BRPI0609099A2

BRPI0609099A2 - aparelho de observação biológica

Info

Publication number: BRPI0609099A2
Application number: BRPI0609099-0A
Authority: BR
Inventors: Kazuhiro Gono; Mutsumi Ohshima; Tomoya Takahashi; Shoichi Amano
Original assignee: Olympus Medical Systems Corp
Priority date: 2005-05-12
Filing date: 2006-03-14
Publication date: 2010-02-17
Also published as: CA2607623A1; EP1880657A4; WO2006120798A1; AU2006245251B2; AU2006245251A1; EP1880657A1; KR100953788B1; CA2607623C; RU2007146171A; EP1880657B1; US20090023991A1; RU2381737C2; US8301229B2; KR20080002948A

Abstract

APARELHO DE OBSERVAçãO BIOLóGICA. A presente invenção refere-se a um aparelho de observação biológica, que compreende uma seção de criação de sinal de cor que executa um processamento de sinal ou em um primeiro sinal de captação de imagem para o qual um objeto a ser examinado iluminado por uma luz de iluminação branca é captado por um filtro de cor que tem uma característica de transmissão de uma pluralidade de comprimentos de onda de banda larga ou um segundo sinal de captação de imagem para o qual um objeto a ser examinado é captado sob a iluminação de luzes de iluminação sequenciais de quadro (R, G, B) as quais cobrem uma faixa visível, e cria um sinal de imagem de cor. O aparelho de observação biológica compreende uma seção de criação de sinal de imagem espectral (Fi, F2, 1:3) que cria um sinal de imagem espectral que corresponde a um sinal de imagem de banda estreita através de processamento de sinal em um sinal de imagem de cor com base no primeiro ou no segundo sinal de captação de imagem. O aparelho de observação biológica compreende uma de uma seç:áo de mudança/ajuste de característica para uma seção de conversão de cor (440) de display que executa uma conversão de cores de display quando fazendo com que o sinal de magem espectral (Fi, F2, F3) seja exibido ou similar, uma seção de interface para executar uma operação de instrução para trocar e/ou confirmar as informações que incluem uma imagem a ser exibida, ou similar.

Description

Relatório Descritivo da Patente de Invenção para "APARELHODE OBSERVAÇÃO BIOLÓGICA".

CAMPO DA TÉCNICA

A presente invenção refere-se a um aparelho de observação bio-lógica que cria um sinal de imagem espectral que corresponde a um filtroquase de banda estreita através de processamento de sinal utilizando umsinal de imagem de cor obtido pela captação de uma imagem de um corpovivo, e exibe o sinal de imagem espectral como uma imagem espectral emum monitor.

FUNDAMENTOS DA TÉCNICA

Convencionalmente, um aparelho de endoscópio que irradiauma luz de iluminação para obter uma imagem endoscópica dentro de umacavidade corporal é amplamente utilizado como um aparelho de observaçãobiológica. Um aparelho de endoscópio deste tipo utiliza um endoscópio ele-trônico que tem um meio de captação de imagem que guia a luz de ilumina-ção de uma fonte de luz para dentro de uma cavidade corporal utilizandouma guia de luz ou similar e o qual capta uma imagem de objeto de sua luzde retorno, e está disposto de modo que um processamento de sinal de umsinal de captação de imagem do meio de captação de imagem seja executa- do por um processador de vídeo de modo a exibir uma imagem endoscópicaem um monitor de observação para observar uma região observada tal comouma parte doente.

Um método para executar uma observação de tecido biológiconormal que utiliza um aparelho de endoscópio envolve emitir uma luz branca na faixa de luz visível de uma fonte de luz, irradiar uma luz seqüencial dequadro sobre um objeto através de um filtro rotativo tal como um filtro rotati-vo RGB, e obter uma imagem de cor pela execução de sincronização e deprocessamento de imagem sobre a luz de retorno da luz seqüencial de qua-dro por um processador de vídeo. Além disso, outro método para executar uma observação de tecido biológico normal que utiliza um aparelho de en-doscópio envolve posicionar um chip de cor sobre uma face dianteira de umplano de captação de imagem do meio de captação de imagem de um en-doscópio, emitir uma luz branca na faixa de luz visível de uma fonte de luz,captar as imagens pela separação da luz de retorno da luz seqüencial dequadro no chip de cor dentro de cada componente de cor, e obter uma ima-gem de cor pela execução de um processamento de imagem por um pro- cessador de vídeo.

Com um tecido biológico, as características de absorção e ascaracterísticas de dispersão de luz diferem de acordo com o comprimento deonda de luz irradiada. Por exemplo, a Patente Japonesa Aberta à InspeçãoPública Número 2002-95635 propõe um aparelho de endoscópio de luz de banda estreita que irradia uma luz de iluminação na faixa de luz visível sobreum tecido biológico como uma luz seqüencial de quadro RGB de banda es-treita que tem características espectrais discretas para obter as informaçõesdo tecido em uma porção de profundidade desejada do tecido biológico.

Além disso, a Patente Japonesa Aberta à Inspeção Pública Nú- mero 2003-93336 propõe um aparelho de endoscópio de luz de banda es-treita que executa um processamento de sinal sobre um sinal de imagemobtido da luz de iluminação na faixa de luz visível para criar uma imagemespectral discreta e obter as informações do tecido em uma porção de pro-fundidade desejada do tecido biológico.

Com o aparelho descrito na acima mencionada Patente Japone- sa Aberta à Inspeção Pública Número 2003-93336, um processamento paracriar um sinal de imagem espectral tal como aquele obtido quando utilizandoum filtro de passagem de banda estreita é executado através de um proces-samento aritmético elétrico por computação de matriz (que corresponde a um filtro de passagem de banda quase estreita) sobre um sinal de imagemde cor (também referido como um sinal de corpo vivo) captado na faixa decomprimento de onda de banda larga sem utilizar um filtro de passagem debanda estreita ótico.

No entanto, o aparelho descrito na acima mencionada Patente Japonesa Aberta à Inspeção Pública Número 2003-93336 tem desvantagensque incluem declínios na precisão de um sinal de imagem espectral criado,tal como uma diferença em características de reflexão espectral causada poruma diferença no tecido biológico a ser observado cria perturbações na ima-gem espectral criada.

Por exemplo, em um caso onde o objeto de observação é a mu-cosa do esôfago ou a mucosa gástrica ou do intestino grosso, a diferença no tipo de tecido de mucosa (por exemplo, a mucosa do esôfago é um epitélioesquamoso estratificado enquanto que a mucosa gástrica é um simples epi-télio colunar) faz surgir desvantagens tais como uma diferença em caracte-rísticas de reflexão espectral causada por uma diferença no tecido de muco-sa.

Além disso, o aparelho descrito na acima mencionada Patente

Japonesa Aberta à Inspeção Pública Número 2003-93336 tem uma desvan-tagem pelo fato de que as tonalidades de cor durante a emissão/exibição deum sinal de imagem espectral no meio de display ou em um dispositivo desaída de display não podem ser mudadas.

Como visto, apesar do aparelho descrito na acima mencionada

Patente Japonesa Aberta à Inspeção Pública Número 2003-93336 tem umavantagem pelo fato de que um sinal de imagem espectral pode ser eletrica-mente criado de um sinal de imagem de cor, é desejado que o meio de inter-face ou similar capaz de adicionalmente melhorar a operabilidade seja provi-

do, tal como convertendo e exibindo um sinal de imagem espectral em umatonalidade de cor desejada por um usuário ou uma tonalidade de cor apro-priada, ou trocando e exibindo um sinal de imagem de cor (sinal de imagemnormal) e um sinal de imagem de cor.

Mais ainda, o aparelho descrito na acima mencionada Patente

Japonesa Aberta à Inspeção Pública Número 2003-93336 simplesmente e-mite uma imagem espectral obtida para um monitor. Portanto, com o apare-lho descrito na acima mencionada Patente Japonesa Aberta à Inspeção Pú-blica Número 2003-93336, não somente existe um risco pelo fato de queuma imagem exibida no monitor pode não ser uma imagem que tenha tona-

lidades de cor adequadas para a observação das informações de tecido emuma porção de profundidade desejada de tecido biológico, torna-se difícilperceber a relação com as informações de função de corpo vivo contidas porum corpo vivo tal como o conteúdo de hemoglobina do sangue.

A presente invenção é feita em consideração ao acima, e umseu objeto é prover um aparelho de observação biológica que tem uma fun-ção para criar eletricamente um sinal de imagem espectral de um sinal de imagem de cor o qual é também capaz de criar um sinal de imagem espec-tral que possa acomodar apropriadamente as diferenças entre o tecido bio-lógico e similares e aperfeiçoar a operabilidade relativa à observação de i-magem espectral e similares.

Outro objeto da presente invenção é prover um aparelho de ob- servação biológica capaz de caicular as informações de função de corpovivo relativas ao sangue de um corpo vivo com base em um sinal de imagemespectral obtido através de processamento de sinal, por meio disto contribu-indo para o aperfeiçoamento de desempenho de diagnóstico.

DESCRIÇÃO DA INVENÇÃO MEIOS PARA RESOLVER O PROBLEMA

Um aparelho de observação biológica de acordo com uma pri-meira modalidade da presente invenção compreende: uma seção de criaçãode sinal de imagem de cor que executa um processamento de sinal ou emum primeiro sinal de captação de imagem para o qual um objeto a ser exa-minado iluminado por uma luz de iluminação branca é captado por um pri-meiro aparelho de captação de imagem provido com um filtro de cor que temuma característica de transmissão de uma pluralidade de comprimentos deonda de banda larga ou um segundo sinal de captação de imagem para oqual um objeto a ser examinado iluminado por uma pluralidade de luzes de iluminação seqüenciais de quadro mutuamente diferentes em uma faixa decomprimento de onda de banda larga a qual cobre uma faixa visível é capta-do por um segundo aparelho de captação de imagem e cria um sinal de i-magem de cor para exibição como uma imagem de cor em um dispositivo dedisplay; uma seção de criação de sinal de imagem espectral que cria, com base no primeiro sinal de captação de imagem ou no segundo de sinal decaptação de imagem, um sinal de imagem espectral que corresponde a umsinal de imagem de banda estreita obtido quando da captação de uma ima-gem de um objeto a ser examinado iluminado por uma luz de iluminação emuma faixa de comprimento de onda de banda estreita através de processa-mento de sinal de um sinal de cor utilizado para criar o sinal de imagem decor ou através de processamento de sinal do sinal de imagem de cor; uma seção de conversão de cor de display que executa uma conversão de cor dedisplay no sinal de imagem espectral quando exibindo o sinal como uma i-magem espectral no dispositivo de display; e pelo menos uma de uma seçãode ajuste de característica que muda/ajusta as características de criação dosinal de imagem espectral na seção de criação de sinal de imagem espec- trai, uma seção de mudança/ajuste de cor de display que muda/ajusta umacor de display da seção de conversão de cor de display, e uma seção deinterface para executar as operações de instrução para trocar e/ou confirmaras informações que incluem as imagens exibidas no dispositivo de display.

A configuração acima descrita prove uma função para criar ele- tricamente um sinal de imagem espectral de um sinal de imagem de cor, éadicionalmente capaz de aperfeiçoar a operabilidade permitindo mudançasna cor de exibição da imagem espectral e mudanças em características deum sinal de imagem espectral criado de acordo com o tecido biológico e si-milares, permitindo uma confirmação de uma imagem exibida em um dispo- sitivo de display, ou similares.

Um aparelho de observação biológica de acordo com uma se-gunda modalidade da presente invenção compreende: uma seção de criaçãode sinal de imagem normal que executa um processamento de sinal ou emum primeiro sinal de captação de imagem para o qual um objeto a ser exa- minado iluminado por uma luz de iluminação branca é captado por um pri-meiro aparelho de captação de imagem provido com um filtro de cor que temuma característica de transmissão de uma pluralidade de comprimentos deonda de banda larga ou um segundo sinal de captação de imagem para oqual um objeto a ser examinado iluminado por uma pluralidade de luzes de iluminação seqüenciais de quadro mutuamente diferentes em uma faixa decomprimento de onda de banda larga a qual cobre uma faixa visível é capta-do por um segundo aparelho de captação de imagem, e cria um sinal de i-magem de cor para exibição como uma imagem de cor normal em um dis-positivo de display; uma seção de criação de sinal de imagem espectral quecria, com base no primeiro sinal de captação de imagem ou no segundo desinal de captação de imagem, um sinal de imagem espectral que correspon-de a um sinal de imagem de banda estreita obtido quando da captação deuma imagem de um objeto a ser examinado iluminado por uma luz de ilumi-nação em uma faixa de comprimento de onda de banda estreita através deprocessamento de sinal de um sinal de cor utilizado para criar o sinal de i-magem de cor ou através de processamento de sinal do sinal de imagem de cor; e uma seção de cálculo de informações de função de corpo vivo quecalcula, em um caso onde o objeto a ser examinado é um corpo vivo, umafunção de corpo vivo relativa ao sangue do corpo vivo com base no sinal deimagem espectral.

A configuração acima descrita permite o cálculo de informações de função de corpo vivo relativas ao sangue de um corpo vivo juntamentecom um sinal de imagem espectral.BREVE DESCRIÇÃO DOS DESENHOS

Figura 1 é um diagrama conceituai que mostra um fluxo de si-nais quando criando um sinal de imagem espectral de um sinal de imagemde cor de acordo com uma primeira modalidade da presente invenção;

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

Figura 3 é um diagrama conceituai que mostra uma aparênciaA externa de um aparelho de endoscopio eletrônico de acordo com a primeiramodalidade da presente invenção;

Figura 4 é um diagrama de blocos que mostra uma configuraçãodo aparelho de endoscopio eletrônico mostrado na figura 3;

Figura 5 é uma vista externa de um pulsador mostrado na figura

4;

Figura 6 é um diagrama que mostra uma rede de filtros de corposicionados sobre um plano de captação de imagem de um CCD mostradona figura 4;

Figura 7 é um diagrama que mostra as características de sensi-bilidade espectral dos filtros de cor mostrados na figura 6;

Figura 8 é um diagrama de configuração que mostra uma confi- guração de uma seção de computação de matriz mostrada na figura 4;

Figura 9 é um diagrama de espectro que mostra um espectro deuma fonte de luz de acordo com a primeira modalidade da presente inven-ção;

Figura 10 é um diagrama de espectro que mostra um espectro de refletância de um corpo vivo de acordo com a primeira modalidade dapresente invenção

Figura 11 é um diagrama que mostra uma estrutura em modo decamada de tecido biológico a ser observada pelo aparelho de endoscopioeletrônico mostrado na figura 4; Figura 12 é um diagrama que descreve os estados alcançados

em um modo de camada em um tecido biológico de uma luz de iluminaçãodo aparelho de endoscopio eletrônico mostrado na figura 4;

Figura 13 é um diagrama que mostra as características espec-trais de respectivas bandas de luz branca; Figura 14 é um primeiro diagrama que mostra as respectivas

imagens de banda pela luz branca da figura 13;

Figura 15 é um segundo diagrama que mostra as respectivasimagens de banda pela luz branca da figura 13;

Figura 16 é um terceiro diagrama que mostra as respectivas i- magens de banda pela luz branca da figura 13;

Figura 17 é um diagrama que mostra as características espec-trais de uma imagem espectral criada na seção de computação de matrizmostrada na figura 8;

Figura 18 é um primeiro diagrama que mostra as respectivas imagens espectrais da figura 17;

Figura 19 é um segundo diagrama que mostra as respectivasimagens espectrais da figura 17;Figura 20 é um terceiro diagrama que mostra as respectivas i-magens espectrais da figura 17;

Figura 21 é um diagrama de blocos que mostra uma configura-ção de uma seção de ajuste de cor mostrada na figura 4; Figura 22 é um diagrama que descreve as operações da seção

de ajuste de cor mostrada na figura 21;

Figura 23 é um diagrama de blocos que mostra uma configura-ção de uma modificação da seção de ajuste de cor mostrada na figura 4;

Figura 24 é um diagrama que mostra as características espec- trais de uma primeira modificação da imagem espectral mostrada na figura17;

Figura 25 é um diagrama que mostra as características espec-trais de uma segunda modificação da imagem espectral mostrada na figura17; Figura 26 é um diagrama que mostra as características espec-

trais de uma terceira modificação da imagem espectral mostrada na figura17;

Figura 27 é um fluxograma que mostra uma operação de trocade coeficiente manualmente executada quando a troca é feita para um modo de observação de imagem espectral;

Figura 28 é um diagrama de blocos que mostra uma configura-ção de um aparelho de endoscopio eletrônico em uma modificação na qual atroca de coeficiente através de um controlador centralizado ou por entradade voz é habilitada;

rt25 Figura 29 é um diagrama de blocos que mostra uma configura-

ção de um aparelho de endoscopio eletrônico em um caso onde uma memó-ria de ID está provida em um endoscopio ou similar;

Figura 30 é um fluxograma de uma operação de executar umatroca de coeficiente por uma combinação do lado do aparelho no caso da configuração mostrada na figura 29;

Figura 31 é um fluxograma que mostra uma porção de opera-ções em um caso onde a exibição de modos de observação é adicionalmen-te habilitada na operação mostrada na figura 30;

Figura 32 é um diagrama que mostra um exemplo no qual,quando uma imagem normal e uma imagem espectral são exibidas, um mo-do de observação é também explicitamente exibido;' Figura 33 é um fluxograma de uma operação para também mu-

dar e ajustar um paramento em conjunto com a troca de modos de observa-ção no caso da configuração mostrada na figura 29;

Figura 34 é um fluxograma de uma porção de operações de umamodificação da figura 33; Figura 35 é um diagrama de blocos que mostra uma configura-

ção de uma porção periférica de uma seção de ajuste de cor em um apare-lho de endoscopio eletrônico de acordo com uma segunda modalidade dapresente invenção;

Figura 36 é um diagrama de blocos que mostra uma configura- ção de uma porção periférica de uma seção de ajuste de cor em uma modifi-cação da segunda modalidade;

Figura 37 é um diagrama de blocos que mostra uma configura-ção de um aparelho de endoscopio eletrônico de acordo com uma terceiramodalidade da presente invenção; Figura 38 é um diagrama de blocos que mostra uma configura-

ção de uma seção de computação de matriz;

Figura 39 é um fluxograma para descrever as operações na ter-ceira modalidade;

Figura 40 é um diagrama de blocos que mostra uma porção de operações em uma modificação da terceira modalidade;

Figura 41 é um diagrama de blocos que mostra uma configura-ção de um aparelho de endoscopio eletrônico de acordo com uma quartamodalidade da presente invenção;

Figura 42 é um diagrama de blocos que mostra um exemplo de configuração de uma seção de julgamento de tonalidade de cor mostrada nafigura 41;

Figura 43 é um fluxograma que mostra uma porção de opera-ções em uma modificação da quarta modalidade;

Figura 44 é um diagrama explicativo que mostra um tempo deacumulação de carga por um obturador eletrônico de um CCD;

Figura 45 é um diagrama explicativo que mostra um tempo de acumulação de carga por um obturador eletrônico de um CCD em maioresdetalhes;

Figura 46 é um diagrama de blocos que mostra uma configura-ção de um aparelho de endoscopio eletrônico de acordo com uma quintamodalidade da presente invenção;

Figura 47 é um diagrama que mostra exemplos de display deimagens normais e imagens espectrais em um monitor de display de acordocom a quinta modalidade;

Figura 48 é um diagrama que mostra exemplos de display deimagens normais e imagens espectrais em um monitor de display de acordo com uma modificação;

Figura 49 é um diagrama que mostra uma rede de filtros de corde acordo com uma sexta modalidade da presente invenção;

Figura 50 é um diagrama que mostra as características de sen-sibilidade espectral dos filtros de cor mostrados na figura 49; Figura 51 é um diagrama de blocos que mostra uma configura-

ção de um aparelho de endoscopio eletrônico de acordo com uma sétimamodalidade da presente invenção;

Figura 52 é um diagrama de configuração que mostra uma con-figuração de uma seção de computação de matriz mostrada na figura 51; Figura 53 é um diagrama de blocos que mostra uma configura-

ção de uma seção de ajuste de cor mostrada na figura 51;

Figura 54 é um diagrama de blocos que mostra uma configura-ção de uma modificação da seção de ajuste de cor mostrada na figura 51;

Figura 55 é um diagrama de blocos que mostra uma configura- ção de uma seção de computação de função de corpo vivo mostrada na figu-ra 51;

Figura 56 é um diagrama que mostra um exemplo de exibiçãoem um monitor;

Figura 57 é um diagrama de blocos que mostra uma configura-ção de uma seção de computação de matriz de acordo com uma oitava mo-dalidade da presente invenção; Figura 58 é um diagrama de blocos que mostra uma configura-

ção de um aparelho de endoscópio eletrônico de acordo com uma nona mo-dalidade da presente invenção;

Figura 59 é um diagrama que mostra um tempo de acumulaçãode carga de um GCD mostrado na figura 58; Figura 60 é um diagrama que mostra um tempo de acumulação

de carga de um CCD de acordo com uma décima modalidade da presenteinvenção;

Figura 61 é um diagrama que mostra uma rede de filtros de corde acordo com uma décima primeira modalidade da presente invenção;Figura 62 é um diagrama que mostra as características de sen-

sibilidade espectral dos filtros de cor mostrados na figura 61; e

Figura 63 é um fluxograma durante a computação de matriz deacordo com uma modificação da presente invenção.MELHOR MODO PARA EXECUTAR A INVENÇÃO As modalidades da presente invenção serão agora descritas

com referência aos desenhos.PRIMEIRA MODALIDADE

Uma primeira modalidade da presente invenção será agora des-crita com referência às figuras 1 a 34. Um aparelho de endoscópio eletrônico como um aparelho de

observação biológica de acordo com a primeira modalidade da presente in-venção irradia uma luz de iluminação de uma fonte de luz de iluminação pa-ra um corpo vivo que é um objeto a ser examinado, recebe a luz refletida docorpo vivo com base na luz de iluminação em um dispositivo de captação deimagem de estado sólido que é uma seção de captação de imagem e criaum sinal de imagem de cor de banda larga de um sinal de captação de ima-gem fotoeletricamente convertido, e cria do sinal de imagem de cor atravésde processamento de sinal um sinal de imagem espectral que corresponde aum sinal de imagem que tem um comprimento de onda ótica de banda es-treita.

Antes de apresentar uma descrição sobre a primeira modalidade

• da presente invenção, um método de cálculo de matriz que forma os funda-mentos da presente invenção será abaixo descrito. Neste caso, "matriz" refe-re-se a um coeficiente predeterminado utilizado quando criando um sinal deimagem espectral de um sinal de imagem de cor obtido de modo a criar umaimagem de cor (daqui em diante referido como um sinal normal).

Além disso, seguindo a descrição sobre uma matriz, um método

de correção para obter um sinal de imagem espectral mais preciso e um mé-todo de aperfeiçoamento de S/N que melhora o S/N de um sinal de imagemespectral criado será descrito. O método de correção e o método de aperfei-çoamento de S/N devem ser utilizados conforme necessário. Mais ainda, na

descrição seguinte, os vetores e as matrizes deverão ser denotados utilizan-do caracteres em negrito ou <> (por exemplo, uma matriz A deverá ser de-notada como "A em negrito" ou "<A>"). Outros conceitos matemáticos deve-rão ser denotado sem decoração de caractere.MÉTODO DE CÁLCULO DE MATRIZ

A figura 1 é um diagrama conceituai que mostra um fluxo de si-

nais quando criando um sinal de imagem espectral para uma imagem quetem um comprimento de onda ótica de banda estreita de um sinal de ima-gem de cor (neste caso, apesar de R/G/B serem utilizados para simplicida-de, uma combinação de G/Cy/Mg/Ye pode também ser utilizada com um^ dispositivo de captação de imagem de estado sólido do tipo complementarcomo é o caso em uma modalidade a ser posteriormente descrita).

Primeiro, o aparelho de endoscópio eletrônico converte as res-pectivas características de sensibilidade de cor de R/G/B em dados numéri-cos. Neste caso, as características de sensibilidade de cor de R/G/B refe-

rem-se às características de saída de comprimentos de onda respectivamen-te obtidos quando utilizando uma fonte de luz branca para captar uma ima-gem de um objeto branco.As respectivas características de sensibilidade de cor de R/G/Bestão exibidas no lado direito de cada dado de imagem como um gráficosimplificado. Além disso, as respectivas características de sensibilidade decor de R/G/B neste ponto são assumidas serem vetores de coluna de di- mensão n <R>/<G>/<B>.

A seguir, o aparelho de endoscópio eletrônico converte em da-dos numéricos as características de filtro de passagem de banda estreitaF1/F2/F3 para as imagens espectrais a serem extraídas (como uma informa-ção a priori, o aparelho de endoscópio eletrônico está ciente das caracterís- ticas de filtros capazes de extrair eficientemente as estruturas; quanto paraas características dos filtros, é assumido que as bandas de passagem dosrespectivos filtros são de faixas de comprimento de onda de aproximada-mente 590 nm a 610 nm, aproximadamente 530 nm a 550 nm e aproxima-damente 400 nm a 430 nm).

Neste caso, "aproximadamente" é um conceito que inclui ao re- dor de ±10 nm no que diz respeito aos comprimentos de onda. As respecti-vas características de filtro neste ponto são assumidas serem os vetores decoluna de dimensão n <F1>/<F2>/<F3>. Com base nos dados numéricos ob-tidos, um ajuste de coeficiente ótimo que se aproxima da seguinte relação é determinado. Em outras palavras, a determinação de elementos de uma ma-triz que satisfaça<formula>formula see original document page 14</formula>

será suficiente.

A solução da proposição de otimização acima apresentada éobtida como segue. Se <C> denota uma matriz que representa as caracte- rísticas de sensibilidade de cor de R/G/B, <F> denota as características es-pectrais de um filtro de passagem de banda estreita a ser extraído, e <A>denota uma matriz de coeficientes a ser determinada que executa uma aná-lise de componente principal ou expansão ortogonal (ou transformada orto-14

gonal), segue que

<formula>formula see original document page 15</formula>

Portanto, a proposição expressa como Fórmula 1 é equivalente a determinaruma matriz de coeficientes <A> que satisfaça a seguinte relação.

CA=F •••(3)

Aqui, como n>3 é verdadeiro para um número n de pontos em uma seqüência como dados espectrais que representam as característicasespectrais, a Fórmula 3 é obtida como uma solução do método de menoresquadrados linear ao invés de uma equação simultânea linear. Em outras pa-lavras, derivar uma pseudo matriz inversa da Fórmula 3 será suficiente. As-sumindo que uma matriz transposta da matriz <C> é <tC>, a Fórmula 3 pode ser expressa como

CCA='CF ..-(4)

Como <lCC> é uma matriz quadrada de n por n, a Fórmula 4 pode ser vistacomo uma equação simultânea sobre a matriz de coeficientes <A>, por meiode que uma sua solução pode ser determinada de

A=('CCr"CF •••(5)

Pela transformação do lado esquerdo da Fórmula 3 em relação à matriz de coeficientes <A> determinada pela Fórmula 5, o aparelho de en-doscópio eletrônico é capaz de aproximar as características dos filtros depassagem de banda estreita F1/F2/F3 a serem extraídos. Isto conclui a des-crição sobre o método de cálculo de matriz que forma os fundamentos da* presente invenção.

Utilizando uma matriz calculada deste modo, uma seção de

computação de matriz 436, a ser posteriormente descrita, cria um sinal de

imagem espectral de um sinal de imagem de cor.

Através de um processamento de sinal executado pela seção de

computação de matriz 436 e similares como acima descrito, os sinais que correspondem aos filtros de passagem de banda estreita F1/F2/F3 a serem

calculados (de um filtro de passagem de banda larga RGB) torna-se um sinalde imagem espectral. Portanto, na modalidade daqui em diante descrita,F1/F2/F3 serão utilizados como um sinal de imagem espectral.

Além disso, como F1/F2/F3 como um sinal de imagem espectralcorrespondem a filtros de passagem de banda estreita criadas através deprocessamento de sinal elétrico, existem casos onde um filtro de passagemde banda quase estreita é utilizado para claramente especificar os seus as-pectos característicos espectrais.MÉTODO DE CORREÇÃO

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

Na descrição do método de cálculo de matriz acima apresenta-do, o método é precisamente aplicado em um caso onde um fluxo de luz re-cebido por um dispositivo de captação de imagem de estado sólido tal comoum CCD é uma luz branca perfeita (todas as intensidades de comprimento de onda são as mesmas na faixa visível). Em outras palavras, uma aproxi-mação ótima é conseguida quando as respectivas saídas de R, G e B são asmesmas.

No entanto, na observação endoscópica do mundo real comoum fluxo de luz iluminado (um fluxo de luz de uma fonte de luz) não é uma

luz branca perfeita nem é o espectro de refletância de um corpo vivo unifor-me, o fluxo de luz recebido por um dispositivo de captação de imagem deestado sólido também não é luz branca (a coloração sugere que os valoresde R, G e B não são os mesmos).

Portanto, no processamento real, de modo a resolver mais pre-

cisamente a proposição expressa pela Fórmula 3, é desejável levar em con-sideração as características espectrais de luz de iluminação e as caracterís-ticas de reflexão de um corpo vivo além das características de sensibilidadede cor RGB.

Assumamos agora que as características de sensibilidade de cor são respectivamente G{\) e B(X), um exemplo das características es-pectrais de luz de iluminação é S(X), e um exemplo das características dereflexão de um corpo vivo é H(X). Incidentalmente, as características espec-trais de luz de iluminação e as características de reflexão de um corpo vivonão precisam necessariamente ser as características do aparelho a ser utili-zado para o exame ou do objeto a ser examinado, e, por exemplo, as carac-terísticas gerais obtidas com antecedência podem ao contrário ser utilizadas.

