專利名稱：內窺鏡系統(tǒng)及光源裝置的制作方法
技術領域：
本發(fā)明涉及一種用于對檢體內部進行觀察的內窺鏡系統(tǒng)及光源裝置。
背景技術：
在檢體內部的診斷中，廣泛使用由電子內窺鏡、光源裝置和處理器裝置構成的內窺鏡系統(tǒng)。在內窺鏡系統(tǒng)進行的檢體內部觀察時，除了使用寬波段的白光作為照明光的普通光觀察以外，也進行使用將波長窄帶化的窄波段光，強調顯示檢體內的血管等的特殊光觀察。另外，在血液中血紅蛋白的吸收光譜中，存在吸光系數(shù)隨著血液中的氧飽和度而變化的波段。也可以使用該波段的照明光，從圖像信號中提取血液中血紅蛋白的氧飽和度信息，將其圖像化。在日本專利2648494號中記載的內窺鏡系統(tǒng)中，通過使用具有吸光系數(shù)隨氧飽和度變化的波段的測量光，和具有吸光系數(shù)不隨氧飽和度變化(氧化血紅蛋白與還原血紅蛋白的吸光系數(shù)相同)的等吸收點的波段的參照光這兩種波段的光，求出二者的圖像信號差，從而獲取氧飽和度信息。并且，對應于氧飽和度的大小而分配不同的顏色，根據(jù)其分配的顏色，生成虛擬彩色的氧飽和度圖像，顯示在顯示器上。通過使用這種氧飽和度圖像，因為容易發(fā)現(xiàn)例如氧飽和度異常降低的癌腫，所以可以進行適當?shù)脑\斷。在日本專利2648494號中，測量光或參照光，通過利用濾光器對氙氣燈等白色光源發(fā)出的白光進行顏色分離而生成。作為該測量光的波段，氧化血紅蛋白與還原血紅蛋白的吸光系數(shù)差很大，而且，氧化血紅蛋白與還原血紅蛋白的吸收光譜不存在相交叉的等吸收點，另外，使用在其波段的整個范圍內，氧化血紅蛋白與還原血紅蛋白各自的吸光系數(shù)的大小關系不變的近紅外波段的光。通常，因為近紅外波段的光限制白光中特定波長的光，所以擔心光量不足，但實際上，因為具有大約600nm至大約700nm的較寬范圍的光譜，所以可以確保充足的光量。因此，可以提高氧飽和度的測量精度，同時確保圖像明亮度。另外，對于參照光，通過將其波段隔著等吸收點而擴大至其兩側(長波長側和短波長側)的區(qū)域(日本專利2648494號的第8圖及第8欄31行至49行)。雖然等吸收點波段較窄，但在等吸收點兩側，氧化血紅蛋白與還原血紅蛋白的大小關系相反。在日本專利2648494號中，通過利用這種特性，將參照光的波段擴大至包含等吸收點兩側的區(qū)域，從而使由各個區(qū)域的氧飽和度變化引起的吸光系數(shù)差抵銷，同時確保參照光的光量。日本專利2648494號中所示的氧飽和度測量光，因為具有近紅外范圍的波段，所以可深入至活體組織較深處。因此，在通過該氧飽和度測量光獲得的圖像信息中，與分布在活體組織表層的血管(表層血管)的氧飽和度相比，包含大量相關分布在活體組織中深層附近的血管(中深層血管)的氧飽和度的信息。因此，在獲取中深層血管的氧飽和度的情況下，使用近紅外波段的氧飽和度測量光是有效的，但在獲取表層血管的氧飽和度的情況下，近紅外波段的氧飽和度測量光并不適合。

因此，為了測量位于表層或中層的血管的氧飽和度信息，與近紅外波段相比，必須使用在活體組織中深入度較淺的藍色區(qū)域或綠色區(qū)域的測量光。但是，在藍色區(qū)域或綠色區(qū)域，氧化血紅蛋白的吸光系數(shù)與還原血紅蛋白的吸光系數(shù)的大小關系交替較多(參照圖6)。因此，在藍色區(qū)域或綠色區(qū)域，如果為了確保光量而包含等吸收點擴大波段，則氧化血紅蛋白的吸光系數(shù)與還原血紅蛋白的吸光系數(shù)的大小關系相互抵銷，使得氧化血紅蛋白與還原血紅蛋白的吸光系數(shù)差減小。如果如上所述吸光系數(shù)差減小，則氧飽和度的測量精度下降。對此，在日本專利2648494號中公示了對于上述參照光，通過擴大波段解決光量不足的對策，但并未公示對于藍色區(qū)域及綠色區(qū)域的測量光會發(fā)生光量不足的課題及其解決方案。另外，在日本專利2648494號的第2實施例中，如圖14所示，公示了下述技術方案，即:作為測量光用的光源，除了白色光源以外，使用可以實現(xiàn)波段較窄的窄波段光的大輸出化的激光光源等半導體光源，但是，使用半導體光源的方法存在導致制造成本增加或裝置結構復雜化的問題。

發(fā)明內容
本發(fā)明的目的在于提供一種內窺鏡系統(tǒng)及光源裝置，其不會導致制造成本增加或裝置結構復雜化，且可以針對有關表層血管或中層血管的氧飽和度，實現(xiàn)測量精度的提高，并且，提聞表不氧飽和度的圖像的明売度。為了實現(xiàn)上述目的，本發(fā)明的內窺鏡系統(tǒng)具有光源裝置、電子內窺鏡、處理器裝置。光源裝置具有發(fā)出白光的白色光源及可以自由進退地配置在白光的光路上的帶通濾光器，使白光中的多個窄波段光透過，這多個窄波段光的氧化血紅蛋白的吸光系數(shù)與還原血紅蛋白的吸光系數(shù)的大小關系相同。電子內窺鏡具有插入到檢體內的插入部和拍攝元件，上述拍攝元件拍攝由來自及光源裝置的光照明的檢體的觀察部位。處理器裝置具有血液信息計算單元，其根據(jù)在使用各個窄波段光的照明過程中由拍攝元件輸出的拍攝信息，求出血液中血紅蛋白的氧飽和度。多個窄波段光的波段分別優(yōu)選小于或等于600nm。優(yōu)選在多個窄波段光中至少包含I個波長為400nm左右的藍色區(qū)域的窄波段光。優(yōu)選在多個窄波段光中包含波段為473nm±10nm的窄波段光和波段為410nm±10nm的窄波段光。優(yōu)選在多個窄波段光中包含波段為445nm±10nm的窄波 段光和波段為555nm±10nm的窄波段光。處理器裝置優(yōu)選具有使氧飽和度圖像化的圖像生成單元。血液信息計算單元根據(jù)第I拍攝信息和第2拍攝信息，計算氧飽和度及血液量，上述第I拍攝信息由拍攝元件對應于多個窄波段光輸出，上述第2拍攝信息由拍攝元件對應于從白光顏色分離而生成的紅色區(qū)域的光輸出。紅色區(qū)域的光優(yōu)選具有590nm至700nm的波段。圖像生成單元優(yōu)選將氧飽和度和血液量二者的信息圖像化。圖像生成單元優(yōu)選使用色調對應于通過血液信息計算單元計算出的血液量及氧飽和度而變化的色表，生成反應血液量及氧飽和度信息的虛擬彩色圖像。血液信息計算單元具有:拍攝信息獲取部，其在第I及第2拍攝信息的基礎上，獲取具有與第I及第2拍攝信息不同的波長成分的第3拍攝信息；強度比計算部，其求出第I強度比和第2強度比，上述第I強度比表示第I拍攝信息的各像素的強度值與第3拍攝信息的各像素的強度值的比，上述第2強度比表示第2拍攝信息的各像素的強度值與第3拍攝信息的各像素的強度值的比；以及相關信息存儲部，其存儲氧飽和度與第I強度比及第2強度比的第I相關關系，和血液量與第2強度比的第2相關關系，優(yōu)選參照第2相關關系求出與第2強度比相對應的血液量，并且，參照第I相關關系求出與第I及第2強度比相對應的氧飽和度。