DE112017004418T5

DE112017004418T5 - Endoskopsystem

Info

Publication number: DE112017004418T5
Application number: DE112017004418.9T
Authority: DE
Inventors: Masaaki Fukuda
Original assignee: Hoya Corp
Current assignee: Hoya Corp
Priority date: 2016-09-02
Filing date: 2017-09-01
Publication date: 2019-05-16
Anticipated expiration: 2037-09-02
Also published as: JP6467562B2; US10575718B2; JPWO2018043727A1; CN109475283A; DE112017004418B4; WO2018043727A1; US20190223703A1; CN109475283B

Abstract

Dieses Endoskopsystem bildet lebendes Gewebe ab, das mit erstem bis drittem Licht beleuchtet wird, und erzeugt erste bis dritte Farbbilddaten. Eine derartige Steuerung ist bereitgestellt, dass die Menge an Hämoglobin in dem lebenden Gewebe und die Sauerstoffsättigung des Hämoglobins unter Verwendung von Komponenten der ersten bis dritten Farbbilddaten berechnet werden, ein Sauerstoffsättigungsverteilungsbild, das die Verteilung der Sauerstoffsättigung angibt, erzeugt wird, und das erzeugte Sauerstoffsättigungsverteilungsbild auf einer Anzeigeeinrichtung überlappend mit einem Bild des abgebildeten lebenden Gewebes angezeigt wird.

Description

Technisches Gebiet
Die vorliegende Erfindung bezieht sich auf ein Endoskopsystem, das eine Bildanzeige biologischer Informationen in biologischem Gewebe beruhend auf durch Abbilden des biologischen Gewebes erzeugten Bilddaten durchführt.
Technischer Hintergrund
Ein Endoskopsystem ist bekannt, das eine Funktion eines Erhaltens von Informationen über eine biologische Substanz in biologischem Gewebe, das ein Abbildungssubjekt darstellt, wie Informationen über eine Menge an Hämoglobin und eine Sauerstoffsättigung von Hämoglobin, beruhend auf durch ein Endoskop erhaltenen Bilddaten und eines Durchführens einer Bildanzeige enthält. Ein Beispiel dieser Art Endoskopsystem ist im Patentdokument 1 offenbart.
Das im Patentdokument 1 offenbarte Endoskopsystem umfasst eine Abbildungseinrichtung zum Erhalten von Spektralbilddaten durch Aufnehmen eines Spektroskopbildes einer vorbestimmten Wellenlängenregion in einer Körperhöhle, eine Verarbeitungseinrichtung zur Durchführung einer vorbestimmten Verarbeitung bei den Spektralbilddaten zum Erzeugen zusammengesetzter Bilddaten, in denen ein charakteristischer Betrag des biologischen Gewebes, wie die Sauerstoffsättigung, hervorgehoben ist, und eine Anzeigeeinrichtung zur Durchführung einer Bildschirmanzeige beruhend auf den zusammengesetzten Bilddaten. Das Endoskopsystem kann das zusammengesetzte Bild als Bild zur Bestimmung eines Läsionsabschnitts von einem gesunden Abschnitt unterschieden anzeigen.
Zitierliste
Patentdokumente
Patentdokument 1: JP 2013-240401 A
Kurzzusammenfassung der Erfindung
Technische Aufgabe
Bei dem vorstehend angeführten Endoskopsystem wird das biologische Gewebe bei einem bestimmten Zeitintervall unter Verwendung einer Vielzahl von Lichtarten in verschiedenen engen Wellenlängenbereichen zum Erhalten spektraler Bilder beleuchtet und abgebildet, und daher gibt es Fälle, in denen eine Positionsverschiebung in dem biologischen Gewebebild zwischen den verschiedenen Spektralbildern aufgrund einer Bewegung des biologischen Gewebes, Wackeln des Bildsensors und dergleichen auftritt. Infolgedessen tritt in dem erzeugten zusammengesetzten Bild, in dem die Verteilung eines charakteristischen Betrags hervorgehoben ist, ein nachteiliges Problem auf, dass Artefakte in dem Sauerstoffsättigungsverteilungsbild erscheinen, d. h., es wird fälschlicherweise eine Region, die einen anormalen Wert für die Sauerstoffsättigung aufgrund einer Positionsverschiebung der biologischen Gewebebilder zeigt, als Region mit geringer Sauerstoffsättigung oder fälschlicherweise als Region mit hoher Sauerstoffsättigung angezeigt. Dieses Problem ist nicht auf Spektralbilder beschränkt, und kann auch beim Beschaffen von Farbbilddaten für biologisches Gewebe auftreten, die durch Farbbilddaten für die drei Farben R (rot), G (grün) und B (blau) durch Beleuchten des biologischen Gewebes mit einer Vielzahl von Lichtarten bei einem bestimmten Zeitintervall gebildet werden, die verschiedene Wellenlängenbereiche aufweisen.
Die vorliegende Erfindung wurde in Anbetracht der vorstehenden Umstände gemacht, und ihre Aufgabe besteht in der Bereitstellung eines Endoskopsystems, mit dem es bei der Anzeige eines Sauerstoffsättigungsverteilungsbildes, das eine Verteilung der Sauerstoffsättigung von Hämoglobin angibt, unter Verwendung biologischer Gewebebilddaten möglich ist, ein Bild anzuzeigen, das das Hervortreten eines anormalen Werts in dem Sauerstoffsättigungsverteilungsbild verhindert, der durch eine Positionsverschiebung von biologischen Gewebebildern verursacht wird.
Lösung der Aufgabe
Ein erfindungsgemäßes Endoskopsystem weist unter anderem folgende Ausgestaltungen auf.
Ausgestaltung 1
Endoskopsystem mit:

einer Lichtquellenvorrichtung zum Emittieren von zumindest zwei Lichtarten mit verschiedenen Wellenlängenbereichen,
einem Endoskop mit einer Abbildungseinheit, die einen Bildsensor enthält, zur Erzeugung einer Vielzahl von Stücken von Farbbilddaten von Bildern von biologischem Gewebe, die den zumindest zwei Lichtarten entsprechen, durch Abbilden des mit den zumindest zwei Lichtarten beleuchteten biologischen Gewebes;
einer Verarbeitungseinrichtung mit einer charakteristischer Betrag-Beschaffungseinheit zur Berechnung einer Menge an Hämoglobin in dem biologischen Gewebe und einer Sauerstoffsättigung des Hämoglobins unter Verwendung einer Komponente der Farbbilddaten und zur Erzeugung eines Sauerstoffsättigungsverteilungsbildes, das eine Verteilung der Sauerstoffsättigung zeigt, und einer Bildanzeigesteuereinheit zur Steuerung eines Anzeigemodus des Sauerstoffsättigungsverteilungsbildes, und
einer Anzeigeeinrichtung zur Anzeige des Sauerstoffsättigungsverteilungsbildes überlagert auf einem Bild des biologischen Gewebes, das durch die Abbildungseinheit aufgenommen wird,
wobei die charakteristischer Betrag-Beschaffungseinheit eine Hämoglobinmengenberechnungseinheit zur Berechnung der Menge an Hämoglobin beruhend auf einem ersten Verhältnis, das unter Verwendung einer Komponente der Farbbilddaten erhalten wird, und eine Sauerstoffsättigungsberechnungseinheit zur Berechnung einer Sauerstoffsättigung des Hämoglobins beruhend auf der Menge an Hämoglobin und einem zweiten Verhältnis enthält, das unter Verwendung einer Komponente der Farbbilddaten erhalten wird, und
die Bildanzeigesteuereinheit für ein Bildelement, bei dem der Wert des zweiten Verhältnisses außerhalb eines erlaubten Bereichs für das zweite Verhältnis liegt, der gemäß der Menge an Hämoglobin bestimmt wird, zur Anpassung einer Lichtdurchlässigkeit des Bildelements eingerichtet ist, das dem Bild des biologischen Gewebes zu überlagern ist.

Ausgestaltung 2
Endoskopsystem nach Ausgestaltung 1,
wobei die Lichtquellenvorrichtung zum Emittieren von zumindest drei oder mehr Lichtarten eingerichtet ist, die erstes Licht in einem ersten Wellenlängenbereich, zweites Licht in einem zweiten Wellenlängenbereich, der von dem ersten Wellenlängenbereich verschieden ist, und drittes Licht in einem dritten Wellenlängenbereich enthalten, der von dem ersten Wellenlängenbereich und dem zweiten Wellenlängenbereich verschieden ist,
die Abbildungseinheit zur Erzeugung von dem ersten Licht entsprechenden ersten Farbbilddaten, dem zweiten Licht entsprechenden zweiten Farbbilddaten und dem dritten Licht entsprechenden dritten Farbbilddaten durch Abbilden von mit dem ersten Licht, dem zweiten Licht und dem dritten Licht beleuchtetem biologischem Gewebe eingerichtet ist,
das erste Verhältnis ein Verhältnis zwischen einer Komponente der ersten Farbbilddaten und einer Komponente der zweiten Farbbilddaten ist, und
das zweite Verhältnis ein Verhältnis zwischen einer Komponente der zweiten Farbbilddaten und einer Komponente der dritten Farbbilddaten ist.
Ausgestaltung 3
Endoskopsystem nach Ausgestaltung 2,
wobei der erste Wellenlängenbereich breiter als der zweite Wellenlängenbereich und der dritte Wellenlängenbereich ist, und der zweite Wellenlängenbereich breiter als der dritte Wellenlängenbereich ist, und
der erste Wellenlängenbereich einen Wellenlängenbereich enthält, gemäß dem eine Komponente der ersten Farbbilddaten für eine Änderung der Menge an Hämoglobin des biologischen Gewebes nicht empfindlich ist.
Ausgestaltung 4
Endoskopsystem nach Ausgestaltung 2 oder 3,
wobei der zweite Wellenlängenbereich einen Wellenlängenbereich enthält, gemäß dem eine Komponente der zweiten Farbbilddaten für eine Änderung der Menge an Hämoglobin des biologischen Gewebes empfindlich ist, aber für eine Änderung der Sauerstoffsättigung nicht empfindlich ist.
Ausgestaltung 5
Endoskopsystem nach einer der Ausgestaltungen 2 bis 4,
wobei das erste Verhältnis ein Verhältnis zwischen einer Luminanzkomponente der zweiten Farbbilddaten und einer R-Komponente der ersten Farbbilddaten oder einer Summe der R-Komponente und einer G-Komponente der ersten Farbbilddaten ist.
Ausgestaltung 6
Endoskopsystem nach einer der Ausgestaltungen 2 bis 5,
wobei das zweite Verhältnis ein Verhältnis zwischen einer Luminanzkomponente der dritten Farbbilddaten und einer Luminanzkomponente der zweiten Farbbilddaten ist.
Ausgestaltung 7
Endoskopsystem nach einer der Ausgestaltungen 2 bis 6,
wobei der zweite Wellenlängenbereich ein Bereich von 500 nm bis 600 nm ist,
der dritte Wellenlängenbereich ein Wellenlängenbereich ist, der sich in dem zweiten Wellenlängenbereich befindet und enger als der zweite Wellenlängenbereich ist, und
das zweite Licht gefiltertes Licht ist, das aus dem ersten Licht erhalten wird, indem ein optisches Filter zum Durchlassen einer Lichtkomponente in dem zweiten Wellenlängenbereich verwendet wird, und das dritte Licht gefiltertes Licht ist, das aus dem ersten Licht erhalten wird, indem ein optisches Filter zum Durchlassen einer Lichtkomponente in dem dritten Wellenlängenbereich verwendet wird.
Ausgestaltung 8
Endoskopsystem nach Ausgestaltung 1,
wobei die Lichtquellenvorrichtung zum Emittieren von erstem Licht, das eine Lichtkomponente in einem vierten Wellenlängenbereich und eine Lichtkomponente in einem fünften Wellenlängenbereich enthält, der vom vierten Wellenlängenbereich verschieden ist, und von drittem Licht in einem dritten Wellenlängenbereich eingerichtet ist, der von dem vierten Wellenlängenbereich und dem fünften Wellenlängenbereich verschieden ist,
die Abbildungseinheit zur Erzeugung von dem ersten Licht entsprechenden ersten Farbbilddaten und von dem dritten Licht entsprechenden dritten Farbbilddaten durch Abbilden des mit dem erstens Licht und dem dritten Licht beleuchteten biologischen Gewebes eingerichtet ist,
das erste Verhältnis ein Verhältnis ist, das aus einem Verhältnis zwischen entsprechenden Komponenten der ersten Farbbilddaten erhalten wird, die dem vierten Wellenlängenbereich und dem fünften Wellenlängenbereich in den ersten Farbbilddaten entsprechen, und
das zweite Verhältnis ein Verhältnis zwischen einer der entsprechenden Komponenten und einer Komponente der dritten Farbbilddaten ist.
Ausgestaltung 9
Endoskopsystem nach Ausgestaltung 8,
wobei der fünfte Wellenlängenbereich einen Wellenlängenbereich enthält, gemäß dem eine entsprechende Komponente aus den entsprechenden Komponenten, die dem fünften Wellenlängenbereich entspricht, für eine Änderung der Menge an Hämoglobin des biologischen Gewebes empfindlich ist, aber nicht für eine Änderung der Sauerstoffsättigung empfindlich ist.
Ausgestaltung 10
Endoskopsystem nach einer der Ausgestaltungen 2 bis 9,
wobei der dritte Wellenlängenbereich einen Wellenlängenbereich enthält, gemäß dem eine Komponente der dritten Farbbilddaten für eine Änderung der Sauerstoffsättigung empfindlich ist.
Ausgestaltung 11
Endoskopsystem mit:

einer Lichtquellenvorrichtung zum Emittieren von Licht, das zumindest drei Lichtkomponenten mit verschiedenen Wellenlängenbereichen enthält,
einem Endoskop mit einer Abbildungseinheit, die einen Bildsensor enthält, zur Erzeugung von Farbbilddaten durch Abbilden von mit dem Licht beleuchtetem biologischem Gewebe,
einer Verarbeitungseinrichtung mit einer charakteristischer Betrag-Beschaffungseinheit zur Berechnung einer Menge an Hämoglobin und einer Sauerstoffsättigung des Hämoglobins in dem biologischen Gewebe unter Verwendung entsprechender Komponenten der Farbbilddaten, die den Wellenlängenbereichen der Lichtkomponenten entsprechen, und zur Erzeugung eines Sauerstoffsättigungsverteilungsbildes, das eine Verteilung der Sauerstoffsättigung zeigt, und einer Bildanzeigesteuereinheit zur Steuerung eines Anzeigemodus des Sauerstoffsättigungsverteilungsbildes, und
einer Anzeigeeinrichtung zur Anzeige des Sauerstoffsättigungsverteilungsbildes überlagert auf einem Bild des durch die Abbildungseinheit aufgenommenen biologischen Gewebes,
wobei die charakteristischer Betrag-Beschaffungseinheit eine Hämoglobinmengenberechnungseinheit, die die Menge an Hämoglobin beruhend auf einem ersten Verhältnis berechnet, das unter Verwendung der entsprechenden Komponenten erhalten wird, und eine Sauerstoffsättigungsberechnungseinheit enthält, die die Sauerstoffsättigung des Hämoglobins beruhend auf der Menge an Hämoglobin und einem zweiten Verhältnis berechnet, das unter Verwendung der entsprechenden Komponenten erhalten wird, und
die Bildanzeigesteuereinheit für ein Bildelement, bei dem der Wert des zweiten Verhältnisses außerhalb eines erlaubten Bereichs für das zweite Verhältnis liegt, der gemäß der Menge an Hämoglobin bestimmt wird, eine Lichtdurchlässigkeit des Bildelements anpasst, das auf dem Bild des biologischen Gewebes zu überlagern ist.

