BRPI0608982A2

BRPI0608982A2 - dispositivo de processamento de sinal para aparelho observação biológica

Info

Publication number: BRPI0608982A2
Application number: BRPI0608982-8A
Authority: BR
Inventors: Kazuhiro Gono; Tomoya Takahashi; Shoichi Amano; Mutsumi Ohshima
Original assignee: Olympus Medical Systems Corp
Priority date: 2005-05-11
Filing date: 2006-03-07
Publication date: 2010-01-12
Also published as: KR20080007582A; AU2006245247A1; EP1880658A1; EP1880658B9; CN101163438A; WO2006120794A1; KR100953773B1; CA2608294A1; CN101163438B; CA2608294C; EP1880658B1; EP1880658A4; US20090058999A1; US8279275B2; AU2006245247B2

Abstract

DISPOSITIVO DE PROCESSAMENTO DE SINAL PARA APARELHO OBSERVAçãO BIOLóGICA. A presente invenção refere-se a informações de tecido de uma porção de profundidade desejada de um tecido biológico que estão baseadas em uma imagem espectral obtida de um processamento de sinal ajustada a informações de imagem em uma tonalidade de cor adequada para observação. As saídas de uma seção de computação de matriz 436 estão respectivamente conectadas nas seções de integração 438a a 438c, e após uma computação de integração ser executada para estas, uma computação de conversão de cor é executada para os respectivos sinais de imagem espectral <sym>F1 a <sym>F3 em uma seção de ajuste de cor 440, os sinais de imagem de canal de cor espectral Rch, Gch e Bch são criados dos sinais de imagem espectral <sym>F1 a <sym>F3, e as imagens de canal de cor espectral Rch, Gch e Bch são enviadas para um monitor de display 106 através de uma seção de co- mutação 439.

Description

Relatório Descritivo da Patente de Invenção para "DISPOSITIVO DE PROCESSAMENTO DE SINAL PARA APARELHO DE OBSERVAÇÃO BIOLÓGICA".

Campo da Técnica

A presente invenção refere-se a um dispositivo de processamento de sinal para um aparelho de observação biológica o qual utiliza um sinal de imagem de cor obtido pela captação de uma imagem de um corpo vivo e exibe a imagem em um monitor como uma imagem especial por processamento de sinal.

Antecedentes da Técnica

Convencionalmente, como um aparelho de observação biológica, um aparelho de endoscópio o qual irradia uma luz de iluminação e obtém uma imagem de endoscópio dentro de uma cavidade corporal tem sido amplamente utilizado. Em um aparelho de endoscópio deste tipo, um endoscópio eletrônico que tem um meio de captação de imagem o qual guia a luz de iluminação de uma fonte de luz para dentro de uma cavidade corporal pela utilização de uma guia de luz ou similar e capta uma imagem de um objeto por sua luz de retorno, e pela execução de um processamento de sinal de um sinal de captação de imagem do meio de captação de imagem por um processador de vídeo, a imagem de endoscópio é exibida em um monitor de observação de modo que uma região de observação de um paciente ou similar seja observada.

Quando uma observação de tecido biológico comum é executada em um aparelho de endoscópio, em um método, uma luz branca em uma região de luz visível é emitida com um dispositivo de fonte de luz, uma luz seqüencial de quadro é irradiada para um objeto através de um filtro rotativo de R, G, B e similares, por exemplo, uma luz de retorno pela luz seqüencial de quadro é sincronizada por um processador de vídeo e está sujeita a um processamento de imagem, por meio de que uma imagem de cor é obtida.

Quando uma observação de tecido biológico comum é executada em um aparelho de endoscópio, em outro método, chips de cor são distribuídos para uma superfície dianteira de uma superfície de captação de imagem domeio de captação de imagem de um endoscópio, uma luz branca em uma região de luz visível é emitida com um dispositivo de fonte de luz, uma imagem é captada pela separação de luz de retorno pela luz branca de acordo com os componentes de cor com os chips de cor, um processamento de imagem é executado com um processador de vídeo, por meio de que uma imagem de cor é obtida.

Como um tecido biológico difere em característica de absorção de luz e característica de dispersão dependendo do comprimento de onda de luz irradiada, por exemplo, a Patente Japonesa Aberta à Inspeção Pública Número 2002-95635 descreve um aparelho de endoscópio de luz de banda estreita o qual irradia um tecido biológico com uma luz de iluminação em uma região de luz visível e uma luz seqüencial RGB de banda estreita com características espectrais discretas, e obtém as informações do tecido em uma porção de profundidade desejada do tecido biológico.

A Patente Japonesa Aberta à Inspeção Pública Número 2003-93336 descreve um aparelho de endoscópio eletrônico o qual aplica um processamento de sinal em um sinal de imagem por luz de iluminação na região de luz visível para criar uma imagem espectral discreta, e obtém as informações de imagem de um tecido biológico.

No entanto, por exemplo, o aparelho descrito na Patente Japonesa Aberta à Inspeção Pública Número 2003-93336 acima descrita, uma imagem espectral é obtida por processamento de sinal, e um filtro para gerar uma luz RGB de banda estreita não é requerido, mas como a imagem espectral obtida é simplesmente emitida para um monitor, surge um temor de que a imagem exibida no monitor não torne-se uma imagem de uma tonalidade de cor adequada para observação de informações de tecido de uma porção de profundidade desejada de um tecido biológico.

No aparelho descrito na Patente Japonesa Aberta à Inspeção Pública Número 2002-95635, um filtro de passagem de banda de banda oticamente estreita é utilizado. No entanto, o aparelho descrito na Patente Japonesa Aberta à Inspeção Pública Número 2003-93336, um sinal de imagem espectral de banda estreita (também denominado um sinal espectral) é cria-do por processamento de sinal sem utilizar um filtro de banda oticamente estreita.

No entanto, no aparelho descrito na Patente Japonesa Aberta à Inspeção Pública Número 2003-93336, o processamento para criar um sinal espectral o qual é obtido no caso de utilizar um filtro de passagem de banda de banda estreita é executado por um processamento de computação elétrica por computação de matriz de um sinal de imagem de cor (que corresponde a um filtro de quase passagem de banda) captado em uma banda de comprimento de onda largo sem utilizar um filtro de passagem de banda de banda oticamente estreita, e portanto, a característica espectral de luz de iluminação a qual é gerada com uma fonte de luz e irradiada para um tecido biológico tem uma grande influência, mas o exemplo da técnica anterior somente descreve a utilização de somente uma lâmpada.

Portanto, existe uma desvantagem de assegurar precisão ou confiabilidade de um sinal espectral eletricamente gerado.

A presente invenção é feita em vista das circunstâncias acima descritas, e tem um objeto de prover um dispositivo de processamento de sinal para um aparelho de observação biológica o qual possa ajustar as informações de tecido de uma porção de profundidade desejada de um tecido biológico com base em uma imagem espectral obtida por processamento de sinal para as informações de imagem em uma tonalidade de cor adequada para observação.

Ainda, a presente invenção tem um objeto de prover um aparelho de observação biológica que inclui uma função de criar eletricamente um sinal espectral de um sinal biológico, e adequado para obter um sinal espectral com uma precisão ou confiabilidade mais altas. Descrição da Invenção Meios para Resolver o Problema

Um dispositivo de processamento de sinal para um aparelho de observação biológica de acordo com um primeiro aspecto da presente invenção é um dispositivo de processamento de sinal para um aparelho observação biológica que compreende uma unidade de iluminação para irradiarluz para um corpo vivo que é um objeto de teste, e/ou uma unidade de controle de processamento de sinal para converter fotoeletricamente a luz refletida do corpo vivo com base na luz de iluminação da unidade de iluminação, controlar uma operação de uma unidade de captação de imagem que cria um sinal de captação de imagem, e emitir o sinal de captação de imagem para um dispositivo de display, e compreende uma seção de criação de sinal espectral para criar um sinal espectral que corresponde a uma imagem em uma banda estreita de um comprimento de onda ótica do sinal de captação de imagem por processamento de sinal, e uma seção de ajuste de cor para ajustar uma tonalidade de cor para cada uma de uma pluralidade de bandas quer formam o sinal espectral quando emitindo o sinal espectral para o dispositivo de display.

Um aparelho observação biológica de acordo com um segundo aspecto da presente invenção tem, em um aparelho observação biológica que converte fotoeletricamente uma luz refletida de um corpo vivo com base em uma luz de iluminação irradiada para o corpo vivo que é um objeto de teste, controlar uma operação de uma unidade de captação de imagem que cria um sinal de captação de imagem em uma banda larga, e emitir o sinal de captação de imagem para um dispositivo de display, uma seção de criação de sinal espectral para criar um sinal espectral que corresponde a uma . imagem em uma banda estreita de um comprimento de onda ótica do sinal de captação de imagem por processamento de sinal, uma seção de ajuste de cor para ajustar uma tonalidade de cor para cada uma da pluralidade de bandas que formam o sinal espectral quando emitindo o sinal espectral para o dispositivo de display, e uma pluralidade de fontes de luz para emitir uma pluralidade de luzes de iluminação que diferem em características espectrais uma das outras como a luz de iluminação. Breve Descrição dos Desenhos

figura 1 é um diagrama conceituai que mostra um fluxo de um sinal quando criando um sinal de imagem espectral de um sinal de imagem de cor de acordo com uma modalidade 1 da presente invenção;

figura 2 é um diagrama conceituai que mostra uma computaçãode integração de um sinal de imagem espectral de acordo com a modalidade 1 da presente invenção;

figura 3 é uma vista externa que mostra uma aparência de um aparelho de endoscópio eletrônico de acordo com a modalidade 1 da presente invenção;

figura 4 é um diagrama de blocos que mostra uma configuração do aparelho de endoscópio eletrônico da figura 3;

figura 5 é uma vista externa que mostra uma aparência de um pulsador da figura 4;

figura 6 é um diagrama que mostra uma disposição de filtros de cor dispostos sobre uma superfície de captação de imagem de um CCD da figura 3;

figura 7 é um diagrama que mostra as características de sensibilidade espectral dos filtros de cor da figura 6;

figura 8 é um diagrama de configuração que mostra uma configuração de uma seção de computação de matriz da figura 4;

figura 9 é um diagrama de espectro que mostra um espectro de uma fonte de luz de acordo com a modalidade 1 da presente invenção;

figura 10 é um diagrama de espectro que mostra um espectro de reflexão de um corpo vivo de acordo com a modalidade 1 da presente invenção;

figura 11 é uma vista que mostra uma estrutura em uma direção de camada de um tecido biológico a ser observado pelo aparelho de endoscópio eletrônico da figura 4;

figura 12 é uma vista que explica um estado de alcance de luz de iluminação do aparelho de endoscópio eletrônico da figura 4 na direção de camada do tecido biológico;

figura 13 é um diagrama que mostra as características espectrais de cada banda de luz branca;

figura 14 é um primeiro diagrama que mostra cada imagem de banda pela luz branca da figura 13;

figura 15 é um segundo diagrama que mostra cada imagem debanda pela luz branca da figura 13;

figura 16 é uma terceira vista que mostra cada imagem de banda pela luz branca da figura 13;

figura 17 é um diagrama que mostra as características espectrais de imagens espectrais criadas pela seção de computação de matriz da figura 8;

figura 18 é um primeiro diagrama que mostra cada uma das imagens espectrais da figura 17;

figura 19 é um segundo diagrama que mostra cada uma das imagens espectrais da figura 17;

figura 20 é um terceiro diagrama que mostra cada uma das imagens espectrais da figura 17;

figura 21 é um diagrama de blocos que mostra uma configuração de uma seção de ajuste de cor da figura 4;

figura 22 é um diagrama que explica uma operação da seção de ajuste de cor da figura 21;

figura 23 é um diagrama de blocos que mostra uma configuração de um exemplo modificado da seção de ajuste de cor da figura 4;

figura 24 é um diagrama que mostra as características espectrais do primeiro exemplo modificado das imagens espectrais da figura 17;

figura 25 é um diagrama que mostra as características espectrais de um segundo exemplo modificado das imagens espectrais da figura 17;

figura 26 é um diagrama que mostra as características espectrais de um terceiro exemplo modificado das imagens espectrais da figura 17;

figura 27 é um diagrama de blocos que mostra uma configuração de um aparelho de endoscopio eletrônico de acordo com uma modalidade 2 da presente invenção;

figura 28 é um diagrama de blocos que mostra uma configuração de uma seção de computação de matriz de acordo com uma modalidade 3 da presente invenção;

figura 29 é um diagrama de blocos que mostra uma configuração de um aparelho de endoscopio eletrônico de acordo com uma modalidade 4da presente invenção;

figura 30 é um diagrama que mostra um tempo de acumulação de carga de um CCD da figura 29;

figura 31 é um diagrama que mostra um tempo de acumulação de carga de um CCD de acordo com uma modalidade 5 da presente invenção;

figura 32 é um diagrama que mostra a disposição de filtros de cor de acordo com uma modalidade 6 da presente invenção;

figura 33 é um diagrama que mostra as características de sensibilidade espectral dos filtros de cor da figura 32;

figura 34 é um fluxograma sobre uma ocasião de computação de matriz em um exemplo modificado de acordo com a presente invenção;

figura 35 é uma vista que mostra uma aparência de um endoscópio rígido;

figura 36 é uma vista que mostra uma aparência de uma câmera oral;

figura 37 é uma vista que mostra uma aparência de uma câmera utilizada em contato com uma superfície de corpo vivo;

figura 38 é um diagrama de blocos que mostra uma configuração de um aparelho de endoscópio eletrônico de acordo com uma modalidade 7 da presente invenção;

figura 39 é um diagrama de blocos que mostra uma configuração de uma unidade de fonte de luz da figura 38;

figura 40 é um fluxograma que mostra uma operação da modalidade 7;

figura 41 é um diagrama de blocos de uma configuração de um aparelho de endoscópio eletrônico de um exemplo modificado da modalidade 7;

figura 42 é um diagrama de blocos que mostra uma configuração de uma unidade de fonte de luz em uma modalidade 8;

figura 43 é um gráfico característico que mostra uma característica espectral de emissão de luz de uma lâmpada de xenônio;figura 44 é um gráfico característico que mostra uma característica espectral de emissão de luz de uma lâmpada de mercúrio;

figura 45 é um diagrama que mostra um exemplo característico de distribuição de intensidade de luz de iluminação emitida por uma seção de mistura de luz em relação a um comprimento de onda em um momento de um modo de observação de imagem espectral;

figura 46 é um diagrama de blocos que mostra uma configuração de um aparelho de endoscópio eletrônico de acordo com uma modalidade 9;

figura 47 é um diagrama de blocos que mostra uma configuração de uma unidade de fonte de luz na figura 46;

figura 48 é um diagrama que mostra um exemplo característico espectral de emissão de luz por uma pluralidade de LEDs de uma seção de LEDs da figura 47;

figura 49 é um diagrama que mostra um exemplo característico de emissão de luz de iluminação no momento do modo de observação de imagem espectral na modalidade 9;

figura 50 é um diagrama de blocos que mostra uma configuração . de uma unidade de fonte de luz em um exemplo modificado da modalidade 9; e

figura 51 é um diagrama que mostra exemplos característicos de , emissão de luz de luz de iluminação no momento do modo de observação de imagem espectral no exemplo modificado da modalidade 9.

Melhor modo para Executar a Invenção

As modalidades da presente invenção serão daqui em diante descritas com referência aos desenhos.

Modalidade 1

As figuras 1 a 26 referem-se a uma modalidade 1 da presente invenção. A figura 1 é um diagrama conceituai que mostra um fluxo de um sinal quando criando um sinal de imagem espectral de um sinal de imagem de cor. A figura 2 é um diagrama conceituai que mostra uma computação de integração do sinal de imagem espectral. A figura 3 é uma vista externa que mostra uma aparência de um aparelho de endoscópio eletrônico. A figura 4 éum diagrama de blocos que mostra uma configuração do aparelho de en-doscópio eletrônico mostrado da figura 3. A figura 5 é uma vista externa que mostra uma aparência de um pulsador da figura 4. A figura 6 é um diagrama que mostra uma disposição de filtros de cor dispostos sobre uma superfície de captação de imagem de um CCD da figura 3. A figura 7 é um diagrama que mostra as características de sensibilidade espectral dos filtros de cor da figura 6. A figura 8 é um diagrama de configuração que mostra uma configuração de uma seção de computação de matriz da figura 4. A figura 9 é um diagrama de espectro que mostra um espectro de uma fonte de luz. A figura 10 é um diagrama de espectro que mostra um espectro de reflexão de um corpo vivo.