Utilizando estes coeficientes, os coeficientes de correçãokR/kG/kB podem ser determinados por

k = (J S(1)XH(/L) XRC/Ud/l)"1

R

k =(J*S(A)XH(^)XG(A)d^)"1

G

k =(J SUJXHUÍXBmcU)"1 •■•(6)

B

Uma matriz de correção de sensibilidade denotada por <K> pode ser deter-minada como segue.<formula>formula see original document page 17</formula>

•(7)

Portanto, quanto à matriz de coeficientes <A>, a adição da cor- reção representada pela Fórmula 7 na Fórmula 5 resulta no seguinte.

A'=KA=K('CC)-"CF •••(8)

Além disso, quando executando uma otimização real, aprovei-tando-se do fato de que 0 substitui as características de sensibilidade espec-tral negativas de filtros alvo (F1/F2/F3 na figura 1) durante a exibição de i-magem (em outras palavras, somente as porções que tem uma sensibilidade

positiva entre as características de sensibilidade espectral de filtros são utili-zadas), uma permissão para que porções de uma distribuição de sensibili-dade otimizada torne-se negativa é adicionada. De modo a criar as caracte-rísticas de sensibilidade espectral de banda estreita das características desensibilidade espectral de banda larga, o aparelho de endoscópio eletrônico

pode criar um componente que aproxima uma banda que tem sensibilidadepela adição de características de sensibilidade negativas às característicasalvo de F1/F2/F3 como mostrado na figura 1.MÉTODO DE APERFEIÇOAMENTO DE S/N

A seguir, uma descrição será dada sobre um método para me-lhorar o S/N e a precisão de um sinal de imagem espectral criado. Atravésda adição do método de processamento acima descrito, o método de aper-feiçoamento de S/N ainda resolve os seguintes problemas.

(i) Quando qualquer um dos sinais originais (R/G/B) no método de cálculo de matriz acima descrito entra temporariamente em um estado

saturado, existe uma possibilidade de que as características dos filtros F1 aF3 no método de processamento difiram significativamente das característi-cas (características ideais) de um filtro capaz de extrair eficientemente umaestrutura de uma porção de objeto de observação (quando os filtros F1 a F3 são criados somente de dois sinais entre R/G/B, é requerido que nenhumdos dois sinais originais seja saturado).

(ii) Como um filtro de banda estreita é criado de um filtro de ban-da larga quando convertendo um sinal de imagem de cor em um sinal deimagem espectral, uma degradação de sensibilidade ocorre, resultando na

criação de um menor componente de sinal de imagem espectral e um S/Ninferior.

Com o método de aperfeiçoamento de S/N presente, como mos-trado na figura 2, a luz de iluminação é irradiada em diversos estágios (porexemplo, n estágios, onde n é um inteiro igual a ou maior do que 2) através de 1 campo (1 quadro) de uma imagem normal (uma imagem de cor comum)(a intensidade de irradiação pode ser variada para cada estágio; na figura 2,os estágios estão denotados por caracteres de referência IO até In; este pro-cedimento pode ser totalmente conseguido pelo controle da luz de ilumina-ção).

Conseqüentemente, o aparelho de endoscópio eletrônico pode

reduzir a intensidade de iluminação para cada estágio, por meio disto supri-mindo as ocorrências de estados saturados nos respectivos sinais R, G e B.Além disso, os sinais de imagem separados em diversos estágios são adi-cionados n vezes em um pós estágio. Como um resultado, o aparelho de

endoscópio eletrônico é capaz de aumentar o componente de sinal para me-lhorar o S/N. Na figura 2, as seções de integração 438a a 438c funcionamcomo seções de ajuste de qualidade de imagem que aperfeiçoam o S/N.Isto conclui as descrições sobre o método de cálculo de matrizque forma os fundamentos da presente invenção, assim como o método decorreção para determinar um sinal de imagem espectral preciso e executávele o método para melhorar o S/N de um sinal de imagem espectral criado.' Uma modificação do método de cálculo de matriz acima descrito,

será agora descrita.

MODIFICAÇÃO DO MÉTODO DE CÁLCULO DE MATRIZ

Assumamos que os sinais de imagem de cor estão denotadoscomo R, G, B, e os sinais de imagem espectral sendo estimados como F1, F2 e F3. Mais precisamente, apesar dos sinais de imagem de cor R, G, B esimilares serem funções de uma posição x,y sobre uma imagem e portanto,por exemplo, R deve ser denotado como R(x,y), tais notações serão aquiomitidas.

Um objetivo é determinar uma matriz de 3 por 3 <A> que calcula F1, F2 e F3 de R, G, e B. Uma vez que <A> é estimado, é agora possívelcalcular F1, F2 e F3 (F-i, F2 e F3 em notação de matriz) de R, G, B utilizandoa Fórmula 9 abaixo

= A G

A notação dos seguintes dados será agora definida.

Características espectrais de um objeto a ser examinado: H{\), <H> = (H(M), H(\2), ...H(Xn))\

onde À, denota o comprimento de onda e t denota uma transpo-sição em computação de matriz. Em um modo similar,

características espectrais da luz de iluminação: S{X), <S> =(S(M), S(X2), ...S(Xn))\ características de sensibilidade espectral de um CCD: J(À), <J>

= (J(M), J(X2), ...J(Xn))t,

características espectrais de filtros que executam a separaçãode cor: no caso de cores primárias

R(\), <R> = (R(À1), R(X2), ...R(Xn))1,G{\), <G> = (G(M), G(k2), ...G^n))1, eB(l), <B> = (B(À1), B(12), ...B(kn)f.

Como indicado pela Fórmula 10, <R>, <G> e <B> podem serempacotados juntos em uma matriz <C>.

C

•00)

Os sinais de imagem R, G, Be os sinais espectrais F1, F2 e F3podem ser expressos por matriz como segue.

•01)

Um sinal de imagem

pode ser calculado utilizando a seguin-

fF,l

p = G , Q =

te fórmula.

P-CSJH

(12)

Assumindo agora que um filtro de separação de cor para obter <Q> está denotado como <F>, no mesmo modo que na Fórmula 12,

Q = FSJH ■••(13)

Neste ponto, como uma primeira hipótese importante, se for as-sumido que a refletância espectral do objeto a ser examinado pode ser ex-pressa como uma soma linear de três características espectrais elementa-res, <H> nas Fórmulas 12 e 13 pode ser expresso como

H-DW •••(14)

onde <D> denota uma matriz que tem três espectros elementa-

res D1(k), D2(À,), D2>{1) como vetores de coluna e <W> denota um coeficien-te de ponderação que representa a contribuição de D1(À), D2{\), D3(k) nadireção de <H>. È conhecido que a aproximação acima é verdadeira quandoa tonalidade de cor do objeto a ser examinado não varia significativamente.

Atribuindo a Fórmula 14 na Fórmula 12 obtemos

P = CSJH = CSJDW = MW (]5)

onde a matriz de 3 por 3 <M> representa uma matriz na qual osresultados de cálculo de matrizes <CSJD> são empacotados juntos.No mesmo modo, atribuindo a Fórmula 14 na Fórmula 13 obte-

mos

Q = FSJH = FSJDW=MW (16)

onde, similarmente, a matriz de 3 por 3 <M'> representa umamatriz na qual os resultados de cálculo de matrizes <FSJD> são empacota- dos juntos.

Finalmente, eliminando <W> das Fórmulas 15 e 16 obtemosQ = M'M-'P •■•(17)

onde <M"1> representa uma matriz inversa da matriz <M>. Fi-nalmente, <M', M"1> resulta ser uma matriz 3 por 3 a qual torna-se a matrizalvo de estimativa <A>. Neste ponto, como uma segunda hipótese importante, quando

executando uma separação de cor utilizando um filtro de passagem de ban-da, assumamos que as características espectrais do objeto a ser examinadodentro da banda podem ser aproximadas utilizando um único valor numérico.Em outras palavras,

H = (ht,h2,h,y --(18)

Se a hipótese for verdadeira quando também levando em consi-

deração um caso onde a passagem de banda para a separação de cor não éuma passagem de banda perfeita e pode ter uma sensibilidade em outrasbandas, uma matriz similar àquela da Fórmula 17 pode ser finalmente esti-mada pela consideração do <W> nas Fórmulas 15 e 16 como <H> acima descrito.

A seguir, uma configuração específica de um aparelho de en-doscópio eletrônico na primeira modalidade do aparelho de observação bio-lógica de acordo com a presente invenção será descrita com referência àfigura 3. Incidentalmente, as outras modalidades posteriormente descritas podem ser similarmente configuradas.

Como mostrado na figura 3, um aparelho de endoscópio eletrô-nico 100 compreende um endoscópio eletrônico (abreviado para endoscó-pio) 101, um corpo principal de aparelho de endoscópio 105, e um monitorde display 106 como um dispositivo de display. Além disso, o endoscópio101 está primariamente constituído por: uma porção de inserção 102 a serinserida no corpo de um objeto a ser examinado; uma porção de extremida-de mais distante 103 provida em uma extremidade mais distante da porção de inserção 102; e uma seção de operação em ângulo 104 provida em umlado oposto do lado de extremidade mais distante da porção de inserção

102, e a qual está provida para executar ou instruir operações tais como asoperações de dobramento do lado da porção de extremidade mais distante

103.

Uma imagem do interior do objeto a ser examinado ou similar

adquirida pelo endoscópio 101 é sujeita a um processamento de sinal prede-terminado no corpo principal de aparelho de endoscópio 105, e uma imagemprocessada 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 deblocos do aparelho de endoscópio eletrônico 100.

Como mostrado na figura 4, o corpo principal de aparelho deendoscópio 105 compreende: uma seção de fonte de luz 41 que primaria-mente atua como uma seção de iluminação que gera uma luz de iluminação;

uma seção de controle 42 que controla a seção de fonte de luz 41 e um apa-relho de processamento de corpo principal 43 abaixo descrito; e o aparelhode processamento de corpo principal 43 que executa um processamento desinal para criar uma imagem normal e um processamento de sinal para criaruma imagem espectral. A seção de controle 42 e o aparelho de processa-

mento de corpo principal 43 controlam as operações da seção de fonte deluz 41 e/ou um CCD 21 como uma seção de captação de imagem, e consti-tuem uma seção de controle de processamento de sinal que emite um sinalde captação de imagem para o monitor de display 106 que é um dispositivode display.

Incidentalmente, para a presente modalidade, apesar da descri-

ção ser dada na suposição de que a seção de fonte de luz 41 e o aparelhode processamento de corpo principal 43 que executa o processamento deimagem e similares serem providos dentro do corpo principal de aparelho deendoscópio 105 que é uma unidade única, estas seções podem ser alterna-tivamente configuradas como unidades separadas conectáveis e destacá-veis. Além disso, apesar do aparelho de observação biológica poder ser con- figurado pelo endoscópio 101, a seção de fonte de luz 41 e o aparelho deprocessamento de corpo principal 43, a presente invenção não está limitadaa esta configuração. Por exemplo, o aparelho de observação biológica podeestar ou configurado pela seção de fonte de luz 41 e o aparelho de proces-samento de corpo principal 43, ou somente pelo aparelho de processamento de corpo principal 43.

A seção de fonte de luz 41 está conectada na seção de controle42 e no endoscópio 101. A seção de fonte de luz 41 irradia uma luz branca(incluindo uma luz que não é perfeitamente branca) em uma quantidade deluz predeterminada com base em um sinal da seção de controle 42. Além disso, a seção de fonte de luz 41 compreende: uma lâmpada 15 como umafonte de luz branca; um pulsador 16 para ajustar a quantidade de luz; e umaseção de operação de pulsador 17 para operar o pulsador 16.

Como mostrado na figura 5, o pulsador 16 está configurado co-mo uma estrutura como disco que tem um raio r predeterminado ao redor deum ponto central 17a e que tem porções dentadas de comprimentos circun-ferenciais predeterminados. O ponto central 17a está conectado em um eixorotativo provido na seção de operação de pulsador 17. Em outras palavras, opulsador 16 executa um movimento rotativo ao redor do ponto central 17a.Além disso, uma pluralidade de porções dentadas está provida em intervalos^ de um raio predeterminado. No diagrama, do raio rO até o raio ra, a porçãodentada tem um comprimento máximo de 27crx0O graus/360 graus e umalargura de rO-ra. Em um modo similar, a porção dentada esta configurada demodo a ter, do raio ra até o raio rb, um comprimento máximo de 2urax2eigraus/360 graus e uma largura de ra-rb, e do raio rb até o raio rc, um com- primento máximo de 27irbx292 graus/360 graus e uma largura de rb-rc (ondeos respectivos raios tem uma relação de r0>ra>rb>rc).

Os comprimentos e as larguras das porções dentadas do pulsa-dor 16 são meramente exemplares e não estão limitados à presente modali-dade.

Além disso, o pulsador 16 tem uma porção protuberante 160aque estende-se radialmente em um centro aproximado da porção dentada. A seção de controle 42 está disposta de modo a minimizar os intervalos de luzirradiada antes e após 1 quadro para minimizar o borramento devido ao mo-vimento do objeto a ser examinado pela troca de quadros quando a luz écortada pela porção protuberante 160a.

Mais ainda, a seção de operação de pulsador 17 está configura- da de modo a ser móvel em uma direção que faceia a lâmpada 15 como es-tá indicado pela seta na figura 4.

Em outras palavras, a seção de controle 42 é capaz de mudaruma direção R entre o centro rotacional 17a do pulsador 16 mostrado nafigura 5 e um fluxo de luz (indicado pelo círculo tracejado) da lâmpada. Por exemplo, no estado mostrado na figura 5, como a distância R é considera-velmente pequena, a quantidade de luz de iluminação é baixa. Pelo aumentoda distância R (movendo a seção de operação de pulsador 17 afastando dalâmpada 15), a porção dentada através da qual o fluxo de luz é passáveltorna-se mais longa, por meio disto estendo o tempo de irradiação e permi- tindo que a seção de controle 42 aumente a quantidade de luz de ilumina-ção.

Como acima descrito, com o aparelho de endoscópio eletrônico,como existe uma possibilidade de que o S/N de uma imagem espectral re-centemente criada é insuficiente e uma saturação de qualquer um dos sinais

RGB necessários quando da criação de uma imagem espectral resulta emuma computação imprópria, é necessário controlar a quantidade de luz deiluminação. O pulsador 16 e a seção de operação dê pulsador 17 são res-ponsáveis pelo ajuste de quantidade de luz.

Além disso, o endoscópio 101 conectado destacável com a se-

ção de fonte de luz 41 através de um conector 11 está provido com: umalente de objetiva 19 que forma uma imagem ótica sobre a porção de extre-midade mais distante 103; e um dispositivo de captação de imagem de esta-do sólido 21 tal como um CCD que executa uma conversão fotoelétrica (da-qui em diante simplesmente referido como CCD) disposto em uma sua posi-ção de formação de imagem. O CCD utilizado na presente modalidade é umCCD de placa única (o CCD utilizado em um endoscópio eletrônico síncro-

1 no), e tem um filtro de transmissão de cor do tipo de cor primária (abreviadopara filtro de cor). A figura 6 mostra uma rede de filtros de cor posicionadossobre um plano de captação de imagem de um CCD. Além disso, a figura 7mostra as respectivas características de sensibilidade espectral de RGB dosfiltros de cor mostrados na figura 6.

Como mostrado na figura 7, os filtros de cor RGB tem caracterís-

ticas espectrais e respectivamente transmitem as regiões de comprimentode onda R, G e B da faixa visível em uma banda larga.

Além disso, como mostrado na figura 4, a porção de inserção102 compreende: uma guia de luz 14 que guia a luz irradiada da seção de

fonte de luz~41 para apbfçãõ de extremidade mais distante 103; uma linhade sinal para transferir uma imagem do objeto a ser examinado obtida peloCCD para o aparelho de processamento de corpo principal 43; e um canalde fórceps 28 ou similar para executar o tratamento. Incidentalmente, umaabertura de fórceps 29 para inserir um fórceps no canal de fórceps 28 está

provida na vizinhança de uma seção de operação 104.

Mais ainda, no mesmo modo que a seção de fonte de luz 41, oaparelho de processamento de corpo principal 43 está conectado no endos-cópio 101 através do conector 11.0 aparelho de processamento de corpoprincipal 43 está provido com um circuito de operação de CCD 431 para o-'? perar o CCD 21.

Além disso, o aparelho de processamento de corpo principal 43compreende como sistemas de processamento de sinal: um sistema de pro-cessamento de sinal de luminancia que cria um sinal de luminancia; e umsistema de processamento de sinal de cor que cria um sinal de cor de banda

larga.

O sistema de processamento de sinal de luminancia compreen-de: uma seção de correção de contorno 432 conectada no CCD 21 e a qualexecuta uma correção de contorno; e uma seção de processamento de sinalde luminância 434 que cria um sinal de luminância de dados corrigidos pelaseção de correção de contorno 432.

Além disso, o sistema de processamento de sinal de cor com- preende: circuitos de amostrar e reter (circuitos de S/H) 433a a 433c, conec-tados no CCD 21, os quais executam uma amostragem e similares em umsinal obtido pelo CCD 21 e criam um sinal RGB como um sinal de cor debanda larga (ou um sinal de imagem de cor); e uma seção de processamen-to de sinal de cor 435 conectada nos terminais de saída dos circuitos de S/H 433a a 433c e a qual executa um processamento em um sinal de cor.

Mais ainda o aparelho de processamento de corpo principal 43está provido com uma seção de criação de imagem normal 437 que cria umaimagem normal de cor única como uma imagem de cor captada na faixa vi-sível das saídas do sistema de processamento de sinal de luminância e dosistema de processamento de sinal de cor. Então, um sinal Y, um sinal R-Y eum sinal B-Y são enviados como o sinal de imagem de-eer normal da seçãode criação de imagem normal 437 para o monitor de display 106 através daseção de troca 439.

Por outro lado, uma seção de computação de matriz 436 que cria os sinais de imagem espectral F1, F2 e F3 dos sinais de saída dos cir-cuitos de S/H 433a a 433c que criam os sinais RGB acima mencionados es-tá provida como um sistema de circuito de sinal como um meio de criação deimagem espectral que obtém as imagens espectrais. A seção de computa-ção de matriz 436 executa uma computação de matriz predeterminada nos sinais RGB.

Uma computação de matriz refere-se a um processamento deadição de sinais de imagem de cor utilizando um coeficiente de computaçãoque corresponde a uma matriz de coeficientes e a um processamento demultiplicação da matriz obtida pelo método de cálculo de matriz acima des-crito (ou sua modificação). A seção de computação de matriz 436 cria ossinais de imagem espectral de banda estreita F1, F2 e F3 dos sinais de ima-gem de cor R, G e B.Na presente modalidade, apesar de um método que utiliza umprocessamento de circuito eletrônico (processamento por hardware que utili-za um circuito eletrônico) ser descrito como o método de cálculo de matriz,um método que utilize um processamento de dados numéricos (processa-

1 mento por software que utiliza um programa) tal como uma modalidade pos-teriormente descrita pode ser utilizado ao invés. Além disso, quando da exe-cução, uma sua combinação pode também ser utilizada.

A figura 8 é um diagrama de circuito da seção de computação dematriz 436. Os sinais RGB são respectivamente inseridos nos amplificadores

32a a 32c através de grupos de resistores 31-1a a 31-1c, 31-2a a 31-2c e31-3a a 31-3c e multiplexadores 33-1 a a 33-1 c, 33-2a a 33-2c e 33-3a a 33-3c.

Os grupos de resistores 31-1a, 31-2a.....31-3c estão respecti-vamente constituídos por resistores r1, r2.....rn que tem valores de resis-

tência mutuamente diferentes (na figura 8, somente uma sua porção estádenotada pelos caracteres r1, r2, rn). Um resistor está respectivamenteselecionado pelos multiplexadores 33-1 a, 33-2a.....33-3c.

Os multiplexadores 33-1 a, 33-2a, 33-3c estão sujeitos, porexemplo, a uma operação de troca ou uma operação de seleção por um u- suário em um painel de operação 441 (referir à figura 4) que constitui ummeio de ajuste/troca de coeficiente provido em um painel dianteiro ou similarpara determinar um resistor selecionado entre os resistores r1, r2, rn a-través de uma seção de controle de coeficiente 442. O painel de operação441 operado pelo usuário também funciona como um meio de interface pelo'? qual o usuário executa a troca (seleção), a confirmação de status e similaresde modos de observação do aparelho de processamento de corpo principal43 que executa o processamento de sinal.

Incidentalmente, a seleção dos modos de observação (modos deimagem de observação) inclui uma função para selecionar uma imagem exi- bida no monitor de display 106 assim como uma função de um sistema deprocessamento de sinal do aparelho de processamento de corpo principal 43de modo que pelo menos um sinal de vídeo (sinal de imagem) que corres-ponde à imagem é criado através de processamento de sinal.

Em outras palavras, em um caso onde um modo de observaçãode imagem normal de cor (também simplesmente referida como uma ima-gem normal) é selecionado como um modo de observação, a troca da seção de troca 439 é executada de modo que uma imagem normal é exibida nomonitor de display 106 e, ao mesmo tempo, um sistema de processamentode imagem normal muda para um estado ativo de modo que um sinal de i-magem normal que corresponde à imagem normal é criado. Neste caso, aseção de correção de contorno 432, a seção de processamento de sinal de

luminância 434, a seção de processamento de sinal de cor 435 e a seção decriação de imagem normal 437 mostradas na figura 4 correspondem ao sis-tema de processamento de imagem normal.

Além disso, em um caso onde um modo de observação de ima-gem espectral é selecionado como um modo de observação, a troca da se-

ção de troca 439 é executada de modo que uma imagem espectral é exibidano monitor de display 106 e, ao mesmo tempo, um sistema de processamen-to de imagem espectral muda para um estado ativo de modo que um sinalde imagem espectral que corresponde à imagem espectral é criado. Nestecaso, a seção de controle de coeficiente 442, uma LUT 443, uma seção de

computação de matriz 436, as

seções de integração 438a a 438c, e uma seção de ajuste de cor 440 mos-tradas na figura 4 correspondem ao sistema de processamento de imagemespectral.

Os estados de operação comuns a ambos os modos de obser- vação são mantidos para o circuito de operação de CCD 431 e os circuitosde S/H 433a a 433c. A seção de controle 42 pode estar disposta para execu-tar um controle de modo que, de acordo com a seleção acima descrita deum modo de observação, um sistema de processamento de sinal que cor-responde ao modo de observação selecionado para um estado ativo. Alter- nativamente, ambos os sistemas de processamento de sinal podem serconstantemente mantidos em estados ativos.

Neste caso, uma operação de seleção de modo de observaçãoobtém o mesmo resultado que uma seleção de uma imagem (imagem deobservação) a ser exibida no monitor 106. No entanto, como posteriormentedescrito, existem casos onde os valores de parâmetro (ou valores alvo)quando executando um controle de quantidade de luz da quantidade de luz

' iluminação para um valor alvo são de preferência mudados em conjunto comuma seleção (troca) de modos de observação.

Além disso, o usuário pode também executar uma operação deseleção através de uma chave de endoscópio 141 provida na seção de ope-ração do endoscópio 101. A chave de endoscópio 141 também forma um

meio de ajuste/troca de coeficiente que executa uma troca de coeficiente eum meio de interface pelo qual o usuário executa a troca (seleção) de modosde observação.

O painel de operação 441 ou similar está provido com uma plu-ralidade de chaves de seleção (ou botões de troca) 441a que correspondem, por exemplo, ao tipo de objeto a ser examinado, à região observada, ao tipode tecido de tecido biológico (tipo morfológico de tecido) ou similares. Quan-do da operação da chave de seleção 441a pelo usuário, a chave de seleção441a emite um sinal de instrução que corresponde ao tipo de objeto a serexaminado, à região observada, ao tipo de tecido de tecido biológico ou simi- lares para a seção de controle de coeficiente 442.

Como mostrado na figura 4, uma LUT 443 como um meio dearmazenamento de coeficiente de computação que armazena os coeficien-tes de computação (daqui em diante simplesmente referidos como coeficien-tes) que determina as características de computação de matriz ou os resul-'''25 tados de computação de matriz da seção de computação de matriz 436 estáconectada na seção de controle de coeficientes 442. De acordo com um si-nal de instrução de uma chave de seleção 441a do painel de operação 441ou similar, a seção de controle de coeficiente 442 lê um coeficiente que cor-responde ao tipo de objeto a ser examinado ou similar da LUT 443, e envia o coeficiente para a seção de computação de matriz 436.

Em outras palavras, uma pluralidade de coeficientes 443a quecorrespondem aos tipos de características espectrais (características de re-fletância espectral) de objetos a serem examinados ou, mais especificamen-te, aos tipos de características de refletância espectral do tecido de mucosade um corpo vivo como objetos a serem examinados estão armazenados naLUT 443. Colocado simplesmente, o coeficiente 443a é um coeficiente de corpo vivo que corresponde ao tipo de tecido de mucosa de um corpo vivoou similar.

Subseqüentemente, a seção de computação de matriz 436 exe-cuta uma computação de matriz utilizando o coeficiente 443a lido e enviadoda LUT 443. Deste modo, uma computação para criar um sinal de imagem espectral (um sinal de imagem espectral quase ótica através de processa-mento de sinal) é tornada possível mesmo quando os tipos de objetos a se-rem examinados, os tipos de tecido de tecido biológico ou similares diferemrealmente utilizando um filtro de passagem de banda estreita ótico para su-primir a degradação na precisão em comparação com um sinal de imagem de banda estreita ótica captado (adquirido) ou um sinal de imagem espectral.

Como acima descrito, na presente modalidade, a seção de com-putação de matriz 436 está conectada através da seção de controle de coe-ficiente 442 na LUT 443 que armazena uma pluralidade de coeficientes443a. Pela operação do painel de operação 441 ou similar, o usuário é ca-paz de mudar e ajustar (trocar e ajustar) os coeficientes realmente utilizadosna computação de matriz pela seção de computação de matriz 436 atravésda seção de controle de coeficiente 442 e mudar e ajustar as característicasdo sinal de imagem espectral F1, F2 e F3 a serem criados. Em outras pala-vras, a seção de controle de coeficiente 442 e a LUT 443 estão providascom funções como mudança/ajuste de característica que muda/ajusta umacaracterística de um sinal de imagem espectral criado por um meio de cria-ção de sinal de imagem espectral.

Uma saída da seção de computação de matriz 436 é respecti-vamente inserida nas seções de integração 438a a 438c a serem sujeitas auma respectiva computação integral pelas seções de integração 438a a438c. Como um resultado, os sinais de imagem espectral IF1 a ZF3 sãocriados. Os sinais de imagem espectral SF1 a SF3 são inseridos na seçãode ajuste de cor 440, por meio de que a seleção de ajuste de cor 440 execu-ta uma computação para o ajuste de cor através de uma configuração a serposteriormente descrita. A seção de ajuste de cor 440 respectivamente criaos sinais de imagem de canal espectral Rnbi, Gnbi e Bnbi como os sinais de

■ imagem espectral ajustados em tonalidade de cor dos sinais de imagem es-pectral ZF1 to ZF3.

Subseqüentemente, um sinal de imagem de cor (também referi-do como um sinal de corpo vivo) da seção de criação de imagem normal 437ou os sinais de imagem de canal espectral Rnbi, Gnbi e Bnbi da seção de

ajuste cor 440 são respectivamente emitidos através da seção de troca 439para um canal R, um canal G e um canal B (algumas vezes abreviados paraRch, Gch e Bch) do monitor de display 106 e exibido nas cores de display R,G e B no monitor de display 106. Portanto, a seção de ajuste de cor 440 estáprovida com uma função de exibir um meio de conversão de cor o qual con-

verte as cores de display utilizadas quando exibindo quase em cores os si-nais de imagem espectral ZF1 a ZF3 no monitor de display 106. Além disso,pela execução de uma mudança/ajuste tal como a troca de coeficientes utili-zados quando executando uma conversão de cor de display pelo meio deconversão de cor de display, uma função de um meio de ajuste de cor de

display ou um meio de ajuste de cor que ajusta as cores de display são pro-vidos. Uma descrição suplementar da seção de ajuste de cor 440 pode serdada como abaixo.

Como acima descrito, o processamento de ajuste de cor (dis-play) que inclui uma conversão de cor de display executada nos sinais de'? imagem espectral 2F1 a IF3 pela seção de ajuste de cor 440 resulta em si-nais de imagem de canal espectral Rnbi, Gnbi e Bnbi, os quais são entãorespectivamente emitidos para o canal R, o canal G e o canal B do monitorde display 106. Respectivamente emitindo (alocando a cor de display) ossinais de imagem espectral IF1 a ZF3 para o canal R, o canal G e o canal B

do monitor de display 106 sem executar a conversão de cor (display) resultaem tonalidades de cor fixas as quais não podem ser selecionadas ou muda-das pelo usuário.Na presente modalidade, pela provisão do meio de ajuste de corque inclui uma conversão de cor como acima descrito, um display de quasecor é tornado disponível em tonalidades de cor que são desejáveis para ousuário. Além disso, o display de quase cor pode ser executado sob uma melhor visibilidade pela execução de conversão de cor ou de ajuste de cor.Incidentalmente, como fica aparente da descrição acima, os sinais de ima-gem de canal espectral Rnbi, Gnbi e Bnbi são utilizados para demonstrarclaramente que a saída é respectivamente formada para o canal R, o canalG e o canal B do monitor de display 106. Conseqüentemente, estes sinaisdevem ser coletivamente referidos como um sinal de imagem espectral. Mu-dando o foco para o display quase colorido executado no lado do monitorcomo em uma sétima modalidade a ser posteriormente descrita, os sinais deimagem de canal espectral Rnbi, Gnbi e Bnbi podem também ser referidoscomo sinais de imagem de canal de cor. A configuração da seção de ajuste de cor 440 será posteriormente descrita.

A seção de ajuste de cor 440 está conectada no painel de ope-ração 441 provido com uma função como um meio de mudança/ajuste decor de display ou um meio de interface, na chave de endoscópio 141, e simi-lares. A seção de ajuste de cor 440 está disposta de modo que o usuário ou similar possa executar as operações para mudança/ajuste de cor de displaypara um ajuste de cor (mais especificamente, as operações de troca/ajustede coeficiente) através do painel de operação 441, da chave de endoscópio141, ou similar. Como será posteriormente descrito, de acordo com um sinaldo painel de operação 441 ou similar, o coeficiente de um circuito de matriz 3 por 3 61 que executa uma conversão de cor de display pode ser trocadoatravés de um circuito de mudança de coeficiente 64 que constitui a seçãode ajuste de cor 440.