Ausgestaltung 12
Endoskopsystem nach einer der Ausgestaltungen 1 bis 11,
wobei die Bildanzeigesteuereinheit die Lichtdurchlässigkeit eines Bildelements mit einem zweiten Verhältnis, das außerhalb eines erlaubten Bereichs liegt, größer als die Lichtdurchlässigkeit eines Bildelements mit einem zweiten Verhältnis einstellt, das sich in dem erlaubten Bereich befindet.
Vorteilhafte Wirkungen der Erfindung
Mit dem vorstehend beschriebenen Endoskopsystem der Erfindung ist es möglich, ein Sauerstoffsättigungsverteilungsbild anzuzeigen, das das Hervortreten anormaler Werte in dem Sauerstoffsättigungsverteilungsbild verhindert, die aufgrund einer Positionsverschiebung von biologischen Gewebebildern erscheinen.
Figurenliste

1 zeigt ein Blockschaltbild einer Konfiguration eines Beispiels eines Endoskopsystems eines Ausführungsbeispiels.
2 zeigt eine Darstellung eines Beispiels von Spektraleigenschaften von Rot-(R-), Grün-(G-) und Blau-(B-) Filtern eines bei einem Ausführungsbeispiel verwendeten Bildsensors.
3 zeigt eine Außenansicht (Vorderansicht) eines Rotationsfilters, das bei einer Lichtquellenvorrichtung eines Ausführungsbeispiels zu verwenden ist.
4 zeigt eine Darstellung eines Beispiels eines Absorptionsspektrums von Hämoglobin nahe 550 nm.
5 zeigt eine Darstellung eines Beispiels einer Beziehung zwischen einem ersten Verhältnis und einer Menge an Hämoglobin, die bei einem Ausführungsbeispiel verwendet wird.
6 zeigt eine Darstellung eines Beispiels einer Beziehung zwischen einem oberen Grenzwert und einem unteren Grenzwert eines zweiten Verhältnisses und einer Menge an Hämoglobin, die bei einem Ausführungsbeispiel verwendet wird.
Die 7(a) bis 7(c) zeigen Darstellungen einer Positionsverschiebung von biologischen Gewebebildern, die über eine Beleuchtung mit verschiedenen Lichtarten aufgenommen werden.
Die 8(a) bis 8(d) zeigen Darstellungen von einer Positionsverschiebung von biologischen Gewebebildern, die über eine Beleuchtung mit verschiedenen Lichtarten aufgenommen werden.
9 zeigt eine Darstellung der Erzeugung eines Sauerstoffsättigungs-Sat-Artefakts, das aufgrund einer Positionsverschiebung biologischer Gewebebilder erscheint, die durch eine Abbildungseinheit aufgenommen werden.
10(a) zeigt eine Darstellung eines Beispiels einer Anpassung der Lichtdurchlässigkeit von Bildelementen gemäß einem Ausführungsbeispiel, und 10(b) veranschaulicht eine herkömmliche Bildelementgradation.