A figura 11 é uma vista que mostra uma estrutura em uma direção de camada de um tecido biológico a ser observado pelo aparelho de endoscópio eletrônico da figura 4. A figura 12 é uma vista que explica um estado de alcance de luz de iluminação do aparelho de endoscópio eletrônico da figura 4 na direção de camada do tecido biológico. A figura 13 é um diagrama que mostra as características espectrais de cada banda de luz branca. A figura 14 é um primeiro diagrama que mostra cada imagem de banda pela luz branca da figura 13. A figura 15 é um segundo diagrama que mostra cada imagem de banda pela luz branca da figura 13. A figura 16 é uma terceira vista que mostra cada imagem de banda pela luz branca da figura 13. A figura 17 é um diagrama que mostra as características espectrais de imagens espectrais criadas pela seção de computação de matriz da figura 8. A figura 18 é um primeiro diagrama que mostra cada uma das imagens espectrais da figura 17. A figura 19 é um segundo diagrama que mostra cada uma das imagens espectrais da figura 17. A figura 20 é um terceiro diagrama que mostra cada uma das imagens espectrais da figura 17.

A figura 21 é um diagrama de blocos que mostra uma configuração de uma seção de ajuste de cor da figura 4. A figura 22 é um diagrama que explica uma operação da seção de ajuste de cor da figura 21. A figura 23 é um diagrama de blocos que mostra uma configuração de um exemplo modificado da seção de ajuste de cor da figura 4. A figura 24 é um diagramaque mostra as características espectrais do primeiro exemplo modificado das imagens espectrais da figura 17. A figura 25 é um diagrama que mostra as características espectrais de um segundo exemplo modificado das imagens espectrais da figura 17. A figura 26 é um diagrama que mostra as características espectrais de um terceiro exemplo modificado das imagens espectrais da figura 17.

Em um aparelho de endoscópio eletrônico como um aparelho de observação biológica na modalidade da presente invenção, uma luz é irradiada para um corpo vivo que é um objeto de teste de uma fonte de luz de iluminação, e a luz a qual é refletida do corpo vivo com base na luz de irradiada é recebida por um elemento de captação de imagem de estado sólido o qual é uma unidade de captação de imagem e está sujeita a uma conversão fotoelétrica, por meio de que um sinal de captação de imagem que é um sinal de imagem de cor é criado, e do sinal de captação de imagem, um sinal de imagem espectral que é um sinal espectral que corresponde a uma imagem em uma banda estreita de comprimento de onda ótica é criado por processamento de sinal.

Antes de descrever a modalidade 1 de acordo com a presente invenção, um método de cálculo de matriz o qual é uma base da presente invenção será daqui em diante descrito. Aqui, a matriz significa um coeficien-. te predeterminado o qual é utilizado quando criando um sinal de imagem espectral como um sinal espectral de um sinal de imagem de cor obtido para criar uma imagem de cor (daqui em diante, também denominada uma imagem comum).

Após a descrição da matriz, um método de correção para obter um sinal de imagem espectral mais preciso, um método para aperfeiçoar o S/N o qual aperfeiçoa uma razão de S/N do sinal de imagem espectral criado será descrito. O método de correção, o método para aperfeiçoar o S/N podem ser utilizados de acordo com a necessidade. Daqui em diante, os vetores e as matrizes serão expressos por letras em negrito ou aspas (por e-xemplo, uma matriz A é expressa por "uma letra A em negrito" ou "A"), e as outras palavras serão expressas sem decoração de letra.Método de Cálculo de Matriz

A figura 1 é um diagrama conceituai que mostra um fluxo de um sinal quando criando um sinal de imagem espectral equivalente a uma imagem que corresponde a uma imagem em banda de comprimento de onda ótica mais estreita de um sinal de imagem de cor (neste caso, de modo a simplificar a explicação, R, G e B serão adotados, mas a combinação de G, Cy, Mg e Ye pode ser adotada em elemento de captação de imagem de estado sólido do tipo de cor complementar).

Primeiro, o aparelho de endoscópio eletrônico converte as características de sensibilidade de cor como características de sensibilidade espectral de unidades de captação de imagem de R, G e B em dados numéricos. Neste caso, as características de sensibilidade de cor de R, G e B são características de saída para comprimentos de onda respectivamente obtidos quando uma imagem de um objeto branco é captada pela utilização de uma fonte de luz de luz branca.

As respectivas características de sensibilidade de cor de R, G e B estão mostradas no lado direito dos respectivos dados de imagem como gráficos simplificados. As características de sensibilidade de cor de R, G e B neste momento estão respectivamente determinadas como os vetores de coluna n dimensionais "R", "G" e "B".

A seguir, o aparelho de endoscópio eletrônico converte as características de filtro de passagem de banda de banda estreita F1, F2 e F3 como características espectrais básicas de sinais espectrais desejados serem extraídos, por exemplo, três sinais espectrais (o aparelho de endoscópio eletrônico conhece as características dos filtros os quais podem eficientemente extrair uma estrutura como informações de antecipação. As características dos filtros respectivamente tem bandas de passagem de bandas de comprimento de onda de substancialmente 590 nm a substancialmente 610 nm, de substancialmente 530 nm a substancialmente 550 nm, e de substancialmente 400 nm a substancialmente 430 nm) rm dados numéricos.

Aqui, "substancialmente" é um conceito que inclui aproximadamente 10 nm em um comprimento de onda. As características de filtro nestemomento são determinadas como vetores de coluna n dimensionais "F1", "F2", e "F3", respectivamente. Uma determinação de coeficiente ótimo que se aproxima da seguinte relação é encontrado com base nos dados numéricos obtidos.

Especificamente, os elementos da matriz a qual satisfaz a seguinte Fórmula 1 são encontrados.

[Fórmula 1]

<formula>formula see original document page 13</formula>

A solução da proposição de otimização acima está matematicamente dada como segue. Quando uma matriz que expressa as características de sensibilidade de cor de R, G e B, é determinada como "C", uma matriz que expressa uma característica espectral de um filtro de passagem de banda de banda estreita desejada ser extraída é determinada como "F", e uma matriz de coeficientes a ser encontrada onde a análise de componente principal ou a expansão ortogonal (ou transformação ortogonal), é executada é determinada como "A",

[Fórmula 2]

<formula>formula see original document page 13</formula>

é estabelecida. Conseqüentemente, a proposição mostrada na Fórmula 1 é igual a encontrar matriz "A" a qual satisfaz a seguinte relação.

[Fórmula 3]

Aqui, como um número n de seqüências de pontos como dados espectrais que expressam uma característica espectral, n>3 é determinado, portanto, aFórmula (3) não é uma equação simultânea unidimensional, mas é dada como uma solução de um método de quadrados mínimos linear. Especificamente, uma matriz quase inversa é resolvida da Fórmula (3). Quando uma matriz transposta da matriz "C" é determinada como "C", a Fórmula (3) torna-se

Fórmula 4

<formula>formula see original document page 14</formula>

Como "tCC" é uma matriz quadrada de n x n, a Fórmula (4) pode ser considerada como uma equação simultânea sobre a matriz "A", e a sua solução é dada por

Fórmula 5

<formula>formula see original document page 14</formula>

Pela execução de uma conversão do lado esquerdo da Fórmula (3) sobre a matriz "A" encontrada pela Fórmula (5), o aparelho de endoscópio eletrônico pode obter uma aproximação das características dos filtros de passagem de banda de banda estreita F1, F2, e F3 desejadas serem extraídas. O acima é a descrição do método de cálculo de matriz que é a base da presente invenção.

Pela utilização da matriz assim calculada, a seção de computação de matriz 436, a qual será posteriormente descrita cria um sinal de imagem espectral de um sinal de imagem de cor comum.

Método de Correção

A seguir, um método de correção para encontrar um sinal de imagem espectral mais preciso será descrito.

Na explicação acima descrita do método de cálculo de matriz, o método de cálculo de matriz é precisamente aplicado quando um fluxo luminoso recebido por um dispositivo de captação de imagem de estado sólido tal como um CCD é uma luz completamente branca (todas as intensidades de comprimento de onda são as mesmas em uma faixa visível). Especificamente, quando as respectivas saídas de R, G e B são ás mesmas, uma a-proximação ótima é obtida.

No entanto, sob uma observação endoscópica real, o fluxo luminoso para a iluminação (um fluxo luminoso de uma fonte de luz) não é completamente branco, e a reflexão espectral de um corpo vivo não é uniforme. Portanto, o fluxo luminoso recebido pelo elemento de captação de imagem de estado sólido não é luz branca (já que esta é colorida, os valores de R, G e B não são os mesmos).

Conseqüentemente, de modo a resolver a proposição mostrada na Fórmula (3) mais precisamente no processamento real, é desejável considerar as características espectrais de luz de iluminação como as características de sensibilidade espectral de uma seção de iluminação, e as características de reflexão de um corpo vivo como o coletamento dos dados de característica espectral de um objeto de teste, além das características de sensibilidade de cor de R, G e B como as características de sensibilidade espectral da unidade de captação de imagem.

Aqui, as características de sensibilidade de cor (as características de sensibilidade espectral da unidade de captação de imagem) são determinadas como R(A), G(A,) e B(À), um exemplo das características espectrais de luz de iluminação (as características de sensibilidade espectral da seção de iluminação) é determinado como S(X), e um exemplo das características de reflexão de um corpo vivo (o coletamento de dados de característica espectral do objeto de teste) é determinado como H(A,). As características espectrais da luz de iluminação e as características de reflexão do corpo vivo nem sempre precisam ser as características do aparelho e do objeto com o qual o exame é executado, mas podem ser características gerais as quais são adquiridas com antecedência, por exemplo.

Utilizando estes coeficientes, os coeficientes de correção kR, kG e kB são dados pelaFórmula 6

<formula>formula see original document page 16</formula>

Quando a matriz de correção de sensibilidade é determinada como "K", "K" é dado como segue.

Fórmula 7

<formula>formula see original document page 16</formula>

Conseqüentemente, a matriz de coeficientes "A" é como segue pela adição da correção da Fórmula (7) na Fórmula (5).

Fórmula 8

<formula>formula see original document page 16</formula>

Quando uma otimização é realmente executada, permitindo que uma parte da distribuição de sensibilidade otimizada seja negativa é adicionada utilizando o fato de que quando as características de sensibilidade espectral dos filtros alvo (F1, F2, e F3 na figura 1: características espectrais básicas) são negativas, estas tornam-se zero no display de imagem (especificamente, somente as porções que tem sensibilidades positivas entre as características de sensibilidade espectral dos filtros são utilizadas). De modo a criar as características de sensibilidade espectral de banda estreita a partir das características de sensibilidade espectral de banda larga, o aparelho de endoscópio eletrônico pode criar os componentes que se aproximam de bandas que tem sensibilidades pela adição de características de sensibilidade negativas às características alvo de F1, F2 e F3 como mostrado na figura 1.

Método de Aperfeiçoamento de S/N

A seguir, um método para aperfeiçoar o S/N e a precisão do sinal de imagem espectral criado será descrito. O método para aperfeiçoar a razão de S/N ainda resolve o seguinte problema sendo adicionado ao meto-do de processamento acima descrito.

(i) Se qualquer um dos sinais originais (R, G e B) no método de cálculo de matriz acima descrito estiver saturado, as características dos filtros F1 a F3 no método de processamento são prováveis de diferir grandemente das características dos filtros os quais podem eficientemente extrair a estrutura (características ideais) (quando os filtros F1 a F3 são criados por dois sinais de R, G e B, ambos os dois sinais originais precisam ser não saturado).

(ii) No momento da conversão de sinal de imagem de cor em um sinal de imagem espectral, um filtro de banda estreita é criado de um filtro de banda larga. Portanto, uma degradação de sensibilidade ocorre, o componente de sinal de imagem espectral criado torna-se pequeno, e a razão de S/N não é favorável.

No método para aperfeiçoar a razão de S/N, a irradiação de luz de iluminação é separadamente executada diversas vezes (por exemplo, n vezes, n é um inteiro de 2 ou mais) em um campo (um quadro) de uma imagem comum (uma imagem de cor comum) (a intensidade de irradiação pode ser mudada cada vez. Na figura 2, as intensidades de irradiação são expressas por IO até In. Isto pode ser executado controlando somente a luz de iluminação) como mostrado na figura 2.

Por meio disto, o aparelho de endoscópio eletrônico pode tornar a intensidade de irradiação de uma vez pequena, e pode impedir que os sinais R, G e B fiquem saturados respectivamente. Os sinais de imagem separados em diversos momentos são adicionados pela quantidade de n em um pós-estágio. Portanto, o aparelho de endoscópio eletrônico torna o componente de sinal grande, e pode aperfeiçoar a razão de S/N. Na figura 2, as seções de integração 438a a 438c funcionam como as seções de ajuste de qualidade de imagem o que aperfeiçoa a razão de S/N.

O acima é a explicação do método de computação de matriz o qual é a base da presente invenção, o método de correlação para encontrar um sinal de imagem espectral preciso o qual pode ser executado com o método de computação de matriz, e o método para aperfeiçoar a razão de S/Ndo sinal de imagem espectral criado.

Aqui, um exemplo modificado do método de cálculo de matriz acima descrito será descrito.

Exemplo Modificado de Método de Cálculo de Matriz

Os sinais de imagem de cor (as características de sensibilidade espectral da unidade de captação de imagem) estão determinados como R, G, B, e os sinais de imagem espectral estimados (características espectrais básicas) estão determinados como F1, F2 e F3. Mais estritamente, os sinais de imagem de cor R, G e B são as funções posições x e y sobre uma imagem, e portanto, estes devem ser expressos como, por exemplo, R(x, y), mas tal expressão será aqui omitida.

É um objetivo estimar a matriz "A" de três por três para calcular F1, F2 e F3 de R, G, e B. Se "A" for estimado, o cálculo de F1, F2 e F3 de R, G e B torna-se possível pela seguinte Fórmula (9). Fórmula 91

<formula>formula see original document page 18</formula> Aqui, a expressão dós seguintes dados será definida. As características espectrais de um objeto de teste: H(a,), "H" = (H(à2), H(X2), ...H(A.n))t

onde X denota um comprimento de onda, e t denota uma transposição em computação de matriz. Do mesmo modo, as características espectrais de luz de iluminação: S(À.), "S" = (S(X2), S(X2), ...S(Axi))t

As características de sensibilidade espectral de um CCD: J(X), "J" = (J(Â2), J(À.2), ...J(À.n))t

As características espectrais dos filtros o quais executam a separação de cor: no caso de cores primárias

R(À.), "R" = (R(X2), R(X2), ...R(Xn))t,

G(X), "G" = (G(X2), G(X2), ...G(Xn))\, e

B(X), "B" = (B(X2), B(X2), ...B(Xn))\"R", "G" e "B"estão organizadas em uma pela matriz "C" como mostrado na Fórmula (10).

Fórmula 10

<formula>formula see original document page 19</formula>

Os sinais de imagem R, G, B, e os sinais espectrais F1, F2 e F3 são expressos pelas matrizes como segue.

Fórmula 11

<formula>formula see original document page 19</formula>

O sinal de imagem "P" é calculado pela seguinte fórmula.

Fórmula 12

<formula>formula see original document page 19</formula>

Quando o filtro de separação de cor para obter "Q" é determinado "F", similarmente à Fórmula (12),

Fórmula 13

<formula>formula see original document page 19</formula>

Aqui, é assumido que a refletância espectral de um objeto de teste pode ser expressa por aproximação com a soma linear de uma pluralidade de características espectrais básicas (três neste caso) como uma importante primeira suposição, "H" pode ser expresso como segue.

Fórmula 14

<formula>formula see original document page 19</formula>

Aqui, "D" denota uma matriz que tem três espectros básicos D1(À), D2(À), D3(X) como vetores de coluna "W" denota um fator de ponderação que expressa a contribuição de D1(A.), D2(X), D3(À) para "H". Quandoa tonalidade de cor do objeto de teste não varia tanto, a aproximação é conhecida ser estabelecida.

Quando a Fórmula (14) é substituída na Fórmula (12), a seguinte fórmula é obtida.

Fórmula 15

P = CSJH = CSJDW-MW (15)

Aqui, uma matriz "M" de 3 por 3 representa a matriz na qual os resultados de cálculo de matrizes "CSJD" estão organizados em um.

Do mesmo modo, a Fórmula (14) é substituída na Fórmula (13), e a seguinte fórmula é obtida.

Fórmula 16

Q = FSJH = FSJDW = MW (16)

Similarmente, a matriz "M"' representa a matriz na qual os resultados de cálculo de matrizes "FSJD" estão organizados em um.

Finalmente, "W" é eliminado da Fórmula (15) e da Fórmula (16), e a seguinte fórmula é obtida.

Fórmula 17

Q = M'M-)P •■•(17)

"M-1" representa uma matriz inversa da matriz "M". Finalmente, "M' M-1" torna-se uma matriz de 3 por 3, e matriz "A" do alvo de estimativa.

Aqui, é assumido que quando uma separação de cor é executada com um filtro de passagem de banda, a característica espectral do objeto de teste na banda a pode ser aproximada com um único valor numérico, como uma importante segunda suposição. Especificamente,

Fórmula 18

H = (/i„/z2,/23)' •••(18)

Considerando o caso no qual a passagem de banda para a separação de cor não é uma passagem de banda completa, mas tem sensibilidade em outras bandas, quando a suposição é estabelecida, se cada "W" naFórmula (15) e na Fórmula (16) for considerado como o "H" acima descrito, a mesma matriz que a Fórmula (17) pode ser finalmente estimada.