Incidentalmente, a seção de troca 439 está provida para trocarentre uma imagem normal e uma imagem espectral, mas é também capaz de trocar/exibir entre as imagens espectrais. Em outras palavras, quando daoperação de seleção pelo usuário tal como um operador de um sinal a seremitido para o monitor de display 106 entre um sinal de imagem normal e ossinais de imagem de canal espectral Rnbi, Gnbi e Bnbi, a seção de troca 439seleciona (troca) o sinal operado por seleção e emite o mesmo para o moni-tor de display 106.

A seção de troca 439 está conectada no painel de operação 441

' e na chave de endoscópio 141 os quais são operados pelo usuário para e-xecutar facilmente a troca ou a seleção de imagens normais e imagens es-pectrais. Portanto, de acordo com a presente modalidade, a operabilidadepode ser melhorada. Incidentalmente, como mostrado na figura 4, uma ins-trução inserida em um teclado 451 está disposta para ser inserida na seção

de controle 442. Quando uma instrução inserida é uma instrução de troca, aseção de controle 42 executa um controle de troca e similares da seção detroca 439 em correspondência com a instrução de troca.

Mais ainda, uma configuração na qual duas ou mais imagenssão simultaneamente exibíveis no monitor de display 106 é também possí-

vel. Uma configuração relevante será posteriormente descrita com referênciaà figura 46 e similares.

Especificamente, em um caso onde uma imagem normal e umaimagem de canal espectral (também referida como uma imagem espectral)são simultaneamente exibíveis, uma imagem normal geralmente observada

e uma imagem espectral podem ser facilmente comparadas, e uma observa-ção pode ser executada enquanto levando em consideração as suas respec-tivas características (uma característica de imagens normais é que as suastonalidades de cor parecem muito próximas àquelas da observação de olhonu para uma fácil observação; uma característica de imagem espectrais é' que a observação de vasos sangüíneos predeterminados ou similares osquais não podem ser observados através de imagens normais são possí-veis), tornando-o extremamente útil em diagnósticos.

A seguir, uma descrição detalhada sobre as operações de umaparelho de endoscópio eletrônico 100 de acordo com a presente modalida-

de será dada com referência à figura 4.

A seguir, as operações durante a observação de imagem normalserão primeiramente descritas, seguido por uma descrição sobre as opera-ções durante a observação de imagem espectral.

Primeiro, uma operação da seção de fonte de luz 41 será descri-ta. Com base em um sinal de controle da seção de controle 42, a seção deoperação de pulsador 17 é ajustada para uma posição predeterminada e gira o pulsador 16. Um fluxo de luz da lâmpada 15 passa através da porção den-tada do pulsador 16, e é coletado por uma lente de coletamento em umaextremidade incidente da guia de luz 14 que é um feixe de fibras de luz pro-vido dentro do conector 11 localizado em uma porção de conexão do endos-cópio 101 e da seção de fonte de luz 41.

O fluxo de luz coletado passa pela guia de luz 14 e é irradiado

para dentro do corpo de um objeto a ser examinado de um sistema ótico deiluminação, não mostrado, provido na porção de extremidade mais distante103. O fluxo de luz irradiado é refletido dentro do objeto a ser examinado, eos sinais são coletados através da lente de objetiva 19 pelo CCD 21 provido

com os filtros de cor de acordo com cada filtro de cor mostrado na figura 6.Os sinais (sinais de captação de imagem) coletados de acordo com o filtrode cor pelo CCD 21 são inseridos em paralelo no sistema de processamentode sinal de luminância e no sistema de processamento de sinal de cor acimadescritos.

Os sinais coletados de acordo com o filtro de cor são somados

em uma base por pixel e inseridos na seção de correção de contorno 432 dosistema de sinal de luminância e após a correção de contorno, inseridos naseção de processamento de sinal de luminância 434. Um sinal de luminânciaé criado na seção de processamento de sinal de luminância 434, o qual é

então inserido na seção de criação de imagem normal 437.

Entrementes, os sinais coletados de acordo com o filtro de corpelo CCD 21 são inseridos em uma base por filtro nos circuitos de S/H 433aa 433c, e os sinais R/G/B são respectivamente criados como uma pluralida-de de sinais de cor de banda larga. Além disso, após os sinais R/G/B serem

sujeitos a um processamento de sinal para os sinais de cor na seção de pro-cessamento de sinal de cor 435, um sinal Y, um sinal R-Y e um sinal B-Ysão criados na seção de criação de imagem normal 437 como sinais de ima-gem de cor dos sinais de luminância e dos sinais de cor acima mencionados,e uma imagem normal do objeto a ser examinado é exibida em cores nomonitor de display 106 através da seção de troca 439.

Incidentalmente, como mostrado na figura 4, o sinal de saída da seção de criação de imagem normal 437 e o sinal de saída da seção de a-juste de cor 440 podem ser dispostos para serem inseridos no canal R, nocanal G e no canal B do monitor de display 106 pelo compartilhamento daextremidade de saída da seção de troca 439. No caso de uma configuraçãona qual a extremidade de saída é compartilhada, a incorporação de um cir- cuito de conversão 439a (referir à figura 4) que converte o sinal Y, o sinal R-Y e o sinal B-Y que são os sinais de saída da seção de criação de imagemnormal 437 em sinais R, G e B dentro da seção de troca 439 será suficiente.

Em uma configuração alternativa, ao invés de incorporar o circui-to de conversão 439a, o sinal de saída da seção de criação de imagem nor-mal 437 é inserido em uma extremidade de entrada de sinal de diferença decor Y do monitor de display 106 enquanto que o sinal de saída da seção deajuste de cor 440 é respectivamente inserido no canal R, no canal G e nocanal B do monitor de display 106. Abaixo, para simplicidade, um caso serádescrito no qual mesmo um sinal de saída da seção de criação de imagem normal 437 é inserido no monitor de display 106 através de um canal R co-mum, um canal G comum e um canal B comum quando emitido da seção detroca 439.

A seguir, as operações durante uma observação de imagem es-pectral serão descritas. Incidentalmente, as descrições das operações simi- lares àquelas executadas durante uma observação de imagem normal serãoomitidas.

Um operador emite uma instrução para observar uma imagemespectral de uma imagem normal pela operação da chave de endoscópio141, do teclado 451 ou similar conectados no corpo principal de aparelho de endoscópio 105. Neste ponto, a seção de controle 42 muda o estado de con-trole da seção de fonte de luz 41 e do aparelho de processamento de corpoprincipal 43.Mais especificamente, conforme requerido, a seção de controle42 muda a quantidade de luz irradiada da seção de fonte de luz 41. Comoacima descrito, como a saturação de um sinal de saída do CCD 21 é indese-jável, a quantidade de luz de iluminação é reduzida em comparação com a observação de imagem normal. Mais ainda, além de controlar a quantidadede luz de modo que um sinal de saída do CCD 21 não atinja a saturação, aseção de controle 42 é também capaz de mudar a quantidade de luz de ilu-minação dentro de uma faixa na qual a saturação não é atingida.

Além disso, como um exemplo de mudança de conteúdo de con-

trole sobre o aparelho de processamento de corpo principal 43 pela seçãode controle 42, um sinal emitido da seção de troca 439 é trocado de umasaída da seção de criação de imagem normal 437 para uma saída da seçãode ajuste de cor 440, em outras palavras, os sinais de imagem de canal es-pectral Rnbi, Gnbi e Bnbi.

Além disso, as saídas dos circuitos de S/H 433a a 433c são in-

seridas na seção de computação de matriz 436, e sujeitas a um processa-mento de amplificação/adição na seção de computação de matriz 436 paracriar os sinais de imagem espectral de banda estreita F1, F2 e F3. Os sinaisde imagem espectral F1, F2 e F3 são emitidos para as seções de integração

438a a 438c de acordo com cada banda.

Mesmo quando a quantidade de luz de iluminação é reduzidapelo pulsador 16, o armazenamento e a integração pelas seções de integra-ção 438a a 438c permitem que a intensidade de sinal seja aumentada comomostrado na figura 2. Além disso, através das seções de integração 438a a

438c sinais de imagem espectral integrados SF1, IF2 e IF3 com um S/Naperfeiçoado sobre os sinais de imagem espectral F1, F2 e F3 respectiva-mente podem ser obtidos.

Uma descrição específica será agora dada sobre um processa-mento de matriz executado pela seção de computação de matriz 436 de a-

cordo com a presente modalidade. Na presente modalidade, quando tentan-do criar os filtros de passagem de banda (daqui em diante referido como fil-tros de quase passagem de banda) que assemelham-se muito aos filtros depassagem de banda estreita F1 a F3 ideais (neste caso, as respectivas fai-xas de transmissão de comprimento de onda são assumidas serem F1: 590nm a 620 nm, F2: 520 nm a 560 nm, e F3: 400 nm a 440 nm) apresentadosna figura 7 das características de sensibilidade espectral dos filtros de corRGB indicados pelas linhas cheias na figura 7, de acordo com o conteúdorepresentado pelas Fórmulas 1 a 5 acima apresentadas, a matriz seguintetorna-se ótima.

' 0.625 -3.907 -0.05 ^A= -3.097 0.631 -1.661 -09)0.036 -5.146 0.528;

Mais ainda, pela execução de uma correção utilizando o conteú-do representado pelas Fórmulas 6 e 7, o seguinte coeficiente é obtido.

1 0 0 'K = 0 1.07 0 -(20)(o 0 1.57J

Incidentalmente, o acima utiliza informações a priori de que oespectro S(k) de uma fonte de luz representada pela Fórmula 6 está apre-sentado na figura 9 e o espectro de refletância H(X) do corpo vivo a ser es-tudado representado pela Fórmula 7 está apresentado na figura 10.

Portanto, o processamento executado pela seção de computa-ção de matriz 436 é matematicamente equivalente à computação de matrizabaixo.

í1 °0 1.07

0 0

A' = KA =

0 Y 0.625 -3.907 -0.050 -3.097 0.631 -1.6611.571 0.036 -5.146 0.528

0.625 -3.907 -0.050^1-3.314 0.675 -1.7770.057 -8.079 0.829

(21)

Pela execução da computação de matriz, as características dequase filtro (indicadas como as características quase F1 a quase F3 na figu-ra 7) são obtidas. Em outras palavras, o processamento de matriz acimamencionado é para criar um sinal de imagem espectral pela utilização de umfiltro de quase passagem de banda (isto é, matriz) criado com antecedênciacomo acima descrito em um sinal de imagem de cor.

Um exemplo ilustrativo de uma imagem endoscópica criada utili-zando as características de quase filtro está abaixo descrito.

Como mostrado na figura 11, o tecido dentro de uma cavidade corporal 51 freqüentemente tem uma estrutura distribuída de corpos absor-ventes tais como os vasos sangüíneos os quais diferem em uma direção deprofundidade. Os capilares 52 estão predominantemente distribuídos na vi-zinhança das camadas de superfície da membrana de mucosa, enquantoque as veias 52 maiores do que os capilares estão distribuídas juntamente com os capilares em camadas intermediárias que são mais profundas doque as camadas de superfície, e veias 54 ainda maiores estão distribuídasem camadas adicionalmente mais profundas.

Entrementes, uma profundidade de luz alcançável na direção deprofundidade em relação ao tecido dentro de uma cavidade corporal 51 é dependente do comprimento de onda da luz. Além disso, como mostrado nafigura 12, no caso de uma luz que tem um comprimento de onda curto talcomo o azul (B), a luz de iluminação que inclui a faixa visível somente alcan-ça a vizinhança das camadas de superfície devido às características de ab-sorção e às características de dispersão do tecido biológico. Assim, a luz está sujeita à absorção e à dispersão dentro de uma faixa até aquela pro-fundidade, e a luz que sai da superfície é observada.

Mais ainda, no caso da luz verde (G) cujo comprimento de ondaé mais longo do que aquele da luz azul (B), a luz alcança uma maior profun-didade do que a faixa alcançável de luz azul (B). Assim, a luz está sujeita à absorção e à dispersão dentro da faixa, e a luz que sai da superfície é ob-servada. Mais ainda, a luz vermelha (R) cujo comprimento de onda é maislongo do que aquele da luz verde (G), alcança uma profundidade ainda mai-or.

Como mostrado na figura 13, com a luz RGB durante a observa- ção normal do tecido dentro de uma cavidade corporal 51, como a respectivabanda de comprimento de onda sobrepõe umas às outras na banda larga:

(1) um sinal de captação de imagem captado pelo CCD 21 sob aluz de banda B capta uma imagem de banda que tem informações de tecidosuperficial e intermediário que inclui uma grande quantidade de informaçõesde tecido superficial tal como aquele mostrado na figura 14;

(2) um sinal de captação de imagem captado pelo CCD 21 sob a luz de banda G capta uma imagem de banda que tem informações de tecido

superficial e intermediário que inclui uma grande quantidade de informaçõesde tecido intermediário tal como aquele mostrado na figura 15; e

(3) um sinal de captação de imagem captado pelo CCD 21 sob aluz de banda R capta uma imagem de banda que tem informações de tecido

intermediário e profundo que inclui uma grande quantidade de informaçõesde tecido profundo tal como aquele mostrado na figura 16.

Além disso, pela execução de um processamento de sinal nossinais de captação de imagem RGB no corpo principal de aparelho de en-doscópio 105, é agora possível obter uma imagem endoscópica desejável ou uma imagem endoscópica com uma reprodução de cor natural.

O processamento de matriz executado pela seção de computa-ção de matriz 436 acima descrita é para criar um sinal de imagem espectralutilizando uma matriz que tem características de filtro de quase passagemde banda e o qual é criado com antecedência como acima descrito em um sinal de imagem de cor.

Além disso, o usuário pode mudar as características de filtro dequase passagem de banda pela operação do painel de operação 441 e simi-lares para ler o coeficiente 433a armazenado na LUT 443 através da seçãode controle de coeficiente 442 e mudar/ajustar as características da compu- tação de matriz executada pela seção de computação de matriz 436.

Por exemplo, mudando e ajustando o coeficiente 443a, é possí-vel ajustar as características de filtro de quase passagem de banda criadopela seção de computação de matriz 436 para criar precisamente uma ca-racterística do lado de camada superficial e não criar outras característicasde filtro de quase passagem de banda. Em outras palavras, é possível ajus-tar um valor de comprimento de onda (mediano) das características de filtrode quase passagem de banda criadas pelo coeficiente 443a em correspon-dência a um valor de característica.

Portanto, o coeficiente 443a está provido com uma função de umcoeficiente de valor de característica de corpo vivo que cria um sinal de ima-gem espectral que enfatiza um valor de característica tal como uma estrutura' vascular distribuída entre as profundidades da superfície de um tecido bioló-gico.

Em outras palavras, o meio de criação de sinal de imagem es-pectral e a sua seção de mudança/ajuste de característica de acordo com apresente invenção primariamente tem duas vantagens principais abaixo des- critas.

Pela execução de uma mudança/ajuste (que inclui a troca) demodo que um coeficiente 443a apropriado (como um coeficiente de corpovivo) é utilizado de acordo com as características de reflexão espectral deum corpo vivo, o usuário é capaz de obter sinais de imagem espectral que

tem uma alta precisão em relação ao tecido biológico que tem diferentes ca-racterísticas de reflexão espectral.

Além disso, quando a observação de uma porção de corpo vivoque é provável de ser observado efetivamente sob um comprimento de ondade banda estreita específico (N) é desejada, o usuário é capaz de observar a

porção de corpo vivo em um estado onde o S/N é preferível pela execução"de uma mudança/ajuste de modo que o coeficiente 443a que enfatiza e criaum sinal de imagem espectral que corresponde ao comprimento de onda debanda estreita (N) (ou suprime os sinais de imagem espectral de outroscomprimentos de onda de banda estreita) é utilizado.

Entrementes, os sinais de imagem espectral F1 a F3 são obtidos

pela utilização de filtros de quase passagem de banda F1 a F3 que tem ca-racterísticas espectrais de banda estreita discretas e os quais são capazesde extrair as informações de tecido profundo desejadas, como mostrado nafigura 17. Como mostrado na figura 17, como as respectivas faixas de com-

primento de onda dos filtros de quase passagem de banda F1 a F3 não so-brepõem uns aos outros,

(4) uma imagem de banda que tem as informações de tecidosuperficial tal como aquela mostrada na figura 18 é captada no sinal de ima-gem espectral F3 pelo filtro de quase passagem de banda F3;

(5) uma imagem de banda que tem as informações de tecido decamada intermediária tal como aquela mostrada na figura 19 é captada no sinal de imagem espectral F2 pelo filtro de quase passagem de banda F2; e

(6) uma imagem de banda que tem as informações de tecido decamada profunda tal como aquela mostrada na figura 20 é captada no sinalde imagem espectral F1 pelo filtro de quase passagem de banda F1.

A seguir, em relação aos sinais de imagem espectral SF1 a SF3 que resultam da integração dos sinais de imagem espectral F1 a F3 obtidoscomo acima descrito, a seção de ajuste de cor 440 respectivamente aloca osinal de imagem espectral F1 para o sinal de imagem de canal espectral Rn-bi, o sinal de imagem espectral F2 para o sinal de imagem de canal espec-tral Gnbi, e o sinal de imagem espectral F3 para o sinal de imagem de canal espectral Bnbi. Então, os sinais de imagem de canal espectral Rnbi, Gnbi eBnbi são respectivamente inseridos através da seção de troca 439 nos ca-nais R, G e B Rch, Gch e Bch do monitor de display 106.

Como mostrado na figura 21, a seção de ajuste de cor 440 estáconstituída por um circuito de processamento de conversão de cor 440a quecompreende: um circuito de matriz 3 por 3 61 como um meio de conversãode cor de display; três conjuntos de LUTs 62a, 62b, 62c, 63a, 63b e 63c pro-vidos anteriormente e posteriormente ao circuito de matriz 3 por 3 61; e umcircuito de mudança de coeficiente 64 como um meio de mudança/ajuste decor de display que muda os dados de tabela das LUTs 62a, 62b, 62c, 63a, 63b e 63c ou do coeficiente de matriz do circuito de matriz 3 por 3 61.

Os sinais de imagem espectral F1 a F3 inseridos no circuito deprocessamento de conversão de cor 440a estão sujeitos a uma correção deY inversa, a uma conversão de contraste não linear e similares em uma basede dados por banda pelas LUTs 62a, 62b e 62c. Então, após a conversão de cor ser executada no circuito de ma-

triz 3 por 3 61, um processamento de correção de y ou de conversão de to-nalidade apropriado é executado nas LUTs 63a, 63b e 63c de pós-estágio.Os dados de tabela das LUTs 62a, 62b, 62c, 63a, 63b e 63c ouo coeficiente de matriz do circuito de matriz 3 por 3 61 podem ser mudadospelo circuito de mudança de coeficiente 64 que muda os coeficientes e simi-lares. Uma pluralidade de tipos de coeficientes de matriz 64a a ser utilizada

' quando executando uma computação de matriz pelo circuito de matriz 3 por3 61 é armazenada como coeficientes de conversão de cor (ajuste de cor)no circuito de mudança de coeficiente 64.

Pela execução de uma computação de matriz utilizando um coe-ficiente de matriz 64a selecionado através do circuito de mudança de coefi-

ciente 64, o circuito de matriz 3 por 3 61 executa uma conversão de cor quecorresponde ao coeficiente de matriz 64a utilizado.

A mudança dos coeficientes de matriz pelo circuito de mudançade coeficiente 64 está baseada em um sinal de controle ou um sinal de trocado painel de operação 441 ou de uma chave de ajuste de coeficiente (ou

uma chave de mudança/ajuste de tonalidade de cor) 141b (referir à figura 4)dentro da chave de endoscópio 141 provida, por exemplo, em uma seção deoperação do endoscópio 101.

Além disso, os coeficientes de matriz 64a no circuito de mudan-ça de coeficiente 64 incluem, por exemplo, um coeficiente de matriz vascular

64b que permite que uma estrutura vascular seja exibida em uma tonalidadede cor facilmente distinguível como um valor de característica retido por umcorpo vivo como será abaixo descrito. O usuário é capaz de selecionar ocoeficiente de matriz vascular 64b do circuito de mudança de coeficiente 64pela operação da chave de ajuste de coeficiente 141b.

Incidentalmente, pela operação da chave de ajuste de coeficien-

te 141b, o usuário pode emitir um sinal de controle para mudar os dados detabela das LUTs 62a, 62b, 62c, 63a, 63b e 63c para o circuito de mudançade coeficiente 64 além de um sinal de controle para mudar o coeficiente dematriz 64a utilizado pelo circuito de matriz 3 por 3 61.

Quando recebendo o sinal de controle, o circuito de mudança de

coeficiente 64 lê os dados apropriados de dados tais como a pluralidade detipos de coeficientes de matriz 64a armazenados com antecedência na se-ção de ajuste de cor 440, e sobrescreve o coeficiente de circuito atual comos dados.

A seguir, o conteúdo específico do processamento de conversãode cor será descrito. A Fórmula 22 representa um exemplo de uma equação de conversão de cor.

<formula>formula see original document page 43</formula>

O processamento representado pela Fórmula 22 é uma conver-são de cor na qual os sinais de imagem espectral F1 a F3 são atribuídospara os sinais de imagem de canal espectral Rnbi, Gnbi e Bnbi (o canal R, ocanal G e o canal B como indicado pela exibição no monitor de display 106) em ordem ascendente de comprimentos de onda.

Em um caso de observação por uma imagem de cor com basenos sinais de imagem de canal espectral Rnbi, Gnbi e Bnbi, por exemplo, aimagem mostrada na figura 22 é obtida. O sinal de imagem espectral F3 érefletido sobre uma grande veia que existe em uma posição profunda, e a sua cor de exibição é apresentada como um padrão azul. Como o sinal deimagem espectral F2 é fortemente refletido sobre uma rede vascular próximodas camadas intermediárias, uma sua cor de exibição é exibida por um pa-drão vermelho.

Além disso, entre a rede vascular, aquelas existentes próximo da superfície da membrana de mucosa são expressas por uma cor de exibiçãode um padrão verde.

Especificamente, as mudanças no padrão na vizinhança da su-perfície da membrana de mucosa são importantes para a descoberta e odiagnóstico diferencial de doenças em estágio inicial. No entanto, um padrão amarelo tende a ter um fraco contraste contra uma mucosa de fundo e por-tanto uma baixa visibilidade.

Nesta luz, de modo a reproduzir os padrões na vizinhança dasuperfície da membrana de mucosa com maior visibilidade, uma conversãoexpressa pela Fórmula 23 torna-se efetiva.43

<formula>formula see original document page 44</formula>O processamento representado pela Fórmula 23 é um exemplode uma conversão na qual o sinal de imagem espectral F1 está misturadocom o sinal de imagem espectral F2 em uma certa razão e os dados criadossão atualmente utilizados como o sinal de canal G espectral Gnbi. A adoção da conversão permite uma maior clarificação do fato de que os corpos deabsorção/dispersão tais como uma rede vascular diferem de acordo com asposições de profundidade. Portanto, pelo ajuste do coeficiente de matriz 64aatravés do circuito de mudança de coeficiente 64, o usuário é capaz de ajus-tar as cores de display de modo que um efeito de display preferido seja con- seguido.

Uma tal operação é executada como segue.

Em conjunto com uma operação, por um usuário, do painel deoperação 441 ou de uma chave de troca de modo 141c (referir à figura 4)dentro da chave de endoscopio 141 provida em uma seção de operação do endoscopio 101, o coeficiente de matriz 64a é ajustado para um valor padrãodentro da seção de ajuste de cor 440 (circuito de processamento de conver-são de cor 440a) de uma operação atravessada.

Uma operação atravessada neste caso refere-se a um estado noqual uma matriz unitária está montada no circuito de matriz 3 por 3 61 e uma20 tabela não de conversão está montada nas LUTs 62a, 62b, 62c, 63a, 63b, e63c. Isto significa que, por exemplo, valores pré-ajustados de cog=0,2,cob=0,8 devem ser providos como os valores padrão do coeficiente de matriz64a.

Então, pela operação do painel de operação 441 ou da chave de ajuste de coeficiente 141b provida na chave de endoscopio 141 colocada emuma seção de operação do endoscopio 101, o usuário seleciona o coeficien-te de matriz vascular 64b do circuito de mudança de coeficiente 64. A seguir,conforme o coeficiente de matriz do circuito de matriz 3 por 3 61, uma mu-dança/ajuste é executada dos valores pré-ajustados acima mencionadoscog=0,2, íob=0,8 para, por exemplo, cog=0,4, cúb=0,6. Uma tabela de correçãode y inversa e uma tabela de correção de y são aplicadas conforme requeri-do nas LUTs 62a, 62b, 62c, 63a, 63b e 63c.

Apesar do circuito de processamento de conversão de cor 440a de acordo com a presente modalidade estar ilustrado por um exemplo noqual a conversão de cor é executada por uma unidade de computação dematriz constituída pelo circuito de matriz 3 por 3 61, a presente invenção nãoestá limitada a este exemplo. Ao contrário, um meio de processamento deconversão de cor pode ser configurado utilizando um processador numérico (CPU) ou uma LUT.

Por exemplo, na modalidade acima descrita, apesar do circuitode processamento de conversão de cor 440a estar ilustrado por uma confi-guração centrada ao redor do circuito de matriz 3 por 3 61, operações e van-tagens similares podem ser executadas pela substituição do circuito de pro- cessamento de conversão de cor 440a por LUTs tridimensionais 71 que cor-respondem a cada banda como mostrado na figura 23.

Neste caso com base em um sinal de controle do painel de ope-ração 441 ou da chave de ajuste de coeficiente 141b provida na chave deendoscópio 141 ou similar da seção de operação do endoscópio 101, o cir- cuito de mudança de coeficiente 64 executa uma operação para mudar oconteúdo dos dados de tabela 71a armazenados na LUT 71 (apesar dos da-dos de tabela 71a serem mostrados em uma LUT 71 na figura 23, os dadosde tabela 71a estão similarmente armazenados nas outras LUTs 71). Sub-seqüentemente, o circuito de processamento de conversão de cor 440a* mostrado na figura 23 executa um processamento de conversão de cor quecorresponde aos dados de tabela 71 a mudados/ajustados.

Armazenados dentro dos dados de tabela 71a estão, por exem-plo, os dados vasculares e de mucosa de corpo vivo que fazem com que asestruturas vasculares, as estruturas de mucosa de corpo vivo e similares como os valores de características de corpo vivo sejam exibidas em tonali-dades de cor com boa visibilidade.

Incidentalmente, as características de filtro dos filtros de quasepassagem de banda F1 a F3 não estão limitadas à faixa visível. Como umaprimeira modificação dos filtros de quase passagem de banda F1 a F3, ascaracterísticas de filtro podem ser dispostas como, por exemplo, característi-cas espectrais de banda estreita discretas tais como aquelas mostradas na

' figura 24. Uma mudança em tais características de filtro podem ser feitaspelo usuário pela operação da chave de seleção 441a provida no painel deoperação 441 ou similar para mudar o coeficiente de computação da seçãode computação de matriz 436.

Os sinais de imagem espectral F1 a F3 criados pela seção de

computação de matriz 436 estão mostrados na figura 24 (assim como nasfiguras 25 e 26 abaixo descritas) como as características espectrais simila-res aos filtros de quase passagem de banda mostrados na figura 7.

Pelo ajuste de F3 na faixa próximo de ultravioleta e pelo ajustede F1 na faixa próximo de infravermelho de modo a observar as irregularida-

des sobre a superfície de corpo vivo e de corpos absorventes na vizinhançade camadas extremamente profundas, as características de filtro da primeiramodificação são adequadas para obter as informações de imagem não ob-teníveis através de uma observação normal. Em outras palavras, como mos-trado na figura 24, as informações de imagem ótica do lado de camada pro-

funda do corpo vivo podem ser obtidas por F1 na faixa próximo de infraver-melho, e as informações de imagem de estruturas irregulares sobre a super-fície de corpo vivo podem ser obtidas por F3 na faixa próximo de ultravioleta.

Além disso, como uma segunda modificação dos filtros de quasepassagem de banda F1 a F3, como mostrado na figura 25, o filtro de quase

passagem de banda F2 pode ser substituído por dois filtros de quase passa-gem de banda F3a e F3b que tem características de filtro adjacentes na fai-xa de comprimento de onda curto. Esta modificação ãproveita-se do fato deque as faixas de comprimento de onda na sua vizinhança somente alcançama vizinhança das camadas mais superiores de um corpo vivo, e é adequada

para a visualização de diferenças sutis em características de dispersão aoinvés de características de absorção. De uma perspectiva médica, a utiliza-ção na diagnose discriminatória de carcinoma inicial e outras doenças a-companhadas por uma perturbação em disposição celular na vizinhança dasuperfície de membrana de mucosa é prevista.

Mais ainda, como uma terceira modificação dos filtros de quasepassagem de banda F1 a F3, como mostrado na figura 26, dois filtros dequase passagem de banda F2 e F3 que tem características de filtro de ban-da estreita dupla com características de espectrais discretas as quais sãocapazes de extrair as informações de camada - tecido desejadas podem sercriados pela seção de computação de matriz 436. No caso dos filtros dequase passagem de banda F2 e F3 mostrados na figura 26, para a coloriza-

ção de uma imagem durante uma observação de imagem espectral de ban-da estreita, a seção de ajuste de cor 440 executa uma conversão de cor emuma seqüência de: sinal de imagem de canal espectral RnbU- sinal de ima-gem espectral F2; sinal de imagem de canal espectral Gnbi<- sinal de ima-gem espectral F3; e sinal de imagem de canal espectral Bnbk- sinal de ima-

gem espectral F3, e emite as mesmas para os três canais RGB Rch, Gch eBch do monitor de display 106.

