
　生体パラメータ算出部６１では、上記（式１）により誤差計算値Ｄｉｆｆを算出した場合には、誤差計算値Ｄｉｆｆが最小になるように、生体パラメータを算出する。これにより、生体パラメータとして、酸素飽和度Ｓ、ヘモグロビン濃度Ｈｂ、ビリルビン濃度Ｂｂ、散乱波長依存性パラメータｂが得られる。生体パラメータは、画素毎に算出する他、又は、複数の画素を有する画素領域毎に算出してもよい。
　本実施形態では、酸素飽和度を含むN－１個（Nは３よりも大きい整数）の生体パラメータで決定される、異なる波長におけるN個以上の基準分光信号と、N個以上の基準信号の波長に対応するN個以上の第１分光信号を用いて、生体パラメータを算出するのが好ましい。生体パラメータの個数であるＮ－１よりも大きいＮ個の第１分光信号を用いて生体パラメータを算出することで、Ｎ－１個の生体パラメータを精度良く算出することができる。
　なお、本実施形態では、酸素飽和度Ｓ、ヘモグロビン濃度Ｈｂ、ビリルビン濃度Ｂｂ、散乱波長依存性パラメータｂの４つの生体パラメータを精度良く算出するために、実測第１分光画像信号として、６つのＢ１画像信号、Ｂ２画像信号、Ｇ２画像信号、Ｒ３画像信号、Ｒ４画像信号、ＭＲ５画像信号を用いている。
　算出された酸素飽和度は、画像化された酸素飽和度画像として、各種表示態様で、拡張ディスプレイ１８に表示される。例えば、拡張ディスプレイ１８に、白色光相当画像の動画と並列して、酸素飽和度の静止画を表示することが好ましい。また、白色光相当画像の動画と酸素飽和度画像の動画を並列して表示する場合には、酸素飽和度画像の動画のほうのフレームレートを落として表示することが好ましい。なお、白色光相当画像は、第２照明光が観察対象に照射されている間に撮像センサ３６で撮像された実測第２分光信号（第２分光信号）に基づいて生成されることが好ましい。実測第２分光信号は、酸素飽和度モードの奇数フレーム（フレーム１、３、５、７、９）で得られるＢｃ画像信号、Ｇｃ画像信号、Ｒｃ画像信号であることが好ましい。
　なお、生体パラメータとして、酸素飽和度以外に、ヘモグロビン濃度、ビリルビン濃度、散乱波長依存性パラメータを算出するため、これらも画像として拡張ディスプレイ１８に表示するようにしてもよい。例えば、ヘモグロビン濃度に基づくヘモグロビン濃度画像を拡張ディスプレイ１８に表示してもよい。ヘモグロビン濃度と酸素飽和度を組み合わせることで、鬱血の指標とすることができるため、白色光画像と並列して、酸素飽和度画像とヘモグロビン濃度画像を拡張ディスプレイ１８に表示することが好ましい。また、酸素飽和度とヘモグロビン濃度を組み合わせた指標を画像化して拡張ディスプレイ１８に表示してもよい。例えば、酸素飽和度を色差Ｃｒ、Ｃｂに割り当て、ヘモグロビン濃度を輝度Ｙに割り当てた疑似カラー画像を拡張ディスプレイ１８に表示する。この場合、疑似カラー画像では、ヘモグロビン濃度が高いほど暗く表示される。
　位置合わせ部６４は、実測第２分光信号間の移動量に基づいて、実測第１分光信号間の位置合わせを行う。位置合わせ部６４は、酸素飽和度モードの奇数フレーム（フレーム１、３、５、７、９）で得られる実測第２分光信号間から観察対象の移動量を算出し、算出した移動量を用いて、実測第１分光信号のＢ１画像信号、Ｂ２画像信号、Ｇ２画像信号、Ｒ３画像信号、Ｒ４画像信号、Ｂ５画像信号、Ｇ５画像信号、Ｒ５画像信号の位置合わせを行う。例えば、図１３に示すように、フレーム１、３、５のＢｃ画像信号、Ｇｃ画像信号、Ｒｃ画像信号から移動量を算出する。算出した移動量を用いて、フレーム２のＢ１画像信号とフレーム４のＢ２画像信号、Ｇ２画像信号間の位置合わせを行う。なお、図１２では、フレーム４のＢ２画像信号、Ｇ２画像信号の位置に合うように、フレーム２のＢ１画像信号を位置合わせしているが、反対に、フレーム２のＢ１画像信号の位置に合うように、フレーム４のＢ２画像信号、Ｇ２画像信号の位置合わせをしてもよい。
　基準分光信号設定部６２は、照明光の発光スペクトル、分光モデルから定められる生体の分光反射率、及び、撮像センサ３６の分光感度から、基準分光信号を設定する。基準分光信号は、発光スペクトルに対応する基準発光値で規格化されることが好ましい。
　本実施形態では、Ｂ１ｓｔｄ（Ｓ，Ｈｂ，Ｂｂ，ｂ）は、（式２）に従って、設定する。
 
　なお、（式２）において、「Ｌｓｂ（λ）」は単色光ｓｂの輝度を表している。「Ｒ（λ；Ｓ，Ｈｂ，Ｂｂ，ｂ）」は、分光モデルから定められる生体の分光反射率を表している。「Ｓｂ（λ）」は、撮像センサ３６のＢ画素の感度を表している。（式２）の分母は、単色光ｓｂの発光スペクトルに対応する基準発光値であり、この基準発光値で、Ｂ１ｃａｌ（Ｓ，Ｈｂ，Ｂｂ，ｂ）は規格化されている。
　本実施形態では、Ｂ２ｓｔｄ（Ｓ，Ｈｂ，Ｂｂ，ｂ）は、（式３）に従って、設定する。
 
　なお、（式３）において、「Ｌｇ（λ）」は単色光ｇの輝度を表している。「Ｒ（λ；Ｓ，Ｈｂ，Ｂｂ，ｂ）」は、分光モデルから定められる生体の分光反射率を表している。「Ｓｂ（λ）」は、撮像センサ３６のＢ画素の感度を表している。（式３）の分母は、単色光ｇの発光スペクトルに対応する基準発光値であり、この基準発光値で、Ｂ２ｓｔｄ（Ｓ，Ｈｂ，Ｂｂ，ｂ）は規格化されている。
　本実施形態では、Ｇ２ｓｔｄ（Ｓ，Ｈｂ，Ｂｂ，ｂ）は、（式４）に従って、設定する。
 