A seguir, uma configuração concreta do aparelho de endoscópio eletrônico como um aparelho de observação biológica de acordo com a modalidade da presente invenção será descrita com referência à figura 3. Outras modalidades as quais serão posteriormente descritas tem configurações similares.

Como mostrado na figura 3, um aparelho de endoscópio eletrônico 100 como um aparelho de observação biológica tem um endoscópio 101 como uma unidade de observação, um corpo principal de aparelho de endoscópio 105, e um monitor de display 106 como um dispositivo de dis-play ou um dispositivo de saída de display. O endoscópio 101 está principalmente configurado por uma porção de inserção 102 a qual é inserida em uma cavidade corporal de um objeto de teste, uma porção de extremidade mais distante 103 provida em uma extremidade mais distante da porção de inserção 102, e uma porção de operação em ângulo 104 a qual está provida em um lado oposto de um lado de extremidade mais distante da porção de inserção 102 para instruir uma operação de dobramento ou similares da porção de extremidade mais distante 103.

Uma imagem do objeto de teste obtida com o endoscópio 101 o qual é um endoscópio flexível é sujeita a um processamento de sinal predeterminado no corpo principal de aparelho de endoscópio 105, e a imagem processada é exibida no monitor de display 106.

A seguir, o corpo principal de aparelho de endoscópio 105 será descrito em detalhes com referência à figura 4. A figura 4 é um diagrama de blocos do aparelho de endoscópio eletrônico 100.

Como mostrado na figura 4, o corpo principal de aparelho de endoscópio 105 está principalmente configurado por uma unidade de fonte de luz 41 como uma unidade de iluminação, uma unidade de controle 42 e um dispositivo de processamento de corpo principal 43. A unidade de controle 42 e o dispositivo de processamento de corpo principal 43 configuram uma unidade de controle de processamento de sinal a qual controla a opera-ção de um CCD 21 como a unidade de fonte de luz 41 e/ou uma unidade de captação de imagem, e emite um sinal de captação de imagem para o monitor de display 106 que é um dispositivo de display.

Na presente modalidade, uma explicação será dada na pré-condição de que a unidade de fonte de luz 41 e o dispositivo de processamento de corpo principal 43 os quais executam o processamento de imagem e similares estão incluídos no corpo principal de aparelho de endoscópio 105 o qual é uma unidade, mas a unidade de fonte de luz 41 e o dispositivo de processamento de corpo principal 43, podem estar configurados para serem destacáveis como uma unidade separada do corpo principal de aparelho de endoscópio 105.

A unidade de fonte de luz 41 a qual é uma unidade de iluminação está conectada na unidade de controle 42 e no endoscópio 101, e executa a irradiação de luz branca (que inclui o caso de luz branca incompleta) com uma quantidade de luz predeterminada com base em um sinal da unidade de controle 42. A unidade de fonte de luz 41 tem uma lâmpada 15 como uma fonte de luz branca, um pulsador 16 para ajustar uma quantidade de luz, e uma seção de operação de pulsador 17 para operar o pulsador 16.

O pulsador 16 inclui uma configuração na qual porções de dente que tem comprimentos predeterminados em uma direção circunferencial estão providas em uma estrutura em forma de disco com um ponto 17a como um centro, a um raio predeterminado rO, como mostrado na figura 5. O ponto central 17a está conectado em um eixo rotativo provido na seção de operação de pulsador 17. Especificamente, o pulsador 16 executa um movimento rotacional ao redor do ponto central 17a. Uma pluralidade de porções dente está provida em raios predeterminado. Na figura 5, a porção de dente tem o comprimento máximo = 27tr0x260 graus/360 graus e uma largura = rO-ra entre o raio rO e um raio ra. Similarmente, a porção de dente tem o comprimento máximo = 27urax201 graus/360 graus e uma largura = ra-rb entre o raio ra e um raio rb , e a porção de dente tem o comprimento máximo d= 27trbx262 graus/360 graus com uma largura = rb-rc entre o raio rb e um raio rc (os respectivos raios satisfazem r0>ra>rb>rc).O comprimento e a largura de cada uma das porções de dente no pulsador 16 são somente exemplos, e não estão limitados à presente modalidade.

O pulsador 16 tem uma porção de projeção 160a que estende-se na direção do raio substancialmente no centro das porções de dente. A unidade de controle 42 minimiza um intervalo de luzes irradiadas um quadro antes e um quatro após pela comutação do quadro quando a luz está protegida pela porção de projeção 160a, e minimiza o borramento devido ao movimento ou similar do objeto de teste.

A seção de operação de pulsador 17 está configurada para ser móvel em uma direção da lâmpada 15 como mostrado pelas setas na figura 4.

Especificamente, a unidade de controle 42 pode mudar uma distância R entre o centro rotacional 17a do pulsador 16 e um fluxo luminoso (mostrado por um círculo de linha tracejada) da lâmpada mostrada na figura 5. Por exemplo, no estado mostrado na figura 5, a distância R é consideravelmente pequena, e portanto, a quantidade de luz de iluminação está em um estado pequeno. Tornando a distância R grande (movendo a seção de operação de pulsador 17 afastando da lâmpada 15), a porção de dente na qual o fluxo luminoso pode passar torna-se longa. Portanto, o tempo de irradiação torna-se longo, e a unidade de controle 42 pode tornar a quantidade , de luz de iluminação grande.

Como acima descrito, no aparelho de endoscópio eletrônico, uma imagem espectral recentemente criada é provável de ser insuficiente como S/N, e quando qualquer sinal fora dos sinais R, G e B necessários para a criação da imagem espectral é saturada, uma computação correta não é executada. Portanto, a quantidade de luz de iluminação precisa ser controlada. O pulsador 16 e a seção de operação de pulsador 17 suportam o ajuste de quantidade de luz.

O endoscópio 101 conectado na unidade de fonte de luz 41 a-través de um conector 11 inclui uma lente de objetiva 19 e um dispositivo de captação de imagem de estado sólido 21 tal como um CCD (daqui em diante simplesmente descrito como o CCD) na porção de extremidade mais distan-te 103. O CCD na presente modalidade é de um tipo de painel único (o CCD utilizado para um endoscópio eletrônico do tipo simultâneo), e de um tipo de cor primária. A figura 6 mostra uma disposição de filtros de cor dispostos sobre uma superfície de captação de imagem do CCD. Os filtros de cor dispostos sobre a superfície de captação de imagem do CCD configuram uma porção de separação de cor. A figura 7 mostra as respectivas características de sensibilidade espectral de R, G e B nos filtros de cor da figura 6.

Como mostrado na figura 4, a porção de inserção 102 inclui uma guia de luz 14 a qual guia a luz irradiada da unidade de fonte de luz 41 para a porção de extremidade mais distante 103, uma linha de sinal para transferir uma imagem do objeto de teste obtida com o CCD para o dispositivo de processamento de corpo principal 43, um canal de fórceps 28 para executar o tratamento e similares. Uma abertura de fórceps 29 para inserir um fórceps no canal de fórceps 28 está provida próximo da porção de operação 104.

O dispositivo de processamento de corpo principal 43 como um dispositivo de processamento de sinal para o aparelho de observação biológica está conectado no endoscópio 101 através do conector 11 similarmente à unidade de fonte de luz 41. O dispositivo de processamento de corpo principal 43 inclui um operador de CCD 431 para operar o CCD 21. O dispositivo de processamento de corpo principal 43 tem um sistema de processamento de sinal de luminância e um sistema de processamento de sinal de cor como os sistemas de circuito de sinal para obter uma imagem comum.

O sistema de processamento de sinal de luminância tem uma seção de correção de contorno 432 a qual está conectada no CCD 21 para executar uma correção de contorno, e uma seção de processamento de sinal de luminância 434 a qual cria um sinal de luminância de dados corrigidos na seção de correção de contorno 432. O sistema de processamento de sinal de cor tem circuitos de retenção de amostras (circuitos de S/H) 433a a 433c os quais estão conectados no CCD 21, e executam uma amostragem de sinais obtido pelo CCD 21 para criar os sinais R, G e B, e uma seção de processamento de sinal de cor 435 a qual está conectada nas saídas dos circuitos de S/H 433a a 433c para executar a criação de sinais de cor.Uma seção de criação de imagem comum 437 a qual que cria uma imagem comum da saída do sistema de processamento de sinal de lu-minância e da saída do sistema de processamento de sinal de cor está provida, e um sinal Y, um sinal R-Y e um sinal B-Y são enviados para o monitor de display 106 através de uma seção de troca 439 da seção de criação de imagem comum 437.

Entrementes, como um sistema de circuito de sinal para obter uma imagem espectral, uma seção de computação de matriz 436 a qual tem as saídas (sinais RGB) dos circuito de S/H 433a a 433c inseridas na mesma e executa uma computação de matriz predeterminada para os sinais R, G e B está provida. A seção de computação de matriz 436 configura uma seção de criação de sinal espectral. Uma computação de matriz significa o processamento para executar um processamento de adição ou similar para os sinais de imagem de cor, e multiplicá-los pela matriz encontrada pelo método de cálculo de matriz acima descrito (ou o seu exemplo modificado).

Na presente modalidade, como o método para a computação de matriz, um método que utiliza um processamento de circuito eletrônico (pro-. cessamento por hardware que utiliza um circuito eletrônico) será descrito, mas um método que utilize um processamento de dados numéricos (processamento por software que utiliza um programa) como em uma modalidade a . qual será posteriormente descrita pode ser adotado. Na execução da computação de matriz, estes métodos podem ser combinados.

A figura 8 mostra um diagrama de circuito da seção de computação de matriz 436. Os sinais R, G e B são inseridos em amplificadores 32a a 32c através de grupos de resistências 31-1a a 31-1c. Os respectivos grupos de resistências tem uma pluralidade de resistências nas quais os sinais R, G e B estão respectivamente conectados, e os valores de resistência das respectivas resistências são os valores que correspondem aos coeficientes de matriz. Especificamente, a seção de computação de matriz 436 tem uma configuração na qual os fatores de amplificação para os sinais R, G e B são mudados pelas respectivas resistências, e somados (podem ser subtraídos) com os amplificadores. As saídas dos respectivos amplificadores 32a a 32ctornam-se as entradas da seção de computação de matriz 436. Especificamente, a seção de computação de matriz 436 executa um assim denominado processamento de adição de ponderação. Os valores de resistência nas respectivas resistências podem ser feitos variáveis.

As saídas da seção de computação de matriz 436 estão respectivamente conectadas nas seções de integração 438a a 438c. Após uma computação de integração ser ali executada, uma computação de ajuste de cor a qual será posteriormente descrita é executada para os respectivos sinais de imagem espectral ZF1 a 2F3 em uma seção de ajuste de cor 440, e os sinais de imagem de canal de cor espectral Rch, Gch e Bch são criados dos sinais de imagem espectral ZF1 to IF3. Os sinais de imagem de canal de cor espectral Rch, Gch e Bch criados são enviados para os canais de cor R(ch), G(ch) e B(ch) de R, G e B do monitor de display 106 através da seção de troca 439. Uma configuração da seção de ajuste de cor 440 será posteriormente descrita.

A seção de troca 439 executa uma troca de uma imagem comum e uma imagem espectral, e pode executar uma troca entre as imagens espectrais para exibição. Especificamente, um operador pode fazer com que o monitor de display 106 exiba uma imagem seletivamente de uma imagem comum, uma imagem de canal de cor espectral pelo canal de cor R(ch), uma imagem de canal de cor espectral pelo canal de cor G(ch) e uma imagem de canal de cor espectral pelo canal de cor B(ch). Uma configuração na qual quaisquer duas ou mais imagens podem ser simultaneamente exibidas no monitor de display 106 pode ser adotada. Especialmente quando uma imagem comum e uma imagem de canal de cor espectral (daqui em diante, também denominada uma imagem de canal espectral) são tornadas simultaneamente exibíveis, a imagem comum que comumente executa a observação pode ser facilmente contrastada com a imagem de canal espectral, e uma observação pode ser feita pela incorporação das respectivas características (A característica da imagem comum é que a imagem comum tem uma cromaticidade próxima da observação comum a olho nu e é fácil de observar. A característica da imagem de canal espectral é que um vaso predeter-minado ou similar o qual não pode ser observado em uma imagem comum pode ser observado.), o que é muito útil em diagnóstico.

O endoscópio 101 que é um endoscópio configurado como um endoscópio flexível utilizado na presente modalidade, pode ser um endoscópio configurado como um endoscópio rígido tal um endoscópio 101a mostrado na figura 35, por exemplo.

O endoscópio 101a tem uma porção de inserção rígida 102a a qual é inserida em um corpo de um objeto de teste, e uma câmera de televisão 103a configurada para ser fixável e destacável de uma porção de extremidade mais próxima da porção de inserção 102a.

A porção de inserção 102a tem um cabo 112 que tem uma configuração fixável e destacável da unidade de fonte de luz 41 do corpo principal de aparelho de endoscópio 105. Guias de luz não-mostradas as quais guiam a luz de iluminação da unidade de fonte de luz 41 para uma porção de extremidade mais distante da porção de inserção 102a estão providas dentro da porção de inserção 102a e do cabo 112.

Ainda, a porção de extremidade mais distante da porção de inserção 102a tem um sistema ótico de objetiva não-mostrado para formar uma imagem de um objeto de teste. A porção de inserção 102a está provida em um lado de extremidade mais próxima do sistema ótico de objetiva e tem uma lente de transferência (não-mostrada) em uma região da porção de extremidade mais distante para a porção de extremidade mais próxima.

Como a porção de inserção 102a tem a configuração acima descrita, a imagem do objeto de teste é formada sobre uma superfície de extremidade mais distante da lente de transferência pelo sistema ótico de objetiva, e após o que, a imagem é transferida através do grupo de lente de transferência. A luz da imagem transferida do objeto de teste é focalizada em um CCD (não-mostrado) da câmera de televisão 103a provida no lado de superfície de extremidade traseira do grupo de lente de transferência. O CCD emite a imagem focalizada do objeto de teste como um sinal de captação de imagem.

A câmera de televisão 103a tem um cabo 111 que tem uma con-figuração fixável e destacavel do dispositivo de processamento de corpo principal 43 do corpo principal de aparelho de endoscópio 105. Por uma tal configuração, a câmera de televisão 103a emite um sinal de captação de imagem para o dispositivo de processamento de corpo principal 43 através do cabo 111.

O endoscópio 101 utilizado na presente modalidade pode ser um configurado como uma câmera oral tal como o endoscópio 201 mostrado na figura 36, por exemplo.

O endoscópio 201 tem em uma porção de extremidade mais distante uma fonte de luz tal como um LED não-mostrado o qual emite uma luz de iluminação substancialmente similar à unidade de fonte de luz 41, um sistema ótico de objetiva não-mostrado o qual forma uma imagem de um objeto de teste iluminado pela fonte de luz, um CCD não-mostrado o qual está provido em uma posição de formação de imagem do sistema ótico de objetiva e emite uma imagem captada do objeto de teste como um sinal de captação de imagem, e um filtro de cor não-mostrado provido no CCD, tem em uma porção de extremidade mais próxima um cabo 210a que tem uma configuração fixável e destacavel do dispositivo de processamento de corpo principal 43.

O endoscópio 101 utilizado na presente modalidade pode ser um configurado como uma câmera o qual é utilizado sendo colocado em contato com uma superfície de corpo vivo tal como um endoscópio 301 mostrado na figura 37.

O endoscópio 301 tem uma porção de contato 301a provida com uma fonte de luz tal como um LED não-mostrado a qual emite uma luz de iluminação é substancialmente similar à unidade de fonte de luz 41, um sistema ótico de objetiva não-mostrado o qual forma uma imagem de um objeto de teste iluminado pela fonte de luz, um CCD não-mostrado o qual está provido em uma posição de formação de imagem do sistema ótico de objetiva e emite uma imagem captada do objeto de teste como um sinal de captação de imagem, e um filtro de cor não-mostrado provido no CCD, e um cabo 301b o qual tem uma configuração fixável e destacavel do dispositivo deprocessamento de corpo principal 43, e transfere o sinal de captação de i-magem da porção de contato 301a para o dispositivo de processamento de corpo principal 43.

A seguir, uma operação do aparelho de endoscópio eletrônico 100 na presente modalidade será descrita em detalhes com referência à figura 4.

Daqui em diante, uma operação quando observando uma imagem comum será primeiramente descrita, e após o que, uma operação quando observando uma imagem espectral será descrita.

Primeiro, uma operação da unidade de fonte de luz 41 será descrita. Com base no sinal de controle da unidade de controle 42, a seção de operação de pulsador 17 é ajustada em uma posição predeterminada e gira o pulsador 16. O fluxo luminoso da lâmpada 15 passa através da porção de dente do pulsador 16, e é coletado sobre uma extremidade de incidência da guia de luz 14 a qual é um feixe de fibras óticas provido dentro do conector 11 que é uma porção de conexão do endoscópio 101 e da unidade de fonte de luz 41 por uma lente condensadora.