Em outras palavras, em relação aos sinais de imagem espectralF2 e F3, a seção de ajuste de cor 440 cria os sinais de imagem espectral(Rnbi, Gnbi e Bnbi) a serem emitidos para os três canais RGB do monitor de

display 106 e exibidos em cores no monitor de display 106 em RGB utilizan-do a Fórmula 24 abaixo;.

<formula>formula see original document page 47</formula>

Por exemplo, assumamos que h11=1, h12=0, h21=0, h22=1,2,h31=0,eh32=0,8.

As operações para a troca de coeficiente e similares executadas pela seção de ajuste de cor 440 neste caso serão posteriormente descritasna segunda modalidade.

Um fluxograma de operações em um caso de observação desuperfície de corpo vivo no qual o usuário tal como um operador executamanualmente o ajuste de coeficiente (troca de coeficiente) da seção decomputação de matriz 436, a qual cria os sinais de imagem espectral, deacordo com o tipo do corpo vivo a ser observado, opera e similares comoacima descrito de acordo com a presente modalidade é como mostrado nafigura 27.

Quando da ativação, a seção de controle 42 e similares assu-

mem um estado de operação e controlam as respectivas seções de modoque um estado de operação em modo de observação normal é assumidocomo um ajuste inicial como mostrado na etapa S1.

Então, um estado de espera de instrução de troca de modo de observação é assumido como mostrado na etapa S2. Quando uma instruçãode troca de modo de observação é emitida pelo operador do painel de ope-ração 441 ou similar, a seção de controle 42 executa um controle para trocarpara um estado de operação em modos de observação espectral como mos-trado na etapa S3. Mais ainda, quando executando o controle para trocar para o

estado de operação no modo de observação espectral, como mostrado naetapa S4, a seção de controle 42 executa o controle de modo a exibir, porexemplo, as informações sobre um coeficiente ajustado como um modo deobservação de imagem espectral quando trocando no monitor de display 106. Quanto ao conteúdo de informações de exibição do coeficiente durantea troca na etapa S4, por exemplo, as informações sobre um coeficiente ajus-tado na seção de computação de matriz 436 durante o modo de observaçãode imagem espectral ajustado durante a troca são exibidas.

Subseqüentemente, em uma próxima etapa S5, a seção de con-trole 42 confirma com o usuário se a troca (seleção) de coeficiente deve serexecutada.

O usuário (operador) então determina se a troca dever executa-da de acordo com as c

características e o tipo de um objeto a ser realmente examinado ou, mais especificamente, as características, o tipo e similares da mucosa de corpovivo. No caso onde a troca deve ser executada, uma operação para trocarmanualmente o coeficiente de acordo com o tipo do objeto a ser examinadoou, mais especificamente, o tipo de tecido ou similar de mucosa de corpovivo é executada como mostrado na etapa S6. Então, juntamente com o ca-so onde a troca não é executada, a rotina prossegue para a etapa S7.

Como descrito, a troca pode ou ser executada com base em um tipo da mucosa de corpo vivo que é realmente observada tal como um nomede uma região observada que inclui a mucosa do esôfago, a mucosa gástri-ca e a mucosa de intestino grosso, ou com base em uma característica, tipoou similar de refletância espectral de uma porção alvo de observação talcomo os tipos de tecido (isto é, o nome e o tipo de epitélio que constitui a mucosa de corpo vivo a ser observada).

Por exemplo, o tecido epitelial da mucosa do esôfago é um epi-télio esquamoso estratificado, enquanto que a mucosa gástrica e do intestinogrosso está coberta por um simples epitélio colunar. Isto significa que as su-as características espectrais básicas diferem. Portanto, a utilização de uma matriz de estimativa de imagem espectral calculada utilizando as caracterís-ticas espectrais estimadas de um conjunto de dados de refletância espectralde mucosa do esôfago em um exame do intestino grosso é improvável pro-duzir os resultados desejados.

De modo a obter as imagens espectrais precisas, é necessário executar a computação de matriz utilizando as características espectrais bá-sicas que correspondem ao tipo ou tipo de tecido de mucosa de corpo vivo.Mesmo em uma observação real, é desejável utilizar uma computação dematriz apropriada.

Conseqüentemente, na presente modalidade, o operador operart a chave de seleção 441 b (referir à figura 4) como um meio de ajuste/troca decoeficiente que constitui um meio de interface o qual está provido, por e-xemplo no painel de operação 441 ou similar, e o qual executa uma troca decoeficiente ou uma seleção de coeficiente da seção de computação de ma-triz 436.

Como um resultado da operação, um coeficiente 443a que cor-

responde às características espectrais do objeto de observação é lido daLUT 443, e a troca é executada de modo que uma computação de matrizapropriada seja executada utilizando o coeficiente 443a.

Na etapa S7, a seção de controle 42 entra em um estado de es-pera de instrução de troca de modo de observação. Então, quando o opera-dor executa uma operação de instrução de troca, a seção de controle 42 re- torna para a etapa S1 e troca para o modo de observação de imagem nor-mal. Após o que, o processamento acima descrito é repetido. Incidentalmen-te, no caso de troca de coeficientes na etapa S5 acima descrita, a troca (se-leção) de itens de acordo com o tipo do objeto a ser examinado, a troca (se-leção) de itens de acordo com as características de corpo vivo ou similarespodem ser exibidas de modo que o usuário pode utilizar tais itens para exe-cutar, em um modo ainda mais fácil, a troca/ajuste de um coeficiente quecorresponde a características espectrais que permitam que um tipo de mu-cosa de corpo vivo, um vaso sangüíneo ou similar possam ser mais adequa-damente observados. Como visto, de acordo com a presente modalidade, um filtro de

quase banda estreita é criado através de um processamento de sinal elétricoutilizando um sinal de imagem de cor de uma imagem endoscópica eletrôni-ca normal (imagem normal). Conseqüentemente, a presente modalidadepermite que uma imagem espectral que tenha as informações de tecido de porção profunda desejadas tais como uma padrão vascular seja adequada-mente obtida através de ajuste de coeficiente, troca de coeficiente ou simila-res por um meio de ajuste/troca de coeficiente sem precisar utilizar um filtrode passagem de banda estreita ótico para as imagens espectrais, e aomesmo tempo, um coeficiente de conversão de cor da seção de ajuste de cor 440 pode ser adequadamente ajustado de acordo com a imagem espec-tral.

Além disso, a presente modalidade torna possível executar ummétodo de representação que faz uso total de uma característica que são asinformações de profundidade alcançável durante as informações de imagem espectral de banda estreita, e como um resultado, uma efetiva separação euma confirmação visual de informações de tecido de uma profundidade de-sejada na vizinhança da superfície do tecido biológico ou, mais especifica-mente, os padrões vasculares ou similares podem ser executados.

Mais ainda, especificamente, em um caso de uma imagem es-pectral de três bandas, fazendo a seção de ajuste de cor 440 respectivamen-te alocar uma imagem que corresponde a, por exemplo, 415 nm para o canal de cor Bch do monitor de display 106, uma imagem que corresponde a, porexemplo, 445 nm para o canal de cor Gch e uma imagem que correspondea, por exemplo, 500 nm para o canal de cor Rch, as seguintes vantagenssobre as imagens podem ser conseguidas de acordo com a presente moda-lidade.

(a) Uma alta visibilidade de capilares em uma camada mais su-

perior de um tecido biológico é atingida pela reprodução do epitélio na ca-mada ou mucosa mais superior em uma cor que tenha uma baixa saturaçãoe reproduzir os capilares na camada mais superior em baixa luminância ou,em outras palavras, como linhas escuras.

(b) Ao mesmo tempo, como ps vasos sangüíneos posicionados

mais profundo do que os capilares são reproduzidos girando na direção doazul em uma direção no modo de matiz, a discriminação dos capilares nacamada mais superior torna-se ainda mais fácil.

Incidentalmente, de acordo com o método de alocação de canal

acima descrito, os resíduos e a bile que são observados em uma tonalidadeamarela sob uma observação normal durante um exame endoscópico dointestino grosso são reproduzidos em uma tonalidade vermelha. Mais ainda,com a seção de ajuste de cor 440 de acordo com a segunda modalidade aser posteriormente descrita, substancialmente as mesmas vantagens podem'? também ser conseguidas no caso de uma imagem espectral de duas ban-das.

Um aparelho de endoscópio eletrônico 100 de acordo com umaprimeira modificação da presente modalidade está mostrado na figura 28.

Apesar do aparelho de endoscópio eletrônico 100 de acordo com a primeira modalidade estar disposto de modo que a troca/ajuste decoeficientes da seção de computação de matriz 436 seja operável do painelde operação 441 ou similares, a presente modificação está disposta de mo-do que a operação possa ser executada de um controlador centralizado 461como um meio de interface conectado na seção de controle 42.

Além disso, para a presente modificação, um microfone 462 queaceita uma instrução de troca de coeficiente baseada em voz de um usuário como um sinal elétrico está conectado no corpo principal 105, e ao mesmotempo, um circuito de reconhecimento de voz 463 está provido dentro docorpo principal 105. Conseqüentemente, um sinal de voz do usuário inseridoatravés do microfone 462 está sujeito ao reconhecimento de voz no circuitode reconhecimento de voz 463, e um seu resultado de reconhecimento de voz é inserido na seção de controle 42.

Subseqüentemente, de acordo com um sinal de instrução talcomo para a troca de coeficiente do usuário através do controlador centrali-zado 461 ou por voz através do microfone 462, a seção de controle 42 exe-cuta adequadamente uma computação de matriz pela seção de computação de matriz 436 de acordo com um coeficiente 443a armazenado na LUT 443.Incidentalmente, na presente modificação (assim como em uma próximamodificação), a seção de controle 42 está mostrada sendo configurada demodo a combinar as funções da seção de controle de coeficiente 442 mos-trada na figura 4. É desnecessário dizer que a troca de coeficiente pode serdisposta para ser executada da seção de controle 42 através da seção decontrole de coeficiente 442.

Mais ainda, o controlador centralizado 461 ou similar pode estardisposto para ser utilizado como uma interface para executar uma operaçãode troca de modo de observação ou uma operação de seleção de um modo. de observação a ser habilitado quando da ativação de energia. Em adição aisto, uma interface tal como uma chave de pé, não mostrada, pode ser pro-vida.

Mais ainda, o aparelho de endoscópio eletrônico 100 como umexemplo ilustrativo de um aparelho de observação biológica pode estar con- figurado similar a uma segunda modificação mostrada na figura 29. No apa-relho de endoscópio eletrônico 100 de acordo com a segunda modificaçãomostrada na figura 29, uma memória de ID 161 está provida, por exemplo,no conector 11 dentro do endoscópio 101 e uma memória de ID 162 estáprovida, por exemplo, na seção de fonte de luz 41 do corpo principal 105.

As informações de ID respectivamente armazenadas na memó-ria de ID 161 e na memória de ID 162 são inseridas na seção de controle 42 quando, por exemplo, da ativação de energia. De acordo com os componen-tes do aparelho de endoscópio eletrônico 100 tais como o endoscópio 101os quais estão realmente combinados para constituir o aparelho de endos-cópio eletrônico 100, a seção de controle 42 executa um controle de modoque uma troca/ajuste de coeficiente pela seção de computação de matriz

436 atinja automaticamente um ajuste apropriado de acordo com os compo-nentes do lado do aparelho de endoscópio eletrônico 100.

As operações neste caso estão apresentadas em um fluxogramamostrado na figura 30. As operações apresentadas na figura 30 são basica-mente as operações apresentadas na figura 27 mas agora dispostas de mo-

do que o processamento representado pela etapa S8 seja executado entreas etapas S3 e S4.

Após a troca para um modo de observação de imagem espectralna etapa S3, na seguinte etapa S8, a seção de controle 42 lê as informaçõesda memória de ID 161 do endoscópio 101 e da memória de ID 162 da seção

de fonte de luz 41. Então, com base nas características de captação de ima-gem de cor do CCD 21 empregado no endoscópio 101, o tipo ou as caracte-rísticas de comprimento de onda de emissão (características espectrais) dalâmpada 15 da seção de fonte de luz 41 ou similar das respectivas informa-ções, a seção de controle 42 lê um coeficiente que é adequado para a com-^ putação na seção de computação de matriz 436 da LUT 443. Subseqüente-mente, a seção de controle 42 envia o coeficiente para a seção de computa-ção de matriz 436 e executa uma troca/ajuste automático de coeficientes.

Incidentalmente, (além do coeficiente 443a mostrado na figura4), a LUT 443 mostrada na figuras 29 armazena uma pluralidade de coefici-

entes 443b que correspondem às características de captação de imagem decor do CCD 21, um tipo e características de emissão de comprimento deonda (características espectrais) da lâmpada 15 da seção de fonte de luz 41,ou similares.

Subseqüentemente, a rotina prossegue para o processamentoda etapa S4' que corresponde à próxima etapa S4 na figura 27. Na etapaS4\ a seção de controle 42 executa o controle de modo que as informações1 sobre o ajuste de coeficiente de acordo com um objeto de observação que éajustado (por padrão ou por uma seleção anterior) durante a troca é exibido.O processamento subsequente à etapa S4' é o mesmo que o caso mostradona figura 27.

De acordo com a presente modificação, mesmo em um caso onde as características espectrais dos filtros de cor do CCD 21 montado noendoscópio 101 a ser realmente conectado e utilizado diferem de acordocom o tipo ou a diferença individual do endoscópio 101 ou de acordo com otipo (por exemplo, um tipo tal como uma lâmpada de halogênio, uma lâmpa-da de xenônio ou similares as quais tem diferentes características espectrais de emissão) ou diferença individual da lâmpada 15 como uma fonte de luzna seção de fonte de luz 41, as influências de tais diferenças podem ser re-duzidas e uma imagem espectral com maior confiabilidade pode ser obtida.

Incidentalmente, em um caso onde a memória de ID 161 ou si-milar não está provida, a troca/ajuste para um coeficiente adequado pode ser executada manualmente. Além disso, um modo no qual a troca/ajuste decoeficiente é executada automaticamente e um modo no qual a troca/ajustede coeficiente é executada manualmente pode estar provido para ser sele-cionado pelo usuário para executar ã troca/ajuste de coeficiente independen-temente da disponibilidade da memória de ID 161 ou similar. Mais ainda, na presente modificação, apesar de um modo no

qual o ajuste de um coeficiente utilizado quando executando uma computa-ção de matriz pela seção de computação de matriz 436 ter sido descrito, umcoeficiente utilizado quando executando um ajuste de cor ou uma conversãode cor pela seção de ajuste de cor 440 pode ser automaticamente ajustado do mesmo modo. Esta disposição permite um ajuste automático para omesmo estado de tonalidade de cor no caso onde uma combinação do en-doscópio 101 e similares o qual constitui o aparelho de endoscópio eletrôni-co 100 é a mesma. Além disso, os respectivos coeficientes podem estar dis-postos para serem automaticamente ajustados na seção de computação dematriz 436 e na seção de ajuste de cor 440 com base nas informações de IDdas memórias de ID 161 e 162 ou similares. No caso onde a seção de fonte de luz 41 está incorporada no

corpo principal de aparelho de endoscópio 105, a seção de controle 42 podeestar disposta para executar um ajuste automático de coeficientes somentepelas informações de ID do lado do endoscópio 101. É desnecessário dizerque, mesmo no caso onde a seção de fonte de luz 41 está incorporada no

corpo principal de aparelho de endoscópio 105, o coeficiente utilizado quan-do executando uma computação de matriz pela seção de computação dematriz 436 pode ser disposto para ser automaticamente ajustado enquantotambém levando em consideração as características espectrais da lâmpada15 na seção de fonte de luz 41.

Quando o ajuste ou a troca/ajuste de um modo de observação é

executado como mostrado na figura 31 no processamento mostrado nas fi-guras 27 ou 30, o modo de observação pode ser adicionalmente dispostopara ser explicitamente exibido.

No exemplo mostrado na figura 31, na primeira etapa S1', a se-

ção de controle 42 ajusta o modo de observação de imagem normal nomesmo modo que na etapa SI. Mais ainda, a seção de controle 42 executaum controle de modo a exibir explicitamente o modo de observação.

Por exemplo, como mostrado na figura 32A, a seção de controle42 executa um controle de modo que "NI", o qual explicitamente indica que o"? presente modo é o modo de observação de imagem normal ou que uma i-magem normal está sendo exibida, é exibido, por exemplo, sob uma área dedisplay de uma imagem normal exibida no monitor de display 106. A seçãode controle 42 pode executar um controle de modo que "Formação de Ima-gem Normal", "imagem normal" ou similar seja exibido ao invés de exibir as

informações de caracteres utilizando "NI".

Além disso, similarmente na etapa S3' que corresponde à etapaS3, quando uma troca é executada no modo de observação de imagem es-pectral, a seção de controle 42 adicionalmente exibe explicitamente o modode observação.

Por exemplo, a seção de controle 42 executa um controle demodo que "NBI", o qual explicitamente indica uma imagem espectral, seja1exibido, por exemplo, sob uma área de display de uma imagem espectralcomo mostrado na figura 32B. A seção de controle 42 pode executar umcontrole de modo que "Formação de Imagem de Banda Estreita", "imagemespectral" ou similar seja exibido ao invés de fazer com que "NBI" seja exibi-do. Esta disposição permite ao usuário confirmar o modo de opera-

ção que está realmente ajustado em um modo mais confiável.

Além disso, no caso de uma imagem normal tal como aquelemostrado na figura 32C, um controle pode ser executado de modo que "NI"ou similar não seja exibido enquanto que "NBI" é exibido somente no caso de uma imagem espectral.

Mais ainda, apesar de exemplos nos quais um modo de obser-vação está explicitamente indicado no monitor de display 106 estão mostra-dos nas figuras 32A a 32C, um meio de interface pode estar formado quepermite que um modo de observação seja explicitamente exibido no painel de operação 441 através do qual o usuário pode confirmar o estado do modode observação.

Por exemplo, como mostrado na figura 32D, um LED 91 paraexibir explicitamente um modo de observação (neste caso, o modo de ob-servação de imagem espectral) está provido no painel de operação 441. A seção de controle 42 controla o LED 91 de modo que o LED 91 seja desliga-do durante o modo de observação de imagem normal e ligado durante omodo de observação de imagem espectral.

É ainda melhor se os caracteres de "NBI" ou similar os quaisindicam se o estado ligado/desligado do LED 91 é o modo de observação de imagem espectral ou não forem exibidos na vizinhança do LED 91.

Mais ainda, no exemplo mostrado na figura 32E um LED 92 so-bre o qual os próprios caracteres "NBI" ou uma periferia dos caracteres éiluminada está provido no painel de operação 441. Conseqüentemente, aseção de controle 42 pode controlar o LED 92 de modo que o LED 92 sejadesligado durante o modo de observação de imagem normal e ligado duran-te o modo de observação de imagem espectral como acima descrito. Mais ainda, no exemplo mostrado na figura 32F, um LED 93 so-

bre o qual os próprios caracteres "NBI" ou uma periferia dos caracteres éiluminada está provido no painel de operação 441. Conseqüentemente, aseção de controle 42 pode controlar o LED 93 de modo que o LED 93 sejaligado (exibido) em diferentes cores de acordo com o modo de observação tal como o caso onde o LED 93 está aceso em verde durante o modo de ob-servação de imagem normal para indicar um estado desligado e iluminadoem branco durante o modo de observação de imagem espectral. Incidental-mente, apesar de exemplos nos quais as informações referentes a um modode observação ou uma imagem de observação são exibidas no painel de operação 441 como um meio de interface terem sido descritos, as informa-ções referentes a um modo de observação ou similar podem estar dispostaspara serem exibidas em um teclado ou outro meio de interface.

No caso de uma configuração similar àquela mostrada na figura29, um ajuste de coeficiente adequado para cada modo de observação pode estar disposto para ser executado em conjunto com a troca de modos de" observação utilizando as informações escritas na memória dè ID 161 ou si-milar do endoscópio 101 como mostrado na figura 33.

Quando da ativação de energia, em uma primeira etapa S11, aseção de controle 42 lê as informações da memória de ID 161 do endoscó-? pio 101 e da memória de ID 162 da seção de fonte de luz 41.

Em uma etapa S12 seguinte, a seção de controle 42 julga se ummodo de observação a ser habilitado quando da ativação de energia foi ajus-tado. As informações de ajuste de modo de observação estão armazenadas,por exemplo, em uma memória não volátil, não mostrada, dentro da seção de controle 42. Incidentalmente, quando um modo de observação a ser habi-litado quando da ativação de energia é ajustado pelo usuário do teclado 451,a seção de controle 42 armazena as informações de ajuste na memória nãovolátil.

Então, a seção de controle 42 lê as informações de ajuste e ha-bilita o modo de observação pré-ajustado. Além disso, quando o ajuste nãofoi executado, por exemplo, o modo de observação de imagem normal é ha-' bilitado.

Portanto, na etapa S12, quando a seção de controle 42 julga queum modo de observação a ser habilitado quando da ativação de energia foiajustado, na etapa S13 seguinte, a seção de controle 42 julga se o modo deobservação de imagem normal foi ajustado.

Subseqüentemente, quando o modo de observação de imagem

normal foi ajustado ou quando um modo de observação quando da ativaçãode energia não foi na etapa S12, a rotina prossegue para a etapa S14a, pormeio de que a seção de controle 42 ajusta o aparelho de endoscópio eletrô-nico 100 para o modo de observação de imagem normal e executa a ativa-

ção.

Além disso, quando o modo de observação de imagem normalfoi ajustado, a seção de controle 42 ajusta um.parâmetro (coeficiente) quecorresponde ao modo de observação. Em outras palavras, como indicadopela etapa S15a, o ajuste é executado em conjunto com um parâmetro que corresponde ao modo de observação.

Por exemplo, apesar da seção de controle 42 executar um con-trole de quantidade de luz da seção de fonte de luz 41 de acordo com o mo-do de observação, fazendo isto, a

seção de controle 42 muda um valor alvo (valor de referência) de controle de quantidade de luz ou um parâmetro o qual ajusta variavelmente o valor alvode modo que o valor de luz torne-se adequado para o modo de observação.

Incidentalmente, no caso onde o controle de quantidade de luzpode ser igualmente executado utilizando ou um valor médio ou um valor depico de luminosidade, o controle de quantidade de luz pode estar disposto de modo que o usuário possa selecionar um tipo a ser utilizado para o con-trole de quantidade de luz. Além disso, a seção de controle 42 também ar-mazena separadamente para uma observação de imagem normal e parauma observação de imagem espectral, em uma memória não volátil ou simi-lar a esta, as informações tais como os valores ajustados de vários parâme-tros que incluem o tipo de melhoramento de contorno, o tipo de conversãode tonalidade, o tipo de pintura de cor. Quando da troca de modo, a seção de controle 42 também automaticamente troca as condições de ajuste deparâmetros outros que aqueles requeridos pelo modo de observação.

Tais controles executados pela seção de controle 42 permite queimagens normais sejam exibidas com luminosidade adequada, tons de corapropriados para o diagnóstico, estado de contorno correto e similares. Após ajustar os parâmetros, na etapa S16a, a seção de controle

42 entra em um estado de espera de instrução de troca de modo de obser-vação. Após uma instrução de troca de modo de observação ser emitida, arotina prossegue para a etapa S 14b.

Além disso, na etapa S13, quando o ajuste do modo de obser- vação quando da ativação de energia não for o modo de observação de i-magem normal, a rotina prossegue para a etapa S14b na qual a seção decontrole 42 ajusta o modo de observação para o modo de observação deimagem espectral. Mais ainda, como indicado pela etapa S15b seguinte, aseção de controle 42 executa o ajuste em conjunto com um parâmetro que corresponde ao modo de observação.

Neste caso, a seção de controle 42 executa um controle dequantidade de luz de modo que um valor alvo adequado para o modo deobservação de imagem normal seja atingido, e ao mesmo tempo, como indi-cado pela etapa S8 na figura 30, executa uma troca/ajuste do coeficiente da - computação de matriz pela seção de computação de matriz 436 de acordocom as características espectrais dos filtros de cor do CCD 21 ou similares.

Neste caso, o valor alvo para o modo de observação de imagemespectral é ajustado para um valor que é mais baixo do que o valor alvo parao modo de observação de imagem normal. Subseqüentemente, a seção de controle 42 executa um controle

de quantidade de luz utilizando os parâmetros tais como o valor alvo acimamencionado de modo que os sinais R, G e B não saturados sejam inseridosna seção de computação de matriz 436 de modo a assegurar que um sinalde imagem espectral seja apropriadamente calculado, e ao mesmo tempo,executa uma troca de coeficiente de modo que a seção de computação dematriz 436 possa calcular apropriadamente um sinal de imagem espectral de

1 acordo com as características espectrais dos filtros de cor ou similares. Emoutras palavras, a seção de controle 42 assegura que o processamento desinal seja apropriadamente executado. Além disso, a seção de controle 42pode estar disposta de modo a também ajustar outros parâmetros para omelhoramento de controle acima mencionado e similares para valores ade-

quados para a observação de imagem espectral.

Após ajustar os parâmetros, na etapa S16b, a seção de controle42 entra em um estado de espera de instrução de troca de modo de obser-vação. Após uma instrução de troca de modo de observação ser emitida, arotina prossegue para a etapa S14a.

De acordo com a presente modificação, um modo de observa-

ção a ser habilitado quando da ativação de energia pode ser ajustado paraum modo de observação de acordo com os ajustes do usuário. Além disso, oajuste de vários parâmetros pode ser executado suavemente em conjuntocom a troca de modos de observação de modo que a exibição de imagem e

o processamento de sinal sejam executados em um estado adequado para omodo de observação trocado enquanto minimizando as operações de ajustepelo usuário. Portanto, de acordo com a presente modificação, a operabili-dade é aperfeiçoada.

Incidentalmente, apesar de um exemplo no qual um modo de

observação a ser habilitado quando da ativação de energia é ajustado utili-zando as informações ajustadas pelo usuário antes da ativação de energiater sido utilizado na descrição de operações mostrada na figura 33, um modode observação a ser habilitado quando da ativação de energia pode ser ajus-tado pela execução de uma entrada de tecla específica quando, por exem-

pio, da ativação de energia como abaixo descrito.

Uma porção das operações neste caso está apresentada no flu-xograma mostrado na figura 34. Por exemplo, quando a energia é ativada, aseção de controle 42 executa o mesmo processamento que na etapa S11 dafigura 33. Subseqüentemente, como representado pela etapa S18, a seçãode controle 42 executa um julgamento ao longo de um período de tempopredeterminado sobre se uma operação de entrada de tecla predeterminada que é pré-ajustada para selecionar um modo de observação a ser habilitadoquando da ativação de energia é executada.

Quando o usuário deseja selecionar um modo de observação aser habilitado quando da ativação de energia, o usuário opera uma teclapredeterminada pré-ajustada no teclado 451 ou similar para executar umaentrada de tecla. Quando é julgado que a entrada de tecla predeterminadafoi executada, como representado pela etapa S19, a seção de controle 42executa um controle de modo que uma tela de seleção para selecionar ummodo de observação a ser habilitado quando da ativação de energia é exibi-da.A seção de controle 42 faz com que uma tela de seleção seja

exibida a qual pergunta, por exemplo, se o modo de observação de imagemnormal ou o modo de imagem espectral deva ser habilitado, e solicita umaseleção pelo usuário.

Subseqüentemente, aproximadamente no mesmo modo que na etapa S13 da figura 33, a seção de controle 42 julga se o modo de observa-ção selecionado é o modo de imagem normal. Por outro lado, quando é jul-gado no processamento de julgamento da etapa S18 que a entrada de teclapredeterminada não foi executada, a rotina prossegue para a etapa S14a dafigura 33. O processamento subsequente é o mesmo que aquele da figura 33.

De acordo com a modificação presente, o usuário é capaz deexecutar a seleção/ajuste de um modo de observação quando da ativação.Apesar da seleção de um modo de observação ser disposta ser feita pelaexecução da operação de tecla acima mencionada, como uma sua modifica- ção, um modo de observação a ser habilitado quando da ativação de energiapode ser disposto para ser determinado por uma tecla operada com antece-dência.Para a primeira modalidade (incluindo as suas modificações)acima, uma configuração na qual a computação de matriz pela seção decomputação de matriz 436 para uma estimativa de imagem espectral é ade-quadamente trocada foi descrita. No entanto, como é o caso da segunda

1 modalidade abaixo descrita, o coeficiente de computação do meio de ajustede cor pode ser disposto para ser adequadamente trocado.SEGUNDA MODALIDADE

A seguir, a segunda modalidade da presente invenção será des-crita com referência à figura 35. A figura 35 mostra uma configuração de

uma porção periférica de uma seção de ajuste de cor em um aparelho deendoscópio eletrônico de acordo com a segunda modalidade. A presentemodalidade é um exemplo ilustrativo no qual o ajuste de cor pela seção deajuste de cor 440 é adequadamente executado utilizando, por exemplo, doissinais de imagem espectral IF2 e IF3 na configuração mostrada na figura 4

da primeira modalidade. Portanto, na presente modalidade, a seção de inte-gração 438a mostrada na figura 4 não foi provida, um sinal de imagem decanal espectral para ser exibido em cores no monitor de display 106 é criadodos dois sinais de imagem espectral ZF2 e EF3.

Na presente modalidade, como um exemplo ilustrativo de um

método para trocar apropriadamente o.coeficiente de computação do meiode ajuste de cor, a exibição de cor de uma imagem espectral é executadautilizando dois sinais de imagem espectral ZF2 e ZF3 emitidos das seçõesde integração 438b e 438c como abaixo descrito.

Por exemplo, pela utilização de imagens espectrais (imagens de

canal espectral) cujos comprimentos de onda centrais são de aproximada-mente 415 a aproximadamente 540 nm e tomando a mucosa do trato diges-tivo como um objeto a ser examinado, uma imagem espectral é exibida co-mo uma imagem de quase cor no monitor de display 106.

Quanto para um método de alocação de imagens espectrais pa-

ra os canais de cor (do monitor de display 106), em consideração da visibili-dade no monitor de display 106, é concebível que um exemplo preferido en-volva executar um ajuste de saída da imagem de canal espectral de 540 nmpara o canal R do monitor de display 106 e da imagem de canal espectral de415 nm para os canais B e G antes da exibição.