光源裝置設有分色濾光器，其具有藍、綠、紅三種顏色或黃、品紅、青三種顏色的透光區(qū)域，將三種顏色的各個透光區(qū)域選擇性地插入白光的光路中，將白光分離成為三種顏色的光。僅在分色濾光器中三種顏色的透光區(qū)域中的特定區(qū)域被插入到白光光路中時，將帶通濾光器插入到白光光路中。電子內窺鏡優(yōu)選在檢體由來自帶通濾光器或分色濾光器依次射出的光照射時，用單色的拍攝元件對檢體進行拍攝。光源裝置通過交替地反復進行帶通濾光器向白光光路的插入和退避，而使白光與多個窄波段光交替地向電子內窺鏡射出。電子內窺鏡優(yōu)選在檢體由白光或多個窄波段光交替照射的期間內，用彩色拍攝元件對檢體進行拍攝。本發(fā)明的光源裝置的特征在于，具有:白色光源，其發(fā)出白光；以及帶通濾光器，其可自由插入/退避地配置在白光光路上，使白光中的多個窄波段光透過，這多個窄波段光在各波段中的氧化血紅蛋白的吸光系數(shù)與還原血紅蛋白的吸光系數(shù)的大小關系相同。發(fā)明的效果

根據(jù)本發(fā)明，帶通濾光器使白光中的多個窄波段光透過，這多個窄波段光的各波段中的氧化血紅蛋白的吸光系數(shù)與還原血紅蛋白的吸光系數(shù)的大小關系相同，因為使用這種帶通濾光器，所以不會導致內窺鏡系統(tǒng)的制造成本增加或裝置結構復雜化，對于表層血管或中層血管相關的氧飽和度，可以實現(xiàn)測量精度提高，并且，提高表示氧飽和度的圖像明亮度。


圖1是表示本發(fā)明的第I實施方式的電子內窺鏡系統(tǒng)的外觀圖。圖2是視野前端部的正視圖。圖3是表示第I實施方式的電子內窺鏡系統(tǒng)的電氣結構的框圖。圖4是旋轉濾光器的說明圖。圖5是表示旋轉濾光器的濾光器部及帶通濾光器的分光透過率與白光BB的光強分布的曲線。圖6是表示氧化、還原血紅蛋白的吸光系數(shù)與第I及第2窄波段光的關系的曲線。圖7是帶通濾光器的說明圖。圖8是普通觀察模式下的光源裝置的動作說明圖。圖9是活體功能信息觀察模式下的光源裝置的動作說明圖。圖1OA是說明普通觀察模式下的拍攝元件的拍攝動作的說明圖。圖1OB是說明活體功能信息觀察模式下的拍攝元件的拍攝動作的說明圖。圖11是功能圖像處理部的框圖。圖12是表示血液量與強度比R/G的相關關系的曲線。圖13是表示氧飽和度與強度比N/G、R/G的相關關系的曲線。圖14是用于說明在圖13的曲線中由強度比求出氧飽和度的方法的說明圖。
圖15是表示血液量圖像及氧飽和度圖像的生成順序的框圖。圖16是表示血液量與色差信號的關系的曲線。圖17是表示氧飽和度與色差信號的關系的曲線。圖18是并列顯示血液量圖像與氧飽和度圖像的顯示裝置的圖像圖。圖19是顯示血液量圖像與氧飽和度圖像中的任意一個的顯示裝置的圖像圖。圖20是表示內窺鏡系統(tǒng)的動作順序的流程圖。圖21是表示使用3個窄波段光的情況下的各個波段的說明圖。圖22是具有與第I實施方式不同的波段的2個窄波段光的說明圖。圖23是具有帶通濾光功能的旋轉濾光器的說明圖。圖24是表示旋轉濾光器的其他實施例的說明圖。圖25是第3實施方式的彩色拍攝元件的說明圖。圖26是第3實施方式的光源裝置的說明圖。圖27A是說明第3實施方式的普通觀察模式下的拍攝元件的拍攝動作的說明圖。圖27B是說明第3實施方式的活體功能信息觀察模式下的拍攝元件的拍攝動作的說明圖。 圖28是表示補色類的彩色濾光器的分光透過率與白光BB及窄波段光N的光強分布的曲線。
具體實施例方式如圖1所示，本發(fā)明的第I實施方式的內窺鏡系統(tǒng)10具有:電子內窺鏡11，其對檢體內的觀察部位進行拍攝；處理器裝置12，其根據(jù)通過拍攝獲得的信號，生成觀察部位的觀察圖像；光源裝置13，其供給對觀察部位進行照射的光；以及顯示器14，其顯示觀察圖像。處理器裝置12設有控制部15，該控制部15是鍵盤或鼠標等的操作輸入部。內窺鏡系統(tǒng)10具有在白光下對觀察部位進行觀察的普通觀察模式、以及獲取活體的功能信息的活體功能信息觀察模式這兩種動作模式?；铙w功能信息觀察模式使用特殊光獲取氧飽和度及血液量，作為存在于觀察部位處的血管相關的血管信息(血液信息)，并將其圖像化而進行觀察。電子內窺鏡11具有:可彎性的插入部16，其被插入檢體內；操作部17，其設置在插入部16的基端部分；以及通用電纜18，其將操作部17和處理器裝置12及光源裝置13之間連結。插入部16由從前端依次連續(xù)設置的前端部19、彎曲部20、可彎管部21構成。如圖2所示，在前端部19的前端面設置:照明窗22，其向觀察部位照射照明光；觀察窗23，其入射由觀察部位反射的影像光；送氣/送水噴嘴24，其為了清潔觀察窗23而進行送氣/送水；以及鉗子出口 25等，其使鉗子或電切刀之類的處置器械突出。在觀察窗23的內部，內置拍攝元件44 (參照圖3)或成像用的光學系統(tǒng)。彎曲部20由彼此相連的多個彎曲塊構成，通過操作操作部17的角形手柄26，在上下左右方向進行彎曲動作。通過彎曲部20彎曲，從而使前端部19的方向朝向希望的方向?？蓮澒懿?1具有可彎性，以可以插入食道或腸道等彎曲的管道中。在插入部16中插入通信電纜或光導部43，上述通信電纜傳送驅動拍攝元件44的驅動信號或拍攝元件44輸出的拍攝信號，上述光導部43將從光源裝置13供給的照明光向照明窗22引導(參照圖3)。在操作部17中，除了角形手柄26以外，還設有:用于插入處置器械的鉗子口 27 ；進行送氣/送水操作的送氣/送水按鈕；以及用于拍攝靜止圖像的快門按鈕等。在通用電纜18中插入從插入部16延伸設置的通信電纜或光導部43，在前端安裝連接器28。連接器28是由通信用連接器和光源用連接器構成的復合型連接器，分別在通信用連接器上配置通信電纜的一端，在光源用連接器上配置光導部43的一端。電子內窺鏡11經(jīng)由該連接器28可自由拆卸地與處理器裝置112及光源裝置13連接。電子內窺鏡11具有光導部43、拍攝元件44、模擬處理電路45(AFE =Analog FrontEnd)、拍攝控制部46。光導部43是大口徑光纖、光纖束等，在配置光導部43的入射端的連接器28與光源裝置13連接時，入射端與光源裝置13的光學積分棒37的出射端相對。在設置于電子內窺鏡11的前端部19的照明窗22內部，配置調整照明光的配光角度的照射透鏡48。從光源裝置13供給的光通過光導部43向照射透鏡48引導，從照明窗22向觀察部位照射。