Beschreibung der Ausführungsbeispiele
Ein Endoskopsystem eines nachstehend beschriebenen Ausführungsbeispiels ist ein System, in dem eine Menge an Hämoglobin und eine Sauerstoffsättigung von biologischem Gewebe beruhend auf einer Vielzahl von Stücken von Farbbilddaten quantitativ berechnet werden, die durch Beleuchten und Abbilden des biologischen Gewebes als Abbildungssubjekt mit Licht mit verschiedenen Wellenlängenbereichen erhalten werden, und in dem ein Sauerstoffsättigungsverteilungsbild angezeigt wird. Wie nachstehend in einem anderen Ausführungsbeispiel beschrieben, gibt es keine Einschränkung auf ein Ausführungsbeispiel, in dem eine Vielzahl von Stücken von Farbbilddaten durch Beleuchten und Abbilden von biologischem Gewebe mit einer Vielzahl von Lichtarten mit verschiedenen Wellenlängenbereichen erhalten wird. Gemäß dem anderen Ausführungsbeispiel können die Menge an Hämoglobin und die Sauerstoffsättigung des biologischen Gewebes beruhend auf einem Stück von Farbbilddaten quantitativ berechnet werden, das durch Beleuchten und Abbilden des biologischen Gewebes mit einer Lichtart mit einer Lichtkomponente in einem gewünschten Wellenlängenbereich erhalten wird, und ein Sauerstoffsättigungsbild kann angezeigt werden.
Mit dem Endoskopsystem gemäß eines Ausführungsbeispiels der vorliegenden Erfindung wird biologisches Gewebe, das mit zumindest zwei Lichtarten beleuchtet wird, die von einer Lichtquellenvorrichtung emittiert werden und verschiedene Wellenlängenbereiche aufweisen, durch einen Bildsensor abgebildet, wodurch der Bildsensor Farbbilddaten für das Bild des biologischen Gewebes erzeugt, die jeder Lichtart entsprechen. Eine Verarbeitungseinrichtung berechnet die Menge an Hämoglobin und die Sauerstoffsättigung des Hämoglobins in dem biologischen Gewebe unter Verwendung von Komponenten der erzeugten Farbbilddaten. Die Verarbeitungseinrichtung berechnet insbesondere die Menge an Hämoglobin beruhend auf einem nachstehend beschriebenen ersten Verhältnis, das unter Verwendung von Komponenten der Farbbilddaten erhalten wird, und berechnet auch die Sauerstoffsättigung des Hämoglobins beruhend auf der berechneten Menge an Hämoglobin und einem nachstehend beschriebenen zweiten Verhältnis, das unter Verwendung von Komponenten der Farbbilddaten erhalten wird, und erzeugt ein Sauerstoffsättigungsverteilungsbild, das die Sauerstoffsättigungsverteilung angibt. Die Verarbeitungseinrichtung steuert ferner den Anzeigemodus des Bildes derart, dass das erzeugte Sauerstoffsättigungsverteilungsbild biologischen Gewebebildern überlagert angezeigt wird, die durch den Bildsensor aufgenommen werden. Gemäß dieser Steuerung des Bildanzeigemodus passt die Verarbeitungseinrichtung in dem Fall, in dem der Wert des zweiten Verhältnisses eines Bildelements außerhalb eines erlaubten Bereichs für das zweite Verhältnis liegt, der gemäß der Menge an Hämoglobin bestimmt wird, die Lichtdurchlässigkeit dieses Bildelements an, mit der das Bildelement den biologischen Gewebebildern überlagert angezeigt wird. Auf diese Weise wird die Lichtdurchlässigkeit (der Grad der Lichtdurchlässigkeit) für Bildelemente in dem Sauerstoffsättigungsverteilungsbild angepasst, die außerhalb des erlaubten Bereichs für das zweite Verhältnis liegen, wodurch die Anzeige eines Sauerstoffsättigungsverteilungsbildes möglich wird, die das Hervortreten anormaler Werte in dem Sauerstoffsättigungsverteilungsbild verhindert, die aufgrund einer Positionsverschiebung der biologischen Gewebebilder auftreten. Es wird angemerkt, dass, obwohl die Sauerstoffsättigung beruhend auf dem zweiten Verhältnis und der berechneten Menge an Hämoglobin berechnet wird, wobei die Menge an Hämoglobin beruhend auf dem ersten Verhältnis berechnet wird, die Berechnung der Sauerstoffsättigung auch die Berechnung beruhend auf dem zweiten Verhältnis und dem ersten Verhältnis beinhaltet.
Im Folgenden wird ein Bildelement, das außerhalb des erlaubten Bereichs liegt und eine Lichtdurchlässigkeit aufweist, die auf einen Wert größer als 0% und kleiner als oder gleich 100% angepasst ist, transparentes Bildelement genannt. Demnach beinhaltet der Ausdruck „transparentes Bildelement“ Bildelemente mit verschiedenen Lichtdurchlässigkeitsgraden, von Bildelementen, die eine Lichtdurchlässigkeit von 100% haben, und durch die das darunter gezeigte biologische Gewebe vollständig sichtbar ist, bis zu Bildelementen, die eine Lichtdurchlässigkeit von mehreren Prozent aufweisen, und durch die das darunter gezeigte biologische Gewebe nur etwas sichtbar ist.
Nachstehend wird ein Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung unter Bezugnahme auf die Zeichnungen beschrieben.
Konfiguration des Endoskopsystems
1 zeigt ein Blockschaltbild einer Konfiguration eines Endoskopsystems 1 gemäß einem Ausführungsbeispiel. Das Endoskopsystem 1 umfasst ein elektronisches Endoskop (Endoskop) 100; eine Verarbeitungseinrichtung 200; eine Anzeigeeinrichtung 300 und eine Lichtquellenvorrichtung 400. Das elektronische Endoskop 100 und die Anzeigeeinrichtung 300 sind mit der Verarbeitungseinrichtung 200 lösbar verbunden. Die Verarbeitungseinrichtung 200 enthält eine Bildverarbeitungseinheit 500. Die Lichtquellenvorrichtung 400 ist mit der Verarbeitungseinrichtung 200 lösbar verbunden. Die Lichtquellenvorrichtung 400 kann auch im Gehäuse der Verarbeitungseinrichtung 200 untergebracht sein.
Das elektronische Endoskop 100 umfasst einen Einführschlauch 110, der in den Körper einer Untersuchungsperson einzuführen ist. Eine Lichtführung 131, die sich über ungefähr die gesamte Länge des Einführschlauchs 110 erstreckt, ist in dem Einführschlauch 110 vorgesehen. Ein vorderer Endabschnitt 131a, der einen Endabschnitt der Lichtführung 131 darstellt, befindet sich nahe dem vorderen Endabschnitt des Einführschlauchs 110, oder anders gesagt, nahe dem vorderen Einführschlauchendabschnitt 111, und ein Basisendabschnitt 131b, der der andere Endabschnitt der Lichtführung 131 ist, befindet sich an dem Abschnitt, an dem die Lichtführung 131 mit der Lichtquellenvorrichtung 400 verbunden ist. Die Lichtführung 131 erstreckt sich demnach von dem Abschnitt, an dem die Lichtführung 131 mit der Lichtquellenvorrichtung 400 verbunden ist, zur nächsten Umgebung des vorderen Einführschlauchendabschnitts 111.
Die Lichtquellenvorrichtung 400 umfasst eine Lichtquellenlampe 430 als Lichtquelle, die Licht mit einer hohen Lichtausbeute erzeugt, wie eine Xenonlampe. Das von der Lichtquellenvorrichtung 400 emittierte Licht fällt in den Basisendabschnitt 131b der Lichtführung 131 als Beleuchtungslicht IL ein. Das in den Basisendabschnitt 131b der Lichtführung 131 einfallende Licht wird durch die Lichtführung 131 zum vorderen Endabschnitt 131a geführt und aus dem vorderen Endabschnitt 131a emittiert. Eine Lichtverteilungslinse 132, die gegenüber dem vorderen Endabschnitt 131a der Lichtführung 131 angeordnet ist, ist am vorderen Einführschlauchendabschnitt 111 des elektronischen Endoskops 100 vorgesehen. Das aus dem vorderen Endabschnitt 131a der Lichtführung 131 emittierte Beleuchtungslicht IL fällt durch die Lichtverteilungslinse 132 und beleuchtet biologisches Gewebe T nahe dem vorderen Einführschlauchendabschnitt 111.
Eine Objektlinsengruppe 121 und ein Bildsensor 141 sind am vorderen Einführschlauchendabschnitt 111 des elektronischen Endoskops 100 vorgesehen. Die Objektlinsengruppe 121 und der Bildsensor 141 bilden eine Abbildungseinheit. Das durch die Oberfläche des biologischen Gewebes T in dem Beleuchtungslicht IL reflektierte oder gestreute Licht fällt auf die Objektlinsengruppe 121, wird kondensiert und erzeugt ein Bild auf einer Lichtempfangsfläche des Bildsensors 141. Als Bildsensor 141 kann ein bekannter Bildsensor verwendet werden, wie ein CCD-(Ladungskopplungsbaustein-)Bildsensor oder ein CMOS-(Komplementärmetalloxidhalbleiter-)Bildsensor für eine Farbbildabbildung, mit einer Lichtempfangsfläche, die mit einem Farbfilter 141a versehen ist.
Das Farbfilter 141a ist ein sogenanntes Filter innerhalb des Chips, in dem R-Farbfilter, die eine Transmission von Licht roter Farbe erlauben, G-Farbfilter, die eine Transmission von Licht grüner Farbe erlauben, und B-Farbfilter, die eine Transmission von Licht blauer Farbe erlauben, in einem Array angeordnet und direkt auf den Lichtempfangselementen des Bildaufnahmeelements 141 gebildet sind. 2 zeigt eine Darstellung eines Beispiels spektraler Eigenschaften roter (R), grüner (G) und blauer (B) Filter eines Bildsensors, der bei einem Ausführungsbeispiel verwendet wird. Das R-Farbfilter ist ein Filter, das eine Transmission von Licht mit einer Wellenlänge erlaubt, die länger als eine Wellenlänge von ungefähr 570 nm ist (beispielsweise 580 nm bis 700 nm), das G-Farbfilter ist ein Filter, das eine Transmission von Licht mit einer Wellenlänge von ungefähr 470 nm bis 620 nm erlaubt, und das B-Farbfilter ist ein Filter, das eine Transmission von Licht mit einer Wellenlänge erlaubt, die kürzer als eine Wellenlänge von ungefähr 530 nm ist (beispielsweise 420 nm bis 520 nm).
Der Bildsensor 141 ist eine Abbildungseinrichtung zur Abbildung des biologischen Gewebes T, das mit der Vielzahl von Lichtarten beleuchtet wird, und Erzeugung von Farbbilddaten, die den Lichtarten entsprechen, und ist eine Bilddatenerzeugungseinrichtung zur Erzeugung von Farbbilddaten, die dem Licht entsprechen, das aufgrund dessen, dass das biologische Gewebe T mit der Vielzahl von Lichtarten mit verschiedenen Wellenlängenbereichen beleuchtet wird, durch das biologische Gewebe T reflektiert oder auf dem biologischen Gewebe T gestreut wird. Der Bildsensor 141 wird zur Durchführung einer Ansteuerung synchron mit der Bildverarbeitungseinheit 500 gesteuert, was nachstehend beschrieben wird, und gibt periodisch (beispielsweise in Intervallen von 1/30 einer Sekunde) die Farbbilddaten aus, die dem Bild des biologischen Gewebes T entsprechen, das auf der Lichtempfangsfläche erzeugt wird. Die aus dem Bildsensor 141 ausgegebenen Farbbilddaten werden über ein Kabel 142 zu der Bildverarbeitungseinheit 500 der Verarbeitungseinrichtung 200 übertragen.
Die Bildverarbeitungseinheit 500 umfasst hauptsächlich eine A/D-Umwandlungsschaltung 502; eine Vorbildverarbeitungseinheit 504; eine Bildspeichereinheit 506; eine Nachbildverarbeitungseinheit 508; eine charakteristischer Betrag-Beschaffungseinheit 510; einen Speicher 512; eine Bildanzeigesteuereinheit 514 und eine Steuereinrichtung 516.
Die A/D-Umwandlungsschaltung 502 führt bei den über das Kabel 142 vom Bildsensor 141 des elektronischen Endoskops 100 eingegebenen Farbbilddaten eine A/D-Umwandlung durch und gibt digitale Daten aus. Die aus der A/D-Umwandlungsschaltung 502 ausgegebenen digitalen Daten werden zu der Vorbildverarbeitungseinheit 504 übertragen.
Die Vorbildverarbeitungseinheit 504 verwendet die digitalen Daten zur Erzeugung von Farbbilddaten aus R-, G- und B-Komponenten, die ein Bild bilden, oder Komponenten in gewünschten Wellenlängenbereichen über eine Demosaikverarbeitung aus digitalen R-Bilddaten, die durch die Lichtempfangselemente im Bildsensor 141 abgebildet werden, an denen die R-Farbfilter angebracht sind, digitalen G-Bilddaten, die durch die Lichtempfangselemente im Bildsensor 141 abgebildet werden, an denen die G-Farbfilter angebracht sind, und digitalen B-Bilddaten, die durch die Lichtempfangselemente im Bildsensor 141 abgebildet werden, an denen die B-Farbfilter angebracht sind. Die Vorbildverarbeitungseinheit 504 ist ferner ein Abschnitt, der eine vorbestimmte Signalverarbeitung, wie eine Farbkorrektur, eine Matrixoperation und eine Weißabgleichkorrektur, bei den erzeugten R-, G- und B-Farbbilddaten implementiert.
Die Bildspeichereinheit 506 speichert vorübergehend Farbbilddaten jedes Bildes, das durch den Bildsensor 141 abgebildet und einer Signalverarbeitung unterzogen wurde.
Die Nachbildverarbeitungseinheit 508 erzeugt Bildschirmdaten für eine Anzeige auf einer Anzeigeeinheit durch Auslesen der in der Bildspeichereinheit 506 gespeicherten Farbbilddaten oder Durchführen einer Signalverarbeitung (y-Korrektur, usw.) bei den durch eine nachstehend beschriebene Bildanzeigesteuereinheit 514 erzeugten Bilddaten. Wie nachstehend beschrieben, enthalten die durch die Bildanzeigesteuereinheit 514 erzeugten Bilddaten Bilddaten einer Verteilung eines charakteristischen Betrags, wie der Sauerstoffsättigung von Hämoglobin in dem biologischen Gewebe T. Die erzeugten Bilddaten (Videoformatsignal) werden zu der Anzeigeeinrichtung 300 ausgegeben. Dementsprechend werden ein Bild des biologischen Gewebes T, das charakteristischer Betrag-Verteilungsbild des biologischen Gewebes T und dergleichen auf dem Bildschirm der Anzeigeeinrichtung 300 angezeigt.
Wie nachstehend beschrieben, berechnet die charakteristische Betrag-Beschaffungseinheit 510 im Ansprechen auf eine Anweisung von einer Steuereinrichtung 516 die Menge an Hämoglobin und die Sauerstoffsättigung des Hämoglobins in dem abgebildeten biologischen Gewebe T als charakteristische Beträge und erzeugt Bilddaten einer Verteilung der charakteristischen Beträge zur Anzeige auf dem aufgenommenen Bild des biologischen Gewebes T.
Die charakteristischer Betrag-Beschaffungseinheit 510 berechnet die charakteristischen Beträge durch Durchführen einer Berechnung unter Verwendung der Farbbilddaten des biologischen Gewebes T, das mit einer Vielzahl von Lichtarten in verschiedenen Wellenlängenbereichen beleuchtet wurde, und daher werden die durch die charakteristischer Betrag-Beschaffungseinheit 510 zu verwendenden Farbbilddaten und verschiedenen Informationstypen aus der Bildspeichereinheit 506 oder dem Speicher 512 abgerufen.
Die Bildanzeigesteuereinheit 514 steuert gemäß einer Anweisung von der Steuereinrichtung 516 den Anzeigemodus des Verteilungsbildes der durch die charakteristischer Betrag-Beschaffungseinheit 510 berechneten charakteristischen Beträge. Die Bildanzeigesteuereinheit 514 führt eine Steuerung derart durch, dass ein Bild einer Verteilung der Sauerstoffsättigung des Hämoglobins (ein Sauerstoffsättigungsverteilungsbild) auf dem aufgenommenen Bild des biologischen Gewebes T überlagert angezeigt wird.
Die Steuereinrichtung 516 ist ein Abschnitt, der zusätzlich zur Durchführung einer Betriebsanweisung und Betriebssteuerung für die Abschnitte der Bildverarbeitungseinheit 500 eine Betriebsanweisung und Betriebssteuerung der Abschnitte des elektronischen Endoskops 100 durchführt, das die Lichtquellenvorrichtung 400 und den Bildsensor 141 enthält.
Es wird angemerkt, dass die charakteristischer Betrag-Beschaffungseinheit 510 und die Bildanzeigesteuereinheit 514 durch ein Softwaremodul gebildet sein können, das die vorstehend beschriebenen Funktionen ausführt, indem es ein Programm in einem Computer startet und ausführt, und durch Hardware gebildet sein können.
So enthält die Verarbeitungseinrichtung 200 sowohl eine Funktion eines Verarbeitens der aus dem Bildsensor 141 des elektronischen Endoskops 100 ausgegebenen Farbbilddaten, als auch eine Funktion eines Anweisens und Steuerns eines Betriebs des elektronischen Endoskops 100, der Lichtquellenvorrichtung 400 und der Anzeigeeinrichtung 300.