Neste caso, pela fixação da saída (ganho de sinal) do canal R epelo ajuste da saída (ganho de sinal) dos canais G e B, a cor de um sinal decor espectral pode ser ajustada de acordo com o tipo de tecido epitelial dotecido biológico de objetos a serem examinados que tem diferentes caracte-rísticas de refletância espectral tais como a mucosa do esôfago e a mucosado intestino grosso. Uma configuração da seção de ajuste de cor 440 nestecaso está mostrada na figura 35 como um exemplo que emprega três ampli-ficadores de ganho variável Ar, Ag e Ab.

Por exemplo, se os sinais de saída dos canais R, G e B do moni-tor de display 106 forem denotados como R, G, B, a imagem de canal espec-tral de 415 nm como b e a imagem de canal espectral de 540 nm como g,um ajuste é executado de modo que R = k1*g, G = k2*b, e B = k3*b, ondek1, k2 e k3 são coeficientes de ponderação.

Por exemplo, os coeficientes de ponderação são ajustados demodo que k1 > k2 > k3 quando observando a mucosa do intestino grosso, e -k1 > k2' > k3' e k2 > k2' quando observando a mucosa do esôfago.

No exemplo mostrado na figura 35, os dados de controle de ga-nho que correspondem a um coeficiente que regula o ganho dos amplifica-dores de ganho variável Ar, Ag e Ab com antecedência de acordo com o tipode mucosa de corpo vivo a ser observada são armazenados em uma LUT191. Quando os dados de controle de ganho emitidos da LUT 191 são apli-cados em uma extremidade de controle de ganho, o ganho do amplificadorde ganho variável Ar, Ag ou Ab no qual são aplicados os dados de controlede ganho é controlado.

Na figura 35, for exemplo, os dados de controle de ganho para ointestino grosso 191a, os dados de controle de ganho para o esôfago 191bou similares são armazenados na LUT 191. Pela operação da chave de se-leção 441a do painel de operação 441 ou similar, o usuário é capaz de apli-car um sinal de seleção (sinal de controle) que seleciona os dados de con-trole de ganho para o intestino grosso 191a ou os dados de controle de ga-nho para o esôfago 191b para a LUT 191. A LUT 191 está disposta de modoa aplicar, com base no sinal de seleção, os dados de controle de ganho cor-respondentes nos amplificadores de ganho variável Ar, Ag e Ab.

De acordo com a presente modalidade configurada como acima descrito, quando uma observação da mucosa do esôfago é desejada, a se-leção de dados de controle de ganho para o esôfago 191b permite que oepitélio esquamoso estratificado seja reproduzido em branco, resultando emuma visibilidade favorável de capilares no epitélio.

Além disso, quando uma observação da mucosa do intestino

grosso é desejada, a seleção de dados de controle de ganho para o intestinogrosso 191a permite que pólipos e padrões detalhados sobre as superfíciesda mucosa sejam exibidos sob uma visibilidade favorável. Portanto, de acor-do com a presente modalidade, os valores de característica de um corpovivo a ser utilizado como um objeto de observação tais como a estrutura de-

talhada sobre as superfícies da mucosa podem ser exibidos sob uma visibili-dade favorável.

Por outro lado, quando uma reprodução de vasos sangüíneosem uma porção profunda da mucosa em um contraste ainda mais alto é de-sejada, uma possível variação envolve adicionar g imagens espectrais que

refletem os vasos sangüíneos a b imagens espectrais em uma razão cons-tante ou similar e reproduzir os vasos sangüíneo G. Uma porção de um e-xemplo de configuração para este caso esta mostrado na figura 36.

A figura 36 está configurada de modo que, além da configuraçãomostrada na figura 35, g imagens espectrais são também inseridas no ampli-

ficador de ganho variável Ag através de um multiplicador 192. Além disso,um coeficiente de multiplicador é inserido no multiplicador 192 da LUT 191.

Neste caso, por exemplo, o coeficiente de multiplicador é ajusta-do para 0 (neste caso, o mesmo efeito que na figura 35 é obtido) para osdados de controle de ganho acima descrito para o intestino grosso 191a na

LUT 191, e o coeficiente de multiplicador é ajustado, por exemplo, para m(0<m<1) quando selecionando os dados de controle de ganho para o intesti-no grosso 191a' (no diagrama, abreviado para intestino grosso (2)) para re-produzir os vasos sangüíneos do lado de porção profunda em um contrasteainda mais alto.

Conseqüentemente, quando o usuário seleciona os dados decontrole de ganho para o intestino grosso 191a através de um sinal de sele- ção, os capilares e os padrões detalhados do intestino grosso podem serobservados em um estado altamente visível ou, em outras palavras, em ummodo melhorado de padrão detalhado, e quando os dados de controle deganho para o intestino grosso 191a' são selecionados, os vasos sangüíneosem um lado de porção profunda da mucosa podem ser observados em um estado altamente visível em alto contraste ou, em outras palavras, em ummodo melhorado de vaso sangüíneo de camada profunda.

Como visto, pela preparação de uma pluralidade de modos domeio de ajuste de cor que executa uma troca de ajuste de cor, e trocando eutilizando os modos através de uma interface do usuário predeterminada, é possível exibir em cores (isto é, uma exibição quase em cores adequada)uma imagem espectral em um estado altamente visível.

Incidentalmente, apesar de um exemplo ilustrativo no qual doissinais de imagem espectral IF2 e ZF3 serem utilizados para executar umajuste de cor adequado pela seção de ajuste de cor 440 ter sido descritopara a presente modalidade, um ajuste de cor pela seção de ajuste de cor440 pode ser disposto para ser executado utilizando três sinais de imagemespectral ZF1, 2F2 e IF3.TERCEIRA MODALIDADE

A seguir, uma terceira modalidade da presente invenção será'? descrita com referência às figuras 37 a 40.

A presente modalidade está disposta de modo que, quando umacondição pré-ajustada é atendida durante o modo de observação de imagemespectral no qual uma imagem espectral é observada, um controle é execu-tado de modo que uma troca forçada para o modo de observação de ima-gem normal é feita. Mais especificamente, quando a luminosidade de umaimagem espectral atinge ou cai abaixo de um limite ajustado de modo a dis-criminar as imagens escuras com antecedência, a seção de controle 42 co-muta a seção de troca 439 para executar um controle para trocar para o mo-do de observação de imagem normal.

Um aparelho de endoscópio eletrônico 100 mostrado na figura37 de acordo com a terceira modalidade e o aparelho de endoscópio eletrô-

' nico 100 mostrado na figura 4, configurado de modo que, por exemplo, ossinais de imagem espectral F1, F2 e F3 emitidos da seção de computaçãode matriz 436 são inseridos em uma seção de julgamento de luminosidade171, e um sinal de um resultado de comparação (resultado de julgamento)de uma comparação com um limite de nível de luminosidade pré-ajustado

Vth é emitido para a seção de controle 42.

Por exemplo, a seção de julgamento de luminosidade 171 exe-cuta um julgamento condicional (julgamento comparativo) sobre se um sinalde uma soma de valores absolutos dos três sinais de imagem espectral quecorrespondem a um único quadro é igual ou cai abaixo do limite Vth ajustado

de modo a discriminar os estados de imagem escura. Então, a seção de jul-gamento de luminosidade 171, emite o sinal do resultado de comparaçãopara a seção de controle 42. Quando a condição é atendida, a seção de con- "trole 42 controla a troca da seção de troca 439 e executa um controle paratrocar forçadamente o modo de observação para o modo de observação de

imagem normal.

Mais ainda, na primeira modalidade, apesar da seção de compu-tação de matriz 436 ser configurada por hardware que utiliza o grupo de re-sistores 31-1a e similares na figura 8, com a presente modalidade, por e-xemplo, um processamento de dados numéricos de computação de matriz

(processamento por software que utiliza um programa) é executado comomostrado na figura 38.

A seção de computação de matriz 436 mostrada na figura 38inclui uma memória de imagem 50 para armazenar os respectivos sinais deimagem de cor de R, G e B. Além disso, um registro de coeficiente 151 no

qual os respectivos valores da matriz <A'> expressa pela Fórmula 21 estãoarmazenados como dados numéricos está provido.

O registro de coeficiente 151 e a memória de imagem 50 estãoconectados nos multiplicadores 53a a 53i; os multiplicadores 53a, 53d e 53gestão conectados em um multiplicador 54a; e a saída do multiplicador 54a éinserido na seção de integração 438a mostrada na figura 4.

Além disso, os multiplicadores 53b, 53e e 53h estão conectados em um multiplicador 54b, e a sua saída é inserida na seção de integração438b. Mais ainda, os multiplicadores 53c, 53f e 53i estão conectados em ummultiplicador 54c, e a sua saída é inserida na seção de integração 438c.

Quanto às operações na presente modalidade, os dados de i-magem RGB inseridos são temporariamente armazenados na memória deimagem 50. A seguir, um programa de computação armazenado em um dis-positivo de armazenamento predeterminado (não mostrado) faz com quecada coeficiente da matriz <A'> do registro de coeficiente 151 seja multipli-cado em um multiplicador com os dados de imagem RGB armazenados namemória de imagem 50. Incidentalmente, a figura 38 mostra um exemplo no qual o sinal

Ré multiplicado por cada coeficiente de matriz nos multiplicadores 53a a53c. Além disso, como está mostrado no mesmo diagrama, o sinal G é mul-tiplicado por cada coeficiente de matriz nos multiplicadores 53d a 53f, en-quanto que o sinal B é multiplicado por cada coeficiente de matriz nos multi- plicadores 53g a 53i.

Quanto aos dados respectivamente multiplicados por um coefici-ente de matriz as saídas dos multiplicadores 53a, 53d e 53g são multiplica-das pelo multiplicador 54a, as saídas dos multiplicadores 53b, 53e e 53h sãomultiplicadas pelo multiplicador 54b, e as saídas dos multiplicadores 53c, 53f"? e 53i são multiplicadas pelo multiplicador 54c.

Uma saída do multiplicador 54a é enviada para a seção de inte-gração 438a. Além disso, as saídas dos multiplicadores 54b e 54c são res-pectivamente enviadas para a seção de integração 438b e 438c.

Mais ainda, o registro de coeficiente 151 está conectado na se- ção de controle de coeficiente 442 mostrada na figura 4. Quando uma sele-ção de uma região observada é executada, um coeficiente de matriz quecorresponde à região observada é lido da seção de controle de coeficiente442 e da LUT 443, e armazenado no registro de coeficiente 151. Então utili-zando o coeficiente de matriz, um processamento de computação de matrizadequado para a região observada é executado pelo registro de coeficiente151, e os sinais de imagem espectral F1, F2 e F3 são criados.

Também no caso da seção de computação de matriz 436, umaimagem espectral capaz de exibir claramente um padrão vascular pode serobtida no mesmo modo que na primeira modalidade.

Mais ainda, na presente modalidade, como o processamento dematriz é executado utilizando um software sem utilizar um hardware como éo caso com a primeira modalidade, por exemplo, as mudanças em cada coe-ficiente de matriz ou similares podem ser feitas sem precisar mudar o hard-ware.

Além disso, em um caso onde os coeficientes de matriz são ar-mazenados somente por valores resultantes ou, em outras palavras, nãoarmazenados como uma matriz <A'> mas armazenados de acordo com S(^.),H(k), R(k), G(X) e B(X), e computados conforme requerido para determinaruma matriz <A'> para ser utilizada, uma mudança pode ser feita em somenteum dos elementos, por meio disto aperfeiçoando a conveniência. Por exem-plo, é possível mudar somente as características espectrais de luz de ilumi-nação S(k) ou similares. Outros componentes são similares àqueles da pri-meira modalidade e das suas modificações.

A seguir, uma operação de trocar os modos de observação combase em um resultado de julgamento pela seção de julgamento de luminosi-dade 171 de acordo com a presente modalidade será descrita com referên-cia à figura 39.

Quando da ativação de energia, a seção de controle 42 e simila-res assumem um estado de operação e controlam as respectivas seções demodo que um estado de operação em um modo de observação de imagemnormal é assumido como um ajuste inicial como mostrado na etapa S21.

Então, um estado de espera de instrução de troca de modo deobservação é assumido como mostrado na etapa S22. Quando uma instru-ção de troca de modo de observação é emitida pelo usuário tal como umoperador do painel de operação 441 ou similar, a seção de controle 42 exe-cuta um controle para trocar para um estado de operação no modo de ob-servação de imagem espectral como mostrado na etapa S23.

Conseqüentemente, os sinais de imagem espectral F1, F2 e F3 sujeitos a uma computação de matriz pela seção de computação de matriz436 são criados. Os sinais de imagem espectral F1, F2 e F3 são integradospelas seções de integração 438a a 438c, mudados para os sinais de ima-gem de canal espectral Rnbi, Gnbi e Bnbi após um ajuste de tonalidade decor pela seção de ajuste de cor 440, aplicado nos canais R, G e B do moni- tor de display 106 através da seção de troca 439, por meio de que uma ima-gem espectral é exibida em cores na tela de display do monitor de display106.

No modo de observação de imagem espectral um sinal de saídada seção de computação de matriz 436 é inserido na seção de julgamento de luminosidade 171 que julga a luminosidade. Como representado pela e-tapa S24, a seção de julgamento de luminosidade 171 executa uma opera-ção para julgar se a imagem espectral alcançou ou caiu abaixo de um limiteajustado Vth.

Quando esta condição não é atendida, na etapa S25 seguinte, a seção de controle 42 julga se uma instrução de troca de modo de observa-ção foi emitida. Então, em um caso onde uma instrução de troca de modo deobservação não foi emitida, a rotina retorna para a etapa S24 na qual o pro-cessamento de julgamento de luminosidade é executado.

Por outro lado, na etapa S25, em um caso onde uma instrução de troca de modo de observação foi emitida, como representado pela etapaS25, a seção de controle 42 executa um controle para trocar para um estadode operação de modo de observação normal.

Mais ainda, na presente modalidade, quando é julgado pela eta-pa de processamento de julgamento S24 que a luminosidade detectada pela seção de julgamento de luminosidade 171 atingiu ou caiu abaixo do limiteVth, a rotina prossegue para a etapa S26. Então, na etapa S26, mesmo emum caso onde uma instrução de troca de modo de observação não foi emiti-da, a seção de controle 42 executa um controle para trocar para um estadode operação de modo de observação normal.

Após executar o controle para trocar para um modo de observa-ção normal, a rotina retorna para o processamento da etapa S22 para conti- nuar o processamento acima descrito.

Como acima descrito, quando a luminosidade que corresponde aum único quadro de cada imagem é igual ou cai abaixo do limite Vth no mo-do de observação de imagem espectral, a discriminação de uma estruturavascular ou similar através de uma imagem espectral torna-se difícil. Portan- to, trocando forçadamente para uma imagem de observação normal no ladodo aparelho, uma mudança pode ser feita em uma imagem que é pronta-mente observada, e uma operação de troca pelo usuário torna-se desneces-sária. Portanto, de acordo com a presente modalidade, a operabilidade éaperfeiçoada.

Incidentalmente, como uma modificação da presente modalida- de, um meio de ajuste/troca de coeficiente pode ser formado o qual está dis-posto para trocar, por exemplo, um coeficiente de tonalidade de cor da se-ção de ajuste de cor 440 de acordo com uma luminosidade de uma tela (ce-na) em um caso onde a luminosidade da seção de julgamento de luminosi- dade 171 é maior do que o limite Vth e não é escura o suficiente para ne-cessitar trocar para o modo de observação de imagem normal.

Uma porção das operações neste caso está mostrada na figura40. Apesar de um caso de dois níveis de luminosidade iguais ou maiores doque o limite Vth ser agora descrito como um simples exemplo, a presente modificação pode ser similarmente aplicada a casos que tem três ou maisníveis de luminosidade. Um limite que separa as duas luminosidades é as-sumido ser Vth2.

Na etapa S24 da figura 39, quando a luminosidade é igual aomaior do que o limite Vth, como representado pela etapa S27, a seção de julgamento de luminosidade 171 ainda julga se a luminosidade é igual ou caiabaixo do segundo limite Vth2.

Então, quando a luminosidade é maior do que o limite Vth2, co-mo o caso com a figura 39, a rotina prossegue para a etapa S25 (neste ca-so, para simplicidade, é assumido que uma tonalidade de cor apropriada éajustada quando a luminosidade é maior do que o limite Vth2).

Por outro lado, quando a luminosidade atual é mais baixa do que o limite Vth2, como representado pela etapa S28, a seção de controle 42executa uma exibição sobre qual troca de coeficiente adequada para a lumi-nosidade deve ser executada, e aguarda um julgamento pelo usuário sobrequal troca deve ser executada. Então, quando a troca é selecionada, comorepresentado pela etapa S29, a seção de controle 42 executa a troca de coeficiente para trocar para um coeficiente de uma tonalidade de cor apro-priada para a luminosidade, e subseqüentemente prossegue para a etapaS25. Além disso, a rotina prossegue para a etapa S25 mesmo quando a tro-ca não é selecionada. Outro processamento é similar ao caso da figura 39.

De acordo com a presente modificação, a exibição pode ser e- xecutada com uma tonalidade de cor apropriada de acordo com uma lumi-nosidade de uma cena. Por exemplo, em um estado escurecido, a troca decoeficiente é executada de modo que a saturação é aumentada comparadacom um estado mais luminoso. Como um resultado, mesmo quando a lumi-nosidade está reduzida, uma função para melhorar a visibilidade de um valor de característica de um corpo vivo da tonalidade de cor de um estado lumi-noso pode ser mantida. ~

Incidentalmente, a presente modificação pode estar configuradade modo que um modo de tonalidade de cor seja selecionado no qual a exi-bição é executada pela troca de coeficientes de tonalidade de cor com ante- cedência de acordo com um valor de luminosidade de uma cena, por meiode que quando o modo de tonalidade de cor é selecionado pelo usuário, oscoeficientes de tonalidade de cor são automaticamente trocados de acordocom um valor de luminosidade de uma cena para executar a exibição.

Mais ainda, apesar da presente modalidade estar configurada de modo que uma luminosidade de uma imagem espectral é julgada da imagemespectral, é também possível estimar a luminosidade de uma imagem es-pectral de uma imagem normal, por meio de que uma troca para o modo deobservação normal é executada quando a luminosidade é igual ou cai abaixode um certo limite.

Apesar da presente modalidade estar disposta de modo que atroca para o modo de observação normal é executada quando a luminosida- de de uma imagem espectral é igual ou cai abaixo de um valor predetermi-nado que corresponde a um estado de imagem escura, a presente modali-dade pode estar disposta em um modo similar à quarta modalidade abaixodescrita.

QUARTA MODALIDADE

A seguir, uma quarta modalidade da presente invenção será

descrita com referência às figuras 41 a 43. A figura 41 mostra uma configu-ração de um aparelho de endoscópio eletrônico 100 de acordo com a quartamodalidade da presente invenção. O aparelho de endoscópio eletrônico 100de acordo com a presente modalidade está configurado como na figura 37,em que uma seção de julgamento de tonalidade de cor 172 que julga umatonalidade de cor está provida no lugar da seção de julgamento de luminosi-dade 171.

Além disso, na presente modalidade, uma seção de fonte de luzdo tipo seqüencial de quadro 41B está provida ao invés da seção do tipo de luz simultâneo 41 utilizada na primeira modalidade ou similar.

Com a seção de fonte de luz 41B, um diafragma 25 está providosobre uma face dianteira da lâmpada 15, e um filtro RGB 23 está adicional-mente provido sobre uma face dianteira do diafragma 25. Além disso, o dia-fragma 25 está conectado em uma seção de controle de diafragma 24. Emresposta a um sinal de controle da seção de controle de diafragma 24, a se-ção de fonte de luz 41B limita um fluxo de luz a ser transmitido entre o fluxode luz irradiado da lâmpada 15 para mudar a quantidade de luz. Mais ainda,o filtro rotativo RGB 23 está conectado em uma seção de controle de filtrorotativo RGB 26 e é girado a uma velocidade rotacional predeterminada.

Quanto às operações pela seção de fonte de luz 41B de acordocom a presente modalidade, um fluxo de luz emitido da lâmpada 15 é limita-do a uma quantidade de luz predeterminada pelo diafragma 25. O fluxo deluz transmitido através do diafragma 25 passa através do filtro RGB, e é emi-tido como as respectivas luzes de iluminação de R/G/B ou, em outras pala-vras, como luzes de iluminação seqüencial de quadro R/G/B em intervalosde tempo predeterminados da seção de fonte de luz 41B. Além disso, asluzes de iluminação seqüencial de quadro R/G/B são irradiadas dentro deum objeto a ser examinado através de uma guia de luz 14, por meio de quea sua luz refletida é recebida pelo CCD 21.

O CCD 21 neste caso é um CCD 21 monocromático que nãoestá provido com um filtro de cor. Os sinais (sinais de captação de imagem)obtidos pelo CCD 21 são classificados de acordo com o tempo de irradiaçãopor uma seção de troca (não mostrada) provida no corpo principal de apare-lho de endoscópio 105 para serem respectivamente inseridos nos circuitosde S/H 433a a 433c.

Em outras palavras, quando uma luz de iluminação R é irradiada através do filtro R da seção de fonte de luz 41, um sinal obtido pelo CCD 21é inserido no circuito de S/H 433a. Incidentalmente, em um caso onde umCCD 21 provido com um filtro de cor é empregado, uma seção de fonte deluz do tipo simultâneo 41 tal como aquela mostrada na figura 37 pode serempregada.

Além disso, como mostrado na figura 42, a seção de julgamento

de tonalidade de cor 172 acima mencionada compreende: uma (primeira)seção de ajuste de matiz/saturação 173 que ajusta uma faixa de tonalidadede cor que corresponde a uma tonalidade de cor a ser detectada; e uma se-ção de julgamento de matiz/saturação 174 que julga se a condição de faixa de tonalidade de cor ajustada pela seção de ajuste de matiz/saturação 173 éatendida.

Neste caso, a faixa de tonalidade de cor pela seção de ajuste dematiz/saturação 173 é inserida através da seção de controle 42 do teclado451 ou similar, e pode ser ajustada pelo usuário ou similar. Mais ainda, ossinais de imagem espectral F1, F2 e F3 da seção de computação de matriz436 são inseridos na seção de julgamento de matiz/saturação 174. Então, aseção de julgamento de matiz/saturação 174 julga se os sinais caem dentroda faixa de tonalidade de cor ajustada pela seção de ajuste de ma-tiz/saturação 173, e emite um seu resultado de julgamento para a seção decontrole 42.

Com base no resultado do julgamento, a seção de controle 42 executa um controle tal como a troca da seção de troca 439.

Por exemplo, quando uma tonalidade de cor de um sinal de ima-gem espectral atual inserido na seção de julgamento de tonalidade de cor172 é detectado dentro de uma faixa de tonalidade de cor julgada pela seçãode julgamento de matiz/saturação 174 na seção de julgamento de tonalidadede cor 172 para uma área predeterminada ou mais em um único quadro, aseção de julgamento de matiz/saturação 174 emite um sinal de julgamentopara o efeito que a faixa de tonalidade de cor foi atendida para a seção decontrole 42.

Em resposta a isto, a seção de controle 42 troca forçadamente omodo de operação para o modo de observação de imagem normal, e tam-bém troca a seção de troca 439 para executar um controle de modo que umsinal de imagem de cor que corresponde à imagem normal é emitido para omonitor de display 106.

Mais ainda, na presente modalidade, uma segunda seção deajuste de matiz/saturação 175 está provida na seção de julgamento de tona-lidade decòr 172. As tonalidade de cor a serem detectadas através da se-ção de controle 42 do teclado 451 ou similar são registradas na segundaseção de ajuste de matiz/saturação 175.

Além disso, o registro/ajuste de uma faixa de tonalidade de corque corresponde a uma tonalidade de cor a ser detectada de dados de sinalde imagem espectral realmente carregados é também habilitado.

Em outras palavras, quando os dados de sinal de imagem es-pectral típicos a serem detectados existem, com base em uma instrução decarga do teclado 451 ou similar, os dados de imagem são carregados nasegunda seção de ajuste de matiz/saturação 175 através da seção de con-trole 42. Neste caso, é também possível processar os dados conforme re-querido e ajustar uma faixa de tonalidade de cor de modo a detectar umatonalidade de cor similar. O usuário pode fazer com que o julgamento detonalidade de cor seja executada em uma faixa de tonalidade de cor a serpriorizada na (primeira) primeira seção de ajuste de matiz/saturação 173 ouna segunda seção de ajuste de matiz/saturação 175.Deste modo, a segunda seção de ajuste de matiz/saturação 175está disposta de modo que várias tonalidade de cor possam ser registradasna mesma.

As operações no caso da presente modificação serão agoradescritas. Na presente modificação, ao invés de executar um julgamentosobre se uma luminosidade detectada na etapa S24 na figura 39 é igual oucai abaixo do limite Vth, um julgamento é executado sobre se uma tonalida-de de cor detectada pela seção de julgamento de tonalidade de cor 172 édetectada dentro de uma faixa de tonalidade de cor predeterminada parauma área predeterminada ou mais em um único quadro.

Então, quando é determinado que a tonalidade de cor é detecta-da dentro da faixa de tonalidade cor predeterminada para-urrucerto valor oumais, a seção de controle 42 executa um controle para trocar forçadamentedo modo de observação de imagem espectral para o modo de observaçãonormal. Outras operações são as mesmas que as operações descritas com referência à figura 39.

Deacordo com a presente modalidade, quando uma tonalidadede cor predeterminada é atingida para a qual o modo de observação de ima-gem normal é mais desejável do que o modo de observação de imagem es-pectral, um ajuste forçado para o modo de observação de imagem normalpode ser executado. Por exemplo, com uma imagem de cor de sinal espec-tral no caso de uma colonoscopia, quando um assim denominado resíduo talcomo detritos de alimentos ou fezes permanecem, tais resíduos são exibidosem vermelho assemelhando à cor de sangramento. Isto é devido ao fato deque òs resíduos absorvem fortemente a luz azul e refletem fortemente a luz verde. Normalmente, as fezes e similares são limpas como uma preparaçãoantes da colonoscopia.

No entanto, dependendo do estado do intestino grosso, existemcasos onde os resíduos não completamente limpos ou onde uma quantidadeconsiderável de resíduos permanece.

Em tais casos, a retenção de uma imagem de cor espectral podetornar difícil assegurar um campo visual em um estado adequado para exa- me, em cujo caso é desejável chamar forçadamente o modo de observaçãode imagem normal no qual as imagens normais familiares são exibidas.

Para a presente modalidade, em um tal caso, um meio de detec-ção de tonalidade de cor tal como acima descrito ou, mais especificamente,por exemplo, um meio para detectar a matiz e a saturação está provido den-tro do meio de controle de processamento de sinal. Conseqüentemente,quando é determinado que resíduos ocupam uma certa área da tela ou mais,um controle é executado para restaurar (ou trocar) o meio de troca de modode observação para o modo de observação normal.

Incidentalmente, como uma modificação da presente modalida-de, uma pluralidade de tonalidades de cores ou objetos a serem detectadospode ser ajustada na segunda seção de ajuste de matiz/saturação 175 aci-ma descrita, e quando uma das tonalidade de cor ou objetos a serem detec-tados durante o modo de observação de imagem espectral, a seção de con-trole 42 pode ser disposta para executar um controle para restaurar o modo de observação normal. Além dos resíduos acima descritos, uma restauraçãoforçada do modo de observação de imagem normal é desejável em um casoonde existe uma grande quantidade de bile e a mucosa do tecido biológiconão pode ser adequadamente observada como uma imagem espectral ouem um caso onde, devido à dispersão de pigmento, a tonalidade de cor do pigmento tem uma influência significativa sobre a imagem espectral.

Uma porção das operações neste caso está mostrada na figura43. A figura 43 representa um processamento no qual a porção de proces-samento de julgamento da etapa S24 na figura 39 foi mudada.

Incidentalmente, antes de começar a operação, através de umaoperação de instrução do teclado 451 ou similar, o usuário registra os dadosde tonalidade de cor sobre os pigmentos coloridos devido a, por exemplo,resíduos, bile, e dispersão de pigmento típica como tonalidade de cor a se-rem detectadas na segunda seção de ajuste de matiz/saturação 175.

È assumido que o usuário selecionou um modo de ajuste querestaura o modo de observação normal quando uma quantidade predetermi-nada ou mais de tonalidades de cor devido a qualquer um de resíduos, bile e pigmento é detectado. Após a troca para o modo de observação de imagemespectral ser feita no mesmo modo que na etapa S23 da figura 39, a seçãode julgamento de tonalidade de cor 172 entra em um estado de monitora-mento se uma tonalidade de cor predeterminada é executada. Em outraspalavras, como representado pela etapa S24a, um julgamento é executado sobre se a tonalidade de cor da imagem espectral atual é a tonalidade de corde resíduos. Quando é julgado que uma certa área ou mais está ocupadapela tonalidade de cor de resíduos, como representado pela etapa S26, aseção de controle 42 forçadamente troca para o modo de observação deimagem normal.

Além disso, quando a tonalidade de cor da imagem espectral atual não é a tonalidade de cor de resíduos, a rotina prossegue para a etapaS24b para julgar se uma certa área ou mais está ocupada pela tonalidade decor de bile. Quando é julgado que uma certa área ou mais está ocupada pelatonalidade de cor de bile, como representado pela etapa S26, a seção de controle 42 forçadamente troca para o modo de observação de imagemnormal. -

Mais ainda, quando a tonalidade de cor da imagem espectralatual não é a tonalidade de cor de bile, a rotina prossegue para a etapa S24cpara julgar se a tonalidade de cor é aquela colorida por pigmentos. Quando é julgado que uma certa área ou mais está ocupada pela tonalidade de corcolorida por pigmento, como representado pela etapa S26, a seção de con-trole 42 forçadamente troca para o modo de observação de imagem normal.