在觀察窗23的內部，配置物鏡光學系統(tǒng)51和拍攝元件44。由觀察部位反射的影像光，透過觀察窗23入射到物鏡光學系統(tǒng)51，通過物鏡光學系統(tǒng)51在拍攝元件44的拍攝面44a上成像。拍攝元件44由CXD圖像傳感器或CMOS圖像傳感器構成，具有光電二極管等構成像素的多個光電變換元件以矩陣狀排列的拍攝面44a。拍攝元件44對由拍攝面44a接受的光進行光電變換，在各像素中蓄積與各自的受光量相對應的信號電荷。信號電荷通過放大器變換為電壓信號而被讀取。電壓信號作為拍攝信號從拍攝元件44輸出。拍攝信號被傳送至AFE 45。如上所述，拍攝元件44是在拍攝面44a上未設置微型彩色濾光器的單色拍攝元件。AFE 45由相關雙采樣電路(⑶S)、自動增益控制電路(AGC)、及模擬/數(shù)字變換器(Α/D)(均省略圖示)構成。CDS對來`自拍攝元件44的拍攝信號實施相關雙采樣處理，去除由信號電荷復位引起的噪聲。AGC將通過⑶S去除噪聲后的拍攝信號放大。Α/D將通過AGC放大后的拍攝信號變換為具有與規(guī)定比特數(shù)相對應的灰度值的數(shù)字拍攝信號，輸入處理器裝置12。拍攝控制部46與處理器裝置12內的控制器56連接,與從控制器56輸入的基礎時鐘信號同步，向拍攝元件44輸入驅動信號。拍攝元件44根據(jù)來自拍攝控制部46的驅動信號，以規(guī)定的幀頻將拍攝信號輸出至AFE 45。處理器裝置12除了控制器56以外，還具有圖像處理部57、存儲部58、顯示控制電路59，控制器56對各個部分進行控制。圖像處理部57對從電子內窺鏡11輸出的拍攝信號，實施Y校正等圖像校正，生成圖像數(shù)據(jù)。存儲部58存儲由圖像處理部57生成的圖像數(shù)據(jù)。另外，圖像處理部57在普通觀察模式下生成普通觀察圖像，在活體功能信息觀察模式下，由活體功能信息圖像處理部60生成將血液量圖像化后的血液量圖像及將氧飽和度圖像化后的氧飽和度圖像。顯示控制電路59將由圖像處理部57生成的圖像變換為合成信號或分量信號等視頻信號，輸出至顯示器14。光源裝置13具有白色光源30和對其進行驅動控制的光源控制部32。光源控制部32進行光源裝置13的各部分的驅動開始、結束、驅動定時、同步定時等控制。
白色光源30為氙氣燈、鹵素燈、金屬鹵化物燈等，產(chǎn)生在從藍色區(qū)域直至紅色區(qū)域(約400至700nm)的較寬波段內光譜連續(xù)的寬波段的白光BB。白色光源30因為與在現(xiàn)有的大部分光源裝置中搭載的光源相同，所以可以直接使用現(xiàn)有光源裝置的部件。白色光源30由發(fā)出白光BB的燈30a，和使燈30a發(fā)出的寬波段的白光BB向出射方向反射的反射鏡30b構成。因為氙氣燈或鹵素燈等白色光源從點燈開始至光量穩(wěn)定需要時間，所以白色光源30在光源裝置13的電源接通時開始點燈，并在電子內窺鏡11的使用中始終點燈。另外，在白色光源30的光路上配置光圈33，白色光源30的光量控制通過調節(jié)光圈33的開度而進行。在白色光源30發(fā)出的白光BB的光路上，配置旋轉濾光器34。如圖4所示，旋轉濾光器34為圓板形狀，沿圓周方向分割為3部分，并在中心角為120°的扇形區(qū)域中設置分別使B、G、R光透過的B濾光器部34a、G濾光器部34b、R濾光器部34c這三種顏色的濾光器。旋轉濾光器34可自由旋轉地設置，以使得可以將B濾光器部34a、G濾光器部34b、R濾光器部34c選擇性地插入白光BB的光路中。電動機34d是用于使旋轉濾光器34旋轉的驅動源。如果旋轉濾光器34旋轉，則各顏色的B濾光器部34a、G濾光器部34b、R濾光器部34c被依次插入白光BB的光路中。B濾光器部34a、G濾光器部34b、R濾光器部34c分別具有圖5所不的分光透過率(表示B濾光器部34a的分光透過率的曲線標記為“B”，表示G濾光器部34b的分光透過率的曲線標記為“G”，表示R濾光器部34c的分光透過率的曲線標記為“R”)，通過使白光BB透過各個濾光器部34a至3·4c，從而被分離成為B、G、R三種顏色，生成B色光、G色光、R色光。光源裝置13在白光下對觀察部位進行觀察的普通觀察模式中，采用所謂面依次方式，即，將白色光源30的光利用旋轉過濾器34依次進行顏色分離而生成B、G、R這三種顏色的光，將生成的三種顏色的光依次向電子內窺鏡11供給。因為電子內窺鏡11的拍攝元件44 (參照圖3)是單色拍攝元件，所以構成拍攝面的各像素在白光的發(fā)光光譜的大致整個范圍具有靈敏度。拍攝元件44輸出與從光源裝置13依次供給的光相對應的顏色的拍攝信號。旋轉濾光器34的旋轉速度或各濾光器部34a、34b>34c的大小,對應于幀頻而確定。在白光BB的光路中，在旋轉過濾器34的下游側配置光圈33、聚光透鏡36、光學積分棒37。光圈33由遮光的光圈板或遮光板及使它們動作的致動器(未圖示)構成，通過遮擋白光BB的一部分光路而控制光量。光源控制部32從處理器裝置12接收拍攝元件44輸出的拍攝信號，根據(jù)拍攝信號求出拍攝元件44的拍攝面上的曝光量，確定光圈33的光圈量。光圈33對應于所確定的光圈量，調節(jié)光圈直徑或遮光板向光路的插入量，控制光量。聚光透鏡36對通過光圈33的光進行聚光，使其入射到光學積分棒37上。光學積分棒37通過使入射的光在內部多次反射，從而使面內光量分布均勻化，使光入射到與光源裝置13連接的電子內窺鏡11的光導部43的入射端面。在白光BB的光路上，在旋轉濾光器34和白色光源30之間配置帶通濾光器40，其從白光BB中分離藍色區(qū)域的一部分較窄波段的藍色窄波段光(以下簡稱為窄波段光)N。窄波段光N是用于測量氧飽和度的氧飽和度測量光。帶通濾光器40是多帶通濾光器，如圖5所示，具有下述透光特性:僅使波段被限制為470 ± IOnm優(yōu)選為473nm的第I窄波段光NI1、和波段被限制為410nm土 IOnm優(yōu)選為410nm的第2窄波段光N12這兩個不連續(xù)的波段透過，而不允許其他波段透過。在圖6所示的血紅蛋白的吸收光譜中，曲線70表示氧化血紅蛋白的吸光系數(shù)，曲線71表示還原血紅蛋白的吸光系數(shù)。在第I窄波段光Nll和第2窄波段光N12各自的波段處，氧化血紅蛋白與還原血紅蛋白的吸光系數(shù)均存在差值。在本例中，氧化血紅蛋白的吸光系數(shù)與還原血紅蛋白的吸光系數(shù)相比較大。因為第I窄波段光Nll和第2窄波段光N12，其氧化血紅蛋白與還原血紅蛋白的吸光系數(shù)的大小關系相同，所以對應于血液中的氧化血紅蛋白的比例即氧飽和度的變化，各個窄波段光NI1、NI 2的反射光量同樣地變化，即，一個下降另一個也下降，相反地，一個上升，另一個也上升。