　なお、（式４）において、「Ｌｇ（λ）」は単色光ｇの輝度を表している。「Ｒ（λ；Ｓ，Ｈｂ，Ｂｂ，ｂ）」は、分光モデルから定められる生体の分光反射率を表している。「Ｓｇ（λ）」は、撮像センサ３６のＧ画素の感度を表している。（式４）の分母は、単色光ｇの発光スペクトルに対応する基準発光値であり、この基準発光値で、Ｇ２ｓｔｄ（Ｓ，Ｈｂ，Ｂｂ，ｂ）は規格化されている。
　本実施形態では、Ｒ３ｓｔｄ（Ｓ，Ｈｂ，Ｂｂ，ｂ）は、（式５）に従って、設定する。
 
　なお、（式５）において、「Ｌａ（λ）」は単色光ａの輝度を表している。「Ｒ（λ；Ｓ，Ｈｂ，Ｂｂ，ｂ）」は、分光モデルから定められる生体の分光反射率を表している。「Ｓｒ（λ）」は、撮像センサ３６のＲ画素の感度を表している。（式５）の分母は、単色光ａの発光スペクトルに対応する基準発光値であり、この基準発光値で、Ｒ３ｓｔｄ（Ｓ，Ｈｂ，Ｂｂ，ｂ）は規格化されている。
　本実施形態では、Ｒ４ｓｔｄ（Ｓ，Ｈｂ，Ｂｂ，ｂ）は、（式６）に従って、設定する。
 
　なお、（式６）において、「Ｌｒ（λ）」は単色光ｒの輝度を表している。「Ｒ（λ；Ｓ，Ｈｂ，Ｂｂ，ｂ）」は、分光モデルから定められる生体の分光反射率を表している。「Ｓｒ（λ）」は、撮像センサ３６のＲ画素の感度を表している。（式６）の分母は、単色光ｒの発光スペクトルに対応する基準発光値であり、この基準発光値で、Ｒ４ｓｔｄ（Ｓ，Ｈｂ，Ｂｂ，ｂ）は規格化されている。
　本実施形態では、ＭＲ５ｓｔｄ（Ｓ，Ｈｂ，Ｂｂ，ｂ）は、（式７）に従って、設定する。
 
　なお、（式７）において、「Ｌｉｒ（λ）」は単色光ｒの輝度を表している。「Ｒ（λ；Ｓ，Ｈｂ，Ｂｂ，ｂ）」は、分光モデルから定められる生体の分光反射率を表している。「Ｓｒ（λ）」、「Ｓｇ（λ）」、「Ｓｂ（λ）」は、それぞれ撮像センサ３６のＲ画素、Ｇ画素、Ｂ画素の感度を表している。（式６）の分母は、単色光ｉｒの発光スペクトルに対応する基準発光値であり、この基準発光値で、Ｒ５ｓｔｄ（Ｓ，Ｈｂ，Ｂｂ，ｂ）は規格化されている。
　生体の分光反射率Ｒ（λ；Ｓ，Ｈｂ，Ｂｂ，ｂ）については、吸収係数μａ（λ；Ｈｂ，Ｓ，Ｂｂ）と散乱係数μｓ´（λ；ｂ）との比μａ／μｓ´から算出される。分光反射率Ｒと比μａ／μｓ´との関係は、図１４で表される。なお、分光反射率Ｒ（比μａ／μｓ´）については、関数形をテーブルで記憶させてもよく、多項式等の簡単な関数で近似して保持してもよい。また、図１４では、分光反射率Ｒと比μａ／μｓ´は、いずれも対数化されている。
　なお、吸収係数μａ（λ；Ｈｂ，Ｓ，Ｂｂ）は、（式８）で表される。
　μａ（λ；Ｈｂ，Ｓ，Ｂｂ）
　＝Ｈｂ×｛Ｓ／１００×μａＨｂＯ２（λ）＋（１－Ｓ／１００）×μａＨｂ（λ）｝
　＋Ｂｂ×μａＢｂ（λ）・・・（式８）
　（式８）において、μａＨｂＯ２（λ）は酸化ヘモグロビンの吸収係数を、Ｈｂ（λ）は還元ヘモグロビンの吸収係数を表している。μａＢｂ（λ）はビリルビンの吸収係数を表している。λは波長を表している（式（９）も同様）
　また、散乱係数μｓ´（λ；ｂ）は、（式９）で表される。
　μｓ´（λ；ｂ）＝１４ｃｍ－１×（λ／５００ｎｍ）－ｂ・・・（式９）
　基準分光信号設定部６２は、照明光の発光スペクトルを変更した場合には、基準分光信号を再設定する。例えば、図１５に示すように、フレーム２で発光する単色光ｓｂの光強度をＬｘからＬｙに増加させた場合には、（式２）に従って、Ｂ１ｓｔｄ画像信号を再設定する。また、基準分光信号設定部６２は、分光感度が異なる撮像センサ３６に変更した場合には、基準分光信号を再設定する。例えば、図１６に示すように、分光感度Ｘを有する撮像センサ３６を有する内視鏡１２Ａを光源装置１３から取り外し、代わりに、分光感度Ｘと異なる分光感度Ｙを有する撮像センサ３６を有する内視鏡１２Ｂを光源装置１３に装着した場合には、（式２）～（式７）に従って、Ｂ１ｓｔｄ画像信号、Ｂ２ｓｔｄ画像信号、Ｇ２ｓｔｄ画像信号、Ｒ３ｓｔｄ画像信号、Ｒ４ｓｔｄ画像信号、及び、ＭＲ５ｓｔｄ画像信号を再設定する。
　次に、酸素飽和度モードの一連の流れについて、図１７のフローチャートに沿って説明を行う。モード切替スイッチ１２ｆの操作によって、酸素飽和度モードに切り替えられると、照明光として、多色光と単色光とが交互に照明される。実測第１分光信号取得部６０は、単色光で照明された観察対象を撮像センサ３６で撮像して得られる実測第１分光信号を取得する。生体パラメータ算出部６１は、照明光の発光スペクトル、分光モデルから定められる生体の分光反射率、及び、撮像センサ３６の分光感度から設定される基準分光信号と、実測第１分光信号とに基づいて、酸素飽和度を含む生体パラメータを算出する。拡張ディスプレイ１８は、酸素飽和度に基づく酸素飽和度画像を表示する。
　［第２実施形態］
　第２実施形態においては、生体パラメータを算出する場合において、分光モデルで、生体パラメータを、引数（変数）とするのではなく、予め固定値として複数定め、それら固定値の生体パラメータの中から、条件を満たすものを生体パラメータとして算出する。第２実施形態では、生体パラメータの算出に用いる基準分光信号は、照明光の発光スペクトル、分光モデルから定められる生体の分光反射率、及び、撮像センサ３６の分光感度から、分光モデル毎に、Ｍセット分設定される。なお、基準分光信号の設定以外については、第１実施形態と同様である。