Mais ainda, quando a tonalidade de cor da imagem espectralatual não é a tonalidade de cor de colorida por pigmentos, a rotina prosse- gue para a etapa S25 na qual a seção de controle 42 entra em um estado deespera de instrução de troca de modo de observação.

De acordo com a presente modificação, uma troca forçada parao modo de observação normal pode ser feita quando uma tonalidade de coré desenvolvida a qual é inadequada para uma observação continuada nomodo de observação de imagem espectral, por meio disto poupando o usuá-rio de executar a troca. Portanto, de acordo com a presente modificação, a operabilidade é aperfeiçoada.

Além disso, na modalidade acima descrita, a quantidade de luzde iluminação (quantidade luz de uma fonte de luz) é controlada/ajustada demodo a evitar a saturação dos sinais de cor R/G/B. Ao contrário, existe ummétodo que ajusta (utiliza) um obturador eletrônico de um CCD.

Com um CCD, as cargas acumulam em proporção à intensidade de luz incidente em um dado período de tempo, por meio de que a quantida-de de carga é tomada como um sinal. Um componente que corresponde aum tempo de acumulação de carga durante o qual a carga é acumulada édenominado um obturador eletrônico. Pelo ajuste do tempo de acumulação de carga devido ao obturador eletrônico, a quantidade acumulada de cargas,ou em outras palavras, uma quantidade de sinal pode ser ajustada. Em ou-tras palavras, como mostrado na figura 44, pela obtenção de imagens de corR/G/B em um estado onde o tempo de acumulação de carga é seqüencial-mente mudado, uma imagem espectral similar àquela no caso de controle de quantidade de luz de iluminação pode ser obtida.

Incidentalmente, um caso de iluminação seqüencial de quadroestá mostrado na figura 44. Neste caso, um lado superior representa os es-tados de iluminação R, G e B enquanto que uma fila inferior representa otempo de acumulação de carga devido a um obturador eletrônico.

Em outras palavras, o controle de quantidade de luz de ilumina- ção é utilizado para obter uma imagem normal, e quando obtendo uma ima-gem espectral, é possível impedir a saturação de imagens de cor R/G/B pelavariação do tempo de acumulação de carga devido a um obturador eletrôni-co.

Incidentalmente, um obturador eletrônico pode também ser apli- cado a um caso de um tipo simultâneo.

Além disso, uma modificação da presente modificação pode serdisposta como abaixo descrito.

A modificação utiliza um método seqüencial de quadro em ummodo similar à quarta modalidade, e aproveita-se de suas características.Pela adição de uma ponderação aos tempos de acumulação de carga devi- do ao controle de obturador eletrônico, a modificação é capaz de simplificara criação de dados de imagem espectral. Em outras palavras, na presentemodificação, um circuito de operação de CCD 431 capaz de variar o tempode acumulação de carga do CCD 21 está provido.

Quanto às operações da modificação presente, como mostrado na figura 45, quando as respectivas luzes de iluminação são irradiadas atra-vés do filtro rotativo RGB 23, o tempo de acumulação de carga devido aoobturador eletrônico do CCD 21 é variado. Neste ponto, assumamos que osrespectivos tempos de acumulação de carga do CCD 21 para as luzes deiluminação R/G/B são tdr, tdg e tdb (incidentalmente, como um tempo de acumulação não está provido para o sinal de imagem de cor B, o tdb estáomitido no diagrama).

Por exemplo, quando executando a computação de matriz re-presentada pela Fórmula 21, como a computação a ser executada pela ima-gem de quase filtro F3 pode ser determinada das imagens RGB obtidas por um endoscópio normal como<formula>formula see original document page 79</formula>o ajuste do tempo de acumulação de carga devido ao controle de obutradoreletrônico de acordo com RGB mostrado na figura 43 para

<formula>formula see original document page 79</formula>será suficiente. Além disso, para a porção de matriz, um sinal no qual so-mente os componentes R e G estão invertidos assim como o componente Bé adicionado. Como um resultado, uma imagem espectral similar àquela naterceira modalidade pode ser obtida.

De acordo com a presente modificação, no mesmo modo que aquarta modalidade, uma imagem espectral sobre a qual os padrões vascula-res estão claramente exibidos pode ser obtida. Mais ainda, a presente moda- lidade utiliza o método seqüencial de quadro para criar os sinais de imagemde cor no mesmo modo que a quarta modalidade, e os tempos de acumula-ção de carga podem ser variados utilizando o obturador eletrônico para cadasinal de imagem de cor. Conseqüentemente, a seção de computação de ma-triz 436 precisa somente executar um processamento de adição e de subtra- ção, por meio disto permitindo uma simplificação do processamento.QUINTA MODALIDADE

A seguir, uma quinta modalidade da presente invenção serádescrita com referência às figuras 46 a 48. A figura 46 mostra um aparelhode endoscópio eletrônico 100 de acordo com a quinta modalidade da pre-sente invenção. O aparelho de endoscópio eletrônico 100 de acordo com apresente modalidade e, por exemplo, o aparelho de endoscópio eletrônico100 mostrado na figura 4 configurado de modo que uma imagem de obser-vação normal e uma imagem espectral são simultaneamente exibíveis, porexemplo, no monitor de display 106 pela mudança de uma porção da confi- guração do aparelho de processamento de corpo principal 43. Como serádescrito daqui em diante, um meio de controle de estado de display ou meiode controle de display está provido o qual não somente troca entre as ima-gens para exibir uma das imagens mas também exibe ambas ás imagens,por exemplo, mudando os seus tamanhos.

Como mostrado na figura 46, os sinais de cor R', G1 e B' emiti-dos, por exemplo, da seção de processamento de sinal de cor 435 são inse-ridos em uma seção de sobreposição 181. Os sinais de cor R', G' e B' sãosobrepostos pela seção de sobreposição 181 com os sinais de saída ZFÍ aSF3 das seções de integração 438a to 438c. Os sinais sobrepostos são de- notados por R", G" e B". Os sinais R", G" e B" são inseridos em um circuitode balanço de branco 182, e emitidos do mesmo como os sinais ajustadosem balanço de branco Rwb, Gwb e Bwb.

Incidentalmente, na figura 46, enquanto os sinais de saída ZF1 aZF3 das seções de integração 438a a 438c estão dispostos para serem inse- ridos na seção de sobreposição 181 como indicado pelas linhas cheias, ossinais podem alternativamente ser passados através da seção de ajuste decor 440 para serem transformados em sinais ajustados em cor e então inse-ridos na seção de sobreposição 181 como indicado pelas linhas de traço edois pontos.

Os sinais Rwb, Gwb e Bwb são inseridos em um circuito de cor-reção de y 183 para tornarem-se sinais corrigidos em y Ry, Gy e By, e então inseridos em um primeiro circuito de conversão de cor 184 para serem con-vertidos em um sinal de luminância Y e em sinais de diferença de cor R-Y eB-Y.

O sinal de luminância Y é transformado em um sinal de luminân-cia de contorno melhorado Yeh por um circuito de melhoramento 185, e en- tão inserido juntamente com os sinais de diferença de cor R-Y e B-Y em umsegundo circuito de conversão de cor 186 para serem convertidos em corpara criar os sinais de cor R, G e B.

Os sinais de cor R, G e B são inseridos nos respectivos canaisR, G e B do monitor de display 106, por meio de que uma imagem corres- pondente é exibida no mesmo.

Por exemplo, a seção de sobreposição 181 de acordo com apresente modalidade inclui um circuito de seleção incorporado que selecionae emite somente um dos sinais e um circuito de ampliação/redução incorpo-rado 181a que executa uma ampliação/redução. Conseqüentemente, em resposta a um sinal de controle de display pelo usuário do teclado 451 ousimilar, o circuito de controle 42 faz com que somente um dos sinais sejaemitido da seção de sobreposição 181. Conseqüentemente, a imagem sele-cionada é exibida no monitor de display 106.

Além disso, em resposta ao sinal de controle de display, a seção de sobreposição 181 executa um ajuste para ampliar/reduzir os tamanhos deimagem dos sinais de cor R', G' e B' emitidos da seção de processamentode sinal de cor 435 ou dos sinais de saída ZF1 a XF3 das seções integração438a a 438c, e sobrepõe ambas as imagens e emite o seu resultado. Comomostrado na presente modalidade, o meio de controle de estado de display ou meio de controle de display é formado o qual controla as imagens ou si-milares exibidas no monitor de display 106.

Por exemplo, o monitor de display 106 da figura 46 mostra umexemplo no qual tanto uma imagem normal do lado dos sinais de cor R', G' eB' emitidos da seção de processamento de sinal de cor 435 quanto uma i-magem espectral do lado dos sinais de saída IF1 a IF3 das seções integra-ção 438a a 438c, são simultaneamente exibidas, onde a imagem normal éexibida no seu tamanho original enquanto que a imagem espectral é exibidaem um estado ajustado para um tamanho menor.

Mais ainda, como mostrado nas figuras 47 e 48, a presente mo-dalidade está disposta de modo que uma identificação para confirmação éexplicitamente exibida na vizinhança de uma imagem que realmente queestá sendo exibida no monitor de display 106 de modo que uma confirmaçãose a imagem é uma imagem normal ou imagem espectral pode ser feita. Emoutras palavras, um meio de exibição de modo de observação está provido oqual, quando exibindo uma imagem que corresponde a cada modo de ob-servação, exibe o modo de observação ou um tipo de imagem na vizinhançada imagem que corresponde ao modo de observação. Incidentalmente, asfunções da seção de controle de coeficiente 442 e da LUT 443 mostradas nafigura 4 estão incorporadas em uma seção de computação de matriz (na fi-gura 46, abreviada para seção de computação de MX) 436' de acordo com apresente modalidade.

Outros componentes são similares àqueles mostrados, por e-

xemplo, na figura 4. Apesar de um caso onde a troca de modos de observa:ção faz com que um dos modos de observação seja alternativamente sele-cionado como foi descrito com referência à figura 32, a presente modalidadepode também acomodar um caso onde dois modos de observação são si-multaneamente selecionados e as imagens obtidas pelos dois modos de ob-servação são simultaneamente exibidas.

A figura 47 mostra um exemplo de exibição de imagem exibidano monitor de display 106 pelo controle de seleção de modos de observaçãoou métodos de exibição executados pelo usuário.

As figuras 47A e 47B respectivamente mostram casos onde so-mente uma imagem normal ou somente uma imagem espectral é exibida nomonitor de display 106. Nestes casos, os mesmos modos de exibição que,por exemplo, das figuras 32A e 32B são empregados.

Além disso, a figura 47C mostra um caso onde uma imagemnormal é exibida em um tamanho grande e uma imagem espectral é exibidaem um tamanho pequeno, por meio de que ambas as imagens são sobre-postas e então exibidas. Em outras palavras, um exemplo que exibe umaimagem dentro da imagem o qual exibe a imagem normal como a imagempai e a imagem espectral como a imagem filha está mostrado.

A figura 47D mostra um caso onde os tamanhos da imagemnormal e da imagem espectral na figura 47C estão alternados.

Como visto, permitindo que uma imagem normal e uma imagemespectral sejam exibidas simultaneamente, a presente modalidade ofereceuma gama de opções mais ampla para o usuário e portanto aperfeiçoa aoperabilidade.

Além disso, como a presente modalidade está disposta de modoque, mesmo quando somente uma das imagens é exibida, a imagem podeser ampliada e exibida de acordo com a resolução ou similar do monitor dedisplay 106, as imagens podem ser exibidas em tamanhos apropriadosmesmo quando a resolução ou similares da tela de display do monitor dedisplay 106 varia. Mais ainda, um modo de observação de uma imagem ouum tipo da imagem é exibido, por exemplo, abaixo de cada imagem parapermitir uma fácil confirmação pelo usuário. Neste exemplo, um caso de umaimagem normal está explicitamente indicado por "NI" e um caso de uma i-magem espectral por "NBI".

Apesar de um caso de um monitor de display 106 normal ter sidodescrito com referência à figura 47, a exibição pode ser executada ao invés,por exemplo, em um monitor de display que tem uma tela de display orienta-da em paisagem.

A figura 48A apresenta uma situação onde uma imagem normale uma imagem espectral estão simultaneamente exibidas em um monitor dedisplay 106 que tem uma tela de display orientada em passagem. Novamen-te, pelo ajuste dos. tamanhos de exibição, é possível executar uma exibiçãoem tamanhos relativamente grandes como mostrado na figura 48A.Além disso, como mostrado na figura 48B, dois monitores dedisplay 106A e 106B podem ser preparados para respectivamente exibiremuma imagem normal e uma imagem espectral. Mais ainda, a exibição podetambém ser alternada.

Mais ainda, a imagem espectral a ser exibida pode ser selecio-nada daquelas que tem um único comprimento de onda ou, como foi o casona segunda modalidade ou similar, uma exibição de quase cor pode ser e-xecutada ao invés de utilizar duas ou três imagens espectrais.

Além disso, apesar de um exemplo disposto para uma fácil con- firmação mesmo quando as imagens de dois modos de observação são am-bas exibidas foi descrito como um exemplo de exibição de modo de obser-vação de acordo com a presente modalidade, as disposições mostradas nasfiguras 32D a 32F podem ser empregadas quando somente exibindo umaimagem de um dos modos de observação.

Incidentalmente, uma configuração no caso de simultaneamenteexibir uma imagem normal e uma imagem espectral não está limitada àquelada figura 46. Por exemplo, em relação à configuração mostrada na figura 4,aproximadamente os mesmos efeitos e vantagens podem ser conseguidospelo emprego da seção de sobreposição 181 mostrada na figura 46 a qualexecuta a seleção de uma das imagens e a síntese (sobreposição) de am-bas as imagens no lugar da seção de troca 439 que seleciona uma das ima-gens.

SEXTA MODALIDADE

As figuras 49 e 50 referem-se a uma sexta modalidade da pre-sente invenção, onde a figura 49 é um diagrama que mostra uma rede defiltros de cor e a figura 50 é um diagrama que mostra as características desensibilidade espectral dos filtros de cor mostrados na figura 49.

Como a sexta modalidade é quase a mesma que a primeira mo-dalidade, somente as diferenças entre as mesmas serão descritas. Aoscomponentes iguais serão atribuídos caracteres de referência iguais e assuas descrições serão omitidas.

A presente modalidade primariamente difere da primeira modali-dade nos filtros de cór providos no CCD 21. Comparada com a primeira mo-dalidade na qual filtros de cor do tipo de cor primária RGB são utilizados co-mo mostrado na figura 6, a presente modalidade utiliza filtros de cor do tipocomplementar.

Como mostrado na figura 49, a rede dos filtros de cor do tipocomplementar está constituída pelos respectivos elementos de G, Mg, Ye eCy. Incidentalmente, os respectivos elementos dos filtros de cor do tipo decor primária e os respectivos elementos dos filtros de cor do tipo de corcomplementar formam as relações de Mg = R + B, Cy = G + B, e Ye = R +G.

Neste caso, uma leitura de pixel total do CCD 21 e um proces-samento de sinal ou processamento de imagem nas imagens dos respecti-vos filtros de cor será executado. Além disso, pela transformação das Fór-mulas 1 a 8 e 19 a 21 as quais acomodam os filtros de cor do tipo de corprimária de modo a acomodar os filtros de cor do tipo complementar as Fór-mulas 27 a 33 abaixo apresentadas são derivadas. Note que as característi-cas de filtro de passagem de banda estreita alvo são as mesmas.

<formula>formula see original document page 85</formula><formula>formula see original document page 86</formula>

Mais ainda, a figura 50 mostra as características de sensibilida-de espectral quando utilizando os filtros de cor do tipo complementar, os fil-tros de passagem de banda alvo, e as características do filtro de quase pas-sagem de banda determinados das Fórmulas 27 a 33 acima providas.

É desnecessário dizer que, quando utilizando os filtros de cor dotipo complementar, os circuitos de S/H mostrados na figura 4 são respecti-vamente aplicados a G/Mg/Cy/Ye ao invés de R/G/B.

Mais ainda, mesmo quando utilizando os filtros de cor do tipocomplementar, o método de estimativa de matriz expresso pelas Fórmulas 9a 18 é aplicável. Neste caso, quando o número de filtros de cor do tipo com-plementar é 4, a porção da hipótese da Fórmula 14 de que a refletância es-pectral de corpo vivo pode ser aproximada utilizando três características es-pectrais fundamentais agora torna-se quatro, ou quatro ou menos. Portanto,conseqüentemente, uma dimensão para computar a matriz de estimativa émudada de 3 para 4.

De acordo com a presente modalidade, no mesmo modo que aprimeira modalidade, uma imagem espectral na qual os padrões vascularesestão claramente exibidos pode ser obtida. Além disso, a presente modali-dade é capaz de receber o benefício total de utilizar os filtros de cor do tipocomplementar.

Incidentalmente, com a presente invenção, várias combinações e utilização subsequente de modalidades acima descritas são possíveis. A-lém disso, várias modificações podem ser feitas sem afastar-se do seu es-copo.

Por exemplo, para todas as modalidades anteriormente descri-tas, o operador pode criar um novo filtro de quase passagem de banda du-rante a prática clínica ou em outros tempos e aplicar o filtro para utilizaçãoclínica. Em outras palavras, em relação à primeira modalidade, uma seçãode projeto (não mostrada) capaz de computar/calcular os coeficientes dematriz pode estar provida na seção de controle 42 mostrada na figura 4.

Conseqüentemente, um filtro de quase passagem de banda a-dequado para obter uma imagem espectral desejada pelo operador podeestar disposto para ser projetado novo pela inserção de uma condição atra-vés do teclado 451 provido no corpo principal de aparelho de endoscópio105 mostrado na figura 4. Neste caso, uma aplicação clínica imediata podeser conseguida pelo ajuste de um coeficiente de matriz final (que correspon-de aos respectivos elementos de matriz <A'> nas Fórmulas 21 e 33) deriva-do pela aplicação de um coeficiente de correção (que corresponde aos res-pectivos elementos de matriz <K> nas Fórmulas 20 e 32) no coeficiente dematriz calculado (que corresponde aos respectivos elementos de matriz <A>nas Fórmulas 19 e 31) para a seção de computação de matriz 436 mostradana figura 4.

Mais ainda, para as respectivas modalidades e similares acimadescritas, apesar de um caso de criar um sinal de imagem espectral ter sidoprimariamente descrito utilizando um caso onde os sinais RGB, os quais sãotambém referidos como sinais de cor, são criados como sinais de imagem decor de um sinal de captação de imagem captado pelo CCD 21, um sinal deimagem espectral pode alternativamente ser criado de um sinal de imagemde cor constituído por um sinal de luminância e um sinal de diferença de cor.As respectivas modalidades e similares acima descritas foramdescritas utilizando um exemplo no qual um objeto a ser examinado tal comoum tecido biológico ou similar é iluminado guiando a luz de iluminação daseção de fonte de luz 31 pela guia de luz 14 do endoscópio 101 e irradiando a luz de iluminação (guiada) no objeto a ser examinado de uma face de ex-tremidade mais distante da guia de luz 14.

A presente invenção não está limitada a este exemplo, e, porexemplo, um diodo de emissão de luz (abreviado para LED) pode ser dis-posto para ser posicionado na porção de extremidade mais distante 103 do endoscópio 101, por meio de que o objeto a ser examinado é iluminado pelaluz de iluminação irradiada do LED. Em outras palavras, a seção de fonte deluz ou a seção de iluminação neste caso está provida no endoscópio 101.SÉTIMA MODALIDADE

A seguir, uma sétima modalidade da presente invenção serádescrita com referência às figuras 1 a 3, figura 51, figuras 5 a 7, figura 52,figuras 9 a 20, figura 53, figura 22 e figuras 54 a 56. A Fig. 51 é um diagramade blocos que mostra uma configuração do aparelho de endoscópio eletrôni-co mostrado na figura 3; a figura 52 é um diagrama de configuração quemostra uma configuração da seção de computação de matriz mostrada nafigura 51; a figura 53 é um diagrama de blocos que mostra uma configuraçãoda seção de ajuste de cor mostrada na figura 51; a figura 54 é um diagramade blocos que mostra uma configuração de uma modificação da seção deajuste de cor mostrada na figura 51; a figura 55 é um diagrama de blocosque mostra uma configuração de uma seção de computação de função decorpo vivo; e a figura 56 é um diagrama que mostra um exemplo de displayem um monitor.

Um objeto da presente modalidade é de prover um aparelho deobservação biológica capaz de exibir as informações de função de corpovivo relativas às informações de tecido de uma profundidade desejada detecido biológico com base em uma imagem espectral obtida através de pro-cessamento de sinal, por meio disto contribuindo para o aperfeiçoamento dodesempenho de diagnóstico.Como as figuras 1 e 2, um método de cálculo de matriz, um mé-todo de correção, um método de aperfeiçoamento de S/N, e uma modifica-ção do método de cálculo de matriz relativos à sétima modalidade presenteforam descritos na introdução da primeira modalidade, as suas descriçõesserão omitidas.

A seguir, uma configuração externa de um aparelho de endos-cópio eletrônico de acordo com a sétima modalidade da presente invenção éa mesma que aquela mostrada, por exemplo, na figura 3.

Como mostrado na figura 3, um aparelho de endoscópio eletrô-nico 100 compreende um endoscópio eletrônico 101, um corpo principal deaparelho de endoscópio 105, e um monitor de display 106. Além disso, oendoscópio 101 está primariamente constituído por: uma porção de inserção102 para ser inserida no corpo de um objeto a ser examinado; uma porçãode extremidade mais distante 103 provida em uma extremidade mais distan-te da porção de inserção 102; e uma seção de operação em ângulo 104 pro-vida em um lado oposto do lado de extremidade mais distante da porção deinserção 102, e a qual está provida para instruir as operações tais como asoperações de dobramento da porção de extremidade mais distante 103.

Uma imagem do objeto a ser examinado adquirida pelo endos-copio 101 é sujeita a um processamento de sinal predeterminado no corpoprincipal de aparelho de endoscópio 105, e uma imagem processada é exi-bida no monitor de display 106.

A seguir, o corpo principal de aparelho de endoscópio 105 serádescrito em detalhes com referência à figura 51. A figura 51 é um diagramade blocos do aparelho de endoscópio eletrônico síncrono 100.

Como mostrado na figura 51, o corpo principal de aparelho deendoscópio 105 compreende uma seção de fonte de luz 41 que primaria-mente atua como uma seção de iluminação, uma seção de controle 42, e umaparelho de processamento de corpo principal 43. A seção de controle 42 eo aparelho de processamento de corpo principal 43 controlam as operaçõesda seção de fonte de luz 41 e/ou um CCD 21 como uma seção de captaçãode imagem, e constituem uma seção de controle de processamento de sinalque emite um sinal de vídeo para o monitor de display 106 que é um disposi-tivo de display.

A presente modalidade, está configurada de modo que o painelde operação 441, a seção de controle de coeficiente 442, a LUT 443 e o te-ciado 451 na primeira modalidade mostrada na figura 4 não estão providos,e ao invés, uma seção de computação de função de corpo vivo 450 estáprovida. A seção de computação de função de corpo vivo 450 recebe umaentrada dos sinais de saída das seções de integração 438a, 438b e 438c,cria as informações sobre os indicadores que representam as funções decorpo vivo, e emite as informações para uma seção de troca 439. A configu-ração do corpo principal de aparelho de endoscopio 105 será agora descritaem maiores detalhes.

Incidentalmente, para a presente modalidade, apesar de umadescrição ser dada na suposição de que a seção de fonte de luz 41 e o apa-relho de processamento de corpo principal 43 que executa o processamentode imagem e similares serem providos dentro do corpo principal de aparelhode endoscopio 105 que é uma unidade única, a seção de fonte de luz 41 e oaparelho de processamento de corpo principal 43, podem estar alternativa-mente configurados como uma unidade conectável e destacável que é sepa-rado do corpo principal de aparelho de endoscopio 105.

A seção de fonte de luz 41 está conectada na seção de controle42 e no endoscopio 101 e irradia uma luz branca (incluindo uma luz que nãoé perfeitamente branca) em uma quantidade de luz predeterminada com ba-se em um sinal da seção de controle 42. Além disso, a seção de fonte de luz41 compreende: uma lâmpada 15 como uma fonte de luz branca; um pulsa-dor 16 para ajustar a quantidade de luz; e uma seção de operação de pulsa-dor 17 para operar o pulsador 16.

O pulsador 16 está configurado como mostrado na figura 5, ecomo a sua configuração e operações já foram descritas na primeira modali-dade, uma sua descrição será omitida.

Incidentalmente a seção de fonte de luz 41 pode estar dispostapara ajustar a quantidade de luz através de controle de corrente da lâmpada15 ao invés de através de controle de quantidade de luz pelo pulsador. Emoutras palavras, um dispositivo de controle de corrente que executa o contro-le de corrente da lâmpada 15 está provido, por meio de que com base emum comando da seção de controle 42, o dispositivo de controle de correntecontrola a corrente que flui através da lâmpada 15 de modo que nenhum dossinais de imagem de cor de R, G e B atinja um estado saturado. Conseqüen-temente, como a corrente utilizada pela lâmpada 15 para emissão é contro-lada, a sua quantidade de luz varia de acordo coma magnitude da corrente.

Como visto, mesmo no caso de um aparelho de endoscópio ele-trônico que emprega o controle de corrente da lâmpada 15, uma imagemespectral que claramente exibe um padrão vascular ou similar pode ser obti-da. O método de controle de quantidade de luz por controle de corrente dalâmpada 15 é mais vantajoso do que o método de controle de quantidade deluz que utiliza um pulsador pelo fato de que um método de controle mais fácil é conseguido.

Além disso, o endoscópio 101 conectado na seção de fonte deluz 41 através do

conector 11 compreende: uma lente de objetiva 19 na porção de extremida-de mais distante 103; e um dispositivo de captação de imagem de estadosólido 21 tal como um CCD ou similar (daqui em diante simplesmente referi-do como CCD). Ò CCD na presente modalidade é do tipo de placa"única (oCCD utilizado em um endoscópio eletrônico síncrono), e é do tipo de corprimária. A figura 6 mostra uma rede de filtros de cor posicionados sobre umplano de captação de imagem do CCD. Além disso, a figura 7 mostra asrespectivas características de sensibilidade espectral "de'RGB.dos filtros decor mostrados na figura 6.

Mais ainda, como mostrado na figura 51, a porção de inserção102 compreende: uma guia de luz 14 que guia a luz irradiada da seção defonte de luz 41 para a porção de extremidade mais distante 103; uma linhade sinal para transferir uma imagem do objeto a ser examinado obtida peloCCD para o aparelho de processamentode corpo principal 43; e um canalde fórceps 28 ou similar para executar o tratamento. Incidentalmente, umaabertura de fórceps 29 para inserir um fórceps no canal de fórceps 28 estáprovida na vizinhança de uma seção de operação 104.

Mais ainda, no mesmo modo que a seção de fonte de luz 41, oaparelho de processamento de corpo principal 43 está conectado no endos-copio 101 através do conector 11.0 aparelho de processamento de corpoprincipal 43 está provido com um circuito de operação de CCD 431 para o-peraroCCD21.

Além disso, o aparelho de processamento de corpo principal 43está provido com um sistema de processamento de sinal de luminância e umsistema de processamento de sinal de cor como sistemas de circuito de sinalpara obter uma imagem normal.

O sistema de processamento de sinal de luminância compreen-de: uma seção de correção de contorno 432 conectada no CCD 21 e a qualexecuta uma correção de contorno; e uma seção de processamento de sinalde luminância 434 que cria um sinal de luminância de dados corrigidos pelaseção de correção de contorno 432.

Além disso, o sistema de processamento de sinal de cor com-preende: circuitos de amostrar e reter (circuitos de S/H) 433a a 433c, conec-tados no CCD 21, os quais executam uma amostragem e similares em umsinal obtido pelo CCD 21 e criam um sinal RGB; e uma seção de processa-mento de sinal de cor 435 conectada nas saídas dos circuitos de S/H 433a a433c e a qual cria os sinais de cor.

Mais ainda, uma seção de criação de imagem normal 437 quecria uma única imagem normal de cor das saídas do sistema de processa-mento de sinal de luminância e do sistema de processamento de sinal de corestá provida, por meio de que um sinal Y, um sinal R-Y e um sinal B-Y sãoenviados da seção de criação de imagem normal 437 para o monitor de dis-play 106 através da seção de troca 439.

Por outro lado, uma seção de computação de matriz 436 querecebe a entrada de sinais de saída (sinais RGB) dos circuitos de S/H 433aa 433c e executa uma computação de matriz predeterminada nos sinaisRGB está provida como um sistema de circuito de sinal para obter as ima-gens espectrais. A computação de matriz refere-se a um processamento deadição de sinais de imagem de cor e a um processamento de multiplicaçãoda matriz obtida pelo método de cálculo de matriz acima descrito (ou suamodificação).

Na presente modalidade, apesar de um método que utiliza um

processamento de circuito eletrônico (processamento por hardware que utili-za um circuito eletrônico), ser descrito como o método de cálculo de matriz,um método que utilize um processamento de dados numéricos (processa-mento por software que utiliza um programa) tal como em uma modalidadeposteriormente descrita pode ser utilizado ao invés. Além disso, quando daexecução, uma combinação dos métodos pode também ser utilizada.

A figura 52 é um diagrama de circuito da seção de computaçãode matriz 436. Os sinais RGB são respectivamente inseridos nos amplifica-dores 32a a 32c através de grupos de resistores 31-1a a 31-1c.

Os respectivos grupos de resistores tem uma pluralidade de re-

sistores aos quais os sinais RGB estão respectivamente conectados, e osvalores de resistência dos respectivos resistores são valores que correspon-dem ao coeficiente de matriz. Em outras palavras, o ganho dos sinais RGB évariado pelos respectivos resistores e somado (ou subtraído) pelos amplifi-cadores.

As respectivas saídas dos amplificadores 32a a 32c tornam-seas saídas da seção de computação de matriz 436. Em outras palavras, aseção de computação de matriz 436 executa um assim denominado proces-samento de adição de ponderação. Incidentalmente, os valores de resistên-cia dos respectivos resistores aqui utilizados podem ser dispostos para se-rem variáveis.