從血紅蛋白的吸收光譜可知，在藍色區(qū)域或綠色區(qū)域，與波長大于或等于600nm的紅外區(qū)域(包含近紅外區(qū)域)相比較，存在多個氧化血紅蛋白與還原血紅蛋白的吸光系數(shù)相交叉的等吸收點(各血紅蛋白的曲線7 O、71的交點)，相鄰的兩個等吸收點的間隔也較窄。因為以等吸收點為邊界，在短波長側和長波長側，各自的血紅蛋白的吸光系數(shù)的大小關系相反，所以相鄰的兩個等吸收點的間隔較窄，說明二者的吸光系數(shù)的大小關系不相反的區(qū)域較窄。因此，在藍色區(qū)域或綠色區(qū)域，如果擴大波段，則大小關系相反的兩個區(qū)域的信號會混合，使亮度值平均化，因此，無法獲得高精度的信息。因此，為了獲得精度較高的信息，必須使用較窄的窄波段光，其具有與相鄰的兩個等吸收點的間隔的寬度接近的波段，優(yōu)選具有收斂在相鄰的兩個等吸收點的間隔內的波段。由此，對于藍色區(qū)域或綠色區(qū)域的氧飽和度測量光，為了提高測量精度，必須減小波段以使其不包含等吸收點，從而容易導致光量不足。因此，在本發(fā)明中，作為各個第I窄波段光Nll和第2窄波段光N12的波段，選擇不連續(xù)的2個波段，具體地說，選擇氧化血紅蛋白與還原血紅蛋白的吸光系數(shù)的大小關系相同的2個波段。因為從白光中分離第I窄波段光Nll和第2窄波段光N12這2個窄波段光，將分離的2個窄波段光Nil、N12組合而成的窄波段光N作為氧飽和度測量光，所以與對I個波段進行顏色分離，獲得氧飽和度測量光的情況相比較，可以獲得較高的光量。因此，可以提高表層血管或中層血管的氧飽和度的測量精度。 如圖7所示，帶通濾光器40為扇形，由具有使圖5及圖6所示的第I窄波段光Nll和第2窄波段光N12透過的透光特性的濾光部件構成。具體地說，帶通濾光器40具有濾光部40a，其具有120°的中心角，且使各個窄波段光N11、N12透過，其余240°的部分被切除，成為使白光BB全部透過的透光部40b。作為濾光部40a，例如，可以使用“Semrock社”制造的雙帶通濾波器(2個波長)、三帶通濾波器(3個波長)、四帶通濾波器(4個波長)這種在不連續(xù)的多個波段具有透光性的多帶通濾光器(參照http://www.0pto-line.c0.1p/i p/sem/sem top.html)。帶通濾光器40可自由旋轉地設置，將濾光部40a和透光部40b選擇性地交替插入白光BB的光路中。電動機40c (參照圖3)是帶通濾光器40的驅動源，由光源控制部32控制。帶通濾光器40具有與旋轉濾光器34大致相同的半徑，旋轉軸一致。濾光部40a的中心角與旋轉濾光器34的B濾光部34a的中心角大致一致。透光部40b的中心角與G濾光部34b和R濾光部34c的合計中心角大致一致。此外，在本例中，通過切削而形成透光部40b，但也可以由使白光BB透過的透明板構成透光部40b。如圖8所示，在普通觀察模式下，帶通濾光器40使濾光部40a從白光BB的光路退避，在透光部40b插入光路中的狀態(tài)下停止。因為白色光源30始終點燈，所以在透光部40b插入白光BB的光路中的期間，白光BB透過透光部40b。在普通觀察模式下，白光BB始終透過透光部40b，入射到旋轉濾光器34。并且，對應于插入白光BB的光路中的B、G、R各個濾光部34a、34b、34c的種類，依次生成B色、G色、R色這三種顏色的光。 在活體功能信息觀察模式下，使用在窄波段光N上加上從白光BB顏色分離出的G色光及R色光這2種光，總計3種光。如圖9所示，在活體功能信息觀察模式下，帶通濾光器40以與旋轉濾光器34相同的速度旋轉，以使得濾光部40a與B濾光部34a的旋轉相位一致。在濾光部40a被插入到白光BB的光路的期間，白光BB入射到濾光部40a，濾光部40a僅使窄波段光N透過。濾光部40a因為與B濾光部34a的旋轉相位一致，所以透過濾光部40a的窄波段光N入射到B濾光部34a。窄波段光N如圖5所示，因為具有在透過B濾光部34a的波段中包含的藍色區(qū)域的波段，所以透過B濾光部34a，并通過聚光透鏡36及光學積分棒37而向電子內窺鏡11供給。另一方面，在透光部40b被插入白光BB的光路中，濾光部40a從光路退避的期間，白光BB依次透過G濾光部34b、R濾光部34c，生成G色光及R色光。G色光及R色光依次通過聚光透鏡36及光學積分棒37而向電子內窺鏡11供給。由此，電子內窺鏡11從拍攝元件44依次輸出與3種光相對應的拍攝信號。另外，在普通觀察模式及活體功能信息觀察模式下，通過拍攝控制部46按照下述方式進行拍攝控制。通過該拍攝控制，拍攝元件44在I幀的期間，進行蓄積信號電荷的蓄積動作，及讀取蓄積的信號電荷的讀取動作。在普通觀察模式下，如圖1OA所示，對于每I幀，依次拍攝B、G、R三種顏色影像光，蓄積信號電荷，根據(jù)該蓄積的信號電荷，依次輸出拍攝信號B、G、R。上述動作在設定為普通觀察模式期間反復進行。另一方面，在活體功能信息觀察模式下，如圖1OB所示，在每一幀依次拍攝窄波段光N、G色光、R色光這3種光的影像光，蓄積信號電荷，根據(jù)該蓄積的信號電荷依次輸出拍攝信號N、G、R0上述動作在設定為活體功能信息觀察模式的期內反復進行。如圖11所示，活體功能圖像處理部60具有:強度比計算部64、相關關系存儲部65、血液信息計算部66、血液量圖像生成部67、氧飽和度圖像生成部68。強度比計算部64對在活體功能信息觀察模式時獲得的圖像數(shù)據(jù)N、G、R進行對照，計算出位于相同位置的像素間的強度值的比即強度比。強度比針對I個畫面中的圖像數(shù)據(jù)的全部像素而計算。在本實施方式中，強度比計算部64計算圖像數(shù)據(jù)N與圖像數(shù)據(jù)G的強度比N/G、圖像數(shù)據(jù)R與圖像數(shù)據(jù)G的強度比R/G。圖像數(shù)據(jù)G作為表示觀察部位的明亮度等級的參照信號使用，以將圖像數(shù)據(jù)N和圖像數(shù)據(jù)R標準化。此外，也可以僅針對圖像數(shù)據(jù)中血管部分的像素求出強度比。在這種情況下，血管部分例如可以根據(jù)血管部分的像素值與其他部分的像素值的差確定。相關關系存儲部65存儲強度比N/G及R/G與血液量及氧飽和度的相關關系。強度比與血液量的相關關系如圖12所示，由定義為強度比R/G越大而血液量越大的I維表存儲。此外，強度比R/G以log標度存儲。另一方面，強度比與氧飽和度的相關關系，以在圖13所示的二維空間中定義氧飽和度的等高線的2維表存儲。該等高線的位置及形狀，通過光散射的物理模擬獲得，被定義為對應于血液量而變化。