O fluxo luminoso coletado passa através da guia de luz 14 e é irradiado para dentro do corpo de um objeto de teste do sistema ótico de iluminação provido na porção de extremidade mais distante 103. O fluxo luminoso irradiado reflete no corpo do objeto de teste, e os sinais são coletados de acordo com os filtros de cor mostrados na figura 6 no CCD 21 através da lente de objetiva 19.

Os sinais coletados são inseridos em paralelo no sistema de processamento de sinal de luminância e no sistema de processamento de sinal de cor acima descritos. Na seção de correção de contorno 432 do sistema de sinal de luminância, os sinais coletados de acordo com o filtro de cor são somados e inseridos para cada pixel, e após a correção de contorno, estes são inseridos na seção de processamento de sinal de luminância 434. Na seção de processamento de sinal de luminância 434, um sinal de luminância é criado, e é inserido na seção de criação de imagem comum 437.

Entrementes, os sinais coletados no CCD 21 são inseridos noscircuitos de S/H 433a a 433c de acordo com os filtros de cor, e os sinais R, G e B são respectivamente criados. Ainda, dos sinais R, G e B, os sinais de cor são criados na seção de processamento de sinal de cor 435, então na seção de criação de imagem comum 437, um sinal Y, um sinal R-Y e um sinal B-Y são criados do sinal de luminância e dos sinais de cor, e uma imagem comum do objeto é exibida no monitor de display 106 através da seção de troca 439.

A seguir, a operação quando observando uma imagem espectral será descrita. Os componentes os quais executam as mesmas operações que na observação da imagem comum será aqui omitida.

Um operador executa uma instrução para observar uma imagem espectral de uma imagem comum, pela operação de um teclado provido no corpo principal de aparelho de endoscópio 105 ou uma chave ou similar provida na porção de operação 104 do endoscópio 101. Neste momento, a unidade de controle 42 muda os estados de controle da unidade de fonte de luz 41 e do dispositivo de processamento de corpo principal 43.

Mais especificamente, a unidade de controle 42 muda a quantidade de luz irradiada da unidade de fonte de luz 41 de acordo com a necessidade. Como acima descrito, a saturação da saída do CCD 21 não é desejável, e portanto a quantidade de luz de iluminação é tornada pequena no momento de observar uma imagem espectral se comparada com o momento de observar uma imagem comum. A unidade de controle de 42 pode controlar a quantidade de luz de modo que o sinal de saída do CCD 21 não seja saturado, e pode mudar a quantidade de luz de iluminação na faixa na qual o sinal de saída não está saturado.

Como a mudança de controle para o dispositivo de processamento de corpo principal 43 pela unidade de controle 42, um sinal emitido da seção de troca 439 é trocado para a saída da seção de ajuste de cor 440 da saída da seção de criação de imagem comum 437. As saídas dos circuitos de S/H 433a a 433c estão sujeitas a um processamento de amplificação e de adição na seção de computação de matriz 436, e são emitidos para as seções de integração 438a a 438c de acordo com as respectivas bandas, esão emitidos para a seção de ajuste de cor 440 após serem sujeitos ao processamento de integração. Mesmo quando a quantidade de luz de iluminação é tornada pequena pelo pulsador 16, a intensidade dos sinais pode ser aumentada como mostrado na figura 2 armazenando e integrando os sinais nas seções de integração 438a a 438c, e imagem espectral melhorada em S/N pode ser obtida.

O processamento de matriz concreto da seção de computação de matriz 436 na presente modalidade será daqui em diante descrito. Quando os filtros de passagem de banda (daqui em diante, denominados como filtros de quase passagem de banda) próximos dos filtros de passagem de banda de banda estreita F1 a F3 ideais mostrados na figura 7 (neste caso, as respectivas regiões de comprimento de onda de transmissão são ajustadas em F1: 590 nm a 620 nm, F2: 520 nm a 560 nm, e F3: 400 nm a 440 nm) devem ser criados das características de sensibilidade espectral dos filtros de cor R, G e B mostrados pelas linhas cheias na figura 7, a matriz seguinte é ótima do conteúdo mostrado na Fórmula (1) até a Fórmula (5) acima apresentadas, na presente modalidade.

Fórmula 19

<formula>formula see original document page 31</formula>

Ainda, quando uma correção é feita do conteúdo mostrado na Fórmula (6) e na Fórmula (7), os seguintes coeficientes de correção são obtidos.

Fórmula 20

<formula>formula see original document page 31</formula>

As informações de antecipação de que o espectro S(k) da fonte de luz mostrada na pela Fórmula (6) são aquelas mostradas na figura 9, eum espectro de reflexão H(X) do corpo vivo mostrado na Fórmula (7), ao qual é prestado atenção é aquele mostrado na figura 10 é utilizado.

Conseqüentemente, o processamento executado na seção de computação de matriz 436 é matematicamente equivalente à seguinte computação de matriz.

Fórmula 21

<formula>formula see original document page 32</formula>

Pela execução da computação de matriz, as características de quase filtro (mostradas como os filtros quase F1 a F3 na figura 7) são obtidas. Especificamente, o processamento de matriz acima mencionado cria sinais de imagem espectral pela utilização dos filtros de quase passagem de banda (matriz) criados com antecedência como acima descrito para os sinais de imagem de cor.

Um exemplo da imagem de endoscópio criada pelas características de quase filtro será daqui em diante mostrado.

Como mostrado na figura 11, um tecido 4 dentro de uma cavidade corporal freqüentemente tem uma estrutura de distribuição de absorsor de diferentes vasos sangüíneos e similares em uma direção de profundidade, por exemplo. Muitos vasos capilares 46 estão principalmente distribuídos próxima de uma camada de superfície de mucosa e os vasos sangüíneos 47mais espessos que os vasos capilares estão distribuídos em uma camada intermediária a qual é mais profundas do que a camada de superfície de mucosa, além dos vasos capilares. Os vasos sangüíneos mais espessos 48 estão adicionalmente distribuídos em uma camada mais profunda.

Entrementes, a profundidade de invasão de luz na direção deprofundidade em relação ao tecido 45 dentro da cavidade corporal dependente do comprimento de onda da luz, e quanto à luz de iluminação que inclui uma região visível, no caso de luz com um comprimento de onda curto tal como a luz azul (B), a luz alcança somente uma região próximo da camada de superfície devido à característica de absorção e à característica de dispersão no tecido biológico, a luz é sujeita à absorção e à dispersão dentro da faixa da profundidade até a camada de superfície e a luz que sai da superfície é observada como mostrado na figura 12. No caso da luz verde (G) com um comprimento de onda mais longo do que a luz azul (B), a luz alcança um lugar mais profundidade do que a faixa a qual a luz azul (B) alcança, e está sujeita à absorção e à dispersão naquela faixa, e a luz que sai da superfície é observada. Mais ainda, no caso da luz vermelha (R) cujo um comprimento de onda mais longo do que a luz verde (G), a luz alcança uma faixa mais profunda.

Como as respectivas regiões de comprimento de onda da luz R, G e B no momento de observação comum do tecido 45 dentro da cavidade corporal sobrepõem umas as outras como mostrado na figura 13,

(1) em um sinal de captação de imagem captado com o CCD 21 pela luz de banda B, uma imagem de banda que tem informações de tecido de camada mais rasa e de camada intermediária que incluem muitas informações de tecido na camada rasa como mostrado na figura 14 é captado,

(2) em um sinal de captação de imagem captado com o CCD 21 pela luz de banda G, uma imagem de banda que tem informações de tecido de camada mais rasa e de camada intermediária que incluem muitas informações de tecido na camada intermediária como mostrado na figura 15 é captado, e

(3) em um sinal de captação de imagem captado com o CCD 21 pela luz de banda R, uma imagem de banda que tem informações de tecido de camada mais rasa e de camada intermediária que incluem muitas informações de tecido na camada profunda como mostrado na figura 16 é captado.

Pela execução de um processamento de sinal para os sinais de captação de imagem R, G e B pelo corpo principal de aparelho de endoscó-pio 105, uma imagem endoscópica com uma reprodução de cor desejada ou natural como uma imagem endoscópica pode ser obtida.

O processamento de matriz na seção de computação de matriz 436 acima descrita cria sinais de imagem espectral pela utilização de filtros de quase passagem de banda (matriz) criados com antecedência como acima descrito para os sinais de imagem de cor. Pela utilização dos filtros de quase passagem de banda F1 a F3 com as características espectrais discretas e de banda estreita capazes de extrair as informações de tecido de camada profunda desejadas como mostrado na figura 17, por exemplo, os sinais de imagem espectral F1 a F3 são obtidos. Como as respectivas regiões de comprimento de onda dos filtros de quase passagem de banda F1 a F3 não sobrepõem umas ás outras como mostrado na figura 17,

(4) no sinal de imagem espectral F3 pelo filtro de quase passagem de banda F3, uma imagem de banda que tem informações de tecido na camada rasa como mostrado na figura 18 é captada,

(5) no sinal de imagem espectral F2 pelo filtro de quase passagem de banda F2, uma imagem de banda que tem informações de tecido na camada intermediária como mostrado na figura 19 é captada, e

(6) no sinal de imagem espectral F1 pelo filtro de quase passagem de banda F1, uma imagem de banda que tem informações de tecido na camada profunda como mostrado na figura 20 é captada.

A seguir, para os sinais de imagem espectral F1 a F3 assim obtidos, a seção de ajuste de cor 440 atribui o sinal de imagem espectral F1 para o cana de cor R(ch), o sinal de imagem espectral F2 para o cana de cor G(ch), e o sinal de imagem espectral F3 para o cana de cor B(ch) respectivamente como um exemplo da conversão de cor mais simples, e emite-os para o monitor de display 106 através da seção de troca 439.

A seção de ajuste de cor 440 está configurada por um circuito de processamento de conversão de cor 440a que inclui um circuito de matriz três por três 61, três conjuntos de LUTs 62a, 62b, 62c, 63a, 63b e 63c providos antes e atrás do circuito de matriz três por três 61, e um circuito de mudança de coeficiente 64 o qual muda os dados de tabela das LUTs 62a, 62b,62c, 63a, 63b e 63c e os coeficientes do circuito de matriz três por três 61, como mostrado na figura 21.

Para os sinais de imagem espectral F1 a F3 os quais são inseridos no circuito de processamento de conversão de cor 440a, uma correção de y inversa, um processamento de conversão de contraste não linear e similares são executados para cada dado de banda pelas LUTs 62a, 62b e 62c.

A seguir, após a conversão de cor ser executada no circuito de matriz três por três 61, um processamento de correção de y ou de transformação de tonalidade apropriado são executados nas LUTs 63a, 63b e 63c no pós-estágio.

Os dados de tabela das LUTs 62a, 62b, 62c, 63a, 63b e 63c e os coeficientes do circuito de matriz três por três 61 podem ser mudados pelo circuito de mudança de coeficiente 64.

A mudança pelo circuito de mudança de coeficiente 64 é executada baseada no sinal de controle da chave de conversão de processamento (não-mostrada) provida na porção de operação ou similar do endoscópio 101.

O circuito de mudança de coeficiente 64 o qual recebe estes sinais de controle chama dados adequados dos dados de coeficiente escrito na seção de ajuste de cor 440 com antecedência, e reescreve os coeficientes de circuito presentes com os dados.

A seguir, um conteúdo específico de processamento de conversão de cor concreto será descrito. A Fórmula (22) mostra um exemplo de uma fórmula de conversão de cor.

Fórmula 22

<formula>formula see original document page 35</formula>

O processamento pela Fórmula (22) é uma conversão de cor na qual os sinais de imagem espectral F1 a F3 são atribuídos aos sinais de imagem de canal espectral Rch, Gch e Bch na ordem de comprimento deonda, o comprimento de onda mais curto primeiro.

Quando uma observação com a imagem de cor pelos canais de cor R(ch), G(ch) e B(ch), uma imagem como mostrada na figura 22, por exemplo, é obtida. Um vaso sangüíneo espesso está em uma posição profunda, o sinal de imagem espectral F3 é refletido, e vaso sangüíneo espesso é mostrado como um padrão azul como uma imagem de cor como uma cor alvo predeterminada. Os plexos vasculares próximos de uma camada intermediária estão mostrados como um padrão vermelho como uma imagem de cor como uma cor alvo predeterminada já que o sinal de imagem espectral F2 é intensamente refletido. Entre os plexos vasculares, aqueles que existem próximo de uma superfície de mucosa são expressos como um padrão amarelo como uma cor alvo predeterminada.

A mudança no padrão próximo da superfície de mucosa é especialmente importante para a descoberta e o diagnóstico diferencial de uma lesão inicial. No entanto, o padrão amarelo como a cor alvo predeterminada tem a tendência de ser fraco em contraste com a mucosa de fundo, e de baixa visibilidade.

Assim, de modo a reproduzir o padrão próximo da superfície de mucosa mas claramente, uma conversão mostrada na Fórmula (23) torna-se efetiva.

Fórmula 23

<formula>formula see original document page 36</formula>

O processamento pela Fórmula (23) é um exemplo de conversão no qual os dados criados pela mistura do sinal de imagem espectral F1 no sinal de imagem espectral F2 em uma razão constante é feito novo um sinal de canal G espectral Gch como uma cor alvo predeterminada, e pode clarificar que os absorsores e as dispersões como os plexos vasculares diferem dependendo da posição de profundidade.

Conseqüentemente, pelo ajuste dos coeficientes de matriz atra-vés do circuito de mudança de coeficiente 64, um usuário pode ajustar o efeito de display. Como a operação, os coeficientes de matriz são ajustados em valores padrão de uma operação atravessada na seção de processamento de imagem sendo conectada em uma chave de mudança de modo (não-mostrada) provida na porção de operação do endoscópio 101.

A operação atravessada aqui mencionada significa o estado no qual uma matriz unitária está carregada no circuito de matriz três por três 61, e uma tabela não de conversão está carregada nas LUTs 62a, 62b, 62c, 63a, 63b, e 63c. O valor padrão significa que valores ajustados de, por e-xemplo, cdG=0,2, e coB=0,8 são dados para os coeficientes de matriz coG e íoB.

Subseqüentemente o usuário opera a porção de operação ou similar do endoscópio 101, e ajusta os coeficientes para coG=0,4, coB=0,6 e similares. A tabela de correção de y inversa e a tabela de correção de y são ; aplicadas nas LUTs 62a, 62b, 62c, 63a, 63b e 63c de acordo com a necessidade.

O circuito de processamento de conversão de cor 440a executa uma conversão de cor pelo computador de matriz configurado pelo circuito de matriz três por três 61, mas o circuito de processamento de conversão de cor não está limitado a isto, e o circuito de processamento de conversão de cor pode ser configurado por um processador numérico (CPU) e uma LUT.

Por exemplo, na modalidade acima descrita, o circuito de processamento de conversão de cor 30a estar mostrado pela configuração com o circuito de matriz três por três 61, no centro, mas o mesmo efeito pode ser obtido mesmo quando o circuito de processamento de conversão de cor 30a é substituído pelas LUTs tridimensionais 65 que correspondem às respectivas bandas como mostrado na figura 23. Neste caso, o circuito de mudança de coeficiente 64 executa uma operação para mudar o conteúdo da tabela com base no sinal de controle de uma chave de conversão de processamento (não-mostrada) provida na porção de operação ou similar do endoscópio 101.

As características de filtro dos filtros de quase passagem de banda F1 a F3 não estão limitadas à região de luz visível, mas como umprimeiro exemplo modificado dos filtros de quase passagem de banda F1 a F3, as características de filtro podem estar na banda estreita com as características espectrais discretas como mostrado na figura 24, por exemplo. As características de filtro do primeiro exemplo modificado são favoráveis para obter as informações de imagem as quais não podem ser obtidas na observação comum pelo ajuste do F3 em uma faixa próximo do ultravioleta e o F1 é ajustado em uma faixa próximo do infravermelho para observar as irregularidades sobre a superfície de corpo vivo e os absorsores próximos da camada extremamente profunda.

Como um segundo o exemplo modificado dos filtros de quase passagem de banda F1 a F3, ao invés do filtro de quase passagem de banda F2, dois filtros de quase passagem de banda F3a e F3b com as características de filtro próximo uma da outra na região de comprimento de onda curto podem ser adotados como mostrado na figura 25. Isto é adequado para a visualização de uma diferença sutil de características de dispersão ao invés de características de absorção pela utilização do fato de que a banda de comprimento de onda na vizinhança desta região não alcança a região próxima da camada de superfície extrema de um corpo vivo. Isto é assumido ser medicinalmente utilizado para os diagnósticos de discriminação de uma doença associada à areolação próximo de uma camada de superfície de mucosa tal como um câncer inicial.

Ainda, como um terceiro exemplo modificado dos filtros de quase passagem de banda F1 a F3, os dois filtros de quase passagem de banda F2 e F3 das características de filtro de banda estreita de duas bandas com características de espectrais discretas capazes de extrair as informações de tecido de camada desejadas como mostrado na figura 26 podem ser criados na seção de computação de matriz 436.