　具体的には、生体パラメータの算出に最低限必要な分光モデルとして、１６個の分光モデルが用いられる（Ｍ＝１６）。この場合には、図１８に示すように、酸素飽和度が「高酸素飽和度」、「低酸素飽和度」の２通り場合、ヘモグロビン濃度が「高ヘモグロビン濃度」、「低ヘモグロビン濃度」の２通りの場合、ビリルビン濃度が「高ビリルビン濃度」、「低ビリルビン濃度」、散乱波長依存パラメータが「高散乱波長依存パラメータ」、「低散乱波長依存パラメータ」の２通りの場合の合計１６個の分光モデルＳＰ１～ＳＰ１６が用いられる。この場合、基準分光信号は１６セット設定される。なお、図１８において、「Ｓ」は酸素飽和度、「Ｈｂ」はヘモグロビン濃度、「Ｂｂ」はビリルビン濃度、「ｂ」は散乱波長依存パラメータを表しており、「高」は高濃度、又は高いパラメータであることを、「低」は低濃度、又は、低いパラメータであることを表している（図１９、図２０でも同様である（図１９、図２０の場合は、「中」は中濃度、又は中間のパラメータであることを表している））。
　また、生体パラメータの算出精度向上のために必要な分光モデルとして、８１個の分光モデルが用いられる（Ｍ＝８１）。この場合には、図１９に示すように、酸素飽和度が「高酸素飽和度」、「中酸素飽和度」、「低酸素飽和度」の３通り場合、ヘモグロビン濃度が「高ヘモグロビン濃度」、「中ヘモグロビン濃度」、「低ヘモグロビン濃度」の３通りの場合、ビリルビン濃度が「高ビリルビン濃度」、「中ビリルビン濃度」、「低ビリルビン濃度」、散乱波長依存パラメータが「高散乱波長依存パラメータ」、「中散乱波長依存パラメータ」、「低散乱波長依存パラメータ」の３通りの場合の合計８１個の分光モデルＳＰ１～ＳＰ８１が用いられる。この場合、基準分光信号は８１セット設定される。
　また、生体パラメータの算出について更なる精度向上のために必要な分光モデルとして、図２０に示すように、酸素飽和度の濃度を、「高酸素飽和度」と「中酸素飽和度」の間に中間濃度を設け、「中酸素飽和度」と「低酸素飽和度」の間に中間濃度を設け、その他のヘモグロビン濃度、ビリルビン濃度、散乱波長依存パラメータについても、同様の中間濃度を設けてもよい。この場合の合計Ｍ個の分光モデルＳＰ１～ＳＰＭが用いられる。この場合、基準分光信号はＭセット設定される。
　以下においては、説明の簡略化のため、生体パラメータの算出に用いる分光モデルの中の一部の分光モデルＳＰＸ１～ＳＰＸ４を用いて説明を行う。図２１に示すように、分光モデルＳＰＸ１で定められる分光反射率ＲＬＸ１は、生体パラメータＬＰＸ１で定められている。生体パラメータＬＰ１には、低酸素飽和度の酸素飽和度ＳＸ１、高ヘモグロビン濃度のヘモグロビン濃度ＨｂＸ１、中ビリルビン濃度ＢｂＸ１、中散乱波長依存パラメータｂＸ１が含まれる。
　また、分光モデルＳＰＸ２で定められる分光反射率ＲＬ２Ｘは、生体パラメータＬＰＸ２で定められている。生体パラメータＬＰ２には、高酸素飽和度の酸素飽和度ＳＸ２、高ヘモグロビン濃度のヘモグロビン濃度ＨｂＸ２、中ビリルビン濃度ＢｂＸ１、中散乱波長依存パラメータｂＸ１が含まれる。また、分光モデルＳＰＸ３で定められる分光反射率ＲＬＸ３は、生体パラメータＬＰＸ３で定められている。生体パラメータＬＰＸ３には、低酸素飽和度の酸素飽和度ＳＸ３、低ヘモグロビン濃度のヘモグロビン濃度ＨｂＸ３、中ビリルビン濃度ＢｂＸ１、中散乱波長依存パラメータｂＸ１が含まれる。また、分光モデルＳＰＸ４で定められる分光反射率ＲＬＸ４は、生体パラメータＬＰＸ４で定められている。生体パラメータＬＰＸ４には、高酸素飽和度の酸素飽和度ＳＸ４、低ヘモグロビン濃度のヘモグロビン濃度ＨｂＸ４、中ビリルビン濃度ＢｂＸ１、中散乱波長依存パラメータｂＸ１が含まれる。
　図２２に示すように、第２実施形態の基準分光信号設定部７１は、照明光の発光スペクトル、分光反射率ＲＬＸ１、及び、撮像センサ３６の分光感度から、分光モデルＳＰＸ１についての基準分光信号を設定する。基準分光信号の設定方法は、第１実施形態と同様である。図２３に示すように、以上のように得られた分光モデルＳＰＸ１についての基準分光信号には、６つのＢ１ｓｔｄ画像信号、Ｂ２ｓｔｄ画像信号、Ｇ２ｓｔｄ画像信号、Ｒ３ｓｔｄ画像信号、Ｒ４ｓｔｄ画像信号、及び、ＭＲ５ｓｔｄ画像信号が含まれている。分光モデルＳＰＸ２、ＳＰＸ３、ＳＰＸ４についての基準分光信号についても、同様に、６つのＢ１ｓｔｄ画像信号、Ｂ２ｓｔｄ画像信号、Ｇ２ｓｔｄ画像信号、Ｒ３ｓｔｄ画像信号、Ｒ４ｓｔｄ画像信号、及び、ＭＲ５ｓｔｄ画像信号が含まれている。同様にして、分光モデルＳＰＸ２、ＳＰＸ３、ＳＰＸ４についての基準分光信号が設定される。
　第２実施形態の生体パラメータ算出部７０は、Ｍセットの基準分光信号のうち、実測第１分光信号との誤差に基づく誤差計算値が最小となる特定基準分光信号を選択する。その上で、特定基準分光信号に対応する分光モデルで定められる特定生体パラメータを、生体パラメータとして算出する。具体的には、分光モデルＳＰＸ１、ＳＰＸ２、ＳＰＸ３、ＳＰＸ４についての４セットの基準分光信号を用いる場合、実測第１分光信号との誤差に基づく誤差計算値が最小となる基準分光信号が、分光モデルＳＰ１についての基準分光信号の場合、分光モデルＳＰＸ１についての基準分光信号が特定基準分光信号として選択される。この場合、分光モデルＳＰＸ１で定められる生体パラメータＬＰ１が、生体パラメータとして算出される。即ち、酸素飽和度Ｓ１と、ヘモグロビン濃度Ｈｂ１が、生体パラメータとして算出される。なお、誤差計算値は、第１実施形態のように、二乗誤差で得られる値とすることが好ましい。