例如，如果存在血液量的變化，則各條等聞線間的間隔增大或減小。此外，強度比N/G、R/G以log標度存儲。此外，上述相關關系，與圖6所示的氧化血紅蛋白和還原血紅蛋白的吸光特性或活體組織的光散射特性緊密相關。在圖6所示的血紅蛋白的吸收光譜中，例如，如果是窄波段光N的波段即473nm或410nm這種吸光系數(shù)差較大的波段中，則容易獲取氧飽和度信息。但是，照射窄波段光N而獲得的信號，不僅是氧飽和度，與血液量的相關度也很高。另外，470至700nm的波長范圍的光具有粘膜組織內的散射系數(shù)小，且波長相關性小的性質。因此，通過使用該波段的光作為照明光，可以減小血管深度的影響，并且，獲得包含血液量及氧飽和度信息的血液信息。根據(jù)圖6所示的血紅蛋白的吸光系數(shù)的波長相關性，可以得出以下2個結論。(I)在窄波段光N的波段(例如，中心波長為470nm土 IOnm及中心波長為410nm±10nm的藍色波長范圍)中，吸光系數(shù)對應于氧飽和度的變化而變化較大。(2)在590至700nm的紅色波長范圍內，看起來吸光系數(shù)隨著氧飽和變化較大，但因為吸光系數(shù)值本身與窄波段光N的波段相比非常小，所以結果很難受到氧飽和度的影響。基于上述結論，在本發(fā)明的活體功能信息觀察模式中，使用藍色區(qū)域的窄波段光N作為氧飽和度測量光，獲取與窄波段光N相對應的圖像數(shù)據(jù)N，使用與主要隨著血液量而變化的R色光作為血液量測量光，獲取與R色光相對應的圖像數(shù)據(jù)R。并且，通過利用與G色光相對應的圖像數(shù)據(jù)G將圖像數(shù)據(jù)N及圖像數(shù)據(jù)R標準化，從而使用與氧飽和度和血液量二者均表現(xiàn)相關性的強度比 N/G、和僅表現(xiàn)與血液量的相關性的強度比R/G這2個強度比，準確地求出去除血液量影響的氧飽和度。血液信息計算部66使用存儲在相關關系存儲部65中的相關關系和由強度比計算部67求出的強度比N/G、R/G，求出各像素中的血液量及氧飽和度這兩項。對于血液量，在相關關系存儲部65的I維表中，與由強度比計算部求出的強度比R/G相對應的值是血液量。另一方面，對于氧飽和度，首先，如圖14所示，在二維空間中確定與由強度比計算部64求出的強度比B*/G*、R*/G*相對應的對應點P。然后，如圖14所示，在對應點P位于氧飽和度=0%的下限邊界線73與氧飽和度=100%的上限邊界線74之間的情況下，該對應點P所在的等高線顯示的百分比值成為氧飽和度。例如，如果是圖14的情況，因為對應點P所在的等高線顯示60%，所以該60%為氧飽和度。此外，在對應點從下限邊界線73和上限邊界線74之間偏離的情況下，在對應點與下限邊界線73相比位于上方時，使氧飽和度為0%，在對應點與上限邊界線74相比位于下方時，使氧飽和度為100%。此外，在對應點從下限邊界線73和上限邊界線74偏離的情況下，該像素的氧飽和度的可靠度降低，也可以不顯示。血液量圖像生成部67生成以虛擬彩色表示由血液信息計算部66求出的血液量的血液量圖像。血液量圖像根據(jù)圖像數(shù)據(jù)N和計算出的血液量生成。如圖15所示，輸出至顯示器14的視頻信號，由亮度信號Y和色差信號Cb、Cr構成。血液量圖像通過向亮度信號Y分配圖像數(shù)據(jù)G，向色差信號Cb、Cr分配與血液量相對應的信號值而生成。因為被分配給亮度信號Y的圖像數(shù)據(jù)G與血紅蛋白吸收較強的波段的反射光相對應，所以可以從基于該亮度信號Y和圖像數(shù)據(jù)G的圖像肉眼識別出粘膜的凹凸或血管等。因此，通過將圖像數(shù)據(jù)G分配給亮度信號，可以確保虛擬彩色圖像整體的明亮度。另一方面,色差信號Cb、Cr按照色表67a而分配與血液量相對應的信號值。色表67a如圖16所示，對于色差信號Cb定義為血液量越大而信號值越低，對于色差信號定義為血液量越大而信號值越高。因此，血液量圖像在血液量較多處紅色感增強，而隨著血液量降低，紅色的彩色度降低而逐漸接近黑白顏色。氧飽和度圖像生成部68生成將由血液信息計算部66求出的氧飽和度以虛擬彩色表示的氧飽和度圖像。如圖15所示，氧飽和度圖像與血液量圖像同樣地，通過向亮度信號Y分配圖像數(shù)據(jù)G，向色差信號Cb、Cr分配與氧飽和度相對應的信號值而生成。通過向亮度信號Y分配圖像數(shù)據(jù)G，與血液量圖像的情況同樣地，可以確保虛擬彩色圖像即氧飽和度圖像的整體明亮度。另一方面，色差信號Cb、Cr按照色表68a分配與氧飽和度相對應的信號值。色表68a如圖17所示，在高氧飽和度下，定義為色差信號Cr的信號值為正，色差信號Cb的信號值為負，在低氧飽和度下，相反地，定義為色差信號Cr的信號值為負，色差信號Cb的信號值為正。并且，在中等氧飽和度下，定義為使得色差信號Cr的信號值與色差信號Cb的信號值的大小關系反轉。因此，隨著氧飽和度從低到高，氧飽和度圖像的顏色按照藍一青一綠一黃一橙一紅而變化。按照上述方式生成的血液量圖像及氧飽和度圖像顯示在顯示器14上。作為顯示方法，如圖18所示，可以將氧飽和度圖像和血液量圖像縮小，將這些縮小的圖像并列而同時顯示。或者，通過用戶操作設置在控制部15上的圖像選擇單元，如圖19所示，選擇氧飽和度圖像和血液量圖像中的任意一個，將其選擇的圖像顯示在顯示器14上。由此，因為可以使用血液量圖像和氧飽和度圖像這兩種圖像進行內窺鏡診斷，所以例如可以提高對于氧飽和度和血液量二者具有特征的未分化型早期胃癌等病變部的診斷性能。下面，使用圖20所示的流程圖對上述結構起到的作用進行說明。首先，內窺鏡系統(tǒng)10以普通觀察模式啟動，白色光源30開始點燈，并且，旋轉濾光器34開始旋轉。在普通觀察模式下，如圖8所示，帶通濾光器40不旋轉，在濾光部40a從白光BB的光路退避，透光部40b被插入的狀態(tài)下停止。由此，白光BB依次入射到旋轉濾光器34的各個濾光部34a至34c，白光BB被顏色分離，依次生成B、G、R三種顏色的光。在普通觀察模式中，將電子內窺鏡11的插入部16插入檢體內。向電子內窺鏡11供給的三種顏色的光，從照明窗22向觀察部位照射。由觀察部位反射的三種顏色的影像光，通過觀察窗23被拍攝兀件44拍攝，拍攝兀件44依次輸出拍攝彳目號B、G、R。圖像處理部57根據(jù)與拍攝信號B、G、R相對應的圖像數(shù)據(jù)B、G、R，生成普通觀察圖像。顯示控制電路59將普通觀察圖像變換為視頻信號，輸出至顯示器14。由此，在顯示器14顯示普通觀察圖像。在普通觀察模式下，反復進行上述處理，更新在顯示器14上顯示的普通觀察圖像。