As saídas da seção de computação de matriz 436 são respecti-vamente inseridas nas seções de integração 438a a 438c, e após uma com-putação de integração ser executada nas mesmas, os respectivos de sinaisde imagem espectral 2F1 a SF3 são enviados para a seção de ajuste de cor440 e a seção de computação de função de corpo vivo 450.

A seção de ajuste de cor 440 executa uma computação para oajuste de cor, a ser posteriormente descrito, nos sinais de imagem espectralIF1 a EF3, respectivamente cria os sinais de imagem de canal espectralRnbi, Gnbi e Bch como sinais de imagem espectral ajustados em tonalidadede cor, e emite o sinal para a seção de troca 439. Na presente modalidade,apesar dos canais R, G e B do monitor de display 106 não serem explicita-mente mostrados na figura 51, os sinais de imagem de canal espectral Rnbi,Gnbi e Bch são respectivamente emitidos para os canais R, G e B do moni-tor de display 106. Portanto, como uma descrição que focaliza nas cores dedisplay no monitor de display 106 os sinais de imagem de canal espectral Rnbi, Gnbi e Bch podem ser descritos como sinais de imagem de canal decor emitidos para os canais R, G e B do monitor de display 106.

Mais ainda, com base nos sinais de imagem espectral IF1 aIF3, a seção de computação de função de corpo vivo 450 de acordo com apresente modalidade calcula um indicador que representa uma função decorpo vivo ou, mais especificamente, um valor que correlaciona com a con-centração de hemoglobina que tem uma função metabólica de oxigênio nosangue em um corpo vivo (índice de hemoglobina: IHb) através de computa-ção como informações de função de corpo vivo. Além disso, a seção decomputação de função de corpo vivo 450 cria uma imagem de função decorpo vivo (incluída em informações de função de corpo vivo) tal como umaquase imagem (uma imagem de quase cor ou uma imagem de escala decinza) do valor de IHb calculado, e envia a imagem para a seção de troca439. As configurações da seção de ajuste de cor 440 e da seção de compu-tação de função de corpo vivo 450 serão posteriormente descritas.

Incidentalmente, a seção de troca 439 está provida para execu-tar uma trocar de exibição entre uma imagem normal, uma imagem espectrale uma imagem de função de corpo vivo no monitor dé display 106, e é tam-bém capaz de trocar/exibir entre as imagens espectrais. Em outras palavras,o operador é capaz de fazer uma seleção de uma imagem normal, de sinaisde imagem de canal espectral Rnbi, Gnbi e Bnbi, e de uma imagem de fun-ção de corpo vivo e ter a imagem exibida. Mais ainda, a seção de troca 439pode também estar configurada de modo que quaisquer duas ou mais ima-gens sejam simultaneamente exibíveis no monitor de display 106.

Especificamente, em um caso onde uma imagem normal, umaimagem de canal espectral e uma imagem de função de corpo vivo são si-multaneamente exibíveis no monitor de display 106, o usuário é capaz deprontamente comparar uma imagem de canal espectral e uma imagem defunção de corpo vivo contra uma imagem normal geralmente observada.Mais ainda, o usuário é capaz de executar uma observação de imagensnormais e de imagens de canal espectral enquanto levando em considera-ção as suas respectivas características (uma característica das imagensnormais é que as suas tonalidades de cor assemelham-se proximamenteàquelas da observação a olho nu para uma fácil observação; uma caracterís-tica das imagens de canal espectral é que a observação de vasos sangüí-neos predeterminados ou similares os quais não podem ser observados a-través de imagens normais é possível). Portanto, a presente modalidade é extremamente útil em diagnósticos.

A seguir, uma descrição detalhada sobre as operações do apa-relho de endoscópio eletrônico 100 de acordo com a presente modalidadeserá dada com referência à figura 51.

Primeiro, para descrever as operações da seção de fonte de luz41, com base em um sinal de controle da seção de controle 42, a seção deoperação de pulsador 17 é ajustada para uma posição predeterminada e gira"!"25 o pulsador 16. Um fluxo de luz da lâmpada 15 passa através de uma porçãodentada do pulsador 16, e é coletado por uma lente de coletamento em uma -extremidade incidente da guia de luz 14 que é um feixe de fibras de luz pro-vido dentro do conector 11 localizado em uma porção de conexão do endos-cópio 101 e da seção de fonte de luz 41.

O fluxo de luz coletado passa pela guia de luz 14 e é irradiadopara dentro do corpo de um objeto a ser examinado de um sistema ótico deiluminação provido na porção de extremidade mais distante 103. O fluxo deluz irradiado é refletido dentro do objeto a ser examinado, e os sinais sãocoletados através da lente de objetiva 19 pelo CCD 21 de acordo com cadafiltro de cor mostrado na figura 6.

Os sinais coletados são inseridos em paralelo no sistema de processamento de sinal de luminância e no sistema de processamento desinal de cor acima descritos. Os sinais coletados de acordo com o filtro decor são somados em uma base por pixel e inseridos na seção de correçãode contorno 432 do sistema de sinal de luminância, e após a correção decontorno, inseridos na seção de processamento de sinal de luminância 434.

Um sinal de luminância é criado na seção de processamento de sinal de lu-minância 434, por meio de que o sinal de luminância criado é inserido naseção de criação de imagem normal 437.

Entrementes, os sinais coletados pelo CCD 21 são inseridos emuma base por filtro nos circuitos de S/H 433a a 433c, e os sinais R/G/B são

respectivamente criados. Além disso, após os sinais R/G/B serem sujeitos aum processamento de sinal de cor na seção de processamento de sinal decor 435, um sinal Y, um sinal R-Y e um sinal B-Y são criados na seção decriação de imagem normal 437 dos sinais de luminância e dos sinais de coracima mencionados. O sinal Y, sinal R-Y e o sinal B-Y são emitidos para o

monitor de display 106 através da seção de troca 439, e um imagem normaldo objeto a ser examinado é exibida no monitor de display 106.

A seguir, as operações durante uma observação de imagem es-pectral serão descritas. Incidentalmente, as descrições sobre as operaçõessimilares àquelas executadas durante uma observação de imagem normal

serão omitidas.

O operador emite uma instrução para observar uma imagem es-pectral de uma imagem normal pela operação de um teclado provido no cor-po principal 105, uma chave provida na seção de operação 104 do endoscó-pio 101, ou similares. Neste ponto, a seção de controle 42 muda o estado de

controle da seção de fonte de luz 41 e do aparelho de processamento decorpo principal 43.

Mais especificamente, conforme requerido, a seção de controle42 muda a quantidade de luz irradiada da seção de fonte de luz 41. Comoacima descrito, como a saturação de uma saída do CCD 21 é indesejável,durante a observação de imagem espectral a seção de controle 42 reduz aquantidade de luz de iluminação em comparação com a observação de ima-gem normal. Mais ainda, além de executar um controle de modo que um si-nal de saída do CCD não atinja a saturação, a seção de controle 42 é tam-bém capaz de mudar a quantidade de luz de iluminação dentro de uma faixana qual a saturação não é atingida.

Além disso, quanto à mudança de controle sobre o aparelho deprocessamento de corpo principal 43 pela seção de controle 42, um sinalemitido da seção de troca 439 é trocado de uma saída da seção de criaçãode imagem normal 437 para uma saída da seção de ajuste de cor 440.

Além disso, as saídas dos circuitos de S/H 433a a 433c estãosujeitas a um processamento de amplificação/adição na seção de computa-ção de matriz 436, emitidas de acordo com cada banda para as seções deintegração 438a a 438c, e após um processamento de integração, emitidaspara a seção de ajuste de cor 440. Mesmo quando a quantidade de luz deiluminação é reduzida pelo pulsador 16, o armazenamento e a integraçãopelas seções de integração 438a a 438c permitem que a intensidade de si-nal seja aumentada como mostrado na figura 2, e uma imagem espectralcom um S/N aperfeiçoado pode ser obtida.

Uma descrição específica será agora dada sobre um processa-mento de matriz executado pela seção de computação de matriz 436 de a-cordo com a presente modalidade. Na presente modalidade, quando tentan-do criar os filtros de passagem de banda (daqui em diante referido como fil-tros de quase passagem de banda) que assemelham-se muito aos filtros depassagem de banda estreita F1 a F3 ideais (neste caso, as respectivas fai-xas de transmissão de comprimento de onda são assumidas serem F1: 590nm a 620 nm, F2: 520 nm a 560 nm, e F3: 400 nm a 440 nm) apresentadosna figura 7 das características de sensibilidade espectral dos filtros de corRGB indicados pelas linhas cheias na figura 7, de acordo com o conteúdorepresentado pelas Fórmulas 1 a 5 acima apresentadas, a matriz seguintetorna-se ótima.<formula>formula see original document page 98</formula>

(0.625 -3.907 -0.05 )-3.097 0.631 -1.6610.036 -5.146 0.528

(19)

1 0 0 'K = 0 1.07 0 -(20),0 0 1.57,

Incidentalmente, o acima utiliza informações a priori de que oespectro S(X) de uma fonte de luz representada pela Fórmula 6 está apre-sentado na figura 9 e o espectro de refletância H{X) do corpo vivo a ser es-tudado representado pela Fórmula 7 está apresentado na figura 10.

0 V 0.625 -3.907 -0.05 ^0 -3.097 0.631 -1.6611.57)1 0.036 -5.146 0.528

A'=KA =

1 00 1.070 0

' 0.625 -3.907 -0.050)-3.314 0.675 -1.7770.057 -8.079 0.829

(21)

Pela execução da computação de matriz, as características dequase filtro (indicadas como as características de quase filtros F1 a F3 nafigura 7) são obtidas. Em outras palavras, o processamento de matriz acimamencionado é para criar um sinal de imagem espectral pela utilização de umfiltro de quase passagem de banda (matriz) criado com antecedência comoacima descrito em um sinal de imagem de cor.

Um exemplo ilustrativo de uma imagem endoscópica criada utili-zando as características de quase filtro será abaixo descrito.

Como mostrado na figura 11, o tecido dentro de uma cavidadecorporal 51 freqüentemente tem uma estrutura distribuída de corpos absor-ventes tais como os vasos sangüíneos os quais diferem em uma direção deprofundidade. Os capilares 52 estão predominantemente distribuídos na vi-zinhança das camadas de superfície da membrana de mucosa, enquantoque as veias 52 maiores do que os capilares estão distribuídas juntamentecom os capilares em camadas intermediárias que são mais profundas doque as camadas de superfície, e veias 54 ainda maiores estão distribuídasem camadas adicionalmente mais profundas.

Por outro lado, a profundidade de luz alcançável na direção nomodo de profundidade do tecido dentro de uma cavidade corporal 51 é de-pendente do comprimento de onda da luz. Como mostrado na figura 12, nocaso de uma luz que tem um comprimento de onda curto tal como o azul (B),a luz de iluminação que inclui a faixa visível somente alcança a vizinhançadas camadas de superfície devido às características de absorção e às carac-terísticas de dispersão do tecido biológico. Assim, a luz está sujeita à absor-ção e à dispersão dentro de uma faixa até aquela profundidade, e a luz quesai da superfície é observada. Mais ainda, no caso da luz verde (G) cujocomprimento de onda é mais longo do que aquele da luz azul (B), a luz al-cança uma maior profundidade do que a faixa alcançável de luz azul (B).Assim, a luz está sujeita à absorção e à dispersão dentro da faixa, e a luzque sai da superfície é observada. Mais ainda, a luz vermelha (R) ) cujo comprimento de onda é mais longo do que aquele da luz verde (G), alcança- uma profundidade ainda maior.

Como mostrado na figura 13, com a luz RGB durante a observa-ção normal do tecido dentro de uma cavidade corporal 51, como a respectivabanda de comprimento de onda sobrepõe umas às outras: (1) um sinal decaptação de imagem captado pelo CCD 21 sob a luz de banda B capta umaimagem de banda que tem informações de tecido superficial e intermediárioque inclui uma grande quantidade de informações de tecido superficial talcomo aquele mostrado na figura 14; (2) um sinal de captação de imagemcaptado pelo CCD 21 sob a luz de banda G capta uma imagem de bandaque tem informações de tecido superficial e intermediário que inclui umagrande quantidade de informações de tecido intermediário tal como aquelemostrado na figura 15; e (3) um sinal de captação de imagem captado peloCCD 21 sob a luz de banda R capta uma imagem de banda que tem infor-mações de tecido intermediário e profundo que inclui uma grande quantida-de de informações de tecido profundo tal como aquele mostrado na figura16.

Além disso, pela execução de um processamento de sinal nos

sinais de captação de imagem RGB no corpo principal de aparelho de en-doscópio 105, é agora possível obter uma imagem endoscópica desejável ouuma imagem endoscópica com uma reprodução de cor natural.

O processamento de matriz executado pela seção de computa-

ção de matriz 436 acima descrita é para criar um sinal de imagem espectralutilizando um filtro de quase passagem de banda (matriz) criado com ante-cedência como acima descrito em um sinal de imagem de cor.

Por exemplo, os sinais de imagem espectral F1 a F3 são obtidospela utilização de filtros de quase passagem de banda F1 a F3 que tem ca-

racterísticas espectrais de banda estreita discretas e os quais são capazesde extrair as informações de tecido profundo desejadas, como mostrado nafigura 17. Como mostrado na figura 17, como as respectivas faixas de com-primento de onda dos filtros de quase passagem de banda F1 a F3 não so-brepõem uns aos outros,

(4) uma imagem de banda que tem as informações de tecido de

camada superficial tal corno aquela mostrada na figura 18 é captada no sinalde imagem espectral F3 pelo filtro de quase passagem de banda F3;

(5) uma imagem de banda que tem as informações de tecido decamada intermediária tal como aquela mostrada na figura 19 é captada no

sinal de imagem espectral F2 pelo filtro de quase passagem de banda F2; e

A seguir, em relação aos sinais de imagem espectral ZF1 a IF3 obtidos como acima descrito, como um exemplo de uma conversão de cor amais simplificada, a seção de ajuste de cor 440 respectivamente aloca o si-nal de imagem espectral F1 para o sinal de imagem de canal espectral Rnbi(para ser emitido para o canal R do monitor de display 106), o sinal de ima-gem espectral F2 para o sinal de imagem de canal espectral Gnbi (para seremitido para o canal G do monitor de display 106), e o sinal de imagem es-pectral F3 para o sinal de imagem de canal espectral Bnbi (para ser emitido para o canal B do monitor de display 106), e emite os mesmos para o moni-tor de display 106 através da seção de troca 439.

Como mostrado na figura 53 uma seção de ajuste de cor 440está constituída por um circuito de processamento de conversão de cor 440aque compreende: um circuito de matriz 3 por 3 61 três conjuntos de LUTs 62a, 62b, 62c, 63a, 63b e 63c providos anteriormente e posteriormente aocircuito de matriz 3 por 3 61; e um circuito de mudança de coeficiente 64 quemuda os dados de tabela das LUTs 62a, 62b, 62c, 63a, 63b e 63c ou docoeficiente de matriz do circuito de matriz 3 por 3 61.

Os sinais de imagem espectral F1 a F3 inseridos no circuito de processamento de conversão de cor 440a estão sujeitos a uma correção dey inversa, a uma conversão de contraste não linear e similares em uma basede dados por banda pelas LUTs 62a, 62b e 62c.

Então, após a conversão de cor ser executada no circuito de ma-triz 3 por 3 61, um processamento de correção de y ou de conversão de to-20 nalidade apropriado é executado nas LUTs 63a, 63b e 63c de pós-estágio.

Os dados de tabela das LUTs 62a, 62b, 62c, 63a, 63b e 63c ouo coeficiente de matriz do circuito de matriz 3 por 3 61 podem ser mudadospelo circuito de mudança de coeficiente 64.

As mudanças pelo circuito de mudança de coeficiente 64 sãoA25 executadas com base em um sinal de controle de uma chave de conversãode processamento (não mostrada) provida na seção de operação do endos-cópio 101 ou similar.

Quando recebendo o sinal de controle, o circuito de mudança decoeficiente 64 lê os dados apropriados de dados de coeficiente armazena-30 dos com antecedência na seção de ajuste de cor 440, e sobrescreve o coefi-ciente de circuito atual com os dados.

A seguir, o conteúdo específico do processamento de conversãode cor será descrito. A Fórmula 22 representa um exemplo de uma equaçãode conversão de cor.<formula>formula see original document page 102</formula>

O processamento representado pela Fórmula 22 é uma conver-são de cor na qual os sinais de imagem espectral F1 a F3 são atribuídospara os sinais de imagem de canal espectral Rnbi, Gnbi e Bnbi os quais sãorespectivamente emitidos para o canal R, o canal G e o canal B do monitorde display 106, em ordem ascendente de comprimentos de onda.

Neste modo, quando observando as imagens de canal espectralque correspondem aos sinais de imagem de canal espectral Rnbi, Gnbi eBnbi por imagens de cor, por exemplo, a imagem mostrada na figura 22 éobtida. O sinal de imagem espectral F3 é refletido sobre uma grande veiaque existe em uma posição profunda, e a sua cor de exibição é apresentadacomo um padrão azul. Como o sinal de imagem espectral F2 é fortementerefletido sobre uma rede vascular próximo das-camadas intermediárias, uma sua cor de exibição (imagem de cor) é exibida por um padrão vermelho. En-tre as redes vasculares, aquelas existentes próximo da superfície da mem-brana de mucosa são expressas por um padrão amarelo.

Apesar do circuito de processamento de conversão de cor 440aestá disposto para executar uma conversão de cor por uma unidade decomputação de matriz constituída pelo circuito de matriz 3 por 3 61, a pre-sente invenção não está limitada a esta disposição. Ao contrário, um meiode processamento de conversão de. cor pode ser configurado utilizando umprocessador numérico (CPU) ou uma LUT.

Por exemplo, na modalidade acima descrita, apesar do circuitode processamento de conversão de cor 440a estar ilustrado por uma confi-guração centrada ao redor do circuito de matriz 3 por 3 61, vantagens simila-res podem ser conseguidas pela substituição do circuito de processamentode conversão de cor 440a por LUTs tridimensionais 71 que correspondem acada banda como mostrado na figura 54. Neste caso, o circuito de mudançade coeficiente 64 executa uma operação para mudar o conteúdo de tabelacom base em um sinal de controle da chave de conversão de processamen-to (não mostrada) provida na seção de operação do endoscópio 101 ou simi-lar.

Por outro lado, em relação a uma imagem de canal espectral

que é uma imagem de observação, quando o operador emite uma instruçãode computação para a pela operação de um teclado provido no corpo princi-pal 105, uma chave provida na seção de operação 104 do endoscópio 101ou similares, um valor de IHb é computado por um circuito de cálculo de va- lor de IHb 450a mostrado na figura 55 utilizando as informações de imagemde banda em dois sinais de imagem espectral entre os sinais de imagemespectral F1 a F3.

A computação de valor de IHb convencional utiliza a Fórmula 34,a qual aproveita-se do fato de que uma imagem de banda G reflete forte- mente as informações do sangue.

Entrementes, pelo estreitamento da banda do filtro, os capilaresde superfície são fortemente refletidos na imagem B; Portanto, as profundi-dades nas quais o sangue existe diferem entre as imagens B e G com B re-fletindo as informações superficiais e G refletindo as informações de locali- zações mais profundas.

IHb=32XLog (R/G) -(34)

Conseqüentemente.a seção de computação de função de corpovivo 450 trata o sinal de imagem espectral F1 que corresponde à banda Rcomo um sinal R, o sinal de imagem espectral F2 que corresponde à bandaG como um sinal G, e o sinal de imagem espectral F3 que corresponde à

banda B como um sinal B. Então, trocando as operações de um seletor 451provido no circuito de cálculo de valor de IHb 450a com base em uma instru-ção de uma chave de operação ou similar, a seção de computação de fun-ção de corpo vivo 450 troca e computa um valor de IHb de camadas inter-mediárias de mucosa com base nas informações G utilizando a Fórmula 34

e um valor de IHb de camadas de superfície de mucosa com base em infor-mações B utilizando a Fórmula 35.Conseqüentemente, o usuário é capaz de separar e confirmar asinformações de tecido de uma profundidade desejada na vizinhança da su-perfície de tecido do tecido biológico.

<formula>formula see original document page 104</formula>

Especificamente, como mostrado na figura 55, o circuito de cál-culo de valor de IHb 450a compreende o seletor 451, um divisor 452, umaseção de conversão logarítmica 453 e um multiplicador 454. O sinal de ima-gem espectral F1 como um sinal R e ou o sinal de imagem espectral F2 co-mo um sinal G ou o sinal de imagem espectral F3 como um sinal B selecio-nados pelo seletor 451 são inseridos no divisor 452, por meio de que ou Fl/G ou R/B é calculado pelo divisor 452.

A saída do divisor 452 é inserida na seção de conversão de log453, por meio de que uma conversão logarítmica é executada pela seção deconversão de log 453 utilizando uma tabela de conversão na ROM ou simi-lar. O sinal logaritmicamente convertido é sujeito a uma multiplicação por um coeficiente predeterminado no multiplicador 454, e, como um resultado, osvalores de IHb por pixel são calculados.

Subseqüentemente, uma imagem de quase cor ou similar é cria-da com base nos valores de IHb por pixel computados, e a imagem de qua-se cor ou similar é emitida para o monitor de display 106 através da seção de troca 439. Por exemplo, como mostrado na figura 55, uma imagem de cornormal 106A está exibida em um lado esquerdo da tela no monitor de dis-play 106, uma imagem de observação 106B de uma imagem de canal es-pectral está exibida em um seu lado direito, e uma imagem de função decorpo vivo 106C com base nos valores de IHb está exibida sob a imagem deobservação 106B.

Como visto, uma imagem normal, uma imagem de observaçãoconvertida em cor para uma tonalidade de cor adequada para observar asinformações de tecido de uma profundidade desejada, e uma imagem defunção de corpo vivo com base em valores de IHb de um tecido que corres- ponde à imagem de observação estão simultaneamente exibidas no monitorde display 106. Mais ainda, de acordo com a presente modalidade, o de-sempenho de diagnóstico do operador pode ser melhorado.

Por exemplo, através do processamento de conversão de correpresentado pela Fórmula 22, o sinal de imagem espectral F2 é alocadopara um sinal de imagem de canal espectral Gnbi (o canal G do monitor de display 106), uma rede vascular próximo das camadas intermediárias é exi-bida por uma imagem de observação de padrão vermelho, e, ao mesmotempo os valores de IHb de camadas intermediárias de mucosa com baseem informações G nos sinais de imagem espectral F1 e F2 são calculadospara exibir uma imagem de função de corpo vivo. Do display, o operador é

agora capaz de prontamente perceber as mudanças em hemodinâmica de-vido à distribuição de hemoglobina.

Neste ponto, apesar das redes vasculares que existem próximoda superfície da membrana de mucosa serem expressas como uma padrãoamarelo em uma imagem de observação, um padrão amarelo tende a ter um

fraco contraste contra a mucosa de fundo e portanto baixa visibilidade. Asmudanças no padrão na vizinhança da superfície da membrana de mucosasão especificamente importantes para a descoberta e um diagnóstico dife-rencial de doenças de estágio inicial.

Nesta luz, de modo a reproduzir os padrões na vizinhança da

superfície da membrana de mucosa com uma maior visibilidade em uma i-magem de observação, é efetivo executar a conversão expressa pela Fór-mula 23 abaixo provida, e ao mesmo tempo calcular um valor de IHb da ca-mada de superfície de mucosa com base nas informações B dos sinais dêimagem espectral F1 e F3 para exibir uma imagem de função de corpo vivo.

<formula>formula see original document page 105</formula>(23)

O processamento representado pela Fórmula 23 é um exemplo

de uma conversão na qual o sinal de imagem espectral F1 está misturadocom o sinal de imagem espectral F2 em uma certa razão e os dados criadossão atualmente utilizados como o sinal de canal espectral Gnbi, e permiteuma clarificação adicional do fato de que os corpos de absorção/dispersãotais como uma rede vascular diferem de acordo com a posição de profundi-dade.

Portanto, pelo ajuste do coeficiente de matriz através do circuitode mudança de coeficiente 64, o usuário é capaz de ajustar as cores de dis-play. Quanto às operações, em conjunto com uma chave de troca de modo(não mostrada) provida na seção de operação do endoscópio 101, o coefici-ente de matriz é ajustado para um valor padrão de uma operação atravessa-da no meio de processamento de imagem.

Uma operação atravessada neste caso refere-se a um estado noqual uma matriz unitária está montada no circuito de matriz 3 por 3 61 e umatabela não de conversão está montada nas LUTs 62a, 62b, 62c, 63a, 63b, e63c. Isto significa que, por exemplo, valores pré-ajustados de cog=0,2,(0b=0,8 devem ser providos como os valores padrão do coeficiente de matriz.

Então, pela operação da seção de operação do endoscópio 101ou similar, o usuário executa um ajuste de modo o coeficiente torne-se, porexemplo, cog=0,4, cob=0,6. Uma tabela de correção de 7 inversa e uma tabelade correção de 7 são aplicadas "conforme requerido nas LUTs 62a, 62b, 62c,63a, 63b e 63c.

Incidentalmente, além do circuito de cálculo de valor de IHb450a, a seção de computação de função de corpo vivo 450 pode estar provi-da com uma seção de computação que computa os valores de característicatais como uma média de IHb sobre uma imagem inteira, um desvio padrãode IHb, e uma curtose de IHb, por meio de que os valores podem ser exibi-dos na tela do monitor de display 106 juntamente com uma imagem de fun-ção de corpo vivo com base no valor de IHb.

Como visto, de acordo com a presente modalidade, pela criaçãode um filtro de quase banda estreita utilizando um sinal de imagem de corpara criar uma imagem endoscópica eletrônica normal (imagem normal),uma imagem espectral que tem informações de tecido de porção profundadesejadas tais como um padrão vascular pode ser obtida sem precisar utili-zar um filtro de passagem de banda estreita ótico para as imagens espec-trais.Além disso, de acordo com a presente modalidade, pelo ajustede um parâmetro de um circuito de processamento de conversão de cor440a da seção de ajuste de cor 440 de acordo com a imagem espectral, éagora possível executar um método de representação que faz uso total deuma característica que são as informações de profundidade alcançável du-rante as informações de imagem espectral de banda estreita, e como umresultado, uma separação efetiva e uma confirmação visual de informaçõesde tecido de uma profundidade desejada na vizinhança da superfície do te-cido biológico podem ser executadas.

Mais ainda, de acordo com a presente modalidade, exibindo si-

multaneamente uma imagem de observação que tem uma tonalidade de coradequada para observação e as informações de função de corpo vivo combase em um valor de IHb tal como uma quase imagem além de uma imagemde cor normal no mesmo monitor de display, é agora possível perceber pron-tamente, por exemplo, um estado congestivo. Portanto, a presente modali-dade permite que as respectivas imagens sejam prontamente comparadassem precisar trocar freqüentemente entre as várias imagens, como era con-vencionalmente requerido, e aperfeiçoamentos no desempenho de diagnós-tico podem ser vantajosamente conseguidos.

OITAVA MODALIDADE

A figura 57 é um diagrama de blocos que mostra uma configura-ção de uma seção de computação de matriz de acordo com uma oitava mo-dalidade da presente invenção. Como a oitava modalidade é quase a mes-ma que.a sétima modalidade, somente as diferenças entre estas serão des- critas. Aos componentes iguais serão atribuídos caracteres de referênciaiguais e suas descrições serão omitidas.

A presente modalidade primariamente difere da sétima modali-dade na seção de computação de matriz 436. Enquanto a sétima modalida-de está disposta de modo que a computação de matriz é executada por um assim denominado processamento de hardware que utiliza um circuito ele-trônico, na presente modalidade, a computação de matriz é executada porprocessamento de dados numéricos (processamento por software que utilizaum programa).

Uma configuração específica da seção de computação de matriz436 de acordo com a presente modalidade está mostrada na figura 57. Aseção de computação de matriz 436 presente inclui uma memória de ima-gem 50 para armazenar os respectivos sinais de imagem de cor de R, G e B.Além disso, um registro de coeficiente 151 no qual os respectivos valores damatriz <A'> expressa pela Fórmula 21 estão armazenados como dados nu-méricos está provido.

O registro de coeficiente 151 e a memória de imagem 50 estão conectados nos multiplicadores 53a a 53i; os multiplicadores 53a, 53d e 53gestão conectados em um multiplicador 54a; e a saída do multiplicador 54aestá conectada na seção de integração 438a mostrada na figura 51. A-lém disso, os multiplicadores 53b, 53e e 53h estão conectados em um multi-plicador 54b, e a sua saída está conectada na seção de integração 438b.

Mais ainda, os multiplicadores 53c, 53f e 53i estão conectados em um multi-plicador 54c, e a sua saída está conectada na seção de integração 438c.

Quanto às operações na presente modalidade, os dados de i-magem RGB inseridos são temporariamente armazenados na memória deimagem 50. A seguir, um programa de computação armazenado em um dis-positivo de armazenamento predeterminado (não mostrado) faz com quecada coeficiente da matriz <A'> do registro de coeficiente 151 seja multipli-cado em um multiplicador com os dados de imagem RGB armazenados namemória de imagem 50.

Incidentalmente, a figura 57 mostra um exemplo no qual o sinalRé multiplicado por cada coeficiente de matriz nos multiplicadores 53a a53c. Além disso, como está mostrado no mesmo diagrama, o sinal G é mul-tiplicado por cada coeficiente de matriz nos multiplicadores 53d a 53f, en-quanto que o sinal B é multiplicado por cada coeficiente de matriz nos multi-plicadores 53g a 53i. Quanto aos dados respectivamente multiplicados porum coeficiente de matriz, as saídas dos multiplicadores 53a, 53d e 53g sãomultiplicadas pelo multiplicador 54a, as saídas dos multiplicadores 53b, 53ee 53h são multiplicadas pelo multiplicador 54b, e as saídas dos multiplicado-res 53c, 53f e 53i são multiplicadas pelo multiplicador 54c.