　［第３実施形態］
　第３実施形態においては、生体パラメータを算出する場合において、分光モデルの代わりに、分光モデルを模したファントムを複数用い、ファントムが定める生体パラメータの中から、条件を満たす生体パラメータを、生体パラメータとして算出する。第３実施形態では、生体パラメータの算出に用いる基準分光信号は、照明光の発光スペクトル、ファントムを分光測定して定められる生体の分光反射率、及び撮像センサ３６の分光感度から、ファントム毎にＭセット分設定される。なお、基準分光信号の設定以外については、第１実施形態と同様である。
　具体的には、生体パラメータの算出に最低限必要なファントムについては、図１８に示す１６個の分光モデルに対応したファントムを用いることが好ましい。この場合、基準分光信号は１６セット設定される。また、生体パラメータの算出精度向上のために必要なファントムについては、図１９に示す８１個の分光モデルに対応したファントムを用いることが好ましい。この場合、基準分光信号は８１セット設定される。また、生体パラメータの算出について更なる精度向上のために必要なファントムについては、図２０に示すＭ個の分光モデルに対応したファントムを用いることが好ましい。この場合、基準分光信号は、Ｍセット設定される。
　以下においては、説明の簡略化のため、生体パラメータの算出に用いるファントムの中の一部のファントムＦＨＸ１～ＦＨＸ４を用いて説明を行う。図２４に示すように、ファントムＦＨＸ１は、生体パラメータＬＰＸ１で定められる分光反射率ＲＬＸ１を有する。生体パラメータＬＰＸ１には、低酸素飽和度の酸素飽和度ＳＸ１、高ヘモグロビン濃度のヘモグロビン濃度ＨｂＸ１、中ビリルビン濃度ＢｂＸ１、中散乱波長依存パラメータｂＸ１が含まれる。
　また、ファントムＦＨＸ２は、生体パラメータＬＰＸ２で定められる分光反射率ＲＬＸ２を有する。生体パラメータＬＰＸ２には、高酸素飽和度の酸素飽和度ＳＸ２、高ヘモグロビン濃度のヘモグロビン濃度ＨｂＸ２が、中ビリルビン濃度ＢｂＸ１、中散乱波長依存パラメータｂＸ１含まれる。また、ファントムＦＨＸ３は、生体パラメータＬＰＸ３で定められる分光反射率ＲＬＸ３を有する。生体パラメータＬＰＸ３には、低酸素飽和度の酸素飽和度ＳＸ３、低ヘモグロビン濃度のヘモグロビン濃度ＨｂＸ３、中ビリルビン濃度ＢｂＸ１、中散乱波長依存パラメータｂＸ１が含まれる。また、ファントムＦＨ４は、生体パラメータＬＰＸ４で定められる分光反射率ＲＬＸ４を有する。生体パラメータＬＰＸ４には、高酸素飽和度の酸素飽和度ＳＸ４、低ヘモグロビン濃度のヘモグロビン濃度ＨｂＸ４、中ビリルビン濃度ＢｂＸ１、中散乱波長依存パラメータｂＸ１が含まれる。以上の分光反射率ＲＬＸ１～ＲＬＸ４については、ファントムを分光測定装置で測定することによって、予め算出される。算出された分光反射率ＲＬＸ１～ＲＬＸ４は、拡張プロセッサ装置１７において予め記憶される。
　図２５に示すように、第３実施形態の基準分光信号設定部８１は、照明光の発光スペクトル、分光反射率ＲＬＸ１、及び、撮像センサ３６の分光感度から、ファントムＦＨＸ１についての基準分光信号を設定する。基準分光信号の設定方法は、第１実施形態と同様である。図２６に示すように、以上のように得られたファントムＦＨＸ１についての基準分光信号には、６つのＢ１ｓｔｄ画像信号、Ｂ２ｓｔｄ画像信号、Ｇ２ｓｔｄ画像信号、Ｒ３ｓｔｄ画像信号、Ｒ４ｓｔｄ画像信号、及び、ＭＲ５ｓｔｄ画像信号が含まれている。ファントムＦＨＸ２～ＦＨＸ４についての基準分光信号についても、同様に、６つのＢ１ｓｔｄ画像信号、Ｂ２ｓｔｄ画像信号、Ｇ２ｓｔｄ画像信号、Ｒ３ｓｔｄ画像信号、Ｒ４ｓｔｄ画像信号、及び、ＭＲ５ｓｔｄ画像信号が含まれている。同様にして、ファントムＦＨＸ２、ＦＨＸ３、ＦＨＸ４についての基準分光信号が設定される。
　第３実施形態の生体パラメータ算出部８０は、Ｍセットの基準分光信号のうち、実測第１分光信号との誤差に基づく誤差計算値が最小となる特定基準分光信号を選択する。その上で、特定基準分光信号に対応する分光モデルで定められる特定生体パラメータを、生体パラメータとして算出する。具体的には、ファントムＦＨＸ１～ＦＨＸ４についての４セットの基準分光信号を用いる場合、実測第１分光信号との誤差に基づく誤差計算値が最小となる基準分光信号が、ファントムＦＨＸ１についての基準分光信号の場合、ファントムＦＨＸ１についての基準分光信号が特定基準分光信号として選択される。この場合、ファントムＦＨＸ１で定められる生体パラメータＬＰＸ１が、生体パラメータとして算出される。即ち、酸素飽和度Ｓ１と、ヘモグロビン濃度Ｈｂ１が、生体パラメータとして算出される。なお、誤差計算値は、第１実施形態のように、二乗誤差で得られる値とすることが好ましい。
　［第４実施形態］
　第４実施形態においては、生体パラメータを算出する場合において、分光モデルの代わりに、分光モデルを模したファントムを複数用い、ファントム毎に、単色光を照明し、撮像して基準分光信号を得る。そして、基準分光信号の中で、条件を満たす基準分光信号に対応するファントムが定める生体パラメータを、生体パラメータとして算出する。そのため、第４実施形態では、図２７に示す基準分光信号取得部９０で、ファントム毎に、ファントムを単色光で照明して撮像することによって、Ｍセットの基準分光信号を取得することが予め行われる。なお、基準分光信号の取得以外については、第１実施形態と同様である。