Gemäß einem Ausführungsbeispiel der Lichtquellenvorrichtung 400 ist die Lichtquellenvorrichtung 400 insbesondere eine Lichtemissionseinrichtung zum Emittieren von erstem Licht, zweitem Licht und drittem Licht und veranlasst das erste Licht, das zweite Licht und das dritte Licht zum Einfallen in die Lichtführung 131. Die Lichtquellenvorrichtung 400 emittiert das erste Licht, das zweite Licht und das dritte Licht, die verschiedene Wellenlängenbereiche aufweisen, die Lichtquellenvorrichtung 400 kann aber auch eine oder zwei Lichtarten emittieren, und kann auch vier oder mehr Lichtarten emittieren. Im Fall des Emittierens von vier oder mehr Lichtarten kann das vierte Licht Licht mit demselben Wellenlängenbereich wie das erste Licht sein. Zusätzlich zu der Lichtquellenlampe 430 enthält die Lichtquellenvorrichtung 400: eine Lichtkondensatorlinse 440; ein Rotationsfilter 410; eine Filtersteuereinheit 420; und eine Lichtkondensatorlinse 450. Das Licht, das ungefähr paralleles Licht ist und aus der Lichtquellenlampe 430 emittiert wird, ist beispielsweise weißes Licht, und wird durch die Lichtkondensatorlinse 440 kondensiert, läuft durch das Rotationsfilter 410 und wird danach noch einmal durch die Lichtkondensatorlinse 450 kondensiert und fällt in das Basisende 131b der Lichtführung 131 ein. Es wird angemerkt, dass das Rotationsfilter 410 zwischen einer Position auf dem Strahlengang des aus der Lichtquellenlampe 430 abgestrahlten Lichts aufgrund einer (nicht gezeigten) Bewegungseinrichtung, wie einer linearen Führungsbahn, an eine zurückgenommene Position weg vom Strahlengang bewegt werden kann. Da das Rotationsfilter 410 eine Vielzahl von Filtern mit verschiedenen Transmissionseigenschaften enthält, unterscheidet sich der Wellenlängenbereich des von der Lichtquellenvorrichtung 400 emittierten Lichts in Abhängigkeit vom Typ des Rotationsfilters 410, der den Strahlengang des von der Lichtquellenlampe 430 abgestrahlten Lichts kreuzt.
Es wird angemerkt, dass die Konfiguration der Lichtquellenvorrichtung 400 nicht auf die in 1 Gezeigte beschränkt ist. Beispielsweise kann eine Lampe, die konvergierendes Licht anstelle von parallelem Licht erzeugt, ebenso als Lichtquellenlampe 430 verwendet werden. In diesem Fall kann beispielsweise eine Konfiguration Verwendung finden, bei der das von der Lichtquellenlampe 430 abgestrahlte Licht vor der Kondensatorlinse 440 kondensiert wird, und das Licht als diffuses Licht auf die Lichtkondensatorlinse 440 einfällt. Es kann auch eine Konfiguration Anwendung finden, bei der die Lichtkondensatorlinse 440 nicht verwendet wird, und durch die Lichtquellenlampe 430 erzeugtes, nahezu paralleles Licht direkt auf das Rotationsfilter 410 einfällt. Auch im Fall der Verwendung einer Lampe, die konvergierendes Licht erzeugt, kann eine Konfiguration Verwendung finden, bei der eine Kollimatorlinse anstelle der Lichtkondensatorlinse 440 verwendet wird, und das Licht in nahezu parallelem Zustand auf das Rotationsfilter 410 einfällt. Im Fall der Verwendung eines optischen Filters vom Interferenztyp, wie eines dielektrischen Mehrschichtfilters als Rotationsfilter 410, fällt beispielsweise das nahezu parallele Licht auf das Rotationsfilter 410 ein, wodurch der Einfallswinkel des Lichts auf dem optischen Filter gleichförmig gemacht wird, und so eine noch bessere Filtereigenschaft erhalten werden kann. Es kann auch eine Lampe, die diffuses Licht erzeugt, als Lichtquellenlampe 430 verwendet werden. Auch in diesem Fall kann eine Konfiguration angewendet werden, bei der eine Kollimatorlinse anstelle der Lichtkondensatorlinse 440 verwendet wird, und das Licht auf das Rotationsfilter 410 in einem nahezu parallelen Zustand einfällt.
Obwohl die Lichtquellenvorrichtung 400 zum Emittieren einer Vielzahl von Lichtarten mit verschiedenen Wellenlängenbereichen konfiguriert ist, indem das von der einen Lichtquellenlampe 430 abgestrahlte Licht zum Durchlaufen des optischen Filters veranlasst wird, kann auch eine Halbleiterlichtquelle, wie beispielsweise eine lichtemittierende Diode oder ein Laserelement, das Laserlicht ausgibt, anstelle der Lichtquellenlampe 43 als Lichtquellenvorrichtung 400 verwendet werden. In diesem Fall muss das Rotationsfilter 410 nicht verwendet werden. Die Lichtquellenvorrichtung 400 kann beispielsweise auch zum separaten Emittieren von weißem Licht, das Anregungslicht mit einem vorbestimmten Längenwellenbereich und fluoreszierendes Licht enthält, das zum Emittieren von Licht durch das Anregungslicht angeregt wird, und Licht mit einem vorbestimmten engen Wellenlängenbereich konfiguriert sein.
Die Konfiguration der Lichtquellenvorrichtung 400 ist nicht besonders eingeschränkt, solange eine Vielzahl von Lichtarten mit verschiedenen Wellenlängenbereichen emittiert wird.
Obwohl die Lichtquellenvorrichtung 400 eine an dem elektronischen Endoskop 100 angebrachte externe Vorrichtung ist, kann die Lichtquellenvorrichtung 400, wenn sie durch eine kleine Lichtquelle, wie ein Laserelement, gebildet ist, an dem vorderen Einführschlauchendabschnitt 111 des elektronischen Endoskops 100 vorgesehen sein. In diesem Fall ist das Erfordernis der Lichtführung 131 beseitigt.
Das Rotationsfilter 410 ist eine runde scheibenförmige optische Einheit mit einer Vielzahl optischer Filter, und ist derart konfiguriert, dass die Transmissionswellenlängenregion gemäß dem Rotationswinkel umgeschaltet wird. Das Rotationsfilter 410 enthält drei optische Filter mit verschiedenen Transmissionswellenlängenbereichen, jedoch kann das Rotationsfilter 410 vier, fünf, sechs oder mehr optische Filter enthalten. Der Rotationswinkel des Rotationsfilters 410 wird durch die mit der Steuereinrichtung 516 verbundene Filtersteuereinheit 420 gesteuert. Da die Steuereinrichtung 516 den Rotationswinkel des Rotationsfilters 410 über die Filtersteuereinheit 420 steuert, wird der Wellenlängenbereich des der Lichtführung 131 zugeführten Beleuchtungslichts IL umgeschaltet, indem es durch das Rotationsfilter 410 hindurchgeht.
3 zeigt eine Außenansicht (Vorderansicht) des Rotationsfilters 410. Das Rotationsfilter 410 umfasst einen nahezu runden scheibenförmigen Rahmen 411, und drei fächerförmige optische Filter 415, 416 und 418. Drei fächerförmige Fenster 414a, 414b und 414c sind an gleichen Intervallen um die Mittenachse des Rahmens 411 gebildet, und die optischen Filter 415, 416 und 418 sind in die jeweiligen Fenster 414a, 414b und 414c eingepasst. Es wird angemerkt, dass die optischen Filter bei diesem Ausführungsbeispiel dielektrische Mehrschichtfilter sind, jedoch kann auch ein anderer Typ optisches Filter (beispielsweise ein optisches Filter vom Absorptionstyp oder ein Etalonfilter, bei dem ein dielektrischer Mehrschichtfilm als Reflexionsfilm verwendet wird, usw.) verwendet werden.
An der Mittenachse des Rahmens 411 ist auch eine Aufsatzbohrung 412 geformt. Eine Antriebswelle eines (nicht gezeigten) Servomotors, der in der Filtersteuereinheit 420 enthalten ist, ist fixiert, indem er in die Aufsatzbohrung 412 eingeführt ist, und das Rotationsfilter 410 rotiert zusammen mit der Antriebswelle des Servomotors.
Wenn das Rotationsfilter 410 in der durch den Pfeil in 3 angegebenen Richtung rotiert, werden die optischen Filter, auf die das Licht einfällt, in der folgenden Reihenfolge umgeschaltet: optische Filter 415, 416 und 418, und dadurch werden die Wellenlängenbereiche des durch das Rotationsfilter fallenden Beleuchtungslichts IL sequenziell umgeschaltet.
Die optischen Filter 415 und 416 sind optische Bandpassfilter, die wahlweise eine Transmission von Licht im 550 nm Bereich erlauben. Wie es in 4 gezeigt ist, ist das optische Filter 415 derart konfiguriert, dass es eine Transmission von Licht in einem Wellenlängenbereich R0 (W-Bereich) von den isosbestischen Punkten E1 bis E4 mit geringem Verlust erlaubt, und Licht anderer Wellenregionen blockiert. Das optische Filter 416 ist auch konfiguriert, dass es eine Transmission von Licht im Wellenlängenbereich R2 (N-Bereich) von dem isosbestischen Punkt E2 zu dem isosbestischen Punkt E3 mit geringem Verlust erlaubt, und Licht anderer Wellenregionen blockiert.
Das optische Filter 418 ist ferner ein Ultraviolettabschneidefilter, und in der sichtbaren Lichtwellenlängenregion fällt das von der Lichtquellenlampe 430 emittierte Licht durch das optische Filter 418. Das Licht, das durch das optische Filter 418 gegangen ist, wird als weißes Licht WL zum Aufnehmen eines normalen Beobachtungsbildes verwendet. Es wird angemerkt, dass auch eine Konfiguration Anwendung finden kann, bei der das optische Filter 418 nicht verwendet wird, und das Fenster 414c des Rahmens 411 offen ist.
Das Licht aus dem von der Lichtquellenlampe 430 abgestrahlten Licht, das durch das optische Filter 415 gegangen ist, wird demnach nachstehend als „breites Licht“ bezeichnet, das Licht aus dem von der Lichtquellenlampe 430 abgestrahlten Licht, das durch das optische Filter 416 gegangen ist, wird nachstehend als „enges Licht“ bezeichnet, und Licht aus dem von der Lichtquellenlampe 430 abgestrahlten Licht, das durch das optische Filter 418 gegangen ist, wird nachstehend als „weißes Licht WL“ bezeichnet.
Wie in 4 gezeigt, ist der Wellenlängenbereich R1 ein Bereich, in dem die Spitzenwellenlänge einer Absorptionsspitze P1 enthalten ist, die oxidiertem Hämoglobin entspringt, ist der Wellenlängenbereich R2 ein Bereich, in dem die Spitzenwellenlänge einer Absorptionsspitze P2 enthalten ist, die reduziertem Hämoglobin entspringt, und ist der Wellenlängenbereich R3 ein Bereich, in dem die Spitzenwellenlänge einer Absorptionsspitze P3 enthalten ist, die oxidiertem Hämoglobin entspringt. Die Spitzenwellenlängen der drei Absorptionsspitzen P1, P2 und P3 sind auch in der Wellenlängenregion R0 enthalten. Es wird angemerkt, dass 4 eine Darstellung eines Beispiels eines Absorptionsspektrums von Hämoglobin nahe 550 nm zeigt.
Der Wellenlängenbereich R0 des optischen Filters 415 und der Wellenlängenbereich R2 des optischen Filters 416 sind auch in der Transmissionswellenlängenregion (2) des G-Farbfilters des Farbfilters 141a enthalten. Bilder des biologischen Gewebes T, die durch Licht erzeugt werden, das durch die optischen Filter 415 und 416 gegangen ist, werden demnach als Bilder der G-Komponente der Farbbilddaten erhalten, die durch den Bildsensor 141 aufgenommen werden. Es wird angemerkt, dass die Durchlässigkeit und Öffnung des optischen Filters 415 oder des optischen Filters 418 derart angepasst werden, dass die Lichtintensität des durch das optische 415 erzeugten breiten Lichts und die Lichtintensität des durch das optische Filter 418 erzeugten weißen Lichts WL ungefähr gleich sind. Die Lichtintensität des breiten Lichts und die Lichtintensität des engen Lichts sind voneinander verschieden.
Eine Durchgangsbohrung 413 ist am umlaufenden Randabschnitt des Rahmens 411 gebildet. Die Durchgangsbohrung 413 ist an derselben Position (Phase) wie der Begrenzungsabschnitt zwischen dem Fenster 414a und dem Fenster 414c in Rotationsrichtung des Rahmens 411 gebildet. Eine Lichtschranke 422 zur Erfassung der Durchgangsbohrung 413 ist an der Peripherie des Rahmens 411 zum Umgeben eines Teils des umlaufenden Randabschnitts des Rahmens 411 angeordnet. Die Lichtschranke 422 ist mit der Filtersteuereinheit 420 verbunden.
Eine Konfiguration ist daher wünschenswert, bei der die Lichtquellenvorrichtung 400 Lichtarten mit verschiedenen Wellenlängenbereichen, d.h. das breite Licht, das enge Licht und das weiße Licht WL, als Beleuchtungslicht IL emittiert, indem die Vielzahl optischer Filter 415, 416 und 418 auf dem Strahlengang des durch die Lichtquellenlampe 430 abgestrahlten Lichts sequenziell umgeschaltet werden.
Berechnung des charakteristischen Betrags des biologischen Gewebes
Ein charakteristischer Betrag des biologischen Gewebes T wird durch die charakteristischer Betrag-Beschaffungseinheit 510 der Verarbeitungseinrichtung 500 berechnet. Eine Verarbeitung zur Berechnung der Menge an Hämoglobin und der Sauerstoffsättigung Sat des Hämoglobins in dem biologischen Gewebe T als die charakteristischen Beträge aus einem aufgenommenen Bild des biologischen Gewebes T wird nachstehend beschrieben.
Wie in 4 gezeigt, weist Hämoglobin starke Absorptionsbereiche nahe 550 nm auf, die Q-Bereiche genannt werden, die Porphyrin entspringen. Das Absorptionsspektrum von Hämoglobin ändert sich gemäß der Sauerstoffsättigung Sat, die den Prozentsatz von oxidiertem Hämoglobin HbO in dem gesamten Hämoglobin angibt. Der Signalverlauf mit der durchgezogenen Linie in 4 stellt das Absorptionsspektrum einer Sauerstoffsättigung Sat von 100% dar, d.h. oxidiertes Hämoglobin, und der Signalverlauf mit der gestrichelten Linie stellt das Absorptionsspektrum einer Sauerstoffsättigung Sat von 0% dar, d.h. reduziertes Hämoglobin Hb. Die kurzen gestrichelten Linien stellen die Absorptionsspektren von Hämoglobin mit dazwischenliegenden Sauerstoffsättigungen Sat von 10%, 20%, 30%, ... und 90% dar, d.h. eine Mischung aus oxidiertem Hämoglobin HbO und reduziertem Hämoglobin Hb.
Wie in 4 gezeigt, haben das oxidierte Hämoglobin HbO und das reduzierte Hämoglobin Hb in dem Q-Band voneinander verschiedene Spitzenwellenlängen. Insbesondere hat das oxidierte Hämoglobin HbO eine Absorptionsspitze P1 nahe der Wellenlänge 542 nm und eine Absorptionsspitze P3 nahe der Wellenlänge 576 nm. Andererseits hat das reduzierte Hämoglobin Hb eine Absorptionsspitze P2 nahe 556 nm. Da 4 Absorptionsspektren in dem Fall zeigt, wenn die Summe der Konzentrationen des oxidierten Hämoglobins HbO und des reduzierten Hämoglobins Hb konstant ist, erscheinen isosbestische Punkte E1, E2, E3 und E4, an denen der Lichtabsorptionsgrad ungeachtet des Verhältnisses des oxidierten Hämoglobins HbO und des reduzierten Hämoglobins Hb konstant ist, d.h., ungeachtet der Sauerstoffsättigung. In der folgenden Beschreibung, ist der zwischen den isosbestischen Punkten E1 und E2 liegende Wellenlängenbereich der Wellenlängenbereich R1, der vorstehend für das optische Filter 410 beschrieben wurde, der zwischen den isosbestischen Punkten E2 und E3 liegende Wellenlängenbereich ist der Wellenlängenbereich R2, der zwischen den isosbestischen Punkten E3 und E4 liegende Wellenlängenbereich ist der Wellenlängenbereich R3, und der zwischen den isosbestischen Punkten E1 und E4 liegende Wellenlängenbereich, d.h., der durch Kombinieren der Wellenlängenbereiche R1, R2 und R3 erhaltene Bereich, ist der Wellenlängenbereich R0. Der Wellenlängenbereich des breiten Lichts, das das Transmissionslicht, das durch das optische Filter 415 geht, unter dem von der Lichtquellenlampe 430 abgestrahlten Licht darstellt, ist demnach der Wellenlängenbereich R0, und der Wellenlängenbereich des engen Lichts, das das Transmissonslicht, das durch das optische Filter 416 geht, unter dem von der Lichtquellenlampe 430 abgestrahlten Licht darstellt, ist der Wellenlängenbereich R2.
Wie in 4 gezeigt, steigt oder fällt die Absorption des Hämoglobins in den Wellenlängenbereichen R1, R2 und R3 hinsichtlich der Sauerstoffsättigung linear. Insbesondere erhöhen sich Absorptionen AR1 und AR3 des Hämoglobins in den Wellenlängenbereichen R1 und R3 linear hinsichtlich der Konzentration des oxidierten Hämoglobins, d.h. der Sauerstoffsättigung. Auch die Absorption AR2 des Hämoglobins im Wellenlängenbereich R2 steigt hinsichtlich der Konzentration des reduzierten Hämoglobins linear an.
Hier ist die Sauerstoffsättigung unter Verwendung der folgenden Gleichung (1) definiert.
Gleichung (1): $S a t = \frac{[H b O]}{[H b] + [H b O]}$
wobei