No caso dos filtros de quase passagem de banda F2 e F3 da figura 26, a seção de ajuste de cor 440 cria o sinal de imagem de canal espectral Rch do sinal de imagem espectral F2, o sinal de imagem de canal espectral Gch do sinal de imagem espectral F3, e o sinal de imagem de canal espectral Bch do sinal de imagem espectral F3 na colorização da ima-gem no momento de observação da imagem espectral em uma banda estreita, e cria a imagem de cor de três canais de R, G e B.

Especificamente para o sinal de imagem espectral F2 e o sinal de imagem espectral F3, a seção de ajuste de cor 440 cria os sinais de imagem de canal de cor espectral (Rch, Gch, Bch) dos três canais de R, G e B pela seguinte Formula (24).

Fórmula 24

<formula>formula see original document page 39</formula>

Por exemplo, h11=1, h12=0, h21=0, h22=1,2, h31=0, e h32=0,8.

Por exemplo, a imagem espectral F3 da característica espectral básica é uma imagem com o comprimento de onda central principalmente , correspondendo a 415 nm, e a imagem espectral F2 com a característica espectral básica é uma imagem com o comprimento de onda central principalmente corresponde a 540 nm.

Por exemplo, mesmo quando a imagem espectral F3 da característica espectral básica é computada como uma imagem com o comprimento de onda central principalmente correspondendo a 425 nm, a imagem espectral F2 da característica espectral básica é computada como uma imagem com o comprimento de onda central principalmente correspondendo a 540 nm, e a imagem espectral F1 com a característica espectral básica é computada como uma imagem com o comprimento de onda central principalmente correspondendo a 600 nm, uma imagem de cor pode ser configurada pelas imagens F2 e F3 sem utilizar a imagem F1 na seção de ajuste de cor 440. Neste caso, a computação de matriz da seguinte Fórmula (24') pode ser a-plicada ao invés da Formula (24).

Rch=hllXFl+hl2XF2+hl3XF3 Gch = h21XFl+h22XF2 + h23XF3 Bch = h31 X Fl +h32 X F2 + h33 X F3 - (24')Na computação de matriz expressa da Fórmula (24) acima descrita, os coeficientes de h11, h13, h21, h22, h31 e h32 são ajustados para zero, e os outros coeficientes são ajustados para valores numéricos predeterminados.

Assim, de acordo com a presente modalidade, pela criação de filtros de quase banda estreita pela utilização de sinais de imagem de cor para criar uma imagem de endoscópio eletrônico comum (imagem comum), uma imagem espectral que tem as informações de tecido em uma porção de profundidade desejada tais como um padrão de vasos sangüíneos pode ser obtida sem utilizar os filtros de passagem de banda de banda de comprimento de onda estreito para imagens espectrais e pelo ajuste do parâmetro do circuito de processamento de conversão de cor 440a da seção de ajuste de cor 440 de acordo com a imagem espectral, método de expressão o qual faz o máximo da característica de profundidade de informações de invasão no momento de observação da imagem espectral em uma banda estreita pode ser executado, de modo que as informações de tecido em uma porção de profundidade desejada próximo da superfície de tecido de um tecido biológico podem ser efetivamente separadas e visualmente reconhecidas.

Assim, a seção de ajuste de cor 440 executa uma conversão de sinal de modo que o canal que inclui as informações de objeto de teste desejadas serem emitidas com o contraste mais alto entre uma pluralidade de sinais espectrais é reproduzido como uma imagem de luminância no monitor de display 106.

Especialmente na seção de ajuste de cor 440,

(1) no caso de uma imagem espectral de duas bandas, quando a imagem que corresponde, por exemplo, a 415 nm é atribuída para os canais de cor G(ch) e B(ch), e a imagem que corresponde, por exemplo, a 540 nm é atribuída para o canal de cor R(ch), ou

(2) no caso da imagem espectral de três bandas, quando a imagem que corresponde, por exemplo, a 415 nm é atribuída para o canal de cor B(ch), a imagem que corresponde, por exemplo, a 445 nm é atribuída para o canal de cor G(ch), e a imagem que corresponde, por exemplo, a 540nm é atribuída para o canal de cor R(ch), os seguintes efeitos de imagem são obtidos:

- Um epitélio ou mucosa sobre a camada de superfície mais superior de um tecido biológico é reproduzido em uma baixa cor cromática, e um vaso capilar sobre a camada de superfície mais superior é reproduzido com baixa luminância, a saber, como uma linha escura, por meio de que uma alta visibilidade do vaso capilar sobre a camada de superfície mais superior é obtida;

- Ao mesmo tempo, os vasos na posição mais profunda do que os vasos capilares são reproduzidos sendo girados na direção do azul na direção de matiz, e portanto, pode ser facilmente discriminados dos vasos capilares sobre a camada de superfície mais superior.

De acordo com o método para atribuir os canais, no exame de endoscópio de fibra de cólon, os resíduos e a bile os quais são observados em uma tonalidade amarela sob uma observação comum são observados em uma tonalidade vermelha. Modalidade 2

A figura 27 é um diagrama de blocos que mostra uma configuração de um aparelho de endoscópio eletrônico de acordo com uma modalidade 2 da presente invenção.

Como a modalidade 2 é substancialmente a mesma que a modalidade 1, somente os pontos diferentes serão descritos, e a explicação dos mesmos componentes será omitida sendo atribuídos com os mesmos números e caracteres de referência que a primeira modalidade.

A presente modalidade principalmente difere da modalidade 1 na unidade de fonte de luz 41 a qual executa o controle da quantidade de luz de iluminação. Na presente modalidade, o controle da quantidade de luz irradiada da unidade de fonte de luz 41 é executado pelo controle de corrente da lâmpada 15 ao invés do pulsador. Mais especificamente, uma seção de controle de corrente 18 está provida na lâmpada 15 mostrada na figura 27.

Como uma operação da presente modalidade, a unidade de controle 42 controla a seção de controle de corrente 18 e executa o controle deuma corrente que flui para a lâmpada 15 de modo que todos os sinais de imagem de cor de R, G e B não sejam saturados. Por meio disto, a corrente utilizada para a emissão de luz da lâmpada 15 é controlada, e portanto, a quantidade de luz muda de acordo com a magnitude da corrente.

Referindo às outras operações, estas são as mesmas que na modalidade 1, e portanto, as outras operações serão omitidas.

De acordo com a presente modalidade, uma imagem espectral na qual um padrão de vasos sangüíneos está vivamente exibido pode ser obtido como na modalidade 1. Na presente modalidade, a vantagem de que o método de controle é simples é obtida se comparado com o método de controle de quantidade de luz que utiliza o pulsador como na modalidade 1. Modalidade 3

A figura 28 é um diagrama de blocos que mostra uma configuração de uma seção de computação de matriz de acordo com uma modalidade 3.

Como a modalidade 3 é substancialmente a mesma que a modalidade 1, somente os pontos diferentes serão descritos, e a explicação dos mesmos componentes será omitida sendo atribuído a estes os mesmos números e caracteres de referência que a modalidade 1.

A presente modalidade difere da modalidade 1 principalmente na configuração da seção de computação de matriz 436. Na modalidade 1, a computação de matriz é executada por um assim denominado processamento de hardware pelo circuito eletrônico, mas na presente modalidade da figura 28, a computação de matriz é executada por um processamento de dados numéricos (processamento por software que utiliza um programa).

Uma configuração concreta da seção de computação de matriz 436 na presente modalidade está mostrada na figura 28. A seção de computação de matriz 436 tem uma memória de imagem 50 a qual armazena os respectivos sinais de imagem de cor de R, G e B. A seção de computação de matriz 436 também tem um registro de coeficiente 51 no qual os respectivos valores da matriz "A"' mostrada na Fórmula (21) estão armazenados como dados numéricos.

O registro de coeficiente 51 e a memória de imagem 50 estãoconectados nos multiplicadores 53a a 53i, os multiplicadores 53a, 53d e 53g estão adicionalmente conectados em um multiplicador 54a, e a saída do multiplicador 54a está conectada na seção de integração 438a na figura 4. Os multiplicadores 53b, 53e e 53h estão conectados em um multiplicador 54b, e a sua saída está conectada na seção de integração 438b. Os multiplicadores 53c, 53f e 53i estão conectados em um multiplicador 54c, e a sua saída está conectada na seção de integração 438c.

Como uma operação da presente modalidade, os dados de imagem RGB inseridos são temporariamente armazenados na memória de imagem 50. A seguir, por um programa de computação armazenado em um dispositivo de armazenamento predeterminado (não-mostrado) cada coeficiente da matriz "A"' do registro de coeficiente 51 é multiplicado pelos dados de imagem RGB armazenados na memória de imagem 50 pelos multiplicadores.

A figura 28 mostra um exemplo no qual o sinal R e cada um dos coeficientes de matriz são multiplicados nos multiplicadores 53a a 53c. Como na figura 28, o sinal G e cada um dos coeficientes de matriz são multiplicados nos multiplicadores 53d a 53f, e o sinal B e cada um dos coeficientes de matriz são multiplicados nos multiplicadores 53g a 53i. Quanto aos dados multiplicados respectivamente pelos coeficientes de matriz, as saídas dos . multiplicadores 53a, 53d e 53g são multiplicadas com o multiplicador 54a, as saídas dos multiplicadores 53b, 53e e 53h são multiplicadas com o multiplicador 54b, e as saídas dos multiplicadores 53c, 53f e 53i são multiplicadas com o multiplicador 54c respectivamente. A saída do multiplicador 54a é enviada para a seção de integração 438a. As saídas do multiplicador 54b e do multiplicador 54c são enviadas para a seção de integração 438b e 438c respectivamente.

De acordo com a presente modalidade da figura 28, a imagem espectral na qual o padrão de vasos sangüíneos está vivamente exibido pode ser obtida como na modalidade 1.

Na presente modalidade, ainda, o processamento de matriz não é executado pelo hardware como na modalidade 1, mas é executado pelautilização do software, e portanto, a presente modalidade pode responder rapidamente, por exemplo, a uma mudança de cada um dos coeficientes de matriz ou similares.

Quando somente os valores resultantes dos coeficientes de matriz são armazenados, especificamente, não como a matriz "A"' mas de acordo com S(k), H(X), R(X), G(k) e B(A,), e a matriz "A"' é encontrada por computação de acordo com a necessidade e utilizada, somente um elemento entre estes pode ser mudado, e a conveniência é melhorada. Por exemplo, a mudança de somente a característica espectral S(k) de luz de iluminação e similares é possível.

Modalidade 4

A figura 29 e a figura 30 refere-se a uma modalidade 4 da presente invenção, e a figura 28 é um diagrama de blocos que mostra uma configuração de um aparelho de endoscópio eletrônico, enquanto que a figura 30 é um diagrama que mostra o tempo de armazenamento de carga de um CCD da figura 29.

Como a modalidade 4 é substancialmente a mesma que a modalidade 1, somente os pontos que diferem da modalidade 1 serão descritos, e a explicação dos mesmos componentes será omitida atribuindo a estes os mesmos números e caracteres de referência que na modalidade 1.

A presente modalidade principalmente difere da modalidade 1 na unidade de fonte de luz 41 e no CCD 21. Na modalidade 1, um assim denominado método simultâneo no qual os filtros de cor mostrado na figura 6 estão providos no CCD 21, e os sinais de cor são criados pelos filtros de cor é adotado, mas na presente modalidade, um assim denominado método seqüencial de quadro no qual a luz de iluminação é iluminada na seqüência de R, G e B em um termo de um quadro para criar os sinais de cor é utilizado.

Como mostrado na figura 29, na unidade de fonte de luz 41 na presente modalidade, um diafragma 25 o qual executa o controle de luz está provido na superfície dianteira da lâmpada 15, e o filtro RGB 23 o qual executa, por exemplo uma rotação em um quadro para emitir uma luz seqüencial de quadro de R, G e B está provido adicionalmente em uma superfíciedianteira do diafragma 25. O filtro RGB 23 configura uma seção de separação de cor. O diafragma 25 está conectado em uma seção de controle de diafragma 24 como uma seção de controle de quantidade de luz, e restringe um fluxo luminoso a ser transmitido entre os fluxos luminosos irradiados da lâmpada 15 em resposta ao sinal de controle da seção de controle de diafragma 24 para mudar a quantidade de luz por meio de que o diafragma 25 pode executar o controle de luz. O filtro rotativo RGB 23 está conectado em uma seção de controle de filtro rotativo RGB 26 e gira em uma velocidade de rotação predeterminada.

Como uma operação da unidade de fonte de luz na presente modalidade, os fluxos luminosos emitidos da lâmpada 15 são restritos para terem uma quantidade de luz predeterminada com o diafragma 25, e o fluxo luminoso o qual foi transmitido através do diafragma 25 passa através do filtro rotativo RGB 23, e por meio disto é emitido da unidade de fonte de luz como as luzes de iluminação de R, G e B em cada momento predeterminado. Cada luz de iluminação reflete no objeto de teste e é recebida pelo CCD 21. Os sinais obtidos pelo CCD 21 são distribuídos por uma seção de troca (não-mostrada) provida no corpo principal de aparelho de endoscópio 105 de acordo com o tempo irradiado, e são respectivamente inseridos nos circuitos de S/H 433a a 433c. Especificamente, quando a luz de iluminação através , do filtro de R é irradiada da unidade de fonte de luz 41, o sinal obtido no CCD 21 é inserido no circuito de S/H 433a. As outras operações são as mesmas que a modalidade 1, e portanto, estas serão aqui omitidas.

Na presente modalidade, o CCD 21 o qual emite um sinal de captação de imagem com base na imagem da luz de reflexão de cada luz de iluminação quando o objeto de teste é iluminado por cada luz de iluminação através dos filtros R, G e B não está limitado àquele configurado como um tipo de painel único, mas pode ser aquele configurado como um tipo de painel múltiplo tal como um tipo de painel triplo, por exemplo.

De acordo com a presente modalidade, uma imagem espectral na qual um padrão de vasos sangüíneos está vivamente exibido pode ser obtida como na modalidade 1. Na presente modalidade, um mérito pode serdesfrutado por um assim denominado método seqüencial de quadro ao contrário da modalidade 1. Como o mérito, aquele como em uma modalidade cinco a qual será posteriormente descrita, por exemplo, pode ser citado.

Nas modalidades acima descritas, de modo a evitar a saturação dos sinais de cor R, G e B, a quantidade de luz de iluminação (quantidade de luz da unidade de fonte de luz) é controlada e ajustada. Por outro lado, na presente modalidade, um método para ajustar o obiturador eletrônico do CCD 21 é adotado. No CCD 21, as cargas elétricas proporcionais à intensidade de luz incidente em um tempo constante acumulam, e a quantidade de carga elétrica é transformada em um sinal. O que corresponde ao tempo de acumulação é um assim denominado obturador eletrônico. Pelo ajuste do obturador eletrônico no circuito de operação de CCD 431, a quantidade de acumulação das cargas elétricas, isto é, a quantidade de sinal pode ser ajustada. Como mostrado na figura 30, pela obtenção das imagens de cor R, G e B no estado no qual o tempo de acumulação de carga elétrica é seqüencialmente mudado para cada quadro, as imagens espectrais similares podem ser obtidas. Especificamente, nas respectivas modalidades acima descritas, o controle de quantidade de luz de iluminação pelo diafragma 25 é utilizado para obter uma imagem comum, e quando a imagem espectral é obtida, a saturação dos sinais de cor R, G e B pode ser evitada pela mudança do obturador eletrônico.

Modalidade 5

A figura 31 é um diagrama que mostra o tempo de armazenamento de carga de um CCD de acordo com uma modalidade 5 da presente invenção.

Como a modalidade 5 é substancialmente a mesma que a modalidade 4, somente os pontos que diferem da modalidade 4 serão descritos, e a explicação dos mesmos componentes será omitida atribuindo a estes os mesmos números e caracteres de referência que na modalidade 4.

A presente modalidade principalmente utiliza um método seqüencial de quadro como a modalidade 4, e aproveita-se ao máximo da vantagem deste método. Pela adição de uma ponderação ao tempo de armaze-namento de carga pelo controle de obturador eletrônico na modalidade 4 para cada um de R, G e B, a criação dos dados de imagem espectral pode ser simplificada. Especificamente, a presente modalidade tem o operador de CCD 431 o qual pode mudar o tempo de armazenamento de carga do CCD 21 para cada um de R, G e B dentro do termo de um quadro. Os outros componentes são os mesmos que na modalidade 4.

Como uma operação do exemplo da figura 31, o tempo de armazenamento de carga pelo obturador eletrônico no CCD 21 é mudado quando cada luz de iluminação é irradiada através do filtro rotativo RGB 23. Aqui, os tempos de armazenamento de carga do CCD 21 nos respectivos casos quando as luzes de iluminação de R, G e B são assumidas serem tdr, tdg e tdb (na figura 31, o sinal de imagem de cor de B não está provido com o tempo de armazenamento, e portanto, o tdb está omitido). Por exemplo, a imagem de quase filtro F3 no caso de executar o processamento de matriz mostrado pela Fórmula (21) é obtida pela execução da computação da seguinte Fórmula (25) das imagens RGB comumente obtidas pelo endoscópio,

Fórmula 25

F3=-0. 050R-1. 777G+0. 829B ••• (25)

e portanto, os tempos de armazenamento de pelo controle de obturador eletrônico de acordo com R, G e B na figura 30 podem ser ajustados de modo a satisfazerem a Fórmula (26).