Uma saída do multiplicador 54a é enviada para a seção de inte-gração 438a. Além disso, as saídas dos multiplicadores 54b e 54c são res-pectivamente enviadas para a seção de integração 438b e 438c. De acordo com a presente modalidade, no mesmo modo que na

sétima modalidade, uma imagem de observação espectral capaz de exibirclaramente um padrão vascular pode ser obtida, e ao mesmo tempo, as in-formações de função de corpo vivo relativas à imagem de observação es-pectral podem ser exibidas. Mais ainda, na presente modalidade, como o processamento de

matriz é executado utilizando um software sem utilizar um hardware como éo caso com a sétima modalidade, por exemplo, as mudanças em cada coefi-ciente de matriz ou similares podem ser acomodadas em uma maneira ime-diata.

Além disso, em um caso onde os coeficientes de matriz são ar-

mazenados somente por valores resultantes ou, em outras palavras, nãoarmazenados como uma matriz <A'> mas armazenados de acordo com S(k),H{X), R(X), G(X) e B(1), e computados conforme requerido para determinaruma matriz <A'> para ser utilizada, uma mudança pode ser feita em somente

um dos elementos, por meio disto aperfeiçoando a conveniência. Por exem-plo, é possível mudar somente as características espectrais de luz de ilumi-nação S(k) ou similares.NONA MODALIDADE

As figuras 58 e 59 referem-se a uma nona modalidade da pre-A sente invenção, onde a figura 58 é um diagrama de blocos que mostra umaconfiguração de um aparelho de endoscópio eletrônico, e a figura 59 é umdiagrama que mostra os tempos de acumulação de carga do CCD 21 mos-trado na figura 58.

Como a nona modalidade está configurada quase a mesma que

a sétima modalidade, somente as diferenças entre estas serão descritas.Aos componentes iguais serão atribuídos caracteres de referência iguais esuas descrições serão omitidas.A presente modalidade difere da sétima modalidade na seção de fonte de luz 41 e no CCD 21. Na sétima modalidade, o CCD 21 está provido com os filtros de cor mostrados na figura 6 e é um assim denominado CCD do tipo síncrono que cria uma imagem de captação de cor utilizando os fil- tros de cor. No entanto, na presente modalidade, um assim denominado CCD do tipo seqüencial de quadro 21 que cria uma imagem de captação de cor pela iluminação da luz de iluminação na ordem de R, G e B é utilizado.

Como mostrado na figura 58, a seção de fonte de luz 41 de a-cordo coma presente modalidade está provido com um diafragma 25 sobre uma face dianteira da lâmpada 15, e um filtro RGB 23 está adicionalmente provido sobre uma face dianteira do diafragma 25. Além disso, o diafragma 25 está conectado em uma seção de controle de diafragma 24, e em resposta a um sinal de controle da seção de controle de diafragma 24, o diafragma 25 limita um fluxo de luz a ser transmitido entre o fluxo de luz irradiado dalâmpada 15 para mudar a quantidade de luz. Mais ainda, um filtro rotativo RGB 23 está conectado em uma seção de controle de filtro rotativo RGB 26 e é girado a uma velocidade rotacional predeterminada.

Quanto às operações pela seção de fonte de luz 41 de acordo com a presente modalidade, um fluxo de luz emitido da lâmpada 15 é limita-do a uma quantidade de luz predeterminada pelo diafragma 25. O fluxo de luz transmitido através do diafragma 25 passa através do filtro RGB 23, e é emitido como as respectivas luzes de iluminação de R/G/B em intervalos de tempo predeterminados da seção de fonte de luz 41.

Além,disso, as respectivas luzes de iluminação são refletidasdentro do objeto a ser examinado e recebidas pelo CCD 21. Os sinais obtidos no CCD 21 são classificados de acordo com o tempo de irradiação por uma seção de troca (não mostrada) provida no corpo principal de aparelho de endoscópio 105 e são respectivamente inseridos nos circuitos de S/H 433a a 433c.

Em outras palavras, quando uma luz de iluminação é irradiadaatravés do filtro R da seção de fonte de luz 41, um sinal obtido pelo CCD 21 é inserido no circuito de S/H 433a. Incidentalmente, como as outras opera-ções são as mesmas que aquelas na sétima modalidade, as suas descrições serão omitidas.

De acordo com a presente modalidade, no mesmo modo que na sétima modalidade, uma imagem de observação espectral capaz de clara-5 mente exibir um padrão vascular pode ser obtida, e ao mesmo tempo, as informações de função de corpo vivo relativas à imagem de observação espectral podem ser exibidas.

Além disso, ao contrário da sétima modalidade, a presente modalidade é capaz de receber os benefícios totais do acima denominado mé-10 todo seqüencial de quadro. Tais benefícios incluem aqueles oferecidos pela décima modalidade que será posteriormente descrita.

Mais ainda, na modalidade acima descrita, a quantidade de luz de iluminação (quantidade de luz de uma fonte de luz) é controlada/ajustada de modo a evitar a saturação dos sinais de cor R/G/B. Ao contrário, existe 15 um método que ajusta um obiurador eletrônico de um CCD. Com um CCD, as cargas acumulam em proporção à intensidade de luz incidente em um dado período de tempo, por meio de que a quantidade de carga é tomada como um sinal. Um componente que corresponde a um tempo de acumulação de carga durante o qual a carga é acumulada é denominado um obtura-20 dor eletrônico.

Pelo ajuste do obturador eletrônico, a quantidade acumulada de cargas^ou, em outras palavras, uma quantidade de sinal pode ser ajustada. Portanto, como mostrado na figura 59, pela obtenção de imagens de cor R/G/B em um estado onde o tempo de acumulação de carga é sequencial-^25 mente mudado, uma imagem espectral similar àquela no caso de controle de quantidade de luz de iluminação pode ser obtida.

Mais especificamente, em cada uma das modalidades acima descritas, o controle de quantidade de luz de iluminação pode ser utilizado para obter uma imagem normal, e quando obtendo uma imagem espectral, é 30 possível impedir a saturação de imagens de cor R/G/B pela variação do obturador eletrônico. DÉCIMA MODALIDADEA figura 60 é um diagrama que mostra o tempo de acumulação de carga de um CCD de acordo com uma décima modalidade da presente invenção.

Como a décima modalidade está configurada quase a mesma que a nona modalidade, somente as diferenças entre estas serão descritas. Aos componentes iguais serão atribuídos caracteres de referência iguais e suas descrições serão omitidas.

A presente modalidade é primariamente similar à nona modalidade na utilização de um método seqüencial de quadro, e aproveita-se de 10 suas características. Pela adição de uma ponderação aos tempos de acumulação de carga devido ao controle de obturador eletrônico de acordo com a nona modalidade, a presente modalidade é capaz de simplificar a criação de dados de imagem espectral.

Em outras palavras, na presente modalidade, um circuito de o-peração de CCD 431 capaz de variar o tempo de acumulação de carga do CCD 21 está provido. Incidentalmente, como os outros componentes são os mesmos que aqueles na nona modalidade, suas descrições serão omitidas.

Quanto às operações da presente modalidade, como mostrado na figura 60, quando as respectivas luzes de iluminação são irradiadas atra- vés do filtro rotativo RGB 23, o circuito de operação de CCD 431 varia o tempo de acumulação de carga devido ao obturador eletrônico do CCD 21.

Neste ponto, assumamos que os respectivos tempos de acumulação de carga do CCD 21 para as luzes de iluminação R/G/B são tdr, tdg e tdb (incidentalmente, como um tempo de acumulação não está provido para o sinal de imagem de cor B, o tdb está omitido no diagrama).

Por exemplo, quando executando a computação de matriz representada pela Fórmula 21, como a computação a ser executada pela imagem de quase filtro F3 pode ser determinada das imagens RGB obtidas por um endoscópio normal como

F3=-0. 050R-1. 777G + 0. 829B •••(25) o ajuste do tempo de acumulação de carga devido ao controle de obutrador eletrônico de acordo com RGB mostrado na figura 60 paratdr:tdg:tdb = 0. 050:1. 777:0. 829 •••(26)

será suficiente. Além disso, para a porção de matriz, um sinal no qual somente os componentes R e G estão invertidos assim como o componente B é adicionado. Como um resultado, uma imagem espectral similar àquela na sétima até a nona modalidades pode ser obtida. 5 De acordo com a presente modalidade, no mesmo modo que na

nona modalidade, uma imagem de observação espectral capaz de exibir claramente um padrão vascular pode ser obtida, e ao mesmo tempo, as informações de função de corpo vivo relativas à imagem de obserevação espectral podem ser exibidas. Mais ainda, a presente modalidade utiliza o método

seqüencial de quadro para criar os sinais de imagem de cor no mesmo modo que na nona modalidade, e os tempos de acumulação de carga podem ser variados utilizando o obturador eletrônico para cada sinal de imagem de cor. Conseqüentemente, a seção de computação de matriz 436 precisa somente executar um processamento de adição e de subtração, por meio disto permi-

tindo uma simplificação do processamento. DÉCIMA PRIMEIRA MODALIDADE

As figuras 61 e 62 referem-se a uma décima primeira modalidade da presente invenção, onde a figura 61 é um diagrama que mostra uma rede de filtros de cor e a figura 62 é um diagrama que mostra as característi-

cas de sensibilidade espectral dos filtros de cor mostrados na figura 61.

Como a décima primeira modalidade é quase a mesma que a sétima modalidade, somente as diferenças entre as mesmas serão descritas. Aos componentes iguais serão atribuídos caracteres de referência iguais e as suas descrições serão omitidas.

A presente modalidade primariamente difere da sétima modali-

dade nos filtros de cor providos no CCD 21. Comparada com a sétima modalidade na qual filtros de cor do tipo de cor primária RGB são utilizados como mostrado na figura 6, a presente modalidade utiliza filtros de cor do tipo complementar.

Como mostrado na figura 61, a rede dos filtros de cor do tipo

complementar está constituída pelos respectivos elementos de G, Mg, Ye eCy. Incidentalmente, os respectivos elementos dos filtros de cor do tipo de cor primária e os respectivos elementos dos filtros de cor do tipo de cor complementar formam as relações de Mg = R + B, Cy = G + B, e Ye = R + G.

Neste caso, o corpo principal de aparelho de endoscópio 105 executa uma leitura de pixel total do CCD 21 e um processamento de sinal ou processamento de imagem nas imagens dos respectivos filtros de cor. Além disso, pela transformação das Fórmulas 1 a 8 e 19 a 21 as quais acomodam os filtros de cor do tipo de cor primária de modo a acomodar os filtros de cor do tipo complementar, as Fórmulas 27 a 33 abaixo apresentadas são derivadas. Note que as características de filtro de passagem de banda estreita alvo são as mesmas.

<formula>formula see original document page 114</formula><formula>formula see original document page 115</formula>Mais ainda, a figura 62 mostra as características de sensibilidade espectral quando utilizando os filtros de cor do tipo complementar, os filtros de passagem de banda alvo, e as características do filtro de quase passagem de banda determinados das Formulas 27 a 33 acima providas. 5 É desnecessário dizer que, quando utilizando os filtros de cor do

tipo complementar, os circuitos de S/H mostrados na figura 51 são respectivamente aplicados a G/Mg/Cy/Ye ao invés de R/G/B.

Mais ainda, mesmo quando utilizando os filtros de cor do tipo complementar, o método de estimativa de matriz expresso pelas Fórmulas 9

a 18 é aplicável. Neste caso, quando o número de filtros de cor do tipo complementar é 4, a porção da hipótese da Fórmula 14 de que a refletância espectral de corpo vivo pode ser aproximada utilizando três características espectrais fundamentais agora torna-se quatro, ou quatro ou menos. Portanto, conseqüentemente, uma dimensão para computar a matriz de estimativa é

mudada de 3 para 4.

De acordo com a presente modalidade, no mesmo modo que na sétima modalidade, uma imagem de observação espectral capaz de claramente exibir um padrão vascular pode ser obtida, e ao mesmo tempo, as informações de função de corpo vivo relativas à imagem de observação es-

pectral podem ser exibidas. Além disso, a presente modalidade é capaz dereceber o benefício total de utilizar os filtros de cor do tipo complementar.

Apesar de várias modalidades de acordo com a presente invenção, terem sido acima descritas, a presente invenção permite que várias combinações das modalidades acima descritas sejam utilizadas. Além disso,as modificações podem ser feitas sem afastar-se do seu escopo.

Por exemplo, para todas as modalidades anteriormente descritas, o operador pode criar um novo filtro de quase passagem de banda durante a prática clínica ou em outros tempos e aplicar o filtro para utilização clínica. Em outras palavras, em relação à sétima modalidade, uma seção de projeto (não mostrada) capaz de computar/calcular os coeficientes de matriz pode estar provida na seção de controle 42 mostrada na figura 51.

Conseqüentemente, um filtro de quase passagem de banda a-dequado para obter uma imagem espectral desejada pelo operador pode estar disposto para ser projetado novo pela inserção de uma condição atra-vés do teclado provido no corpo principal de aparelho de endoscópio 105 mostrado na figura 3. Conseqüentemente, uma aplicação clínica imediata pode ser conseguida pelo ajuste de um coeficiente de matriz final (que corresponde aos respectivos elementos de matriz <A> nas Fórmulas 21 e 33) derivado pela aplicação de um coeficiente de correção (que corresponde aos respectivos elementos de matriz <K> nas Fórmulas 20 e 32) no coeficiente de matriz calculado (que corresponde aos respectivos elementos de matriz <A> nas Fórmulas 19 e 31) para a seção de computação de matriz 436 mostrada na figura 51.

A figura 63 mostra um fluxo que culmina em uma aplicação clíni- carPara descrever o fluxo em termos específicos, primeiro, o operador insere as informações (por exemplo, a banda de comprimento de onda ou similar) sobre um filtro de passagem de banda alvo através de um teclado ou similar. Em resposta a isto, uma matriz <A'> é calculada juntamente com as características de uma fonte de luz, os filtros de cor de um CCD ou similar armazenados com antecedência em um dispositivo de armazenamento predeterminado ou similar, e, como mostrado na figura 61, as características do filtro de passagem de banda alvo assim como um resultado de computação(filtro quase de passagem de banda) pela matriz <A'> são exibidos em um monitor como diagramas de espectro.

Após confirmar o resultado da computação, o operador executa os ajustes conseqüentemente quando utilizando a matriz <A'> criada nova, e uma imagem endoscópica real é criada utilizando a matriz <A'>. Ao mesmo tempo, a matriz <A'> criada nova é armazenada em um dispositivo de armazenamento predeterminado, e pode ser reutilizada em resposta a uma operação predeterminada pelo operador.

Como um resultado, independentemente de uma matriz <A'> existente, o operador pode criar um novo filtro de passagem de banda baseado em uma experiência pessoal ou similar. Isto é especificamente efetivo quando utilizado para propósitos de pesquisa.

A presente invenção não está limitada às modalidades acima descritas, e várias mudanças e modificações podem ser feitas sem afastar- se do seu escopo.

APLICABILIDADE INDUSTRIAL

Pela criação de um sinal de imagem espectral (sinal espectral) de um sinal de imagem "de cor (sinal de corpo vivo) através de um processamento de sinal elétrico e adicionalmente provendo um meio de ajuste de tonalidade de cor e um meio de troca de coeficiente, um estado de alta confiabilidade pode ser mantido mesmo quando um diferente tecido biológico deve ser observado, e a exibição de imagem pode ser executada em um estado de operabilidade favorável.

O presente pedido está baseado no Pedido de Patente Japone sa Número 2005-140379 depositado em 12 de Maio de 2005 no Japão e no Pedido de Patente Japonesa Número 2005-140383 depositado em 12 de Maio de 2005 no Japão, o conteúdo apresentado dos quais está incorporado - na presente especificação, o escopo de reivindicações e os desenhos por referência.

Claims

1. Aparelho de observação biológica, que compreende: uma seção de criação de sinal de imagem de cor que executa um processamento de sinal ou em um primeiro sinal de captação de imagem para o qual um objeto a ser examinado iluminado por uma luz de iluminação branca é captado por um primeiro aparelho de captação de imagem provido com um filtro de cor que tem uma característica de transmissão de uma pluralidade de comprimentos de onda de banda larga ou um segundo sinal de captação de imagem para o qual um objeto a ser examinado iluminado por uma pluralidade de luzes de iluminação seqüenciais de quadro mutuamente diferentes em uma faixa de comprimento de onda de banda larga a qual cobre uma faixa visível é captado por um segundo aparelho de captação de imagem e cria um sinal de imagem de cor para exibição como uma imagem de cor em um dispositivo de display; uma seção de criação de sinal de imagem espectral que cria,com base no primeiro sinal de captação de imagem ou no segundo de sinal de captação de imagem, um sinal de imagem espectral que corresponde a um sinal de imagem de banda estreita obtido quando da captação de uma imagem de um objeto a ser examinado iluminado por uma luz de iluminação em uma faixa de comprimento de onda de banda estreita através de processamento de sinal de um sinal de cor utilizado para criar o sinal de imagem de cor ou através de processamento de sinal do sinal de imagem de cor;uma seção de conversão de cor de display que executa uma conversão de corde display no sinal de imagem espectral quando exibindo o sinal como uma imagerrvespectral no dispositivo de display; epelo menos uma de uma seção de mudança/ajuste de característica que muda/ajusta as características de criação do sinal de imagem espectral na seção de criação de sinal de imagem espectral, uma seção de mudança/ajuste de cor de display que muda/ajusta uma conversão de cor de display, e uma seção de interface para executar as operações de instrução para trocar e/ou confirmar as informações que incluem as imagens exibidas no dispositivo de display.

2. Aparelho de observação biológica de acordo com a reivindicação 1, em que a seção de mudança/ajuste de cor de display inclui: uma seção de armazenamento de coeficientes que armazena uma pluralidade de coeficientes de conversão para mudar as característica da conversão de cor de display; e uma seção de troca/ajuste de coeficiente que troca e ajusta um coeficiente de conversão a ser utilizado para conversão de um coeficiente de conversão a ser utilizado para a conversão de cor de display pela seção de conversão de cor de display.

3. Aparelho de observação biológica de acordo com a reivindica- ção 1, que compreende uma seção de fonte de luz que emite a luz de iluminação utilizada para captar as imagens pelo primeiro aparelho de captação de imagem ou o segundo aparelho de captação de imagem.

4. Aparelho de observação biológica de acordo com a reivindicação 1, em que o primeiro aparelho de captação de imagem ou o segundo aparelho de captação de imagem está provido em um endoscópio, e que compreende uma seção de conexão na qual o endoscópio está conectado destacável.

5. Aparelho de observação biológica de acordo com a reivindicação 1, em que a seção de mudança/ajuste de característica muda/ajusta au- tomaticamente ou manualmente as características de criação da seção de mudança/ajuste de característica com base nas informações que correspondem a pelo menos um do primeiro aparelho de captação de imagem ou do segundo aparelho de captação de imagem e na fonte de luz que emite a luz de iluminação utilizada para captar as imagens pelo primeiro aparelho de w captação de imagem ou o segundo aparelho de captação de imagem.

6. Aparelho de observação biológica de acordo com a reivindicação 1, em que a seção de criação de sinal de imagem espectral inclui uma seção de armazenamento de coeficientes que armazena uma pluralidade de coeficientes que muda as característica da criação dos sinais de imagem espectral, e a seção de mudança/ajuste de característica é uma seção de troca/ajuste de coeficiente que troca/ajusta um coeficiente a ser utilizado para mudar/ajustar as características de criação em relação à seção de arma-zenamento de coeficientes.

7. Aparelho de observação biológica de acordo com a reivindicação 6, em que a pluralidade de coeficientes armazenada na seção de armazenamento de coeficientes inclui uma pluralidade de coeficientes biológicos que corresponde a um tipo que corresponde a uma característica de reflexão espectral de um corpo vivo como o objeto a ser examinado, ou um nome de uma região alvo de observação em um corpo vivo, ou um tipo de tecido de mucosa de um corpo vivo.

8. Aparelho de observação biológica de acordo com a reivindica-10 ção 6, em que a pluralidade de coeficientes armazenada na seção de armazenamento de coeficientes inclui uma pluralidade de coeficientes de valor de característica que muda as característica de criação do sinal de imagem espectral em correspondência a uma pluralidade de diferentes valores de característica de um corpo vivo como o objeto a ser examinado.

9. Aparelho de observação biológica de acordo com a reivindica-ção 2, em que a pluralidade de coeficientes de conversão armazenados na seção de armazenamento de coeficientes inclui um coeficiente de valor de característica que corresponde a uma pluralidade de valores de característica que tem diferentes características de reflexão espectral de um corpo vivo como o objeto a ser examinado.

10. Aparelho de observação biológica de acordo com a reivindicação 8, em que o coeficiente de valor de característica é ajustado para um coeficiente vascular que cria o sinal de imagem espectral para observar uma estrutura vascular distribuída em uma direção no sentido de profundidade de uma superfície do corpo vivo.

11. Aparelho de observação biológica de acordo com a reivindicação 9, em que o coeficiente de valor de característica é ajustado para um coeficiente vascular que ajusta uma cor de display do sinal de imagem espectral para observar uma estrutura vascular distribuída em uma direção no sentido de profundidade de uma superfície do corpo vivo.

12. Aparelho de observação biológica de acordo com a reivindicação 1, ainda compreendendo uma seção de julgamento de luminosidadeque julga se uma luminosidade no sinal de imagem espectral é igual a ou menor do que um valor de referência, e troca as características de criação do sinal de imagem espectral de acordo com um resultado do julgamento pela seção de julgamento de luminosidade.

13. Aparelho de observação biológica de acordo com a reivindicação 1, ainda compreendendo uma seção de julgamento de luminosidade que emite um sinal de julgamento quando uma luminosidade no sinal de i-magem espectral é igual a ou menor do que um valor de referência, e troca forçadamente uma imagem exibida no dispositivo de display da imagem es- pectral para a imagem colorida com base no sinal de julgamento.

14. Aparelho de observação biológica de acordo com a reivindicação 1, ainda compreendendo uma seção de julgamento de tonalidade de cor que julga se o sinal de imagem espectral corresponde a um valor de tonalidade de cor predeterminada, e troca as características de criação do si- nal de imagem espectral de acordo com um resultado do julgamento pela seção de julgamento de tonalidade de cor.

15. Aparelho de observação biológica de acordo com a reivindicação 1, ainda compreendendo uma seção de detecção de valor de tonalidade de cor específica que detecta um valor de tonalidade de cor específico da tonalidade de cor do sinal de imagem espectral quando pelo menos um de um pigmento que mancha, resíduos e bile existem no objeto a ser exami-nado, e quando o valor de tonalidade de cor específico detectado pela seção de detecção de valor de tonalidade de cor específico é igual a ou maior do que uma quantidade predeterminada, a imagem espectral a ser exibida no '?25 dispositivo de display é forçadamente trocada pela imagem de cor.

16. Aparelho de observação biológica de acordo com a reivindicação 1, em que a seção de mudança/ajuste de característica inclui uma seção de detecção de tipo de fonte de luz/característica espectral que detecta pelo menos um de um tipo de fonte de luz montado em uma seção de fon- te de luz que emite a luz de iluminação ou uma sua diferença de característica espectral, e muda as características de criação do sinal de imagem espectral de acordo com um resultado de detecção pela seção de detecção detipo de fonte de luz/característica espectral.

17. Aparelho de observação biológica de acordo com a reivindicação 1, em que a seção de interface inclui uma seção de controle de estado de display que controla um estado de display de pelo menos ou a ima- gem de cor ou a imagem espectral a ser exibida no dispositivo de display.

18. Aparelho de observação biológica de acordo com a reivindicação 17, em que a seção de controle de estado de display inclui uma seção de seleção de display que seleciona pelo menos ou uma exibição simultânea tanto da imagem de cor quanto da imagem espectral a serem exibidas no dispositivo de display ou uma exibição de somente uma das imagens.

19. Aparelho de observação biológica de acordo com a reivindicação 17, em que a seção de controle de estado de display inclui uma seção de mudança de tamanho de imagem que muda um tamanho de imagem da imagem de cor e/ou da imagem espectral quando exibida no dispositivo de display, e a imagem de cor e/ou a imagem espectral em um tamanho de i-magem mudado pela seção de mudança de tamanho de imagem é emissível para o dispositivo de display.

20. Aparelho de observação biológica de acordo com a reivindicação 1, que compreende uma seção de ajuste de modo de imagem de ob- servação, que inclui: uma seção de seleção de imagem de observação que executa uma seleção para fazer com que uma da imagem de cor ou da ima-" gem espectral seja exibida no dispositivo de display como uma imagem de observação a ser observada por um usuário; e uma seção de controle que executa um controle de modo que a seção de criação de sinal de imagem de cor ou a seção de criação de sinal de imagem espectral entre em um estado ativo de modo que pelo menos a imagem selecionada pela seção de seleção de imagem de observação seja criada.

21. Aparelho de observação biológica de acordo com a reivindicação 19, em que a seção de ajuste de modo de imagem de observação ajusta uma imagem de observação a ser exibida no dispositivo de display quando da ativação de energia do aparelho de observação biológica para ou a imagem de cor ou a imagem espectral com base em uma operação de se-leção da seção de seleção de imagem de observação.

22. Aparelho de observação biológica de acordo com a reivindicação 19, em que a seção de ajuste de modo de imagem de observação troca, em conjunto com uma seleção da imagem de cor ou da imagem es-5 pectral, um parâmetro de pelo menos ou uma seção de processamento de sinal que inclui a seção de criação de sinal de imagem de cor e a seção de criação de sinal de imagem espectral que são utilizadas quando emitindo ou a imagem de cor ou a imagem espectral para o dispositivo de display ou uma seção de fonte de luz que gera a luz de iluminação.

23. Aparelho de observação biológica de acordo com a reivindi-cação 1, em que a seção de ajuste de modo de imagem de observação inclui uma seção de exibição de informações de imagem de observação que exibe as informações relativas a uma imagem de observação a ser exibida no dispositivo de display.

24. Aparelho de observação biológica de acordo com a reivindi-cação 23, em que a seção de exibição de informações de imagem de observação exibe explicitamente, no dispositivo de display;-que uma imagem de observação exibida no dispositivo de display é ou a imagem de cor ou a i-magem espectral.

25. Aparelho de observação biológica de acordo com a reivindi-cação 23, em que a seção de exibição de informações de imagem de observação exibe explicitamente, na seção de interface provida pelo aparelho de observação biológica para o usuário executar as operações de instrução, que uma imagem de observação exibida no dispositivo de display é ou a i-"?25 magem de cor ou a imagem espectral.

26. Aparelho de observação biológica, que compreende: uma seção de criação de sinal de imagem normal que executa um processamento de sinal sobre ou um primeiro sinal de captação de imagem para o qual um objeto a ser examinado iluminado por uma luz de iluminação branca é captado por um primeiro aparelho de captação de imagem provido com um filtro de cor que tem uma característica de transmissão de uma pluralidade de comprimentos de onda de banda larga ou um segundo sinal de captaçãode imagem para o qual um objeto a ser examinado iluminado por uma pluralidade de luzes de iluminação seqüenciais de quadro mutuamente diferentes em uma faixa de comprimento de onda de banda larga a qual cobre uma faixa visível é captado por um segundo aparelho de captação de imagem, e 5 cria um sinal de imagem para exibição como uma imagem de cor normal em um dispositivo de display;uma seção de criação de sinal de imagem espectral que cria, com base no primeiro sinal de captação de imagem ou no segundo de sinal de captação de imagem, um sinal de imagem espectral que corresponde a um sinal de imagem de banda estreita obtido quando da captação de uma imagem de um objeto a ser examinado iluminado por uma luz de iluminação em uma faixa de comprimento de onda de banda estreita através de processamento de sinal de um sinal de cor utilizado para criar o sinal de imagem de cor ou através de processamento de sinal do sinal de imagem de cor; e uma seção de cálculo de informações de função de corpo vivoque calcula, em um caso onde o objeto a ser examinado é um corpo vivo, as informações de função de corpo vivo relativas ao sangue do corpo vivo com base no sinal de imagem espectral.

27. Aparelho de observação biológica de acordo coma reivindi-20 cação 26, em que a seção de cálculo de informações de função de corpovivo emite as informações de função de corpo vivo calculadas para um dispositivo de display.

28. Aparelho de observação biológica de acordo com a reivindicação 26, ainda compreendendo uma seção de ajuste de cor que executa um ajuste de cores de exibição quando o sinal de imagem espectral é exibido no dispositivo de display como uma imagem espectral.

29. Aparelho de observação biológica de acordo com a reivindicação 26, que compreende uma seção de fonte de luz que emite a luz de iluminação utilizada para captar as imagens pelo primeiro aparelho de cap-30 tação de imagem ou o segundo aparelho de captação de imagem.

30. Aparelho de observação biológica de acordo com a reivindicação 26, em que o primeiro aparelho de captação de imagem ou o segundoaparelho de captação de imagem está provido em um endoscópio, e que compreende uma seção de conexão na qual o endoscópio está conectado destacável.

31. Aparelho de observação biológica de acordo com a reivindi-5 cação 26, em que as informações de função de corpo vivo é um índice dehemoglobina como um indicador que representa a concentração de hemoglobina incluída no sangue.

32. Aparelho de observação biológica de acordo com a reivindicação 28, em que as informações de função de corpo vivo é um índice de hemoglobina como um indicador que representa a concentração de hemoglobina incluída no sangue.

33. Aparelho de observação biológica de acordo com a reivindicação 31, em que o índice de hemoglobina é calculado de um algoritmo de uma razão entre um sinal de imagem espectral de banda de comprimento de onda vermelha e um sinal de imagem espectral de banda de comprimento de onda verde.

34. Aparelho de observação biológica de acordo com a reivindicação 31, em que o índice de hemoglobina é calculado de um algoritmo de uma razão entre um sinal de imagem espectral de banda de comprimento de onda vermelha e um sinal de imagem espectral de banda de comprimento de onda azul.

35. Aparelho de observação biológica de acordo com a reivindicação 31, em que a seção de cálculo de informações de função de corpo vivo cria as informações de imagem do índice de hemoglobina do sinal de . imagem espectral e emite as informações de imagem criadas para o dispositivo de display.