一邊觀察顯示器14，一邊將內窺鏡11的插入部16送入檢體內期望的觀察部位。在顯示器14上觀察該觀察部位的圖像，進行診斷，根據(jù)需要將靜止圖像存儲到存儲部58中。如果通過控制部1 5的操作，輸入從普通觀察模式向活體功能信息觀察模式切換的指令，則切換至活體功能信息觀察模式。如果切換至活體功能信息觀察模式，則如圖9所示，帶通濾光器40以使濾光部34a與旋轉濾光器34的B濾光部34a旋轉相位一致的狀態(tài)，以與旋轉濾光器34相同的速度開始旋轉。在帶通濾光器40的濾光部40a被插入白光BB的光路中的期間，白光BB入射到濾光部40a而生成窄波段光N。窄波段光N透過旋轉濾光器34的濾光部34a,向電子內窺鏡11供給，從照明窗22依次向觀察部位照射。窄波段光N的影像光通過觀察窗23入射到拍攝元件44，拍攝元件44輸出與窄波段光N相對應的拍攝信號N。并且，在透光部40b被插入到光路中的期間，白光BB依次入射到旋轉濾光器34的G濾光部34b、R濾光部34c，生成G色光、R色光。G色光及R色光向電子內窺鏡11供給，依次照射到觀察部位。G色光及R色光的影像光通過觀察窗22依次入射到拍攝元件44，拍攝元件44輸出與G色光及R色光相對應的拍攝信號G、R。功能圖像處理部60根據(jù)與拍攝信號N、G、R相對應的圖像數(shù)據(jù)N、G、R，按照圖14中說明的順序，計算血液量及氧飽和度。功能圖像處理部60按照圖15至圖17中說明的順序,生成血液量圖像及氧飽和度圖像。所生成的圖像，以圖18及圖19所示的任意一種顯示方式，顯示在顯示器14上。反復進行上述處理，直至出現(xiàn)向普通觀察模式切換的指令。在輸入了向普通觀察模式切換的指令的情況下，恢復為普通觀察模式。在給出結束觀察的指令的情況下，白色光源30、旋轉濾光器34、帶通濾光器40停止。此外，在本例中，以在活體功能信息觀察模式下，不進行普通觀察模式圖像生成的例子進行了說明，但在活體功能信息觀察模式的執(zhí)行過程中，也可以交替地進行用于獲得普通過程圖像的B、G、R照射，和用于進行功能觀察的窄波段光N、G、R照射，生成普通觀察圖像和血液量圖像及氧飽和度圖像這兩種圖像。由此，在活體功能信息觀察模式下，也可以顯示普通觀察圖像。如上所述，在本發(fā)明中，通過使用藍色區(qū)域的窄波段光N作為氧飽和度測量光，使用從白光BB顏色分離出的R色光作為血液量測量光，從而計算出血液量和氧飽和度這兩項。由此，可以求出不受血液量影響的高精度的氧飽和度。另外，因為作為血液量測量光及參照光，使用作為現(xiàn)有光源裝置的結構的白色光源30，使用從白光BB顏色分離出的各個R色光、G色光，所以，與在血液量測量光及參照光中增加半導體光源等專用光源的情況相比，可以減少部件數(shù)量、設置空間。另外，在光源裝置13中，設置白色光源30、旋轉過濾器34、聚光透鏡36的結構均為現(xiàn)有光源裝置中的標準結構，光源裝置13與現(xiàn)有光源裝置的差別，僅限于有無帶通濾光器40。因此，可以使用現(xiàn)有光源裝置的部件，可以抑制成本增加。另外，因為使用具有使氧化血紅蛋白與還原血紅蛋白的大小關系相同的2個波段的第I窄波段光Nll及第2窄波段光N12透過的透光性的帶通濾光器40，從白光BB進行顏色分離，生成藍色區(qū)域的氧飽和度測量光，所以與對I個波段進行顏色分離的現(xiàn)有技術相t匕，可以獲得較高的光量。因此，可以高精度地測量表層血管的氧飽和度。另外，因為光量較高，所以還可以確保氧飽和度圖像的明亮度。在腫瘤的良性/惡性鑒別等病變部的診斷中，很多情況下，與中深層相比，掌握表層血管的性狀更為重要，所以需要可以詳細地掌握表層血管性狀的觀察方法。如本例所示，如果使用波長為400nm左右的藍色區(qū)域的波段的窄波段光N，可以對應于上述需求，提供高測量精度的觀察方法。另外，參照光在血 液量及氧飽和度計算處理中，作為用于將與窄波段光N和R色光相對應的信號標準化的參照信號使用。因此，只要知道觀察部位的明亮度等級即可，并不必須是窄波段光。因為可以使波段較寬，所以使用從白光BB顏色分離出的G色光，光量方面也沒有問題。此外，在本例中，使用G色光作為參照光的例子進行了說明，但因為參照光只要知道明亮度等級即可，所以可以取代G色光，使用由B濾光部34a、R濾光部34c對白光BB進行顏色分離后的B色光或R色光,也可以不對白光BB進行顏色分離而使用白光BB本身。但是，因為作為氧飽和度測量光及血液量測量光，使用藍色的窄波段光N及R色光，所以如果考慮旋轉濾光器34這種具有B、G、R三種顏色濾光部的普通結構，優(yōu)選使用G色光作為參照光。另外，與G色光相對應的圖像數(shù)據(jù)G，因為在生成血液量圖像或氧飽和度圖像時被分配給亮度信號，所以從這種圖像處理的角度，也可以優(yōu)選使用圖像數(shù)據(jù)G作為參照光。另外，如圖5所示，在本例中，作為G濾光部34b，使用波段具有大約450nm至大約620nm的分光透過率的濾光器，但為了進一步提高氧飽和度的測量精度，優(yōu)選將G濾光部34b的分光透過率限制在540nm至580nm的波段內。這是因為，鑒于圖6所示的血紅蛋白的吸光特性，在綠色區(qū)域中，在540至580nm的波段中較為均勻，最不易受到氧飽和度的影響。

[第2實施方式]另外，在第I實施方式中，作為窄波段光N，使用波段為470 ± IOnm優(yōu)選473nm的第I窄波段光NI I，和波段為410 ± IOnm優(yōu)選410nm的第2窄波段光N12這兩種窄波段光，但也可以由大于或等于3種窄波段光構成。另外，構成窄波段光N的多個窄波段光的波段是I個例子，也可以是其他波段。例如，如圖21所示，也可以在第I窄波段光NI I及第2窄波段光N12上，增加波段為580 ± IOnm優(yōu)選580nm的第3窄波段光N13，由3種窄波段光構成窄波段光N。通過使用與第I窄波段光Nll及第2窄波段光N12相比波長較長，且具有綠色區(qū)域的波段的第3窄波段光N13，還可以獲取中層血管的氧飽和度信息。作為帶通濾光器40，可以使用大帶通濾光器，其具有使第I至第3這3個窄波段光Nll至13的波段透過的透光特性。也可以將第I窄波段光Nll及第2窄波段光N12中的一個與第3窄波段光N13組合而構成窄波段光N。此外，在使用圖21的帶通濾光器40的情況下，對于旋轉濾光器34的B濾光部34a的透過波段，使長波長側的透過波段擴大，例如，優(yōu)選使其為380至590nm。另外，如圖22所示，也可以將波段為440± IOnm優(yōu)選445nm的窄波段光N21，和波段為550± IOnm優(yōu)選555nm的窄波段光N22這兩種窄波段光組合，構成窄波段光N。窄波段光N21和窄波段光N22與窄波段光N11、N12相比，因為是變換為長波長側的波長設置，所以與窄波段光Nll和窄波段光N12的組合相比，可以獲得位于中層的血管的氧飽和度信息。另外，窄波段光N21、N22與窄波段光NI1、N12不同，具有與還原血紅蛋白相比，氧化血紅蛋白吸光系數(shù)較高的波段，但窄波段光N21、N22，其各自的血紅蛋白的吸光系數(shù)的大小關系是相同的。作為帶通濾光器40，使用具有使窄波段光N21、N22的各波段透過的透光特性的多帶通濾光器。從圖6所示的血紅蛋白的吸收光譜可知，在波長小于或等于600nm的區(qū)域內，除了等吸收點較多以外，因為氧化血紅蛋白與還原血紅蛋白的吸光系數(shù)的大小關系相同的區(qū)域較窄，所以很難將I個波段擴大而確保光量。因此，如第I實施方式或第2實施方式所示，在窄波段光N的波段小于或等于600nm的情況下，本發(fā)明特別有效。