　具体的には、生体パラメータの算出に最低限必要なファントムについては、図１８に示す１６個の分光モデルに対応したファントムを用いることが好ましい。この場合、基準分光信号は１６セット取得される。また、生体パラメータの算出精度向上のために必要なファントムについては、図１９に示す分光モデルに対応した８１個のファントムを用いることが好ましい。この場合、基準分光信号は８１セット取得される。また、生体パラメータの算出について更なる精度向上のために必要なファントムについては、図２０に示すＭ個の分光モデルに対応したファントムを用いることが好ましい。この場合、基準分光信号はＭセット取得される。
　以下においては、説明の簡略化のため、生体パラメータの算出に用いるファントムの中の一部のファントムＦＨＸ１～ＦＨＸ４を用いて説明を行う。図２８に示すように、ファントムＦＨＸ１に対しては、単色光ｓｂ、ｇ、ａ、ｒ、ｉｒが照明され、各単色光の照明毎に、撮像センサ３６で撮像を行う。この撮像により、Ｂ１、Ｇ１、Ｒ１画像信号、Ｂ２、Ｇ２、Ｒ２画像信号、Ｂ３、Ｇ３、Ｒ３画像信号、Ｂ４、Ｇ４、Ｒ４画像信号、Ｂ５、Ｇ５、Ｒ５画像信号が得られる。これら画像信号のうち、Ｂ１画像信号、Ｂ２画像信号、Ｇ２画像信号、Ｒ３画像信号、Ｒ４画像信号と、Ｂ５、Ｇ５、Ｒ５画像信号を合成したＭＲ５画像信号が、それぞれ、基準分光信号とされる。
　即ち、図２６に示すように、ファントムＦＨＸ１の場合には、基準分光信号として、Ｂ１ｓｔｄ画像信号、Ｂ２ｓｔｄ画像信号、Ｇ２ｓｔｄ画像信号、Ｒ３ｓｔｄ画像信号、Ｒ４ｓｔｄ画像信号、及び、ＭＲ５ｓｔｄ画像信号が含まれる。同様にして、ファントムＦＨＸ２～ＦＨＸ４についても、ファントムＦＨＸ１の場合と同様に、ファントムＦＨＸ２～ＦＨＸ４に対する単色光の照明と撮像によって、ファントム毎に基準分光信号が得られる。
　第４実施形態の生体パラメータ算出部９１は、Ｍセットの基準分光信号のうち、実測第１分光信号との誤差に基づく誤差計算値が最小となる特定基準分光信号を選択する。その上で、特定基準分光信号に対応するファントムで定められる特定生体パラメータを、生体パラメータとして算出する。具体的には、ファントムＦＨＸ１～ＦＨＸ４についての４セットの基準分光信号を用いる場合、実測第１分光信号との誤差に基づく誤差計算値が最小となる基準分光信号が、ファントムＦＨＸ１についての基準分光信号の場合、ファントムＦＨＸ１についての基準分光信号が特定基準分光信号として選択される。この場合、ファントムＦＨＸ１で定められる生体パラメータＬＰＸ１が、生体パラメータとして算出される。即ち、酸素飽和度Ｓ１と、ヘモグロビン濃度Ｈｂ１が、生体パラメータとして算出される。なお、誤差計算値は、第１実施形態のように、二乗誤差で得られる値とすることが好ましい。
　なお、内視鏡として、消化管用の軟性鏡である内視鏡１２を用いる他、腹腔鏡用の硬性鏡である内視鏡を用いてもよい。硬性鏡の内視鏡を用いる場合には、図２９に示す内視鏡システム２００が用いられる。内視鏡１０１と、光源装置１３と、プロセッサ装置１４と、ディスプレイ１５と、プロセッサ側ユーザーインターフェース１６と、拡張プロセッサ装置１７と、拡張ディスプレイ１８とを備えている。なお、以下、内視鏡システム１００において、内視鏡システム１０と共通する部分は省略し、相違する部分のみ説明を行う。
　図３０に示すように、撮像ユニット１０３は、内視鏡１０１からの光を複数の波長帯域の光に分光し、且つ、分光した複数の波長帯域に基づいて、画像信号を取得する。撮像ユニット１０３は、ダイクロイックミラー１０５、１０６、及び、１０７と、モノクロの撮像センサ１１０、１１１、１１２、及び１１３とを備えている。ダイクロイックミラー１０５は、内視鏡１０１からの光の反射光のうち、青色帯域の光を反射させ、青色帯域の光よりも長波長の光を透過させる。ダイクロイックミラー１０５で反射した青色帯域の光は、撮像センサ１１０に入射する。撮像センサ１１０には、単色光ｓｂ、単色光ｇのうち青色帯域の部分の光、及び、単色光ｉｒが入射する。
　ダイクロイックミラー１０６は、ダイクロイックミラー１０５を透過した光のうち、緑色帯域の光を反射させ、緑色帯域の光よりも長波長の光を透過させる。ダイクロイックミラー１０６で反射した緑色帯域の光は、撮像センサ１１１に入射する。撮像センサ１１１には、単色光ｇのうち緑色帯域の光、及び、単色光ｉｒが入射する。一方、ダイクロイックミラー１０６を透過した光は、撮像センサ１１２に入射する。撮像センサ１１２には、単色光ｒ、及び、単色光ｉｒが入射する。
　通常モードにおいては、撮像センサ１１０、１１１、１１２は、単色光ｂ、単色光ｇ、単色光ｒの入射に合わせて、それぞれＢｃ画像信号、Ｇｃ画像信号、Ｒｃ画像信号を出力する。酸素飽和度モードにおいては、奇数フレーム（フレーム１、３、５、７、９）において、撮像センサ１１０、１１１、１１２は、単色光ｂ、単色光ｇ、単色光ｒの入射に合わせて、それぞれＢｃ画像信号、Ｇｃ画像信号、Ｒｃ画像信号を出力する。一方、酸素飽和度モードの偶数フレームにおいては、フレーム２で、撮像センサ１１０は、単色光ｓｂの入射に合わせて、Ｂ１画像を出力する。フレーム４では、撮像センサ１１０は、単色光ｇのうち青色帯域の光の入射に合わせて、Ｂ２画像信号を出力し、撮像センサ１１１は、単色光ｇの入射に合わせて、Ｇ２画像信号を出力する。