Sat: Sauerstoffsättigung
[Hb]: Konzentration von reduziertem Hämoglobin
[HbO]: Konzentration von oxidiertem Hämoglobin
[Hb] + [HbO]: Menge an Hämoglobin (tHb)

Ferner werden Gleichung (2) und Gleichung (3), die die Konzentrationen des oxidierten Hämoglobins HbO und des reduzierten Hämoglobins Hb angeben, unter Verwendung von Gleichung (1) erhalten.
Gleichung (2): $[H b O] = S a t \cdot ([H b] + [H b O])$
Gleichung (3): $[H b] = (1 - S a t) \cdot ([H b] + [H b O])$
Die Absorptionen AR1, AR2 und AR3 des Hämoglobins sind demnach charakteristische Beträge, die sowohl von der Sauerstoffsättigung als auch der Menge an Hämoglobin abhängen.
Es ist evident, dass der Gesamtwert des Lichtabsorptionsgrads im Wellenlängenbereich R0 ein Wert ist, der nicht von der Sauerstoffsättigung Sat abhängt, und durch die Menge an Hämoglobin bestimmt wird. Demnach kann die Menge an Hämoglobin beruhend auf dem Gesamtwert des Lichtabsorptionsgrads im Wellenlängenbereich R0 quantifiziert werden. Ferner kann die Sauerstoffsättigung Sat beruhend auf dem Gesamtwert der Lichtabsorptionsgrade im Wellenlängenbereich R1, im Wellenlängenbereich R2 oder im Wellenlängenbereich R3 und der Menge an Hämoglobin quantifiziert werden, die beruhend auf dem Gesamtwert des Wellenlängenbereichs R0 quantifiziert ist.
Die charakteristischer Betrag-Beschaffungseinheit 510 umfasst eine Hämoglobinmengenberechnungseinheit 510a, die die Menge an Hämoglobin (ersten charakteristischen Betrag) in dem biologischen Gewebe T beruhend auf einem nachstehend beschriebenen ersten Verhältnis berechnet und beschafft, das für eine Änderung der Menge an Hämoglobin in dem biologischen Gewebes T empfindlich ist, und eine Sauerstoffsättigungsberechnungseinheit 510b, die die Sauerstoffsättigung (zweiten charakteristischen Betrag) des Hämoglobins in dem biologischen Gewebe T beruhend auf der berechneten Menge an Hämoglobin (dem ersten charakteristischen Betrag) und einem nachstehend beschriebenen zweiten Verhältnis berechnet und erfasst, das für eine Änderung der Sauerstoffsättigung des Hämoglobins empfindlich ist. Das erste Verhältnis und das zweite Verhältnis, das für eine Änderung der Menge an Hämoglobin oder eine Änderung der Sauerstoffsättigung empfindlich ist, bedeutet, dass das erste Verhältnis und das zweite Verhältnis sich bezüglich der Änderung der Menge an Hämoglobin oder der Änderung der Sauerstoffsättigung ändern.
Aufgrund der Tatsache, dass der Wert der Luminanzkomponente der Farbbilddaten des mit dem breiten Licht (dem Licht im Wellenlängenbereich R0, das durch das optische Filter 415 geht) beleuchteten biologischen Gewebes T dem Gesamtwert der Lichtabsorptionsgrade in dem vorstehend beschriebenen Wellenlängenbereich R0 entspricht, berechnet die Hämoglobinmengenberechnungseinheit 510a der charakteristischer Betrag-Beschaffungseinheit 510 die Menge an Hämoglobin beruhend auf der Luminanzkomponente der Farbbilddaten in dem Wellenlängenbereich R0. Die Luminanzkomponente kann hier durch Multiplizieren eines vorbestimmten Koeffizienten mit der R-Komponente der Farbbilddaten, Multiplizieren eines vorbestimmten Koeffizienten mit der G-Komponente der Farbbilddaten, Multiplizieren eines vorbestimmten Koeffizienten mit dem Wert der B-Komponente der Farbbilddaten und Zusammenaddieren der Multiplikationsergebnisse berechnet werden.
Die Hämoglobinmengenberechnungseinheit 510a der charakteristischer Betrag-Beschaffungseinheit 510 berechnet insbesondere die Menge an Hämoglobin beruhend auf einem Verhältnis Breit(Yh)/WL(R) oder Breit(Yh)/{WL(R)+WL(G)} (ersten Verhältnis), das durch Teilen der Luminanzkomponente Breit(Yh) der Farbbilddaten (zweiten Farbbilddaten) des biologischen Gewebes T, bei dem das breite Licht (zweite Licht) als Beleuchtungslicht IL verwendet wird, durch eine R-Komponente WL(R) oder eine Gesamtkomponente WL(R)+WL(G) der R-Komponente WL(R) und einer G-Komponente WL(G) der Farbbilddaten (ersten Farbbilddaten) des biologischen Gewebes T, bei dem das weiße Licht WL (erste Licht) als Beleuchtungslicht IL verwendet wird. Das Verhältnis Breit(Yh)/WL(R) oder Breit(Yh)/{WL(R)+WL(G)}, das durch Teilen der Luminanzkomponente Breit(Yh) durch WL(R) oder {WL(R)+WL(G)} erhalten wird, wird bei der Berechnung der Menge an Hämoglobin zum Beseitigen von Änderungen der spektralen Eigenschaft des biologischen Gewebes T gemäß dem Grad verwendet, mit dem das Beleuchtungslicht IL durch die Oberfläche des biologischen Gewebes T gestreut wird. Insbesondere wird das Reflexionsspektrum von biologischem Gewebe T der Innenwand eines Verdauungsorgans oder dergleichen leicht durch die Wellenlängeneigenschaft der Diffusion des Beleuchtungslichts durch das biologische Gewebe T zusätzlich zu der Wellenlängeneigenschaft (insbesondere der Absorptionsspektrumeigenschaft des oxidierten Hämoglobins und des reduzierten Hämoglobins) der Absorption durch die das biologische Gewebe T bildenden Komponenten beeinflusst. Die R-Komponente WL(R) oder die Gesamtkomponente WL(R)+WL(G) der R-Komponente und der G-Komponente der Farbbilddaten (ersten Farbbilddaten) des biologischen Gewebes T, bei dem das weiße Licht WL (erste Licht) als Beleuchtungslicht IL verwendet wird, wird nicht durch die Menge an Hämoglobin und die Sauerstoffsättigung Sat beeinflusst und gibt den Grad der Diffusion des Beleuchtungslichts IL durch das biologische Gewebe T an. Zum Beseitigen des Einflusses der Diffusion der Beleuchtung IL durch das biologische Gewebe T aus dem Reflexionsspektrum des biologischen Gewebes T wird der Wellenlängenbereich des weißen Lichts WL (Referenzlichts) daher vorzugsweise derart eingestellt, dass eine Komponente der ersten Farbbilddaten einen Wellenlängenbereich enthält, der nicht für Änderungen der Menge an Hämoglobin in dem biologischen Gewebe T empfindlich ist. Zusätzlich wird der Wellenlängenbereich des weißen Lichts WL (Referenzlichts) vorzugsweise derart eingestellt, dass eine Komponente der ersten Farbbilddaten einen Wellenlängenbereich enthält, der für die Änderung der Sauerstoffsättigung nicht empfindlich ist.
Bei einem Ausführungsbeispiel wird eine Referenztabelle, die die Korrelation zwischen Informationen des vorstehend beschriebenen ersten Verhältnisses und der Menge an Hämoglobin in dem biologischen Gewebe mit einer bekannten Menge an Hämoglobin angibt, vorab im Speicher 512 gespeichert, und die Hämoglobinmengenberechnungseinheit 510a der charakteristischer Betrag-Beschaffungseinheit 510 verwendet die Referenztabelle zur Berechnung der Menge an Hämoglobin in den durch Abbilden des biologischen Gewebes T erhaltenen Farbbilddaten beruhend auf dem vorstehend beschriebenen ersten Verhältnis.
Bei der Berechnung der Menge an Hämoglobin eines Ausführungsbeispiels wird vorzugsweise als das erste Verhältnis ein Verhältnis Breit(Yh)/WL(R) oder Breit(Yh)/{WL(R)+WL(G)} der Luminanzkomponente Breit(Yh) der Farbbilddaten (zweiten Farbbilddaten) des biologischen Gewebes T, bei dem das breite Licht (zweite Licht) als Beleuchtung IL verwendet wird, und der R-Komponente WL(R) oder der Gesamtkomponenten WL(R)+WL(G) der R-Komponente und der G-Komponente der Farbbilddaten (ersten Farbbilddaten) des biologischen Gewebes T, bei dem das weiße Licht WL (erste Licht) als Beleuchtung IL verwendet wird, verwendet, jedoch wird bevorzugt auch die G-Komponente Breit(G) anstelle der Luminanzkomponente Breit(Yh) der Farbbilddaten (zweiten Farbbilddaten) des biologischen Gewebes T verwendet, bei dem das breite Licht (zweite Licht) als Beleuchtung IL verwendet wird.
Aufgrund der Tatsache, dass der Gesamtwert des Lichtabsorptionsgrads im Wellenlängenbereich R2 zusammen mit einer Erhöhung der Sauerstoffsättigung Sat fällt, und dass der Gesamtwert des Lichtabsorptionsgrads im Wellenlängenbereich R0 sich gemäß der Menge an Hämoglobin ändert, aber ungeachtet Änderungen der Sauerstoffsättigung Sat konstant bleibt, berechnet die Sauerstoffsättigungsberechnungseinheit 510b der charakteristischer Betrag-Beschaffungseinheit 510 ferner, wie vorstehend beschrieben, die Sauerstoffsättigung beruhend auf dem nachstehend bestimmten zweiten Verhältnis. Das heißt, die Sauerstoffsättigungsberechnungseinheit 510b der charakteristischer Betrag-Beschaffungseinheit 510 berechnet als zweites Verhältnis ein Verhältnis Eng(Yh)/Breit(Yh) der Luminanzkomponente Eng(Yh) der Farbbilddaten (dritten Farbbilddaten) des biologischen Gewebes, das mit dem engen Licht beleuchtet wird, das das Licht in dem Wellenlängenbereich R2 ist, das durch das optische Filter 416 geht, und der Luminanzkomponente Breit(Yh) der Farbbilddaten (zweiten Farbbilddaten) des mit dem breiten Licht (dem Licht in dem Wellenlängenbereich R0, das durch das optische Filter 416 geht) beleuchteten biologischen Gewebes T. Andererseits wird eine Korrelation, die die Beziehung zwischen der Menge an Hämoglobin, dem unteren Grenzwert des zweiten Verhältnisses, bei dem die Sauerstoffsättigung Sat = 0% ist, und dem oberen Grenzwert des zweiten Verhältnisses Eng(Yh)/Breit(Yh) angibt, bei dem die Sauerstoffsättigung Sat = 100% ist, aus einer bekannten Probe erhalten und vorab im Speicher 512 gespeichert. Die Sauerstoffsättigungsberechnungseinheit 510b der charakteristischer Betrag-Beschaffungseinheit 510 erhält den unteren Grenzwert und den oberen Grenzwert des zweiten Verhältnisses unter Verwendung der vorstehend beschriebenen Korrelation und des Berechnungsergebnisses der Menge an Hämoglobin, das aus den durch Abbilden des biologischen Gewebes T erzeugten Farbbilddaten erhalten wird. Die Sauerstoffsättigungsberechnungseinehti 510b berechnet ferner die Position in dem Bereich zwischen dem oberen Grenzwert und dem unteren Grenzwert, bei dem sich der Wert des zweiten Verhältnisses Eng(Yh)/Breit(Yh) des abgebildeten biologischen Gewebes T befindet, unter Verwendung der Tatsache, dass sich die Sauerstoffsättigung Sat gemäß dem zweiten Verhältnis zwischen dem erhaltenen unteren Grenzwert und dem oberen Grenzwert linear ändert. Auf diese Weise berechnet die Sauerstoffsättigungsberechnungseinheit 510b der charakteristischer Betrag-Beschaffungseinheit 510 die Sauerstoffsättigung Sat.
Eine Referenztabelle, die die Menge an Hämoglobin und die Korrelation zwischen dem Wert des zweiten Verhältnisses und der Sauerstoffsättigung Sat des Hämoglobins angibt, wird gemäß einem Ausführungsbeispiel auch anhand einer bekannten Probe erhalten und vorab im Speicher 512 gespeichert, und die Sauerstoffsättigung Sat des Hämoglobins kann auch beruhend auf dem berechneten zweiten Verhältnis durch Bezugnahme auf die Referenztabelle berechnet werden.
Bei einem Ausführungsbeispiel wird das zweite Verhältnis als Verhältnis zwischen der Luminanzkomponente Eng(Yh) der Farbbilddaten (dritten Farbbilddaten) des biologischen Gewebes T, das mit dem engen Licht beleuchtet wird, und der Luminanzkomponente Breit(Yh) der Farbbilddaten (zweiten Farbbilddaten) des mit dem breiten Licht beleuchteten biologischen Gewebes T verwendet, es ist aber auch möglich, das Verhältnis zwischen der G-Komponente Eng(G) der Farbbilddaten (dritten Farbbilddaten) des mit dem engen Licht beleuchteten biologischen Gewebes T und der G-Komponente Breit(G) der Farbbilddaten (zweiten Farbbilddaten) des mit dem breiten Licht beleuchteten biologischen Gewebes T zu verwenden.
Bei einem Ausführungsbeispiel wird zur Berechnung des zweiten Verhältnisses auch das enge Licht in dem Wellenlängenbereich R2 zum Beleuchten des biologischen Gewebes T verwendet, es gibt aber keine Beschränkung auf das enge Licht. Beispielsweise ist es auch möglich, Licht zu verwenden, dessen Wellenlängenbereich der Wellenlängenbereich R1 oder der Wellenlängenbereich R2 ist, mit der Absicht, den Wellenlängenbereich R1 oder den Wellenlängenbereich R2 zu verwenden, in dem sich der Gesamtwert des Lichtabsorptionsgrads hinsichtlich einer Änderung der Sauerstoffsättigung Sat ändert. In diesem Fall wird die Filtereigenschaft des optischen Filters 416 vorzugsweise auf den Wellenlängenbereich R1 oder den Wellenlängenbereich R2 eingestellt.
Zur genauen Berechnung der Sauerstoffsättigung Sat ist es bei einem Ausführungsbeispiel also wünschenswert, dass der Wellenlängenbereich des engen Lichts (dritten Lichts) in dem Wellenlängenbereich des breiten Lichts (zweiten Lichts) enthalten ist. Hinsichtlich der Tatsache, dass die Sauerstoffsättigung Sat genau berechnet werden kann, wird der Wellenlängenbereich des breiten Lichts (zweiten Lichts) vorzugsweise auch derart eingestellt, dass eine Komponente der zweiten Farbbilddaten, wie die Luminanzkomponente oder G-Komponente, den Wellenlängenbereich R0 enthält, der für eine Änderung der Menge an Hämoglobin empfindlich ist, aber für eine Änderung der Sauerstoffsättigung nicht empfindlich ist. Hinsichtlich der Tatsache, dass die Sauerstoffsättigung Sat genau berechnet werden kann, wird der Wellenlängenbereich des engen Lichts (dritten Lichts) derart eingestellt, dass eine Komponente der dritten Farbdaten, wie die Luminanzkomponente oder die G-Komponente, den Wellenlängenbereich R2 enthält, der für eine Änderung der Sauerstoffsättigung Sat des biologischen Gewebes T empfindlich ist.
Auch in Anbetracht der Tatsache, dass der Einfluss der spektralen Eigenschaft des diffusen Lichts auf das biologische Gewebe T aufgehoben werden kann, wird der Wellenlängenbereich des weißen Lichts WL (ersten Lichts) vorzugsweise derart eingestellt, dass eine Komponente der ersten Farbbilddaten einen Wellenlängenbereich enthält, der für eine Änderung der Menge an Hämoglobin des biologischen Gewebes T nicht empfindlich ist.