如第2實施方式所示，在使用500nm左右的波段的窄波段光的情況下，如第I實施方式所示，會發(fā)生窄波段光N的波段與B色濾光部34a的透光波段不重疊的情況。在這種情況下，例如，如圖23所示，使用除了 B、G、R各個濾光部以外，還設有帶通濾光器的濾光部的旋轉濾光器91。旋轉濾光器91由在B濾光部和G濾光部中分割為內周區(qū)域和外周區(qū)域這2個區(qū)域的同心圓構成。內周區(qū)域是普通觀察模式下使用的B、G1、R各個濾光部，外周區(qū)域是在活體功能信息觀察模式下使用的N、G2、R各個濾光部。外周區(qū)域N的濾光部作為上述實施方式的帶通濾光器40起作用。移動機構92通過使旋轉濾光器91的旋轉軸移動而將內周區(qū)域與外周區(qū)域選擇性地插入白光BB的光路中。如果使用這種旋轉濾光器91，則與第I實施方式相比較，還有下述優(yōu)點。因為可以不分別設置旋轉濾光器和帶通濾光器，所以可以減少部件數(shù)量或配置空間。另外，通過形成同心圓的結構，以由圖5所示的G分光透過率的濾光器構成濾光部Gl，由適合于氧飽和度計算的具有540nm至580nm波段的分光透過率的濾光器構成濾光部G2，從而可以對應于模式而改變G濾光部的分光透光率。另外，如圖24所示的旋轉濾光器93所示，也可以不劃分內周區(qū)域和外周區(qū)域而將全周4等分，在各個分割區(qū)域設置B、G、R的各濾光部、和濾光部N。濾光部N作為帶通濾光器40起作用。如果是這種結構，則不需要移動機構92。如果是旋轉濾光器92這種結構，則在普通觀察模式與活體功能信息觀察模式切換時，因為不需要如第I實施方式所示進行帶通濾光器的旋轉及停止切換，或如圖23所示旋轉濾光器91所示使旋轉軸移動，所以可以容易地同時進行普通觀察和活體功能信息觀察。在這里，在使用旋轉濾光器93的情況下，在普通觀察模式時，會發(fā)出普通圖像生成所不需要的窄波段光N，在活體功能信息觀察模式時，會發(fā)出血液量圖像及氧飽和度圖像生成所不需要的B色光。因此，在普通觀察模式時，由窄波段光N發(fā)光獲得的圖像數(shù)據(jù)N不用于普通圖像的生成，另外，在活體功能信息觀察模式時，由B色光發(fā)光獲得的圖像輸出B不用于氧飽和度圖像生 成。此外，圖23所示的旋轉濾光器91及圖24所示的旋轉濾光器93，不僅是使用綠色區(qū)域的波段的窄波段光，也可以用于不使用綠色區(qū)域的波段的窄波段光的第I實施方式。[第3實施方式]在上述實施方式中，以作為電子內窺鏡11的拍攝元件44，使用單色拍攝元件，在光源裝置13設置將白光BB顏色分離為B、G、R三種顏色的光的旋轉濾光器的三色面依次式的例子進行了說明，但也可以將本發(fā)明應用于圖25所示的三色同時式的系統(tǒng)，其使用彩色拍攝元件100作為電子內窺鏡11的拍攝元件。彩色拍攝元件100在構成拍攝面的各像素中，設置B、G、R的任一個的彩色濾光器，在拍攝面內構成B、G、R三種顏色的像素。三種顏色的像素，例如以拜爾形式排列。B、G、R各個彩色濾光器的分光透過率，與圖5所示的旋轉濾光器的B、G、R各個濾光部的分光透過率相同。如圖26所示，在三色同時式的情況下，光源裝置13中不需要旋轉濾光器34。帶通濾光器101具有與第I實施方式或第2實施方式的帶通濾光器相同的透光特性。帶通濾光器101是中心角為大約180°的半圓形，并可自由旋轉地配置，以使得濾光部可以在白色光源30的光路上插入/退避。其它結構因為與圖3所示的三色面依次式相同，所以對于相同部件標記相同的標號而省略說明。如圖27A所示，在普通觀察模式下，帶通濾光器101以僅使窄波段光N透過的濾光部從白光BB的光路退避的狀態(tài)停止。光源裝置13向電子內窺鏡11供給白光BB。白光BB從照明窗22照射到觀察部位，并利用彩色拍攝元件100拍攝其反射光。入射到彩色拍攝元件100的白光BB，通過彩色濾光器進行顏色分離，彩色拍攝元件100輸出拍攝信號，其包含與B、G、R各顏色的像素相對應的三種顏色的顏色信號。如圖27B所示，在活體功能信息觀察模式下，例如，使帶通濾光器101與彩色拍攝元件100的幀頻同步地旋轉，以每隔I幀使得帶通濾光器101的濾光部被插入白光BB的光路中。在帶通濾光器101的濾光部從白光BB的光路退避時，向彩色拍攝元件100入射由觀察部位反射的白光BB。白光BB通過彩色濾光器進行顏色分離，與普通觀察模式同樣地，彩色拍攝元件100輸出包含與B、G、R各顏色的像素相對應的三種顏色的顏色信號的拍攝信號。并且，在下一幀，帶通濾光器101的濾光部被插入到白光BB的光路中，在此期間內，通過帶通濾光器101從白光BB分離出的窄波段光N向電子內窺鏡11供給。照射到觀察部位的窄波段光N的反射光入射到彩色拍攝元件100。窄波段光N因為具有藍色區(qū)域或綠色區(qū)域的波段，所以彩色拍攝元件100的B像素或G像素感應到窄波段光N，輸出與其相對應的拍攝信號N。在活體功能信息觀察模式下，反復進行上述處理，從彩色拍攝元件100交替地輸出窄波段光N的信號和B、G、R三種顏色的顏色信號。功能圖像處理部60根據(jù)彩色拍攝元件100輸出的拍攝信號B、G、R生成普通圖像。并且，使用拍攝信號G、R和在其I幀前或后由彩色拍攝元件輸出的拍攝信號N，按照圖14至圖17中說明的順序，生成與拍攝信號N、G、R相對應的圖像數(shù)據(jù)N、G、R，根據(jù)這些圖像數(shù)據(jù)計算出血液量及氧元素飽和度，并根據(jù)計算結果生成血液量圖像及氧飽和度圖像，顯示在顯示器14上。另外，在上述各個實施方式`中，以使用B、G、R原色系的濾光器為例,對旋轉濾光器的各個濾光部或彩色拍攝元件的彩色濾光部進行了說明，但也可以使用具有圖28所示的分光透光率的Y (黃)、M (品紅)、C (青)這種補色系的濾光器。