　フレーム６では、撮像センサ１１２は、単色光ａの入射に合わせて、Ｒ３画像信号を出力する。フレーム８では、撮像センサ１１２は、単色光ｒの入射に合わせて、Ｒ４画像信号を出力する。フレーム１０では、撮像センサ１１０は、単色光ｉｒの入射に合わせて、Ｂ５画像信号を出力し、撮像センサ１１１は、単色光ｉｒの入射に合わせて、Ｇ５画像信号を出力し、撮像センサ１１２は、単色光ｉｒの入射に合わせて、Ｒ５画像信号を出力する。これら３つのＢ５画像信号、Ｇ５画像信号、Ｒ５画像信号は合成されて、ＭＲ５画像信号として生成される。
　なお、腹腔鏡用の硬性鏡である内視鏡を用いる場合には、３つのモノクロの撮像センサ１１０～１１２を用いて観察対象の撮像を行う内視鏡システム１００に代えて、他の撮像方式で観察対象の撮像を行う内視鏡システム２００を用いてもよい。図３１に示すように、内視鏡システム２００においては、１つのカラーの撮像センサ２０３を有する１センサタイプの腹腔用の内視鏡２０１が用いられる。撮像センサ２０３は、内視鏡２０１の撮像ユニット２０５に設けられている。撮像センサ２０３の分光感度は、撮像センサ３６と同様である。その他については、内視鏡システム１００と同様である。
　なお、上記実施形態においては、単色光を順次切り替え、撮像センサ３６で撮像することによって、実測第１分光信号を取得しているが、これに代えて、広帯域の照明光で照明を行い、広帯域の照明光を第１照明光に分光する分光型撮像センサで撮像を行うことによって、実測第１分光信号を取得してもよい。具体的には、図３２に示すように、広帯域の照明光として、３００ｎｍ～１０００ｎｍの波長域を有する照明光を用いる。分光型撮像センサとしては、スナップショットモザイク型のハイパースペクトル画像センサを用いることが好ましい。
　この場合、図３３に示すように、分光型撮像センサ３００には、縦３画素×横３画素の９画素を単位とするカラーフィルタ配列が、タイル状に配列されている。カラーフィルタ配列では、透過帯域の中心波長がそれぞれ４５０ｎｍ、４７０ｎｍ、５００ｎｍ、５４０ｎｍ、６２０ｎｍ、６９０ｎｍ、８５０ｎｍであるカラーフィルタが設けられた画素が配列されている。図３３の「４５０ｎｍ、４７０ｎｍ、５００ｎｍ、５４０ｎｍ、６２０ｎｍ、６９０ｎｍ、８５０ｎｍ」は、それぞれ透過帯域の中心波長を有するカラーフィルタが設けられた画素を表している。広帯域の照明光で照明された観察対象を分光型撮像センサ３００で撮像することによって、分光型撮像センサ３００のうち、４５０ｎｍの画素からｂ画像信号が、４７０ｎｍの画素からｓｂ画像信号が、５００ｎｍの画素からｓｇ画像信号、５４０ｎｍの画素からｌｇ画像信号が、６２０ｎｍの画素からａ画像信号が、６０ｎｍの画素からｒ画像信号が、８５０ｎｍの画素からｉｒ画像信号が出力される。
　以上のように分光型撮像センサ３００から画像信号が出力された状態では、各画素においては、各画素の画像信号のみ存在し、他の画素から出力される画像信号は存在しない離散的な画像信号の分布となっている。これに対しては、画素間の補間処理であるデモザイク処理を行うことによって、各画素に、他の画素の画素信号を埋め合わせる。これにより、各画素には、全ての波長域分の画像信号（ｂ画像信号、ｓｂ画像信号、ｓｇ画像信号、ｓｌ画像信号、ａ画像信号、ｒ画像信号、ｉｒ画像信号）が存在することとなる。なお、デモザイク処理としては、例えば、特表２０２３－５２９１８９号に記載の方法を用いることが好ましい。
　デモザイク処理後の画像信号については、ｂ画像信号はＢ１ｉｍｇ画像信号として扱われ、ｓｂ画像信号はＢ２ｉｍｇ画像信号として扱われる。ｓｇ画像信号とｓｌ画像信号を合成した画像信号は、Ｇ２ｉｍｇ画像信号として扱われる。ａ画像信号はＲ３ｉｍｇ画像信号として扱われ、ｒ画像信号はＲ４ｉｍｇ画像信号として扱われ、ｉｒ画像信号はＭＲ５ｉｍｇ画像信号として扱われる。そして、上記実施形態と同様の方法で、生来パラメータの算出が行われる。
　なお、上記実施形態においては、酸素飽和度モードにおいて、第２照明光としての多色光の発光の間に、第１照明光として、単色光を発光しているが、その他の光を発光してもよい。例えば、図３４に示すように、フレーム１、３、５で、第２照明光として、単色光ｂ、単色光ｇ、単色光ａを同時に発光する場合において、フレーム２において、第１照明光として、単色光ｓｂと単色光ａを同時に発光し、フレーム４において、第１照明光として、単色光ｇと単色光ｒとを同時に発光してもよい。フレーム６は、第１照明光として、単色光ｉｒのみを発光する。
　この場合、フレーム２において、撮像センサ３６のＢ画素から出力される画像信号をＢ１ｉｍｇ画像信号とし、Ｒ画素から出力される画像信号をＲ３ｉｍｇ画像信号とする。また、フレーム４において、撮像センサのＢ画素から出力される画像信号をＢ２ｉｍｇ画像信号とし、Ｇ画素から出力される画像信号をＧ２ｉｍｇ画像信号とし、Ｒ画素から出力される画像信号をＲ２ｉｍｇ画像信号とする。フレーム６については、上記実施形態とのフレーム１０と同様に、撮像センサ３６のＢ画素、Ｇ画素、Ｒ画素から出力される画像信号を、それぞれＢ５ｉｍｇ画像信号、Ｇ５ｉｍｇ画像信号、Ｒ５ｉｍｇ画像信号とする。以上のように、第１照明光を発光した場合には、フレーム１～６の６フレーム分にフレーム数を抑えることができる。