Ferner ist es wünschenswert, dass das vorstehend beschriebene breite Licht (zweite Licht) gefiltertes weißes Licht WL (erstes Licht) ist, das dadurch erhalten wird, dass dem ersten Wellenlängenbereich in der Region von 500 nm bis 600 nm, beispielsweise dem Wellenlängenbereich zwischen dem isosbestischen Punkt E1 und dem isosbestischen Punkt E4, in dem Wellenlängenbereich des weißen Lichts WL (ersten Lichts) das Durchlaufen eines optischen Filters erlaubt wird, und das enge Licht (dritte Licht) gefiltertes Licht des weißen Lichts WL (ersten Lichts) ist, das dadurch erhalten wird, dass einem zweiten Wellenlängenbereich, der enger als der erste Wellenlängenbereich in dem Bereich des ersten Wellenlängenbereichs ist, wie dem Wellenlängenbereich zwischen dem isosbestischen Punkt E2 und dem isosbestischen Punkt E3, das Durchlaufen eines optischen Filters erlaubt wird. Der erste Wellenlängenbereich ist vorzugsweise ein Bereich in dem Bereich von 510 nm bis 590 nm. Der zweite Wellenlängenbereich ist beispielsweise vorzugsweise ein Bereich in dem Bereich von 510 nm bis 590 nm, noch besser ein Bereich in dem Bereich von 530 nm bis 580 nm.
Wenn der Lichtabsorptionsgrad des Hämoglobins zur Berechnung der Hämoglobinmenge und der Sauerstoffsättigung verwendet wird, wird auch bei dem vorstehend beschriebenen Ausführungsbeispiel das Licht im Wellenlängenbereich nahe 550 nm als Beleuchtungslicht verwendet, jedoch ist dies ein Beispiel. Bei dem Lichtabsorptionsgrad des Hämoglobins ist außerhalb des Wellenlängenbereichs nahe 550 nm eine große Absorptionsspitze bei 420 bis 450 nm vorhanden und enthält isosbestische Punkte. In der Umgebung der isosbestischen Punkte wechseln sich die Signalverläufe der Absorptionsspektren des oxidierten Hämoglobins und des reduzierten Hämoglobins ab. Aus diesem Grund ist es bei einem Ausführungsbeispiel vorzuziehen, dass die Hämoglobinmenge und die Sauerstoffsättigung unter Verwendung von Licht mit verschiedenen Wellenlängen oder Wellenlängenbereichen in dem Wellenlängenbereich von 400 bis 460 nm als Beleuchtungslicht berechnet werden. Auch in diesem Fall werden die Hämoglobinmenge und die Sauerstoffsättigung wie nachstehend beschrieben berechnet.
5 zeigt eine Darstellung eines Beispiels einer Beziehung zwischen einem ersten Verhältnis und einer Menge an Hämoglobin. Wenn das erste Verhältnis wie vorstehend beschrieben erhalten wird, nimmt die Hämoglobinmengenberechnungseinheit 510a der charakteristischer Betrag-Beschaffungseinheit 510 auf die Referenztabelle Bezug, die die in 5 gezeigte Beziehung zeigt, und erhält die Menge an Hämoglobin beruhend auf dem erhaltenen ersten Verhältnis. 5 gibt an, dass die Hämoglobinmenge H1 beruhend auf dem Wert des ersten Verhältnisses erhalten wird. Die numerischen Werte auf der horizontalen Achse und der vertikalen Achse von 5 sind der Einfachheit halber als Werte 0 bis 1024 bezeichnet.
6 zeigt eine Darstellung eines Beispiels einer Beziehung zwischen dem oberen Grenzwert und dem unteren Grenzwert des zweiten Verhältnisses und der Menge an Hämoglobin. Die numerischen Werte auf der horizontalen Achse und der vertikalen Achse von 6 sind der Einfachheit halber als Werte 0 bis 1024 bezeichnet.
Wenn das zweite Verhältnis wie vorstehend beschrieben erhalten wird, verwendet die Sauerstoffsättigungsmengenberechnungseinheit 510b der charakteristischer Betrag-Beschaffungseinheit 510 die in 6 gezeigte Korrelation zum Erhalten des oberen Grenzwerts und des unteren Grenzwerts des zweiten Verhältnisses in der erhaltenen Menge an Hämoglobin beruhend auf dem zweiten Verhältnis und der Menge an Hämoglobin, die durch die Hämoglobinmengenberechnungseinheit 510a erhalten wird. Der obere Grenzwert gibt an, dass die Sauerstoffsättigung Sat = 100% ist, und der untere Grenzwert gibt an, dass die Sauerstoffsättigung Sat = 0% ist. Durch Bestimmen der Position zwischen dem oberen Grenzwert und dem unteren Grenzwert, an der sich das erhaltene zweite Verhältnis befindet, erhält die Sauerstoffsättigungsmengenberechnungseinheit 510b den Wert der Sauerstoffsättigung Sat. Unter der Annahme, dass sich die Sauerstoffsättigung gemäß dem Wert des zweiten Verhältnisses zwischen 0 und 100% linear ändert, wird der Wert der Sauerstoffsättigung beruhend auf dem Wert des zweiten Verhältnisses berechnet. In 6 werden der obere Grenzwert Max (100%) und der untere Grenzwert Min (0%) erhalten, wenn der Wert des Hämoglobins H1 ist. Der Wert der Sauerstoffsättigung Sat wird beruhend auf dem oberen Grenzwert Max (100%), dem unteren Grenzwert Min (0%) und dem Wert Y des zweiten Verhältnisses erhalten.
Die auf diese Weise erhaltene Sauerstoffsättigung Sat wird für jedes Bildelement des Bildes des biologischen Gewebes T erhalten, und daher kann die Verteilung der Sauerstoffsättigung Sat auf dem Bild des biologischen Gewebes T als Sauerstoffsättigungsverteilungsbild gezeigt werden. Das Sauerstoffsättigungsverteilungsbild wird durch eine Gradation angegeben, bei der die Farbe der Bildelemente entsprechend der Werte der Sauerstoffsättigung Sat der Bildelemente verändert wird (beispielsweise von rot nach blau verändert wird).
Anzeige des Sauerstoffsättigungsverteilungsbildes
Wie vorstehend beschrieben, wird die Sauerstoffsättigung Sat des Hämoglobins in dem Endoskopsystem 1 beruhend auf einem Verhältnis (zweiten Verhältnis) berechnet, das aus den Komponenten von Farbbilddaten erhalten wird, die verschiedenen Lichtarten entsprechen, und durch Beleuchten und Abbilden des biologischen Gewebes T unter Verwendung der Vielzahl der Lichtarten erzeugt wurden, und daher ist das Sauerstoffsättigungsverteilungsbild, das eine Farbgradation zur Anzeige der Verteilung der Sauerstoffsättigung Sat entsprechend den Werten der Sauerstoffsättigung Sat verwendet, auch ein Bild, das eine Positionsverschiebung des Bildes des biologischen Gewebes T in den aufgenommenen Bildern widergibt.
Insbesondere wird die Berechnung der Sauerstoffsättigung Sat durch Berechnen der Menge an Hämoglobin beruhend auf dem ersten Verhältnis und Berechnen der Sauerstoffsättigung Sat beruhend auf dem zweiten Verhältnis und der Menge an Hämoglobin durchgeführt. Hier sind das erste Verhältnis und das zweite Verhältnis Verhältnisse von Komponenten von Farbbilddaten, die durch Abbilden des biologischen Gewebes T erzeugt werden, das mit dem weißen Licht WL, breiten Licht und engen Licht bei einem bestimmten Zeitintervall beleuchtet wird, die verschiedene Wellenlängenbereiche aufweisen. Es gibt Fälle, in denen sich das Bild des biologischen Gewebes T in diesen aufgenommenen Bildern aufgrund einer Bewegung des biologischen Gewebes, eines Kamerawackelns des Bildsensors und dergleichen zwischen verschiedenen Bildern verschiebt. Beispielsweise gibt es Fälle, in denen das dem weißen Licht WL entsprechende Bild des biologischen Gewebes T und das dem breiten Licht entsprechende Bild des biologischen Gewebes in einem Bild verschoben sind, Fälle, in denen das dem breiten Licht entsprechende Bild des biologischen Gewebes T und das dem engen Licht entsprechende Bild des biologischen Gewebes in einem Bild verschoben sind, und beispielsweise Fälle, in denen das dem weißen Licht WL entsprechende Bild des biologischen Gewebes T, das dem breiten Licht entsprechende Bild des biologischen Gewebes und das dem engen Licht entsprechende Bild des biologischen Gewebes in einem Bild untereinander verschoben sind.
Die 7(a) bis 7(c) zeigen Darstellungen einer Positionsverschiebung von biologischen Gewebebildern, die über ein Beleuchten mit verschiedenen Lichtarten aufgenommen werden. Die 7(a) bis 7(c) zeigen jeweils ein Bild 1 des biologischen Gewebes T, das aufgenommen wird, wenn es mit dem weißen Licht WL beleuchtet wird, ein Bild 2, das ein Bild des biologischen Gewebes T ist, das bei Beleuchtung mit dem breiten Licht aufgenommen wird, und das von dem ersten Bild verschoben ist, und ein Verteilungsbild 3 der Menge an Hämoglobin, das aus Bilddaten des Bildes 1 und des Bildes 2 erhalten wird.
Das Bild 2 ist in dem Bild relativ zu dem Bild 1 nach unten und nach links verschoben. Der Wert des aus den Bilddaten des Bildes 1 und des Bildes 2 erhaltenen ersten Verhältnisses ist an einer Position, die sich nicht auf das ursprüngliche Bild bezieht, aufgrund der Positionsverschiebung größer oder kleiner. Daher werden aufgrund der Positionsverschiebung Orte mit einer hohen Menge an Hämoglobin und Orte mit einer niedrigen Menge an Hämoglobin als Artefakte in dem Verteilungsbild der Menge an Hämoglobin erzeugt, das beruhend auf dem ersten Verhältnis erhalten wird, wie es in 7(c) gezeigt ist.
Die 8(a) bis 8(d) zeigen Darstellungen einer Positionsverschiebung von biologischen Gewebebildern, die über eine Beleuchtung mit verschiedenen Lichtarten aufgenommen werden. Die 8(a) bis 8(d) zeigen jeweils ein Bild 3 des biologischen Gewebes T, das bei Beleuchtung mit dem weißen Licht WL aufgenommen wird, ein Bild 4, das ein Bild des biologischen Gewebes T ist, das bei Beleuchtung mit dem breiten Licht aufgenommen wird, und das von dem Bild 3 verschoben ist, ein Bild 5, das ein Bild des biologischen Gewebes T ist, das bei Beleuchtung mit dem engen Licht aufgenommen wird, und das von dem Bild 3 und dem Bild 4 verschoben ist, und ein Verteilungsbild 6 der Menge an Hämoglobin, das aus den Bilddaten der Bilder 3 bis 5 erhalten wird.
Das Bild 4 ist von dem Bild 3 nicht verschoben, und daher werden durch eine Positionsverschiebung verursachte Artefakte in dem Verteilungsbild der Menge an Hämoglobin nicht erzeugt. Allerdings ist das Bild 5 in dem Bild relativ zu dem Bild 4 nach unten und nach links verschoben. Der Wert des zweiten Verhältnisses, das aus den Bilddaten des Bildes 4 und des Bildes 5 erhalten wird, ist an einer Position, die sich nicht auf das ursprüngliche Bild bezieht, aufgrund der Positionsverschiebung größer oder kleiner. Aus diesem Grund werden Orte mit einer hohen Sauerstoffsättigung (ausgefüllte schwarze Abschnitte) und Orte mit einer niedrigen Sauerstoffsättigung (weiße Abschnitte) in dem Hämoglobinsauerstoffsättigungsverteilungsbild (Sat-Verteilungsbild) als Artefakte erzeugt, das beruhend auf dem zweiten Verhältnis erhalten wird, und hat das Verteilungsbild der Menge an Hämoglobin keine Artefakte, wie es in 8(d) gezeigt ist.
9 zeigt eine Darstellung, die die Erzeugung von Sauerstoffsättigungs-Sat-Artefakten veranschaulicht, die aufgrund einer Bildpositionsverschiebung auftreten. Die numerischen Werte auf der horizontalen Achse und der vertikalen Achse von 9 sind der Einfachheit halber als Werte 0 bis 1024 angegeben. Es gibt Fälle, in denen selbst bei einem ursprünglichen Wert H1 der Menge an Hämoglobin ein kleinerer Wert H2 als der Wert H1 als Menge an Hämoglobin, wie es in 9 gezeigt ist, aufgrund des in 7(c) gezeigten Verteilungsbildes der Menge an Hämoglobin erhalten wird, das aufgrund einer Positionsverschiebung des Bildes 1 und des Bildes 2, wie in den 7(a) und 7(b) gezeigt, gebildet wird. Selbst wenn keine Positionsverschiebung zwischen dem Bild des biologischen Gewebes T, das bei seiner Beleuchtung mit dem breiten Licht aufgenommen wird, und dem Bild des biologischen Gewebes T, das bei seiner Beleuchtung mit engem Licht aufgenommen wird, vorhanden ist, fallen der obere Grenzwert und der untere Grenzwert des zweiten Verhältnisses von Maxi und Mini auf Max2 und Min2. Aus diesem Grund gibt es Fälle, in denen das zweite Verhältnis außerhalb des Bereichs zwischen dem oberen Grenzwert Max2 und dem unteren Grenzwert Min2, wie in 9 gezeigt, liegt, und es wird beispielsweise rot zur Anzeige verwendet, falls das zweite Verhältnis den oberen Grenzwert Max2 überschreitet, und blau für die Anzeige verwendet, wenn das zweite Verhältnis unter den unteren Grenzwert Min2 fällt. Aus diesem Grund gibt es Fälle, in denen Artefakte in dem Sauerstoffkonzentrationsverteilungsbild erscheinen, in dem der Wert der Sauerstoffsättigung Sat unter Verwendung verschiedener Farben angezeigt wird, wie es in 7(c) gezeigt ist.
Selbst wenn eine Korrekturverteilungsbild der Menge an Hämoglobin erhalten wird, da das Bild 3 und das Bild 4 nicht voneinander verschoben sind, wie es in den 8(a) bis 8(c) gezeigt ist, wird aufgrund der Tatsache, dass das Bild 4 und das Bild 5 voneinander verschoben sind, das zweite Verhältnis, das beruhend auf den Bilddaten des Bildes 4 und des Bildes 5 erhalten wird, aufgrund der Positionsverschiebung an manchen Orten groß und an manchen Orten klein sein. Selbst wenn der Wert der Menge an Hämoglobin der korrekte ursprüngliche Wert H1 ist, gibt es in diesem Fall Fälle, in denen das zweite Verhältnis außerhalb des Bereichs zwischen dem oberen Grenzwert Maxi und dem unteren Grenzwert Mini liegt, und beispielsweise wird rot zur Anzeige verwendet, wenn das zweite Verhältnis den oberen Grenzwert Maxi überschreitet, und blau für die Anzeige verwendet, wenn das zweite Verhältnis unter den unteren Grenzwert Mini fällt. Aus diesem Grund erscheinen rote oder blaue Artefakte in dem Sauerstoffkonzentrationsverteilungsbild, in dem der Wert der Sauerstoffsättigung Sat unter Verwendung verschiedener Farben angezeigt wird, wie es in 8(d) gezeigt ist.
Zur Unterdrückung der Erscheinung derartiger Artefakte wird bei einem Ausführungsbeispiel die Lichtdurchlässigkeit für Bildelemente in dem Sauerstoffsättigungsverteilungsbild angepasst, für die der Wert des zweiten Verhältnisses außerhalb eines erlaubten Bereichs für das zweite Verhältnis liegt, der gemäß der Menge an Hämoglobin bestimmt wird, d. h., außerhalb des Bereichs zwischen dem oberen Grenzwert und dem unteren Grenzwert. Die Bildanzeigesteuereinheit 514 steuert insbesondere die Bilddaten derart, dass das Sauerstoffsättigungsverteilungsbild auf dem Bild des biologischen Gewebes T überlagert angezeigt wird. Zu diesem Zeitpunkt passt die Bildanzeigesteuereinheit 514 die Lichtdurchlässigkeit für Bildelemente in dem Sauerstoffsättigungsverteilungsbild, für die der Wert des zweiten Verhältnisses außerhalb des erlaubten Bereichs für das zweite Verhältnis liegt, der gemäß der Menge an Hämoglobin bestimmt wird, d. h., außerhalb des Bereichs zwischen dem oberen Grenzwert und dem unteren Grenzwert liegt, an. Die Bildanzeigesteuereinheit 514 stellt insbesondere die Lichtdurchlässigkeit eines Bildelements, das außerhalb des erlaubten Bereichs für das zweite Verhältnis liegt, größer als die Lichtdurchlässigkeit eines Bildelements ein, das innerhalb des erlaubten Bereichs für das zweite Verhältnis liegt. Ein Bildelement beispielsweise, das ein zweites Verhältnis aufweist, das innerhalb des erlaubten Bereichs liegt, ist ein nicht lichtdurchlässiges Bildelement mit einer Lichtdurchlässigkeit von 0, und ein Bildelement mit einem zweiten Verhältnis, das außerhalb des erlaubten Bereichs liegt, wird als lichtdurchlässiges Bildelement eingestellt. Wie vorstehend beschrieben, beinhaltet der Ausdruck „lichtdurchlässiges Bildelement“ Bildelemente mit einer Lichtdurchlässigkeit, die größer als 0% und kleiner als oder gleich 100% ist. Bei dem vorstehenden Ausführungsbeispiel werden alle Bildelemente mit einem zweiten Verhältnis, das außerhalb des erlaubten Bereichs für das zweite Verhältnis liegt, als Bildelemente mit einer Lichtdurchlässigkeit von z. B. 100% eingestellt, die Anpassung kann aber auch derart durchgeführt werden, dass sich die Lichtdurchlässigkeit allmählich ändert, wie ein allmählicher Anstieg der Lichtdurchlässigkeit zusammen mit einer Erhöhung des Unterschieds zwischen dem Wert des zweiten Verhältnisses und dem oberen Grenzwert oder unteren Grenzwert des zweiten Verhältnisses.