此外，在上述實施方式中，在生成血液量圖像及氧元素飽和度圖像時，將血液量及氧元素飽和度相關的信息進行了虛擬彩色圖像化，但也可以取而代之，使血液量及氧元素飽和度相關的信息使用例如白色與黑色的黑白顏色而改變其濃淡。取代上述實施方式所示的方式，或在其基礎上，還可以在氧元素飽和度圖像中包含將通過“血液量(氧化血紅蛋白與還原血紅蛋白的總和)χ氧飽和度(％)”求出的氧化血紅蛋白圖像化的部分，或將通過“血液量X (100—氧飽和度)(％)”求出的還原血紅蛋白圖像化的部分。在上述實施方式中，以在氧飽和度的基礎上求出血液量，求出排除了血液量的影響的氧飽和度的例子進行了說明，但也可以僅求出氧飽和度。在上述實施方式中，以光源裝置和處理器裝置單獨構成的例子進行了說明，但也可以使2個裝置一體地構成。另外，本發(fā)明也可以應用于將拍攝元件和超聲波傳感器內置在前端部的超聲波內窺鏡等其他方式的內窺鏡。
權利要求
1.一種內窺鏡系統(tǒng)，其特征在于，具有:光源裝置，其具有產(chǎn)生白光的白色光源、和帶通濾光器，該帶通濾光器可自由出入地配置在上述白光的光路上，使上述白光中的多個窄波段光透過，這多個窄波段光在各個波段處的氧化血紅蛋白的吸光系數(shù)與還原血紅蛋白的吸光系數(shù)的大小關系相同；電子內窺鏡，其具有插入到檢體內的插入部、及拍攝元件，該拍攝元件對通過來自上述光源裝置的光照明的檢體的觀察部位進行拍攝；以及處理器裝置，其具有血液信息計算單元，上述拍攝元件接受由上述觀察部位反射的反射光中的上述多個窄波段光的反射光并輸出拍攝信息，上述血液信息計算單元根據(jù)該拍攝信息，求出血液中血紅蛋白的氧飽和度。
2.如權利要求1所述的內窺鏡系統(tǒng)，其特征在于，上述多個窄波段光的波段，分別小于或等于600nm。
3.如權利要求2所述的內窺鏡系統(tǒng)，其特征在于，在上述多個窄波段光中，至少包含1個波長為400nm左右的藍色區(qū)域的窄波段光。
4.如權利要求3所述的內窺鏡系統(tǒng)，其特征在于，在上述多個窄波段光中，包含波段為473nm± 1Onm的窄波段光、和波段為410± 1Onm的窄波段光。
5.如權利要求3所述的內窺鏡系統(tǒng)，其特征在于，在上述多個窄波段光中，包含波段為445nm± 1Onm的窄波段光、和波段為555± 1Onm的窄波段光。
6.如權利要求1所述的內窺鏡系統(tǒng)，其特征在于，上述處理器裝置具有使上述氧飽和度圖像化的圖像生成單元。
7.如權利要求6所述的內窺鏡系統(tǒng)，其特征在于，上述血液信息計算單元根據(jù)第I拍攝信息和第2拍攝信息，計算上述氧飽和度及血液量，上述第I拍攝信息與上述多個窄波段光相對應，由上述拍攝元件輸出，上述第2拍攝信息與從上述白光進行顏色分離而生成的紅色區(qū)域的光相對應，由上述拍攝元件輸出，上述圖像生成單元將上述氧飽和度和上述血液量這兩項信息圖像化。
8.如權利要求7所述的內窺鏡系統(tǒng)，其特征在于，上述圖像生成單元使用色表，生成反映上述血液量及上述氧飽和度信息的虛擬彩色圖像，上述色表為，色調對應于通過上述血液信息計算單元計算出的上述血液量及上述氧飽和度而變化。
9.如權利要求7所述的內窺鏡系統(tǒng)，其特征在于，上述紅色區(qū)域的光具有590nm至700nm的波段。
10.如權利要求7所述的內窺鏡系統(tǒng)，其特征在于，上述血液信息計算單元具有:圖像信息獲取部，其在上述第I及第2拍攝信息的基礎上，獲取具有與上述第I及第2拍攝信息不同的波長成分的第3拍攝信息；強度比計算部，其求出第I強度比和第2強度比，上述第I強度比表示上述第I拍攝信息的各像素的強度值與上述第3拍攝信息的各像素的強度值之比，上述第2強度比表示上述第2拍攝信息的各像素的強度值與上述第3拍攝信息的各像素的強度值之比；以及相關關系存儲部，其存儲上述氧飽和度與上述第I強度比及上述第2強度比的第I相關關系，和上述血液量與上述第2強度比的第2相關關系，參照上述第2相關關系，求出與上述第2強度比相對應的上述血液量，并且，參照上述第I相關關系，求出與上述第I及第2強度比相對應的氧飽和度。
11.如權利要求1所述的內窺鏡系統(tǒng)，其特征在于，上述光源裝置具有分色濾光器，其具有藍、綠、紅這三種顏色或黃、品紅、青這三種顏色的透光區(qū)域，將三種顏色的各個透光區(qū)域選擇性地插入上述白光的光路中，從而將上述白光分離成三種顏色的光，僅在上述分色濾光器的三種顏色透光區(qū)域中的特定區(qū)域被插入白光的光路中時，上述帶通濾光器被插入白光的光路中，在上述檢體被從上述帶通濾光器或分色濾光器依次射出的光照射的期間內，上述電子內窺鏡利用單色拍攝元件對上述檢體進行拍攝。
12.如權利要求1所述的內窺鏡系統(tǒng)，其特征在于，上述光源裝置通過交替地反復進行上述帶通濾光器向上述白光的光路插入和退避，從而交替地向電子內窺鏡射出上述白光和上述多個窄波段光，在上述檢體被上述白光或上述多 個窄波段光交替地照射的期間內，上述電子內窺鏡利用彩色拍攝元件對上述檢體進行拍攝。
13.一種光源裝置，其向具有插入到檢體內的插入部及對上述檢體的觀察部位進行拍攝的拍攝元件的電子內窺鏡，供給對上述檢體進行照明的光，其特征在于，具有:白色光源，其產(chǎn)生白光；以及帶通濾光器，其可自由出入地配置在上述白光的光路上，使上述白光中的多個窄波段光透過，這多個窄波段光在各個波段處的氧化血紅蛋白的吸光系數(shù)與還原血紅蛋白的吸光系數(shù)的大小關系相同。
全文摘要
本發(fā)明提供一種內窺鏡系統(tǒng)(10)及光源裝置(10)。內窺鏡系統(tǒng)(10)的光源裝置(13)具有白色光源(30)。在白色光源的光路上，可自由插入/退避地配置旋轉濾光器(34)和帶通濾光器(40)，上述旋轉濾光器(34)將白光顏色分離為B、G、R三種顏色，上述帶通濾光器(40)從白光中顏色分離出窄波段光N。帶通濾光器(40)是用于生成用于測量血液中血紅蛋白的氧飽和度的氧飽和度測量光的裝置，其使氧化血紅蛋白和還原血紅蛋白的吸光系數(shù)的大小關系相同的波段的2個窄波段光N11、N12透過的光學特性。氧飽和度測量光因為得到綜合2個窄波段光N11、N12的光量，所以可以使得測量精度或圖像明亮度提高。
文檔編號A61B1/00GK103070658SQ201210320649
公開日2013年5月1日 申請日期2012年8月31日 優(yōu)先權日2011年9月15日
發(fā)明者齋藤孝明, 山口博司, 飯?zhí)镄⒅?申請人:富士膠片株式會社