　上記実施形態において、実測第１分光信号取得部６０、生体パラメータ算出部６１、基準分光信号設定部６２、表示制御部６３、位置合わせ部６４といった各種の処理を実行する処理部（processing unit)のハードウェア的な構造は、次に示すような各種のプロセッサ（processor）である。各種のプロセッサには、ソフトウエア（プログラム）を実行して各種の処理部として機能する汎用的なプロセッサであるＣＰＵ（Central Processing Unit)、ＧＰＵ（Graphical Processing Unit）、ＦＰＧＡ (Field Programmable Gate Array) などの製造後に回路構成を変更可能なプロセッサであるプログラマブルロジックデバイス（Programmable Logic Device:ＰＬＤ）、各種の処理を実行するために専用に設計された回路構成を有するプロセッサである専用電気回路などが含まれる。
　１つの処理部は、これら各種のプロセッサのうちの１つで構成されてもよいし、同種または異種の２つ以上のプロセッサの組み合せ（例えば、複数のＦＰＧＡ、ＣＰＵとＦＰＧＡの組み合わせ、またはＣＰＵとＧＰＵの組み合わせ等）で構成されてもよい。また、複数の処理部を１つのプロセッサで構成してもよい。複数の処理部を１つのプロセッサで構成する例としては、第１に、クライアントやサーバなどのコンピュータに代表されるように、１つ以上のＣＰＵとソフトウエアの組み合わせで１つのプロセッサを構成し、このプロセッサが複数の処理部として機能する形態がある。第２に、システムオンチップ（System On Chip:ＳｏＣ）などに代表されるように、複数の処理部を含むシステム全体の機能を１つのＩＣ（Integrated Circuit）チップで実現するプロセッサを使用する形態がある。このように、各種の処理部は、ハードウェア的な構造として、上記各種のプロセッサを１つ以上用いて構成される。
　さらに、これらの各種のプロセッサのハードウェア的な構造は、より具体的には、半導体素子などの回路素子を組み合わせた形態の電気回路（circuitry）である。また、記憶部のハードウェア的な構造はＨＤＤ（hard disc drive）やＳＳＤ（solid state drive）等の記憶装置である。
１０　内視鏡システム
１２、１２Ａ、１２Ｂ　内視鏡
１２ａ　挿入部
１２ｂ　操作部
１２ｃ　湾曲部
１２ｄ　先端部
１２ｅ　アングルノブ
１２ｆ　モード切替スイッチ
１２ｈ　静止画像取得指示スイッチ
１２ｉ　ズーム操作部
１２ｊ　鉗子口
１３　光源装置
１４　プロセッサ装置
１５　ディスプレイ
１６　プロセッサ側ユーザーインターフェース
１７　拡張プロセッサ装置
１８　拡張ディスプレイ
１９　スコープ側ユーザーインターフェース
２０　光源部
２１　光源用プロセッサ
２０ａ　ｂ－ＬＥＤ
２０ｂ　ｓｂ－ＬＥＤ
２０ｃ　ｇ－ＬＥＤ
２０ｄ　ａ－ＬＥＤ
２０ｅ　ｒ－ＬＥＤ
２０ｆ　ｉｒ－ＬＥＤ
２０ｇ　ｖ－ＬＥＤ
２３　光路結合部
２５　ライトガイド
３０　照明光学系
３１　撮像光学系
３２　照明レンズ
３５　対物レンズ
３６　撮像センサ
３７　撮像用プロセッサ
４０　ＣＤＳ／ＡＧＣ回路
４１　Ａ／Ｄコンバータ
４５　ＤＳＰ
５０　画像処理部
５２　表示制御部
５３　中央制御部
５５ａ、５５ｂ　曲線
６０　実測第１分光信号取得部
６１　生体パラメータ算出部
６２　基準分光信号設定部
６３　表示制御部
６４　位置合わせ部
７０　生体パラメータ算出部
７１　基準分光信号設定部
８０　生体パラメータ算出部
８１　基準分光信号設定部
９０　基準分光信号取得部
９１　生体パラメータ算出部
１００　内視鏡システム
１０１　内視鏡
１０３　撮像ユニット
１０５、１０６　ダイクロイックミラー
１１０、１１１、１１２　撮像センサ
２００　内視鏡システム
２０１　内視鏡
２０３　撮像センサ
２０５　撮像ユニット
３００　分光型撮像センサ
 

Claims (18)

  1. 　照明光を発光する光源装置と、
    　観察対象を撮像する内視鏡と、
    　前記照明光が前記観察対象に照射されている間に前記内視鏡によって撮像された第１分光信号を取得する１又は複数のプロセッサとを備え、
    　前記１又は複数のプロセッサは、
    　前記第１分光信号に応じて定められる基準分光信号と、前記第１分光信号とに基づいて、酸素飽和度を含む生体パラメータを算出し、
    　前記酸素飽和度に基づく酸素飽和度画像を表示する制御を行う内視鏡システム。
  2. 　前記１又は複数のプロセッサは、前記酸素飽和度を含むＮ－１個（Ｎは３より大きい整数）の前記生体パラメータで決定される、異なる波長におけるＮ個以上の基準分光信号と、前記Ｎ個以上の基準信号の波長に対応するＮ個以上の第１分光信号とを用いて、前記生体パラメータを算出する請求項１記載の内視鏡システム。
  3. 　前記生体パラメータは、ヘモグロビン濃度、ビリルビン濃度、散乱波長依存パラメータの少なくともいずれかを含む請求項２記載の内視鏡システム。
  4. 　前記基準分光信号は、前記照明光の発光スペクトル、分光モデルから定められる生体の分光反射率、及び、前記内視鏡に設けられる撮像センサの分光感度から設定され、
    　前記分光モデルは、前記生体パラメータを引数として有し、