Fórmula 26

tdr:tdg:tdb=0. 050:1. 777:0. 829 •••(26)

Na seção de computação de matriz, os sinais nos quais os componentes R e G estão simplesmente invertidos e um componente B são adicionados. Por meio disto, uma imagem espectral similar àquela na modalidade 1 até a modalidade 4 pode ser obtida.

De acordo com a presente modalidade, a imagem espectral na qual os padrões de vasos sangüíneos vivamente exibidos pode ser obtida como na modalidade 4. Na presente modalidade, como na modalidade 4, um método seqüencial de quadro é utilizado para criação dos sinais de cor, e otempo de armazenamento de carga pode ser feito diferir de acordo com os sinais de cor pela utilização do obturador eletrônico, por meio de que, na seção de computação de matriz, um processamento de adição e de subtração somente precisa ser feito, e o processamento pode ser simplificado.

Modalidade 6

As figuras 32 e 33 referem-se a um aparelho de observação biológica de uma modalidade 6 da presente invenção. A figura 32 é um diagrama que mostra a disposição de filtros de cor. A figura 33 é um diagrama que mostra as características de sensibilidade espectral dos filtros de cor da figura 32.

Como a modalidade 6 é substancialmente a mesma que a modalidade 1, somente os pontos que diferem da modalidade 1 serão descritos. E a explicação dos mesmos componentes será omitida atribuindo a estes os mesmos números e caracteres que na modalidade 1.

A presente modalidade principalmente difere da modalidade 1 no filtro de cor provido no CCD 21. Enquanto que na modalidade 1 o filtro de cor do tipo de cor primária RGB é utilizado como mostrado na figura 6, um filtro de cor do tipo de cor complementar é utilizado na presente modalidade.

A disposição do filtro do tipo de cor complementar está configurada por cada elemento de G, Mg, Ye e Cy como mostrado na figura 32. A relação de cada elemento do filtro de cor do tipo de cor primária e cada elemento do filtro de cor do tipo de cor complementar é que Mg = R + B, Cy = G + B, e Ye = R + G.

Neste caso, todos os pixels do CCD 21 são lidos, e um processamento de sinal ou um processamento de imagem da imagem de cada um dos filtros de cor é executado. Quando a Fórmula (1) até a (8) e a Fórmula (19) até a Fórmula (21) sobre o filtro de cor do tipo de cor primária são modificadas para o caso do filtro de cor do tipo de cor complementar, a seguinte Fórmula (27) até a Fórmula (33) são obtidas. No entanto, as características dos filtros de passagem de banda alvo em uma banda estreita são assumidas serem as mesmas.Fórmula 27

<formula>formula see original document page 49</formula>

Fórmula 28

<formula>formula see original document page 49</formula>

Fórmula 29

<formula>formula see original document page 49</formula>

Fórmula 30

<formula>formula see original document page 49</formula>

Fórmula 31

<formula>formula see original document page 49</formula>Fórmula 32

<formula>formula see original document page 50</formula>

Fórmula 33

<formula>formula see original document page 50</formula>

A figura 33 mostra as características de sensibilidade espectral no caso de utilizar o filtro de cor do tipo de cor complementar, e as características dos filtros de passagem de banda alvo, e dos filtros de quase passagem de banda encontradas da Fórmula (27) até a Fórmula (33) acima descritas.

É desnecessário dizer que, quando utilizando o filtro do tipo de cor complementar é utilizado, os circuitos de S/H mostrados na figura 4 executam uma amostragem para G, Mg, Cy, e Ye ao invés de R, G e B.

Quanto o filtro de cor do tipo de cor complementar é utilizado, o método de estimativa de matriz mostrado nas Fórmulas (9) até (18) pode também ser aplicado. Neste caso, quando o número de filtros de cor complementar é quatro, a parte assumida na Fórmula (14) de que a refletância espectral biológica pode ser aproximada pelas três características espectrais básicas é mudada para a parte assumida de que a refletância espectral biológica pode ser aproximada pelas quatro, ou quatro ou menos características espectrais básicas. Portanto, em correspondência com isto, a dimensão para

<formula>formula see original document page 50</formula>computar a matriz de estimativa é mudada de quatro para três.

De acordo com a presente modalidade, a imagem espectral na qual os padrões dos vasos sangüíneos estão vivamente exibidos pode ser obtida como na modalidade 1. Na presente modalidade, o mérito no caso de utilizar o filtro de cor do tipo de cor complementar pode ser desfrutado.

De acordo com cada uma das modalidades acima descritas, o efeito de ser capaz de ajustar as informações de tecido em uma porção de profundidade desejada de um tecido biológico com base na imagem espectral obtida por processamento de sinal para as informações de imagem em uma tonalidade de cor adequada para observação é obtido.

Cada uma das modalidades na presente invenção está acima descrita, mas a presente invenção pode ser utilizada combinando variada-mente as modalidades acima descritas, ou modificações no alcance sem afastar-se do espírito da presente invenção são concebíveis.

Por exemplo, para todas as modalidades já descritas, um próprio operador pode criar novos filtros de quase passagem de banda durante um exame clínico ou em outros tempos, e pode aplicálos clinicamente. Especificamente, uma seção de projeto (não-mostrada) capaz de computar e calcular os coeficientes de matriz pode estar provida na unidade de controle 42 na figura 4, quando mostrada na modalidade 1.

Como um resultado, pela inserção das condições através de um teclado provido no corpo principal de endoscópio mostrado na figura 3, o operador projeta novos os filtros de quase passagem de banda adequados para obter a imagem espectral a qual o operador quer conhecer, e pelo ajuste dos coeficientes de matriz finais (que correspondem a cada um dos elementos da matriz "A"' da Fórmula (21) e da Fórmula (33)) obtidos pela aplicação dos coeficientes de correção (que correspondem a cada dos elementos da matriz "K" da Fórmula (20) e da Fórmula (32)) nos coeficientes de matriz calculados (que correspondem a cada dos elementos da matriz "A" da Fórmula (19) e da Fórmula (31)) na seção de computação de matriz 436 na figura 4, o operador pode aplicar rapidamente os filtros de quase passagem de banda clinicamente.A figura 34 mostra o fluxo do aplicativo. O fluxo será descrito em detalhes. Primeiro, o operador insere as informações do filtro de passagem de banda alvo (por exemplo, a banda de comprimento de onda ou similar) através do teclado ou similar. Por meio disto, com as características ou similares da fonte de luz e dos filtros de cor já armazenadas no dispositivo de armazenamento ou similar, a matriz "A"' é calculada, e como mostrado na figura 32, o resultado da computação pela matriz "A"' (filtros de quase passagem de banda) assim como as características dos filtros de passagem de banda alvo é exibido no monitor como um diagrama espectral.

O operador confirma o resultado da computação, e após o que, quando o operador utiliza a matriz "A"' criada nova, o operador executa o seu ajuste e cria uma imagem de endoscópio real pela utilização da matriz "A"'. Com isto, a matriz "A"' criada nova é armazenada em um dispositivo de armazenamento predeterminado, e pode ser utilizada novamente em resposta a uma operação predeterminada do operador.

Por meio disto, o operador pode criar novos filtros de passagem de banda de sua própria experiência ou similar sem ser limitado pela matriz "A"' existente, e especialmente no caso de utilização para pesquisa, um alto efeito é obtido.

Modalidade 7

As figuras 38 a 41 referem-se a um aparelho de observação biológica de uma modalidade 7 da presente invenção. Como a modalidade 7 é substancialmente a mesma que a modalidade 1, somente os pontos que diferem da modalidade 1 serão descritos, e a explicação dos mesmos componentes será omitida atribuindo a estes os mesmos números e caracteres de referência.

A figura 38 é um diagrama de blocos que mostra uma configuração de um aparelho de endoscópio eletrônico da presente modalidade. A figura 39 é um diagrama de blocos que mostra uma configuração de uma unidade de fonte de luz da figura 38. A figura 40 é um fluxograma que mostra uma operação da modalidade que inclui a função de criação da imagem espectral da figura 24 e similares. A figura 41 é um diagrama de blocos deum endoscópio eletrônico de um exemplo modificado.

Como mostrado na figura 3, o aparelho de endoscópio eletrônico 100 tem o endoscópio eletrônico (abreviado como endoscópio) 101 que inclui a unidade de iluminação e a unidade de captação de imagem, o corpo principal de endoscópio 105 no qual o endoscópio 101 está conectado, e o qual controla a unidade de iluminação e a unidade de captação de imagem, e o monitor de display 106 o qual exibe e emite um sinal biológico emitido do corpo principal de aparelho de endoscópio 105.

Como mostrado nas figuras 38 e 39, a unidade de fonte de luz 41 está conectada na unidade de controle 42 e no endoscópio 101, e executa a irradiação de luz branca (que inclui o caso de luz branca incompleta) com uma quantidade de luz predeterminada com base no sinal da unidade de controle 42.

A unidade de fonte de luz 41 tem, por exemplo, uma lâmpada de xenônio 15 como a primeira fonte de luz, o pulsador 16 para ajustar a quantidade de luz, e a seção de operação de pulsador 17 para operar o pulsador 16. A luz da lâmpada de xenônio 15 passa através do pulsador 16, transmitindo através de um meio espelho 18A disposto no seu percurso ótico, e a-pós o que, é recolhida por uma lente condensadora para ser incidente sobre a extremidade de incidência da guia de luz 14 do endoscópio 101.

Na presente modalidade, a unidade de fonte de luz 41 está provida, por exemplo, com uma lâmpada de halogênio 25A como uma segunda fonte de luz que difere em característica espectral da primeira fonte de luz acima descrita, um diafragma 26b o qual ajusta uma quantidade de luz da lâmpada de halogênio 25A, e uma seção de operação de diafragma 27b a qual opera o diafragma 26b.

A luz de iluminação da lâmpada de halogênio 25A transmite a-través do diafragma 26. Após o que, parte da luz de iluminação é refletida pelo meio espelho 18A, e recolhida pela lente condensadora para ser incidente sobre a extremidade de incidência da guia de luz 14 do endoscópio 101.

Uma seção de controle de operação de fonte de luz 30 está pro-vida na unidade de fonte de luz 41, e a seção de controle de operação de fonte de luz 30 executa a iluminação e o apagamento de ambas as lâmpadas 15 e 25A e controla as operações da seção de operação de pulsador 17 e da seção de operação de diafragma 27b.

A seção de controle de operação de fonte de luz 30 está também conectada na unidade de controle 42 de modo a ser capaz de controlar a luz de iluminação suprida para a guia de luz 14 do endoscópio 101 pela unidade de fonte de luz 41 de acordo com o modo de observação através da unidade de controle 42. A distribuição espectral da lâmpada de xenônio 15 está mostrada no desenho com o caso de uma lâmpada de mercúrio a qual é adotada em uma modalidade 8 a qual será posteriormente descrita. A lâmpada de halogênio 25A tem uma distribuição espectral em uma banda larga em uma temperatura de cor mais baixa do que a lâmpada de xenônio 15.

Na presente modalidade, por exemplo, no modo de observação de imagem comum, a iluminação é executada iluminando somente, por e-xemplo, o lado da lâmpada de xenônio 15, e no modo de observação de i-magem espectral, a iluminação executada iluminando ambas as lâmpadas 15e25A.

Um sinal de imagem espectral mais desejado é obtido como será posteriormente descrito. Como o pulsador 16 o qual está disposto antes da lâmpada de xenônio 15 e executa o ajuste de quantidade de luz, aquele descrito, por exemplo, na Patente Japonesa Aberta à Inspeção Pública Número 2003-93336 pode ser adotado, e como a configuração detalhada está descrita na Patente Japonesa Aberta à Inspeção Pública Número 2003-93336, portanto, sua explicação será omitida.

A seção de operação de pulsador 17 está configurada para ser móvel em uma direção ortogonal ao percurso ótico da luz da lâmpada de xenônio 15 como mostrado pelas setas na figura 39. Quando a distância do percurso ótico torna-se grande devido ao seu movimento, a porção de dente onde o fluxo luminoso pode passar torna-se grande. Portanto, o tempo de irradiação torna-se longo, e a quantidade de luz de iluminação pode ser feita grande.Como imagem espectral a qual foi criada nova é provável ser insuficiente como S/N, e quando qualquer sinal requerido para a criação está saturado, uma computação correta não é executada como acima descrito, a quantidade de luz de iluminação precisa ser controlada. O ajuste de quantidade de luz é executado pelo pulsador 16 e a seção de operação de pulsa-dor 17 com somente uma lâmpada como na Patente Japonesa Aberta à Inspeção Pública Número 2003-93336.

Por outro lado, na presente modalidade, as duas fontes de luz que diferem na característica espectral são incluídas, e portanto, especialmente quanto o modo de observação de imagem espectral é ajustado, um sinal de imagem espectral é criado e a imagem espectral é exibida no monitor de display 106, é tornado possível criar uma imagem espectral mais adequada pela utilização das duas fonte de luz.

Neste caso, as informações da razão das quantidades de luz de iluminação as quais são supridas para a guia de luz 14 de ambas as lâmpadas 15 e 25A e a quantidade de luz máxima quando a iluminação é executada no modo de observação de imagem espectral é armazenada em uma memória não volátil 42a tal como uma EEPROM provida na unidade de controle 42, por exemplo. Quando o modo de observação de imagem espectral é ajustado, a unidade de controle 42 refere-se às informações e controla a luz de iluminação a qual é suprida para a guia de luz 14 da unidade de fonte de luz 41 através da seção de controle de operação de fonte de luz 30.

Um filtro de cor 22a o qual executa oticamente a separação de cor está provido sobre a superfície de captação de imagem do CCD 21, e a disposição do filtro de cor 22a é como mostrado na figura 6 como acima descrito. As característica de sensibilidade espectral dos filtros R, G e B os quais configuram o filtro de cor 22a estão mostradas pelas linhas cheias na figura 7.

Explicando a operação da unidade de fonte de luz 41 quando observando uma imagem comum primeiramente, a seção de controle de operação de fonte de luz 30 opera somente o lado da lâmpada de xenônio 15 da unidade de fonte de luz 41 com base no sinal de controle da unidade decontrole 42. Neste caso, a seção de operação de pulsador 17 é ajustada em uma posição predeterminada para girar o pulsador 16. O fluxo luminoso da lâmpada de xenônio 15 passa através da porção de dente do pulsador 16, e é recolhida na extremidade de incidência da guia de luz 14 a qual é um feixe de fibras óticas provido no conector 11 na porção de conexão do endoscópio 101 e da unidade de fonte de luz 41 pela lente condensadora. A imagem comum é observada pela mesma operação de observação da imagem comum na modalidade 1 acima descrita.

A seguir, quando observando uma imagem espectral, o operador executa uma instrução para observar uma imagem espectral da imagem comum pela operação do teclado provido no corpo principal de aparelho de endoscópio 105, uma chave de endoscópio 105 não-mostrada provida na porção de operação 104 do endoscópio 101, no painel dianteiro do dispositivo de processamento de corpo principal 43, ou similares. Neste momento, a unidade de controle 42 muda os estados de controle da unidade de fonte de luz 41 e do dispositivo de processamento de corpo principal 43.

Mais especificamente, a unidade de controle 42 refere-se as informações de controle da memória 42a, envia o sinal de controle para a seção de controle de operação de fonte de luz 30 da unidade de fonte de luz 41, e também ilumina a lâmpada de halogênio 25A. A unidade de controle 42 controla a operação do pulsador 16 e do diafragma 26b de modo que a quantidade de luz de iluminação por ambas as lâmpadas 15 e 25A torna-se uma quantidade de luz apropriada.

Como acima descrito, é indesejável que a saída do CCD 21 seja saturada, e portanto, no momento de observar uma imagem espectral, o valor máximo da quantidade de luz de iluminação é feito pequeno se comparado com o tempo de observação de uma imagem comum. A unidade de controle 42 controla a quantidade de luz de modo que o sinal de saída do CCD 21 não seja saturado, e ajusta a quantidade de luz de iluminação na faixa na qual o sinal de saída não é saturado.

Quanto à mudança de controle para o dispositivo de processamento de corpo principal 43 pela unidade de controle 42, o sinal emitido daseção de troca 439 é trocado para a saída da seção de ajuste de cor 440 da saída da seção de criação de imagem comum 437. Ainda, as saídas dos circuitos de S/H 433a a 433c estão sujeitas a um processamento de amplificação e adição na seção de computação de matriz 436, então, são emitidas para as seções de integração 438a a 438c de acordo com as respectivas bandas, e após serem sujeitas ao processamento de integração, emitidas para a seção de ajuste de cor 440. Quando a quantidade de luz de iluminação é feita pequena com o pulsador 16 e o diafragma 26b, as intensidades de sinal podem ser aumentadas pelo armazenamento e a integração dos sinais nas seções de integração 438a a 438c como mostrado na figura 2, e a imagem espectral com um S/N melhorado pode ser obtida.