10(a) zeigt eine Darstellung eines Beispiels einer Anpassung der Lichtdurchlässigkeit von Bildelementen bei einem Ausführungsbeispiel, und 10(b) veranschaulicht eine herkömmliche Bildelementgradationseinstellung.
Eine Region, die gemäß der Menge an Hämoglobin bestimmt wird, in der das zweite Verhältnis zwischen dem oberen Grenzwert und dem unteren Grenzwert liegt, wird als Gradationsregion GD betrachtet, in der die Farbe gemäß der Sauerstoffsättigung Sat geändert wird, und eine Region, in der das zweite Verhältnis den oberen Grenzwert überschreitet, und eine Region, in der das zweite Verhältnis unter den unteren Grenzwert fällt, werden als lichtdurchlässige Bildelementregionen TP1 und TP2 betrachtet. Bei einer herkömmlichen Gradation, wie in 10(b) gezeigt, sind Regionen, in denen das zweite Verhältnis außerhalb des Bereichs zwischen dem oberen Grenzwert und dem unteren Grenzwert liegt, auch Gradationsregionen GD, in denen rot und blau für die Anzeige verwendet werden.
Durch Einstellen von Bildelementen in dem Sauerstoffsättigungsverteilungsbild, die außerhalb des erlaubten Bereichs für das zweite Verhältnis liegen, als lichtdurchlässige Bildelemente kann das Bild des biologischen Gewebes T auf diese Weise durch derartige Bildelemente hindurch gesehen werden, wodurch die Anzeige eines Sauerstoffsättigungsverteilungsbildes ermöglicht wird, das das Hervortreten anormaler Werte und Artefakte, die durch eine Bildpositionsverschiebung verursacht werden, verhindert. Wenn der Bediener, der dieses Endoskopsystem verwendet, beurteilt, ob es einen bösartigen Tumorabschnitt gibt oder nicht, und dessen Ort beruhend auf einer Region mit einer geringen Sauerstoffsättigung in einer Körperöffnung bestimmt, kann die Wahrscheinlichkeit einer falschen Beurteilung und Bestimmung eines falschen Orts verringert werden.
Bei dem vorstehenden Ausführungsbeispiel werden drei Lichtarten mit verschiedenen Wellenlängenbereichen als Beleuchtung verwendet, wenn die Menge an Hämoglobin und die Sauerstoffsättigung Sat erhalten werden. Gemäß einem Ausführungsbeispiel ist aber auch vorzuziehen, dass zum Erhalten der Menge an Hämoglobin und der Sauerstoffsättigung Sat die Lichtquellenvorrichtung 400 Beleuchtungsarten emittiert, die erstes Licht, das eine Lichtkomponente in einem vierten Wellenlängenbereich und eine Lichtkomponente in einem fünften Wellenlängenbereich enthält, der von dem vierten Wellenlängenbereich verschieden ist, und drittes Licht in einem dritten Wellenlängenbereich enthält, der von dem vierten Wellenlängenbereich und dem fünften Wellenlängenbereich verschieden ist. In diesem Fall ist vorzuziehen, dass die Hämoglobinmengenberechnungseinheit 510a die Menge an Hämoglobin beruhend auf dem ersten Verhältnis berechnet, das aus dem Verhältnis der Komponente a und der Komponente b erhalten wird, die entsprechende Komponenten sind, die dem vierten Wellenlängenbereich und dem fünften Wellenlängenbereich entsprechen und aus den ersten Farbbilddaten, die erzeugt werden, wenn das erste Licht als Beleuchtung verwendet wird, extrahiert werden, und dass die Sauerstoffberechnungseinheit 510b das zweite Verhältnis beruhend auf einer der Komponente a und der Komponente b und einer Komponente (Komponente in dem dritten Wellenlängenbereich) von dritten Farbbilddaten erzeugt, die erzeugt werden, wenn das dritte Licht als Beleuchtung verwendet wird, und die Sauerstoffsättigung Sat des Hämoglobins beruhend auf dem zweiten Verhältnis und der Menge an Hämoglobin berechnet, die durch die Hämoglobinmengenberechnungseinheit 510a berechnet wird. Die entsprechenden Komponenten, die den Wellenlängenbereichen der zwei Lichtkomponenten entsprechen und aus den ersten Farbbilddaten extrahiert werden, können durch eine Matrixberechnung in der Bildverarbeitungseinheit 504 (Entsprechungskomponentenextraktionseinheit) in der in 1 gezeigten Verarbeitungseinrichtung 200 extrahiert werden.
Zu diesem Zeitpunkt enthält der fünfte Wellenlängenbereich gemäß einem Ausführungsbeispiel einen Wellenlängenbereich, gemäß dem die entsprechende Komponente, die dem fünften Wellenlängenbereich in den ersten Farbbilddaten entspricht, für eine Änderung der Menge an Hämoglobin in biologischem Gewebe empfindlich ist, aber für eine Änderung der Sauerstoffsättigung nicht empfindlich ist, und dies ist deshalb zu bevorzugen, um eine präzise Menge an Hämoglobin berechnen zu können.
Zu diesem Zeitpunkt enthält der dritte Wellenlängenbereich einen Wellenlängenbereich, gemäß dem eine Komponente der dritten Farbbilddaten für eine Änderung der Sauerstoffsättigung empfindlich ist, und dies ist deshalb zu bevorzugen, um eine präzise Sauerstoffsättigung berechnen zu können.
Das erste Licht enthält beispielsweise eine Lichtkomponente in dem vierten Wellenlängenbereich von 620 bis 670 nm (Rot-Komponente) und eine Lichtkomponente in dem fünften Wellenlängenbereich von 525 bis 582 nm (Grün-Komponente). Der dritte Wellenlängenbereich des zweiten Lichts beträgt 545 bis 570 nm. In diesem Fall kann das erste Verhältnis gemäß einem Ausführungsbeispiel, das ein Index zum Erhalten der Menge an Hämoglobin ist, das Verhältnis der entsprechenden Komponente, die der grünen Lichtkomponente (Komponente im Wellenlängenbereich von 525 bis 582 nm) entspricht, zu der Summe der entsprechenden Komponente, die der grünen Lichtkomponente (Komponente im Wellenlängenbereich von 525 bis 582 nm) entspricht, und der entsprechenden Komponente, die der roten Lichtkomponente (Komponente im Wellenlängenbereich von 620 bis 670 nm) entspricht, d. h., einer zusammengesetzten entsprechenden Komponente sein, und ferner kann das zweite Verhältnis, das ein Index zum Erhalten der Sauerstoffsättigung Sat ist, das Verhältnis der Komponente, die dem Wellenlängenbereich von 545 bis 570 nm in den dritten Farbbilddaten entspricht, zu der entsprechenden Komponente sein, die der grünen Lichtkomponente in den ersten Farbbilddaten entspricht (Komponente im Wellenlängenbereich von 525 bis 582 nm).
Gemäß einem Ausführungsbeispiel ist es auch möglich, die Menge an Hämoglobin und die Sauerstoffsättigung Sat unter Verwendung der Komponenten von Farbbilddaten, die unter Verwendung einer Lichtart als Beleuchtung erhalten werden, die drei Lichtkomponenten aufweist, anstelle von drei Lichtarten zu erhalten. In diesem Fall wird eine Lichtart als Beleuchtungslicht verwendet, und da die Konfiguration der Lichtquellenvorrichtung 400 daher vereinfacht ist und kein Bedürfnis zur Erzeugung einer Vielzahl von Stücken von Farbbilddaten besteht, ist die Konfiguration der Abschnitte der Verarbeitungseinrichtung 200 vereinfacht. Das Endoskop 100 führt ferner lediglich eine Bildaufnahme unter Verwendung einer einmal emittierten Beleuchtung durch, und daher gibt es keine anormalen Werte in dem Sauerstoffsättigungsverteilungsbild, die aufgrund einer Positionsverschiebung von Bildern des biologischen Gewebes auftreten, die auftritt, wenn eine Bildaufnahme, wie vorstehend beschrieben, viele Male durchgeführt wird. Allerdings gibt es Fälle, in denen die Farbbilddaten Rauschkomponenten enthalten, und Fälle, in denen ein Kamerawackeln in dem Bild des biologischen Gewebes auftritt, wenn eine Bildaufnahme einmal durchgeführt wird, und Artefakte können in dem Sauerstoffsättigungsverteilungsbild auftreten. Aus diesem Grund ist es vorzuziehen, dass für Bildelemente, für die der Wert des zweiten Verhältnisses außerhalb des erlaubten Bereichs für das zweite Verhältnis liegt, der gemäß der Menge an Hämoglobin bestimmt wird, die Bildanzeigesteuereinheit 514 die Lichtdurchlässigkeit anpasst, bei der diese Bildelemente dem Bild des biologischen Gewebes überlagert werden.
In diesem Fall berechnet die Hämoglobinmengenberechnungseinheit 510a die Menge an Hämoglobin beruhend auf dem ersten Verhältnis, das unter Verwendung einer entsprechenden Komponente erhalten wird, die den Wellenlängenbereichen von drei Farbkomponenten entsprechen, die aus den Farbbilddaten extrahiert werden, und die Sauerstoffsättigungsberechnungseinheit 510b berechnet die Sauerstoffsättigung des Hämoglobins beruhend auf dem zweiten Verhältnis, das unter Verwendung der extrahierten entsprechenden Komponenten erhalten wird, und der berechneten Menge an Hämoglobin oder dem ersten Verhältnis.
In diesem Fall ist es beispielsweise vorzuziehen, dass die Lichtkomponente (blaue Lichtkomponente) des Wellenlängenbereichs von 450 bis 500 nm, die Lichtkomponente (grüne Lichtkomponente) des Wellenlängenbereichs von 525 bis 582 nm und die Lichtkomponente (rote Lichtkomponente) des Wellenlängenbereichs von 620 bis 670 nm in der einen Lichtart enthalten sind. Die drei entsprechenden Komponenten der Farbbilddaten, die den vorstehend beschriebenen Wellenlängenbereichen entsprechen, können erhalten werden, weil die mit dieser Art Licht erhaltenen Farbbilddaten einer Matrixoperation durch die in 1 gezeigte Vorbildverarbeitungseinheit 504 unterzogen werden. In diesem Fall kann das erste Verhältnis gemäß einem Ausführungsbeispiel, das ein Index zum Erhalten der Menge an Hämoglobin ist, das Verhältnis der entsprechenden Komponente, die der grünen Lichtkomponente entspricht (Komponente im Wellenlängenbereich von 525 bis 582 nm) bezüglich der zusammengesetzten entsprechenden Komponente sein, die aus den drei entsprechenden Komponenten erhalten wird (beispielsweise einer entsprechenden Komponente mit einem Wert, der durch Auffinden eines gewichteten Mittels der Werte der drei entsprechenden Komponenten erhalten wird). Ferner kann das zweite Verhältnis, das ein Index zum Erhalten der Sauerstoffsättigung Sat ist, das Verhältnis der entsprechenden Komponente, die der blauen Lichtkomponente entspricht (Komponente im Wellenlängenbereich von 450 bis 500 nm) bezüglich der entsprechenden Komponente sein, die der grünen Lichtkomponente (Komponente im Wellenlängenbereich von 525 bis 582 nm) entspricht. Das heißt, die Lichtquellenvorrichtung 400 ist zum Emittieren von erstem Licht mit drei Lichtkomponenten mit verschiedenen Wellenlängenbereichen eingerichtet. Die Vorbildverarbeitungseinheit 504 (Entsprechungskomponentenextraktionseinheit) der Verarbeitungseinrichtung 200 extrahiert die entsprechende Komponente der ersten Farbbilddaten, die dem jeweiligen Wellenlängenbereich der Lichtkomponenten entspricht, aus den ersten Farbbilddaten, die auf diese Weise durch das elektronische Endoskop 100 erzeugt werden. Unter Verwendung der extrahierten entsprechenden Komponenten beschafft die charakteristischer Betrag-Beschaffungseinheit 510 die Menge an Hämoglobin und die Sauerstoffsättigung Sat als charakteristische Beträge des biologischen Gewebes.
Zur Durchführung einer sehr genauen Diagnose bei dem Endoskopsystem 1 ist es erforderlich, dass das die Verteilung der Sauerstoffsättigung Sat angebende Sauerstoffsättigungsverteilungsbild eine hohe Bildqualität aufweist. Aus diesem Grund umfasst das Sauerstoffsättigungsverteilungsbild vorzugsweise 1 Million Bildelemente oder mehr, besser 2 Millionen Bildelemente oder mehr, und noch besser 8 Millionen Bildelemente oder mehr. Je größer die Anzahl an Bildelementen in dem verarbeiteten Bild aber ist, desto größer werden die Arithmetikschaltung der Verarbeitungseinrichtung 200 und auch der Verarbeitungsaufwand. Insbesondere bei einer großen Anzahl an Bildelementen (hohen Bildqualität) von 1 Million Bildelementen oder mehr fällt die vorstehend beschriebene Tendenz auf. Bei dem vorstehend beschriebenen Ausführungsbeispiel werden eine Referenztabelle, in der die Menge an Hämoglobin, die Sauerstoffsättigung Sat und die Farbbilddaten assoziiert sind, und Informationen über die Korrelation vorab erhalten, und die Menge an Hämoglobin und die Sauerstoffsättigung Sat werden unter Verwendung der Referenztabelle und der Korrelation berechnet, und so können die Menge an Hämoglobin und die Sauerstoffsättigung Sat bei dem vorstehend beschriebenen Ausführungsbeispiel verglichen mit dem Fall effektiv berechnet werden, bei dem die Menge an Hämoglobin und die Sauerstoffsättigung jedes Mal dann berechnet werden, wenn die Farbbilddaten beschafft werden, ohne die Referenztabelle und die Korrelation anzuwenden. Die Arithmetikschaltung der Verarbeitungseinrichtung 200 kann daher kleiner ausgestaltet werden, und somit kann eine Verarbeitungseinrichtung 200 mit geringen Kosten, geringer Hitzeentwicklung und geringem Energieverbrauch bereitgestellt werden, selbst wenn ein Bild mit hoher Bildqualität zu erzeugen ist.
Obwohl vorstehend ein Ausführungsbeispiel beschrieben wurde, ist die vorliegende Erfindung nicht auf die vorstehend beschriebene Konfiguration beschränkt, und es sind verschiedene Abwandlungen innerhalb des Bereichs der technischen Idee der vorliegenden Erfindung möglich.
Bezugszeichenliste