    　前記１又は複数のプロセッサは、
    　前記基準分光信号と前記第１分光信号との差分に基づく差分演算値が特定範囲内となるように、前記生体パラメータを算出する請求項１記載の内視鏡システム。
  5. 　前記基準分光信号は、前記照明光の発光スペクトル、分光モデルから定められる生体の分光反射率、及び、前記内視鏡に設けられる撮像センサの分光感度から、前記分光モデル毎にＭセット設定され、
    　前記１又は複数のプロセッサは、
    　前記Ｍセットの前記基準分光信号のうち、前記第１分光信号との差分に基づく差分計算値が最小となる特定基準分光信号を選択し、
    　前記特定基準分光信号に対応する分光モデルで定められた特定生体パラメータを、前記生体パラメータとして算出する請求項１記載の内視鏡システム。
  6. 　前記基準分光信号は、前記照明光の発光スペクトル、分光モデルを模したファントムを分光測定して定められる生体の分光反射率、及び、前記内視鏡に設けられる撮像センサの分光感度から、前記ファントム毎にＭセット設定され、
    　前記１又は複数のプロセッサは、
    　前記Ｍセットの前記基準分光信号のうち、前記第１分光信号との差分に基づく差分計算値が最小となる特定基準分光信号を選択し、
    　前記特定基準分光信号に対応するファントムで定められた特定生体パラメータを、前記生体パラメータとして算出する請求項１記載の内視鏡システム。
  7. 　前記基準分光信号は、分光モデルを模したファントムを、前記ファントム毎に、前記照明光で照明し、撮像することによって、Ｍセット得られ、
    　前記Ｍセットの前記基準分光信号のうち、前記第１分光信号との差分に基づく差分計算値が最小となる特定基準分光信号を選択し、
    　前記特定基準分光信号に対応するファントムで定められた特定生体パラメータを、前記生体パラメータとして算出する請求項１記載の内視鏡システム。
  8. 　前記基準分光信号は、前記照明光の発光スペクトルに対応する基準発光値で規格化され、
    　前記第１分光信号は、複数の前記第１分光信号の平均値で規格化されている請求項１記載の内視鏡システム。
  9. 　前記照明光の発光スペクトルを変更した場合には、前記１又は複数のプロセッサは、前記基準分光信号を再設定する請求項１記載の内視鏡システム。
  10. 　前記内視鏡は撮像センサを有し、
    　分光感度が異なる前記撮像センサに変更した場合には、前記１又は複数のプロセッサは、前記基準分光信号を再設定する請求項１記載の内視鏡システム。
  11. 　前記光源装置は、前記照明光として、第１照明光、及び、前記第１照明光よりも広帯域の第２照明光を発光し、
    　前記１又は複数のプロセッサは、前記第１照明光が照射されている間に撮像された信号を前記第１分光信号として取得し、前記第２照明光が照射されている間に撮像された信号を前記第２分光信号として取得し、
    　前記第２分光信号から生成される画像を表示する制御を行う請求項１記載の内視鏡システム。
  12. 　前記１又は複数のプロセッサは、
    　前記第２分光信号間の移動量に基づいて、前記第１分光信号間の位置合わせを行う請求項９記載の内視鏡システム。
  13. 　前記生体パラメータには、ヘモグロビン濃度が含まれ、
    　ディスプレイは、前記ヘモグロビン濃度に基づくヘモグロビン濃度画像をディスプレイに表示する制御を行う請求項１記載の内視鏡システム。
  14. 　前記光源装置は、前記照明光として、前記第１照明光又は前記第１照明光よりも広帯域の第２照明光のいずれかを発光し、
    　前記１又は複数のプロセッサは、前記第１照明光と前記第２照明光と交互に照明する制御を行い、
    　前記第１分光信号は、前記第１照明光で照明された観察対象を前記内視鏡で撮像して得られる請求項１１記載の内視鏡システム。
  15. 　中心波長が４５０ｎｍ、４７０ｎｍ、５４０ｎｍ、６２０ｎｍ、６９０ｎｍ、８５０ｎｍの前記第１照明光を順に発光し、且つ、各第１照明光の発光の間に、前記第２照明光を発光する請求項１４記載の内視鏡システム。
  16. 　前記内視鏡に設けられる撮像センサは、前記照明光を前記第１照明光に分光する分光型撮像センサであり、
    　前記分光型撮像センサは、前記照明光で照明された前記観察対象を撮像することによって、前記第１分光信号を得る請求項１１記載の内視鏡システム。
  17. 　前記分光型撮像センサは、前記照明光を、中心波長が４５０ｎｍ、４７０ｎｍ、５００ｎｍ、５４０ｎｍ、６２０ｎｍ、６９０ｎｍ、８５０ｎｍの前記第１照明光に分光する請求項１６記載の内視鏡システム。
  18. 　照明光を発光する光源装置と、観察対象を撮像する内視鏡と、前記照明光が前記観察対象に照射されている間に前記内視鏡によって撮像された第１分光信号を取得する１又は複数のプロセッサとを備える内視鏡システムの作動方法において、
    　前記１又は複数のプロセッサは、
    　前記第１分光信号に応じて定められる基準分光信号と、前記第１分光信号とに基づいて、酸素飽和度を含む生体パラメータを算出し、
    　前記酸素飽和度に基づく酸素飽和度画像を表示する制御を行う内視鏡システムの作動方法。
     
     
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