Um processamento de matriz concreto da seção de computação de matriz 436 na presente modalidade será daqui em diante descrito. De modo a descrever a superioridade do caso de utilizar duas lâmpadas 15 e 25b que tem diferentes características espectrais de acordo com a presente modalidade, o caso que corresponde ao caso da Patente Japonesa Aberta à Inspeção Pública Número 2003-93336 do caso de utilizar somente uma lâmpada 15 será primeiramente descrito.

No caso de somente a lâmpada 15, quando os filtros de passagem de banda (daqui em diante, denominados os filtros de quase passagem de banda) próximos dos filtros de passagem de banda de banda estreita F1 a F3 ideais mostrados na figura 7 (neste caso, as respectivas regiões de comprimento de onda de transmissão são ajustadas em F1: 590 nm a 620 nm, F2: 520 nm a 560 nm, F3: 400 nm a 440 nm) devem ser criados das características de sensibilidade espectral dos filtros de cor RGB mostrados pelas linhas cheias na figura 7, a matriz da Fórmula (19) acima descrita é o ótimo do conteúdo mostrado na Fórmula (1) até a Fórmula (5) acima descritas.

Ainda, quando uma correção é executada do conteúdo mostrado na Fórmula (6) e na Fórmula (7), os coeficientes de correção da Fórmula (20) acima descrita são obtidos.

As informações de antecipação de que o espectro S(A) da fontede luz mostrada na pela Fórmula (6) são aquelas mostradas na figura 9 no caso de somente a lâmpada de xenônio 15, por exemplo, e que o espectro de reflexão H(À) do corpo vivo mostrado na Fórmula (7), ao qual é prestado atenção é aquele mostrado na figura 10 é utilizado.

Conseqüentemente, o processamento o qual é executado na seção de computação de matriz 436 matematicamente tem o mesmo valor que a computação de matriz da Formula (21) acima descrita.

Pela execução da computação de matriz, as características de quase filtro (mostradas na figura 7 como as características dos filtros quase F1 a F3) são obtidas. Especificamente, o processamento de matriz acima descrito cria sinais de imagem espectral pela utilização dos filtros de quase passagem de banda (matriz) os quais são criados com antecedência como acima descrito para os sinais de imagem de cor.

Neste caso, como mostrado pelas linhas tracejadas grossas da figura 7, nos filtros de quase passagem de banda (matriz) criados, a alienação de um no lado de comprimento de onda longo (F1) do filtro de passagem de banda ideal é especialmente grande.

Portanto, na presente modalidade, no momento do modo de observação de imagem espectral, a lâmpada de halogênio 25A a qual é mais baixa em temperatura de cor do que a lâmpada de xenônio 15, especificamente, tem a característica de emissão de luz deslocada para o lado de comprimento de onda longo está também iluminada, e o processamento de criar os filtros de quase passagem de banda (matriz) é executado pela utilização da luz de iluminação por ambas as lâmpadas 15 e 25A.

Especificamente, pelo aumento do nível de luminância no lado de comprimento de onda longo na luz de iluminação, o valor do sinal R no lado de comprimento de onda longo é relativamente feito grande, de modo que a alienação do filtro de quase passagem de banda (matriz) no lado de comprimento de onda longo pode ser mais aperfeiçoada do que o caso de utilizar somente uma lâmpada de xenônio 15.

A imagem de endoscópio criada pela utilização das características de quase filtro deste modo e a estrutura do tecido biológico a ser obser-vado são como acima descrito pela utilização das figuras 11 a 26.

De modo a ser capaz de lidar com qualquer modo de observação de imagem espectral das modalidades acima descritas, o primeiro e-xemplo modificado, o segundo exemplo modificado e o terceiro exemplo modificado, as informações adequadas para os respectivos modos de observação de imagem espectral podem estar armazenados, por exemplo, na memória 42a da unidade de controle 42.

Quando o modo é trocado para o modo de observação de imagem espectral, o último modo de observação de imagem espectral que foi utilizado antes, por exemplo, é ajustado, e os outros modos de observação de imagem espectral podem ser selecionados e utilizados (utilização de troca) pela seleção do usuário.

A figura 40 mostra uma operação de observar um corpo vivo no modo de observação de imagem espectral que corresponde a um tal caso. Na descrição seguinte, o modo de observação de imagem espectral nas modalidades acima descritas, e os modos de observação de imagem espectral do primeiro até o terceiro exemplos modificados serão descritos como o primeiro até o quarto modos de observação de imagem espectral.

Quando a fonte de alimentação é ligada e o aparelho de endos-cópio eletrônico 100 está no estado de operação, a unidade de controle 42 lê . as informações de programa da memória 42a e inicia a operação de controle do aparelho de endoscópio eletrônico 100 como mostrado na etapa S1. A unidade de controle 42 também lê as informações de controle para a unidade de fonte de luz 41 no momento de cada um dos modos de observação da memória 42a.

Subseqüentemente, como mostrado na etapa S2, a unidade de controle 42 encontra a seleção do modo de observação no momento da atuação. Por exemplo, a unidade de controle 42 exibe uma tela de menu e executa uma exibição para encontrar a seleção do modo de observação no momento da atuação na tela de menu. Subseqüentemente, o usuário executa uma seleção do modo de observação no momento da atuação.

Quando o modo de observação de imagem comum é seleciona-do, a unidade de controle 42 envia um sinal de controle para a seção de controle de fonte de luz 30 com base nas informações lidas da memória 42a, ilumina somente a lâmpada de xenônio 15 e ajusta o modo de observação de imagem comum, como mostrado na etapa S3. Subseqüentemente, o usuário observa um tecido biológico como um objeto de teste no modo de observação de imagem comum.

Quando o modo de observação de imagem comum inicia, a unidade de controle 42 está no estado de espera para uma instrução de troca de modo de observação como mostrado na etapa S4. Quando a instrução de troca do modo de observação é feita pela operação da chave de mudança ou similar do modo de observação provido no endoscópio 101 ou similar, a unidade de controle 42 envia um sinal de controle para a seção de controle de operação de fonte de luz 30 com base nas informações lidas da memória 42a e ilumina a lâmpada de halogênio 25A, como mostrado na etapa S5.

Como mostrado na etapa S6, a unidade de controle 42 encontra a seleção sobre qual modo de observação de imagem espectral a observação deve ser executada. O usuário deseja executar a observação e seleciona o modo de observação de imagem espectral. Então, é assumido que o usuário seleciona o ko (k=1 a 4) modo de observação de imagem espectral. Então, como mostrado na etapa S7, a unidade de controle 42 refere-se às informações de controle que corresponde ao ko modo de observação de imagem espectral, ajusta a razão da quantidade de luz da lâmpada de xenônio 15 e da lâmpada de halogênio 25A, e ajusta a quantidade de luz máxima.

Ligado a isto, a unidade de controle 42 seleciona e ajusta os coeficientes da seção de computação de matriz 436 para serem ligados na seleção do ko modo de observação de imagem espectral, de modo que os sinais de imagem espectral no caso do ko modo de observação de imagem espectral podem ser criados com uma alta precisão pela seleção e ajuste dos coeficientes ligados.

Subseqüentemente, o usuário pode executar a observação no ko modo de observação de imagem espectral. Quando a unidade de controle 42 ajusta o ko modo de observação de imagem espectral, a unidade de con-trole 42 está no estado de monitorar a troca para os outros modos de observação de imagem espectral como mostrado na etapa S8. Quando a operação de trocar para o mo (m*k) modo de observação de imagem espectral é executada, a unidade de controle 42 refere-se às informações que correspondem ao mo modo de observação de imagem espectral selecionado como mostrado na etapa S7, ajusta a razão de quantidade de luz da lâmpada de xenônio 15 e da lâmpada de halogênio 25A, e ajusta a quantidade de luz máxima.

Quando uma operação de troca para os outros modos de observação de imagem espectral não é executada na etapa S8, a unidade de controle 42 determina se a instrução de troca do modo de observação é executada ou não como mostrado na etapa S9.

Quando a instrução de troca do modo de observação não é executada, o fluxo retorna para a etapa S8. Quando a instrução de troca do modo de observação é executada, a unidade de controle 42 executa um controle de apagamento da lâmpada de halogênio 25A como mostrado na etapa S10 e o fluxo retorna para a etapa S3.

No processamento de controle acima descrito, o controle de fechamento do diafragma 26b pode ser executado ao invés de apagar a lâmpada de halogênio 25A para melhorar a resposta no tempo de troca do modo de observação.

De acordo com a presente modalidade, o efeito da modalidade 1 pode ser feito ocorrer, e uma pluralidade de fontes de luz que tem diferentes características de emissão é utilizada para obter uma imagem espectral. Portanto, uma imagem espectral com uma precisão mais alta do que no caso de utilizar somente uma fonte de luz pode ser obtida.

A seção de computação de matriz 436 na presente modalidade pode ter a configuração como mostrado na figura 28 como um exemplo modificado.

O aparelho de endoscópio eletrônico 100 da modalidade 1 mostra a configuração na qual a unidade de fonte de luz 41 que gera a luz de iluminação e o dispositivo de processamento de corpo principal 43 que exe-cuta o processamento de sinal estão integrados, mas como em um aparelho de endoscópio eletrônico 100B mostrado na figura 41, a unidade de fonte de luz 41 e o dispositivo de processamento de corpo principal 43 podem estar configurados para serem separados. No exemplo de configuração da figura 41, a unidade de controle 42 está provida no dispositivo de processamento de corpo principal 43 de modo a ser capaz de enviar e receber um sinal de controle pela seção de controle de operação de fonte de luz 30 na unidade de fonte de luz 41 através de um cabo de comunicação.

O presente exemplo modificado tem substancialmente o mesmo efeito operacional que no caso da modalidade 1 mostrada na figura 4. Modalidade 8

A seguir, uma modalidade 8 da presente invenção será descrita com referência às figuras 42 a 45. Um aparelho de endoscópio eletrônico de acordo com a presente modalidade tem uma configuração na qual a unidade de fonte de luz 41 da figura 38 é mudada para uma unidade de fonte de luz 41B mostrada na figura 42.

A unidade de fonte de luz 41B adota uma lâmpada de mercúrio de ultra alta pressão (daqui em diante, simplesmente abreviada como uma lâmpada de mercúrio) 35 que tem um espectro de linha brilhante ao invés da lâmpada de halogênio 25 utilizada como a segunda fonte de luz na unidade de fonte de luz 41 mostrada na figura 39.

Nesta modalidade, um diafragma 26a está disposto entre a lâmpada de xenônio 15 e o meio espelho 18A, e uma quantidade de abertura do diafragma 26a é variavelmente operada por uma seção de operação de diafragma 27a.

Apôs a quantidade de luz da luz da lâmpada de xenônio 15 ser ajustada pelo diafragma 26a, a luz é incidente sobre o meio espelho 18A, e a quantidade de luz da luz da lâmpada de mercúrio 35 é ajustada pelo diafragma 26b e é incidente sobre o meio espelho 18A. Assim, uma seção de mistura de luz 36 a qual mistura a luz com a luz da lâmpada de xenônio 15 é formada pelo meio espelho 18A.

A lâmpada de xenônio 15 e a lâmpada de mercúrio 35 são con-troladas para serem iluminadas e apagadas pela seção de controle de operação de fonte de luz 30 através de um circuito de operação de iluminação interno, e as operações de acionamento das seções de operação de dia-fragma 27a e 27b são também controladas pela seção de controle de operação de fonte de luz 30.

A figura 43 mostra a característica espectral de emissão da lâmpada de xenônio 15, a qual tem uma ampla distribuição de intensidade sobre a região visível. A figura 44 mostra a característica de emissão da lâmpada de mercúrio 35, a qual tem uma ampla distribuição de intensidade sobre uma região visível e tem uma pluralidade de espectros de linha brilhante.

Na presente modalidade, no modo de observação de imagem comum, somente a lâmpada de xenônio 15 está iluminada, e uma imagem comum é exibida no monitor de display 106.

Por outro lado, no modo de observação de imagem espectral, a lâmpada de xenônio 15 e a lâmpada de mercúrio 35 estão iluminadas, e a razão de quantidade de luz por ambas as lâmpadas 15 e 35 é ajustada nesta ocasião, a luz de iluminação com a quantidade de luz total limitada, por exemplo, a luz de iluminação na qual cada luz é misturada pela seção de mistura de luz 36 como mostrado na figura 45 é suprida para a guia de luz 14, e uma imagem espectralé exibida no monitor de display 106.

De acordo com a presente modalidade, no momento do modo de observação de imagem espectral, pela adoção da luz de iluminação que tem uma pluralidade de espectros de linha brilhante, a intensidade de sinal em cada uma das porções de espectro de linha brilhante pode ser feita grande, e o sinal de imagem espectral pode ser calculado com uma precisão mais alta do que no caso de não ter nenhum espectro de linha brilhante. Assim, uma imagem espectral com alta confiabilidade pode ser obtida.

Modalidade 9

A seguir, uma modalidade 9 da presente invenção será descrita com referência às figuras 46 a 51. Um aparelho de endoscópio eletrônico 100 de acordo com a presente modalidade mostrada na figura 46 tem uma configuração na qual a unidade de fonte de luz 41 da figura 46 é mudadapara uma unidade de fonte de luz 41C mostrada na figura 47.

Como mostrado na figura 47, a unidade de fonte de luz 41C adota uma seção de diodo de emissão de luz (seção de LED) 37 como uma fonte de luz de semicondutor ao invés da lâmpada de mercúrio 35 na unidade de fonte de luz 41B mostrada na figura 42. A seção de LED 37 está configurada por uma pluralidade de, mais especificamente, quatro LEDs 38a a 39d que tem uma pluralidade de espectros de emissão.

A figura 48 mostra os espectros de emissão (características espectrais) dos LEDs 38a a 39d. Os espectros de emissão neste caso tem espectros de linha brilhante ou espectros os quais são ligeiramente mais largos do que os espectros de linha brilhante na vizinhança do comprimento de onda do sinal de imagem espectral a ser criado. O caso de quatro está mostrado, mas o número de espectros de emissão não está limitado a quatro.

Na presente modalidade, uma seção de controle de operação de fonte de luz 30C está configurada por operadores de LED 39a a 39d os quais operam uma pluralidade de LEDs 38a a 39d que configuram a seção de LED 37 para emitir a luz, um circuito de iluminação de lâmpada 161 o qual ilumina a lâmpada de xenônio 15, e um circuito de controle 62 o qual controla os operadores de LED 39a a 39d, o circuito de iluminação de lâmpada 161 e as seções de operação de diafragma 27a e 27b.

O circuito de controle 62 controla a luz de iluminação a qual é suprida para a guia de luz 14 da seção de mistura de luz 36 da unidade de fonte de luz 41C em correspondência com o sinal de controle da unidade de controle 42.

Por outro lado, no modo de observação de imagem espectral, a lâmpada de xenônio 15 e os LEDs 38a a 39d estão iluminados, e a razão de quantidade de luz pela lâmpadas 15 e os LEDs 38a a 38d é ajustada nesta ocasião, a luz de iluminação com a quantidade de luz total limitada, por exemplo, a luz de iluminação na qual cada luz é misturada pela seção de mis-tura de luz 36 como mostrado na figura 49 é suprida para a guia de luz 14, e uma imagem espectral é exibida no monitor de display 106.

De acordo com a presente modalidade, o efeito similar à modalidade 8 está provido. Especificamente, no momento do modo de observação de imagem espectral, pela adoção da luz de iluminação que tem a distribuição de intensidade próximo de uma pluralidade de espectros de linha brilhante, a intensidade de sinal na porção de comprimento de onda no caso de criar o sinal de imagem espectral pode ser feita grande, e o sinal de imagem espectral pode ser calculado com uma precisão mais alta do que no caso da luz de iluminação a qual não tem uma tal característica.

Utilizando seletivamente os LEDs de acordo com o comprimento de onda do sinal de imagem espectral a ser calculado, a luz pode ser emitida em um estado de espectro de linha brilhante com aquele comprimento de onda, e o sinal de imagem espectral com alta precisão pode ser obtido.

A figura 50 mostra uma unidade de fonte de luz 41D em um e-xemplo modificado. O presente exemplo modificado adota uma seção de diodo de laser (daqui em diante, abreviado como um LD) 67 ao invés da seção de LED 37 na unidade de fonte de luz 41C da figura 47.

Especificamente, os LDs 68a a 68d são adotados ao invés dos LEDs 38a a 38d na figura 47. Ainda, no circuito de controle 30C na figura 47, operadores de LD 69a a 69d são adotados ao invés dos operadores de LED 39a a 39d.

Os LDs 68a a 68d emitem luz cada um tendo uma largura de um espectro de emissão mais estreita do que a largura do espectro de emissão de cada um dos LEDs 38a a 38d. Como na modalidade 7, no momento do modo de observação de imagem comum, somente a lâmpada de xenônio 15 é utilizada como a luz de iluminação, e no momento do modo de observação de imagem espectral os LDs 68a a 68d são iluminados com a lâmpada de xenônio 15.