1: Endoskopsystem
100: Elektronisches Endoskop
110: Einführschlauch
111: Vorderer Einführschlauchendabschnitt
121: Objektlinsengruppe
131: Lichtführung
131a: Vorderer Endabschnitt
131b: Basisendabschnitt
132: Linse
141: Bildsensor
141a: Farbfilter
142: Kabel
200: Verarbeitungseinrichtung
300: Anzeigeeinrichtung
400: Lichtquelleneinheit
410: Rotationsfilter
420: Filtersteuereinheit
430: Lichtquellenlampe
440: Lichtkondensatorlinse
450: Lichtkondensatorlinse
500: Lichtverarbeitungseinheit
502: A/D-Umwandlungsschaltung
504: Vorbildverarbeitungseinheit
506: Bildspeichereinheit
508: Nachbildverarbeitungseinheit
510: Charakteristischer Betrag-Beschaffungseinheit
512: Speicher
514: Bildanzeigesteuereinheit
516: Steuereinrichtung

ZITATE ENTHALTEN IN DER BESCHREIBUNG
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Zitierte Patentliteratur

JP 2013240401 A [0004]

Claims

Endoskopsystem mit: einer Lichtquellenvorrichtung zum Emittieren von zumindest zwei Lichtarten mit verschiedenen Wellenlängenbereichen, einem Endoskop mit einer Abbildungseinheit, die einen Bildsensor enthält, zur Erzeugung einer Vielzahl von Stücken von Farbbilddaten von Bildern von biologischem Gewebe, die den zumindest zwei Lichtarten entsprechen, durch Abbilden des mit den zumindest zwei Lichtarten beleuchteten biologischen Gewebes; einer Verarbeitungseinrichtung mit einer charakteristischer Betrag-Beschaffungseinheit zur Berechnung einer Menge an Hämoglobin in dem biologischen Gewebe und einer Sauerstoffsättigung des Hämoglobins unter Verwendung einer Komponente der Farbbilddaten und zur Erzeugung eines Sauerstoffsättigungsverteilungsbildes, das eine Verteilung der Sauerstoffsättigung zeigt, und einer Bildanzeigesteuereinheit zur Steuerung eines Anzeigemodus des Sauerstoffsättigungsverteilungsbildes, und einer Anzeigeeinrichtung zur Anzeige des Sauerstoffsättigungsverteilungsbildes überlagert auf einem Bild des biologischen Gewebes, das durch die Abbildungseinheit aufgenommen wird, wobei die charakteristischer Betrag-Beschaffungseinheit eine Hämoglobinmengenberechnungseinheit zur Berechnung der Menge an Hämoglobin beruhend auf einem ersten Verhältnis, das unter Verwendung einer Komponente der Farbbilddaten erhalten wird, und eine Sauerstoffsättigungsberechnungseinheit zur Berechnung einer Sauerstoffsättigung des Hämoglobins beruhend auf der Menge an Hämoglobin und einem zweiten Verhältnis enthält, das unter Verwendung einer Komponente der Farbbilddaten erhalten wird, und die Bildanzeigesteuereinheit für ein Bildelement, bei dem der Wert des zweiten Verhältnisses außerhalb eines erlaubten Bereichs für das zweite Verhältnis liegt, der gemäß der Menge an Hämoglobin bestimmt wird, zur Anpassung einer Lichtdurchlässigkeit des Bildelements eingerichtet ist, das dem Bild des biologischen Gewebes zu überlagern ist.
Endoskopsystem nach Anspruch 1, wobei die Lichtquellenvorrichtung zum Emittieren von zumindest drei oder mehr Lichtarten eingerichtet ist, die erstes Licht in einem ersten Wellenlängenbereich, zweites Licht in einem zweiten Wellenlängenbereich, der von dem ersten Wellenlängenbereich verschieden ist, und drittes Licht in einem dritten Wellenlängenbereich enthalten, der von dem ersten Wellenlängenbereich und dem zweiten Wellenlängenbereich verschieden ist, die Abbildungseinheit zur Erzeugung von dem ersten Licht entsprechenden ersten Farbbilddaten, dem zweiten Licht entsprechenden zweiten Farbbilddaten und dem dritten Licht entsprechenden dritten Farbbilddaten durch Abbilden von mit dem ersten Licht, dem zweiten Licht und dem dritten Licht beleuchtetem biologischem Gewebe eingerichtet ist, das erste Verhältnis ein Verhältnis zwischen einer Komponente der ersten Farbbilddaten und einer Komponente der zweiten Farbbilddaten ist, und das zweite Verhältnis ein Verhältnis zwischen einer Komponente der zweiten Farbbilddaten und einer Komponente der dritten Farbbilddaten ist.
Endoskopsystem nach Anspruch 2, wobei der erste Wellenlängenbereich breiter als der zweite Wellenlängenbereich und der dritte Wellenlängenbereich ist, und der zweite Wellenlängenbereich breiter als der dritte Wellenlängenbereich ist, und der erste Wellenlängenbereich einen Wellenlängenbereich enthält, gemäß dem eine Komponente der ersten Farbbilddaten für eine Änderung der Menge an Hämoglobin des biologischen Gewebes nicht empfindlich ist.
Endoskopsystem nach Anspruch 2 oder 3, wobei der zweite Wellenlängenbereich einen Wellenlängenbereich enthält, gemäß dem eine Komponente der zweiten Farbbilddaten für eine Änderung der Menge an Hämoglobin des biologischen Gewebes empfindlich ist, aber für eine Änderung der Sauerstoffsättigung nicht empfindlich ist.
Endoskopsystem nach einem der Ansprüche 2 bis 4, wobei das erste Verhältnis ein Verhältnis zwischen einer Luminanzkomponente der zweiten Farbbilddaten und einer R-Komponente der ersten Farbbilddaten oder einer Summe der R-Komponente und einer G-Komponente der ersten Farbbilddaten ist.
Endoskopsystem nach einem der Ansprüche 2 bis 5, wobei das zweite Verhältnis ein Verhältnis zwischen einer Luminanzkomponente der dritten Farbbilddaten und einer Luminanzkomponente der zweiten Farbbilddaten ist.
Endoskopsystem nach einem der Ansprüche 2 bis 6, wobei der zweite Wellenlängenbereich ein Bereich von 500 nm bis 600 nm ist, der dritte Wellenlängenbereich ein Wellenlängenbereich ist, der sich in dem zweiten Wellenlängenbereich befindet und enger als der zweite Wellenlängenbereich ist, und das zweite Licht gefiltertes Licht ist, das aus dem ersten Licht erhalten wird, indem ein optisches Filter zum Durchlassen einer Lichtkomponente in dem zweiten Wellenlängenbereich verwendet wird, und das dritte Licht gefiltertes Licht ist, das aus dem ersten Licht erhalten wird, indem ein optisches Filter zum Durchlassen einer Lichtkomponente in dem dritten Wellenlängenbereich verwendet wird.
Endoskopsystem nach Anspruch 1, wobei die Lichtquellenvorrichtung zum Emittieren von erstem Licht, das eine Lichtkomponente in einem vierten Wellenlängenbereich und eine Lichtkomponente in einem fünften Wellenlängenbereich enthält, der vom vierten Wellenlängenbereich verschieden ist, und von drittem Licht in einem dritten Wellenlängenbereich eingerichtet ist, der von dem vierten Wellenlängenbereich und dem fünften Wellenlängenbereich verschieden ist, die Abbildungseinheit zur Erzeugung von dem ersten Licht entsprechenden ersten Farbbilddaten und von dem dritten Licht entsprechenden dritten Farbbilddaten durch Abbilden des mit dem erstens Licht und dem dritten Licht beleuchteten biologischen Gewebes eingerichtet ist, das erste Verhältnis ein Verhältnis ist, das aus einem Verhältnis zwischen entsprechenden Komponenten der ersten Farbbilddaten erhalten wird, die dem vierten Wellenlängenbereich und dem fünften Wellenlängenbereich in den ersten Farbbilddaten entsprechen, und das zweite Verhältnis ein Verhältnis zwischen einer der entsprechenden Komponenten und einer Komponente der dritten Farbbilddaten ist.
Endoskopsystem nach Anspruch 8, wobei der fünfte Wellenlängenbereich einen Wellenlängenbereich enthält, gemäß dem eine entsprechende Komponente aus den entsprechenden Komponenten, die dem fünften Wellenlängenbereich entspricht, für eine Änderung der Menge an Hämoglobin des biologischen Gewebes empfindlich ist, aber nicht für eine Änderung der Sauerstoffsättigung empfindlich ist.
Endoskopsystem nach einem der Ansprüche 2 bis 9, wobei der dritte Wellenlängenbereich einen Wellenlängenbereich enthält, gemäß dem eine Komponente der dritten Farbbilddaten für eine Änderung der Sauerstoffsättigung empfindlich ist.
Endoskopsystem mit: einer Lichtquellenvorrichtung zum Emittieren von Licht, das zumindest drei Lichtkomponenten mit verschiedenen Wellenlängenbereichen enthält, einem Endoskop mit einer Abbildungseinheit, die einen Bildsensor enthält, zur Erzeugung von Farbbilddaten durch Abbilden von mit dem Licht beleuchtetem biologischem Gewebe, einer Verarbeitungseinrichtung mit einer charakteristischer Betrag-Beschaffungseinheit zur Berechnung einer Menge an Hämoglobin und einer Sauerstoffsättigung des Hämoglobins in dem biologischen Gewebe unter Verwendung entsprechender Komponenten der Farbbilddaten, die den Wellenlängenbereichen der Lichtkomponenten entsprechen, und zur Erzeugung eines Sauerstoffsättigungsverteilungsbildes, das eine Verteilung der Sauerstoffsättigung zeigt, und einer Bildanzeigesteuereinheit zur Steuerung eines Anzeigemodus des Sauerstoffsättigungsverteilungsbildes, und einer Anzeigeeinrichtung zur Anzeige des Sauerstoffsättigungsverteilungsbildes überlagert auf einem Bild des durch die Abbildungseinheit aufgenommenen biologischen Gewebes, wobei die charakteristischer Betrag-Beschaffungseinheit eine Hämoglobinmengenberechnungseinheit, die die Menge an Hämoglobin beruhend auf einem ersten Verhältnis berechnet, das unter Verwendung der entsprechenden Komponenten erhalten wird, und eine Sauerstoffsättigungsberechnungseinheit enthält, die die Sauerstoffsättigung des Hämoglobins beruhend auf der Menge an Hämoglobin und einem zweiten Verhältnis berechnet, das unter Verwendung der entsprechenden Komponenten erhalten wird, und die Bildanzeigesteuereinheit für ein Bildelement, bei dem der Wert des zweiten Verhältnisses außerhalb eines erlaubten Bereichs für das zweite Verhältnis liegt, der gemäß der Menge an Hämoglobin bestimmt wird, eine Lichtdurchlässigkeit des Bildelements anpasst, das auf dem Bild des biologischen Gewebes zu überlagern ist.
Endoskopsystem nach einem der Ansprüche 1 bis 11, wobei die Bildanzeigesteuereinheit die Lichtdurchlässigkeit eines Bildelements mit einem zweiten Verhältnis, das außerhalb eines erlaubten Bereichs liegt, größer als die Lichtdurchlässigkeit eines Bildelements mit einem zweiten Verhältnis einstellt, das sich in dem erlaubten Bereich befindet.