A figura 51A mostra o exemplo de característica espectral da luz de iluminação a qual é suprida para a guia de luz 14 da seção de mistura de luz 36, a qual é a característica que tem um espectro de linha brilhante quetem a largura de um espectro de emissão mais estreita do que a largura do espectro de emissão por cada um dos LEDs 38a a 38d na luz de iluminação na figura 49.

De acordo com o presente exemplo modificado, o efeito similar àquele da modalidade 7 está provido. Especificamente, quando um sinal de imagem espectral com um comprimento de onda desejado deve ser obtido, pela utilização da luz de iluminação na qual o nível de luminância está em uma forma de linha brilhante e torna-se grande naquela porção de comprimento de onda, o nível de sinal com o comprimento de onda pode ser feito grande, e o sinal de imagem espectral desejado pode ser calculado com uma precisão mais alta.

Como mostrado nas figuras 51B e 51C, pode ser tornado possível um usuário mudar (selecionar) a característica espectral da luz de iluminação a qual é suprida para a guia de luz 14 da seção de mistura de luz 36 com uma chave de endoscópio não-mostrada ou similar.

Nas figuras 51B e 51C, o número de LDs a serem iluminados é mudado (selecionado). A figura 51B mostra um exemplo de mudar simplesmente o número de LDs a serem iluminados na figura 51 A, mas a figura 51C corresponde ao caso onde somente os LDs estão praticamente iluminados e a lâmpada de xenônio 15 está apagada.

O caso da figura 51B é efetivo no caso de criar sinais de imagem espectral nas duas porções de espectro de linha brilhante. De acordo com a figura 51C, somente a luz nas duas porções de espectro de linha brilhante existe, e portanto, sinais de imagem espectral com uma precisão mais alta podem ser criados. A figura 51C é efetiva quando os sinais de imagem espectral em dois comprimentos de onda são obtidos, e quando o sinal de i-magem espectral em outros comprimentos de onda deve ser obtido, um LD que tem um espectro de linha de base no comprimento de onda que corresponde ao sinal de imagem espectral é feito emitir luz. A explicação é feita com o caso dos LDs, mas isto pode ser também aplicado ao caso dos LEDs.

Especificamente, quando uma pluralidade de LEDs 38a a 38d, LDs 39a a 39d e similares ( o número destes pode ser feito maior) são ilumi-nados e utilizados no modo de observação de imagem espectral, os LEDs 38a a 38d, os LDs 39a a 39d e similares a serem iluminados podem ser selecionados de acordo com o sinal de imagem espectral a ser calculado. Assim, uma imagem espectral desejada pode ser obtida com alta precisão em relação aos comprimentos de onda em uma faixa mais larga.

Nas modalidades acima descritas, como o filtro de cor 22a do CCD 21, aquele mostrado na figura 6 é adotado, mas como um exemplo simplificado, o filtro de cor mostrado na figura 32 pode ser adotado. Como a configuração do aparelho de endoscópio eletrônico neste caso é substancialmente a mesma que na modalidade 7, somente os pontos diferentes serão descritos, e a explicação dos mesmos componentes será omitida atribuindo a estes os mesmos números e caracteres de referência que na modalidade 7.

Enquanto que na modalidade 7, o filtro de cor do tipo de cor primária RGB é utilizado como mostrado na figura 32, um filtro de cor do tipo de cor complementar é utilizado na presente modalidade.

Neste caso, todos os pixels do CCD 21 são lidos, e a imagem de cada filtro de cor é sujeita a um processamento de sinal ou um processamento. Quando a Fórmula (1) até a Fórmula (8) e a Fórmula (19) até a Fórmula (21) sobre o filtro de cor do tipo de cor primária são modificadas para o caso do filtro de cor do tipo de,cor complementar, a Fórmula (27) até a Fór-. mula (33) acima descritas. As características de sensibilidade espectral no caso de utilizar o filtro de cor do tipo complementar e as características dos filtros de passagem de banda alvo e dos filtros de quase passagem de banda encontradas pela Fórmula (27) até a Fórmula (33) acima descritas estão mostradas na Fórmula (33) acima descrita.

É desnecessário dizer que na presente modalidade, no caso de utilizar o filtro do tipo de cor complementar, os circuitos de S/H mostrados na figura 4 executam uma amostragem para G, Mg, Cy, e Ye ao invés de R, G e B.

Quando o filtro de cor do tipo de cor complementar é utilizado, o método de estimativa de matriz mostrado nas Fórmulas (9) até (18) acima descritas pode também ser aplicado. Neste caso, quando o número de filtros de cor complementar é quatro, a parte assumida na Fórmula (14) de que arefletância espectral biológica pode ser aproximada pelas três características espectrais básicas é mudada para a parte assumida de que a refletância espectral biológica pode ser aproximada pelas quatro, ou quatro ou menos características espectrais básicas. Portanto, em correspondência com isto, a dimensão para computar a matriz de estimativa é mudada de quatro para três.

As modalidades e similares configuradas combinando parcialmente as respectivas modalidades acima descritas também pertencem à presente invenção.

Como acima descrito, de acordo com cada uma das modalidades, o efeito de ser capaz de ajustar as informações de tecido em uma porção de profundidade desejada de um tecido biológico com base na imagem espectral obtida por processamento de sinal para as informações de imagem em uma tonalidade de cor adequada para observação é obtido.

Nas respectivas modalidades acima descritas, as unidades de fonte de luz 41 e 41B e similares dispostas no corpo principal de aparelho de endoscópio 105 estão descritas como unidades de iluminação, mas a presente invenção não está limitada a estas, e como a unidade de iluminação, uma configuração na qual um LED (diodo de emissão de luz) está provido em uma extremidade mais distante do endoscópio 101, por exemplo, pode ser adotada.

Como acima, de acordo com as respectivas modalidades da presente invenção, um sinal espectral com uma precisão ou confiabilidade mais altas pode ser obtido.

A presente invenção não está limitada às respectivas modalidades acima descritas, mas várias modificações, mudanças e similares podem ser feitas no alcance sem afastar-se do espírito da presente invenção.Aplicabilidade Industrial

Uma imagem espectral em uma banda estreita assim como uma imagem comum podem ser obtidas pela irradiação de luz de iluminação em uma banda larga, e os padrões de distribuição de vasos sangüíneos e similares próximo da superfície e em um lado de porção mais profunda de um tecido biológico podem ser observados em um estado visível.

O presente pedido está baseado no e reivindica o benefício de prioridade do Pedido de Patente Japonesa Número 2005-138929 anterior depositado no Japão em 11 de Maio de 2005; no Pedido de Patente Japonesa Número 2005-138930 anterior depositado no Japão em 11 de Maio de 2005; e no Pedido de Patente Japonesa Número 2005-141539 anterior depositado no Japão em 13 de Maio de 2005. O conteúdo inteiro destes pedidos de prioridade está incorporado na Descrição e nas Reivindicações do presente pedido por referência.

Claims

1. Dispositivo de processamento de sinal para um aparelho observação biológica que compreende uma unidade de iluminação para irradiar luz para um corpo vivo que é um objeto de teste, e/ou uma unidade de controle de processamento de sinal para converter fotoeletricamente a luz refletida do corpo vivo com base na luz de iluminação da unidade de iluminação, controlar uma operação de uma unidade de captação de imagem que cria um sinal de captação de imagem, e emitir o sinal de captação de imagem para um dispositivo de display, que compreende:uma seção de criação de sinal espectral para criar um sinal espectral que corresponde a uma imagem em uma banda estreita de um comprimento de onda ótica do sinal de captação de imagem por processamento de sinal; euma seção de ajuste de cor para ajustar uma tonalidade de cor para cada uma da pluralidade de bandas quer formam o sinal espectral quando emitindo o sinal espectral para o dispositivo de display.

2. Dispositivo de processamento de sinal para um aparelho observação biológica de acordo com a reivindicação 1,em que a seção de criação de sinal espectral cria o sinal espectral por processamento de circuito eletrônico.

3. Dispositivo de processamento de sinal para um aparelho observação biológica de acordo com a reivindicação 1,em que a seção de criação de sinal espectral cria o sinal espectral por processamento de dados numéricos.

4. Dispositivo de processamento de sinal para um aparelho observação biológica de acordo com a reivindicação 1,em que a seção de criação de sinal espectral utiliza coeficientes calculados com base em características espectrais da unidade de iluminação e/ou da unidade de captação de imagem.

5. Dispositivo de processamento de sinal para um aparelho observação biológica de acordo com a reivindicação 1,em que a seção de criação de sinal espectral utiliza um coefici-ente calculado com base em uma característica de reflexão do objeto de teste.

6. Dispositivo de processamento de sinal para um aparelho observação biológica de acordo com a reivindicação 1,em que o sinal espectral inclui um sinal negativo.

7. Dispositivo de processamento de sinal para um aparelho observação biológica de acordo com a reivindicação 1,em que o sinal espectral inclui um sinal que corresponde a um caso no qual a iluminação ou a captação de imagem é executada principalmente em uma banda de comprimento de onda de 400 nm a 440 nm, ou um sinal que corresponde a um caso no qual a iluminação ou a captação de i-magem é executada principalmente em uma banda de comprimento de onda de 520 nm a 560 nm.

8. Dispositivo de processamento de sinal para um aparelho observação biológica de acordo com a reivindicação 7, em que a seção de ajuste de cor emite o sinal que corresponde ao caso no qual a iluminação ou a captação de imagem é executada principalmente na banda de comprimento de onda de 400 nm a 440 nm para os canais B e C de um dispositivo de saída de display, e emite o sinal que corresponde ao caso no qual a iluminação ou a captação de imagem é executada principalmente na banda de comprimento de onda de 520 nm a 560 nm . para um canal R do dispositivo de saída de display.

9. Dispositivo de processamento de sinal para um aparelho observação biológica de acordo com a reivindicação 1, em que o sinal espectral inclui um sinal que corresponde a um caso no qual a iluminação ou a captação de imagem é executada principalmente em uma banda de comprimento de onda de 400 nm a 440 nm, um sinal que corresponde a um caso no qual a irradiação ou a captação de imagem é executada principalmente em uma banda de comprimento de onda de 430 nm a 470 nm, ou um sinal que corresponde a um caso no qual a irradiação ou a captação de imagem é executada principalmente em uma banda de comprimento de onda de 480 nm a 520 nm.

10. Dispositivo de processamento de sinal para um aparelho ob-servação biológica de acordo com a reivindicação 9, em que a seção de ajuste de cor emite o sinal que corresponde ao caso no qual a iluminação ou a captação de imagem é executada principalmente na banda de comprimento de onda de 400 nm a 440 nm para um canal B de um dispositivo de saída de display, emite o sinal que corresponde ao caso no qual a irradiação ou a captação de imagem é executada principalmente na banda de comprimento de onda de 430 nm a 470 nm para um canal G do dispositivo de saída de display, e emite o sinal que corresponde ao caso no qual a iluminação ou a captação de imagem é executada principalmente na banda de comprimento de onda de 480 nm a 520 nm para um canal R do dispositivo de saída de display.

11. Dispositivo de processamento de sinal para um aparelho observação biológica de acordo com a reivindicação 1,em que o cálculo de coeficientes utilizados para a criação do sinal espectral é executado na suposição de que a característica espectral do objeto de teste pode ser aproximada por uma soma linear de uma pluralidade de características espectrais básicas.

12. Dispositivo de processamento de sinal para um aparelho observação biológica de acordo com a reivindicação 11,em que um número das características espectrais básicas é um número de separações de cor da luz refletida ou menos.

13. Dispositivo de processamento de sinal para um aparelho observação biológica de acordo com a reivindicação 11,em que as características espectrais básicas são calculadas pela execução de uma análise de componente principal ou uma expansão or-togonal para um conjunto de dados de característica espectral do objeto de teste.

14. Dispositivo de processamento de sinal para um aparelho observação biológica de acordo com a reivindicação 1,em que o cálculo de coeficientes utilizados para a criação do sinal espectral é executado na suposição de que cada uma característica espectral do objeto de teste, uma característica espectral da unidade de ilu-minação e uma característica espectral de uma unidade de captação de imagem pode ser aproximada por uma valor numérico dentro de uma largura de banda comprimento de onda predeterminada.

15. Dispositivo de processamento de sinal para um aparelho observação biológica de acordo com a reivindicação 1, em que a seção de ajuste de cor executa um ajuste de saída predeterminado para uma pluralidade dos sinais espectrais e emite uma pluralidade dos sinais espectrais para os canais de cor B, G e R de uma seção de saída de display em ordem de comprimento de onda, o comprimento de onda mais curto primeiro.

16. Dispositivo de processamento de sinal para um aparelho observação biológica de acordo com a reivindicação 1,em que a seção de ajuste de cor executa uma conversão de sinal de modo que um canal que inclui as informações de objeto de teste desejadas serem emitidas com um contraste mais alto entre a pluralidade de sinais espectrais é reproduzido como luminância em um dispositivo de saída de display.

17. Dispositivo de processamento de sinal para um aparelho observação biológica de acordo com a reivindicação 1,em que a seção de ajuste de cor executa uma saída de ajuste, de modo que uma característica do objeto de teste seja reproduzida em uma cor alvo predeterminada em um dispositivo de saída de display.

18. Dispositivo de processamento de sinal para um aparelho observação biológica de acordo com a reivindicação 1,em que o objeto de teste tem um vaso sangüíneo e/ou uma microestrutura da mucosa.

19. Dispositivo de processamento de sinal para um aparelho observação biológica de acordo com a reivindicação 1,em que o aparelho de observação biológica é um aparelho de endoscópio eletrônico.

20. Dispositivo de processamento de sinal para um aparelho observação biológica de acordo com a reivindicação 1,em que o sinal de captação de imagem é criado pela passagem através de uma seção de separação de cor.

21. Dispositivo de processamento de sinal para um aparelho observação biológica de acordo com qualquer uma das reivindicações 1 a 20, em que a unidade de captação de imagem está incluída em um endoscópio.

22. Dispositivo de processamento de sinal para um aparelho observação biológica de acordo com a reivindicação 21,em que o endoscópio é um endoscópio flexível.

23. Dispositivo de processamento de sinal para um aparelho observação biológica de acordo com a reivindicação 21,em que o endoscópio é um endoscópio rígido.

24. Dispositivo de processamento de sinal para um aparelho observação biológica de acordo com qualquer uma das reivindicações 1 a 20, em que a unidade de captação de imagem está incluída em uma câmera oral.

25. Dispositivo de processamento de sinal para um aparelho observação biológica de acordo com qualquer uma das reivindicações 1 a 20, em que a unidade de captação de imagem está incluída em uma câmera que capta uma imagem do corpo vivo em um estado no qual a unidade de captação de imagem está em contato com uma superfície do corpo vivo.

26. Dispositivo de processamento de sinal para um aparelho observação biológica de acordo com a reivindicação 20,em que a seção de separação de cor é um filtro de cor provido na unidade de captação de imagem.

27. Dispositivo de processamento de sinal para um aparelho observação biológica de acordo com a reivindicação 20,em que a seção de separação de cor é um filtro de cor provido na unidade de iluminação.

28. Dispositivo de processamento de sinal para um aparelho observação biológica de acordo com a reivindicação 20,em que as cores primárias da seção de separação de cor são as cores primárias RGB.

29. Dispositivo de processamento de sinal para um aparelho observação biológica de acordo com a reivindicação 20,em que as cores primárias da seção de separação de cor incluem as cores complementares CMY.

30. Aparelho observação biológica que converte fotoeletricamente uma luz refletida de um corpo vivo com base em uma luz de iluminação irradiada para o corpo vivo que é um objeto de teste, controlar uma operação de uma unidade de captação de imagem que cria um sinal de captação de imagem em uma banda larga, e emitir o sinal de captação de imagem para um dispositivo de display, que compreende:uma seção de criação de sinal espectral para criar um sinal espectral que corresponde a uma imagem em uma banda estreita de um comprimento de onda ótica do sinal de captação de imagem por processamento de sinal;uma seção de ajuste de cor para ajustar uma tonalidade de cor para cada uma da pluralidade de bandas quer formam o sinal espectral quando emitindo o sinal espectral para o dispositivo de display; euma pluralidade de fontes de luz para emitir uma pluralidade de luzes de iluminação que diferem em característica espectral uma das outras como a luz de iluminação.

31. Aparelho observação biológica de acordo com a reivindicação 30, ainda compreendendo uma seção de controle de processamento de sinal que inclui a seção de criação de sinal espectral e a seção de ajuste de cor,em que a seção de controle de processamento de sinal executa um controle para determinar qual da pluralidade de fontes de luz é utilizada para a luz de iluminação.

32. Aparelho observação biológica de acordo com a reivindicação 30 ou 31,em que a seção de criação de sinal espectral cria uma pluralida-de de luzes de iluminação que tem características espectrais desejadas de uma pluralidade fonte de luz.

33. Aparelho observação biológica de acordo com qualquer uma das reivindicações 30 a 32,em que pelo menos uma de uma pluralidade de fontes de luz éuma fonte de luz de semicondutor.

34. Aparelho observação biológica de acordo com qualquer uma das reivindicações 30 a 33,em que pelo menos uma de uma pluralidade de fontes de luz tem um espectro de linha brilhante.