CN101163438B

CN101163438B - 生物体观测装置和用于生物体观测装置的信号处理装置

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Publication number: CN101163438B
Application number: CN2006800136700A
Authority: CN
Inventors: 后野和弘; 天野正一; 高桥智也; 大岛睦巳
Original assignee: Olympus Medical Systems Corp
Current assignee: Olympus Corp
Priority date: 2005-05-11
Filing date: 2006-03-07
Publication date: 2011-09-14
Anticipated expiration: 2026-03-07
Also published as: EP1880658A1; EP1880658B9; US8279275B2; EP1880658A4; KR100953773B1; AU2006245247A1; EP1880658B1; CA2608294C; WO2006120794A1; BRPI0608982A2; CA2608294A1; US20090058999A1; KR20080007582A; CN101163438A; AU2006245247B2

Abstract

本发明涉及用于生物体观测装置的信号处理装置，该信号处理装置能够将基于通过信号处理所得到的分光图像的生物体组织的希望深部的组织信息调整成适合于观察的色调的图像信息。矩阵运算部(436)的输出分别与累加部(438a～438c)连接，进行累加运算之后，利用调色部(440)对各个分光图像信号(∑F1～∑F3)进行颜色变换运算，由分光图像信号(∑F1～∑F3)生成分光颜色通道图像信号(Rch、Gch、Bch)，经由切换部(439)，将分光颜色通道图像(Rch、Gch、Bch)的图像发送到显示监视器(106)。

Description

生物体观测装置和用于生物体观测装置的信号处理装置

技术领域

本发明涉及用于生物体观测装置的信号处理装置，该信号处理装置利用拍摄生物体所得到的彩色图像信号，通过信号处理在监视器上显示分光图像。

背景技术

以往，作为生物体观测装置，广泛使用照射照明光来得到体腔内的内窥镜图像的内窥镜装置。这种内窥镜装置中，使用具有摄像单元的电子内窥镜，该摄像单元使用光导等将从光源装置发出的照明光导入到体腔内，借助其返光拍摄被摄体，该电子内窥镜通过视频处理器对来自摄像单元的摄像信号进行信号处理，从而在观察监视器上显示内窥镜图像，以观察患部等观察部位。

在内窥镜装置中进行通常的生物体组织观察时，作为一种方式，利用光源装置发出可见光区域的白色光，经由例如RGB等的旋转滤网(rotating-filter)，对被摄体照射帧序光(frame sequential light)，利用视频处理器将该帧序光所产生的返光同步化，以进行图像处理，从而得到彩色图像。并且，在内窥镜装置中进行通常的生物体组织观察时，作为其它方式，在内窥镜的摄像单元的摄像面的前表面配置色卡(color chip)，利用光源装置发出可见光区域的白色光，借助色卡将该白色光所产生的返光按照各颜色成分分离，以进行拍摄，利用视频处理器进行图像处理，从而得到彩色图像。

根据所照射的光的波长的不同，生物体组织对光的吸收特性以及散射特性也有所不同，因此，例如在日本特开2002-95635号公报中公开了一种窄频带光内窥镜装置，其将离散的分光特性的窄频带的RGB帧序光作为可见光区域的照明光照射到生物体组织，得到生物体组织的希望深部的组织信息。

并且，日本特开2003-93336号公报中公开了一种电子内窥镜装置，其对可见光区域的照明光所产生的图像信号进行信号处理，生成离散的分光图像，得到生物体组织的图像信息。

但是，在例如上述日本特开2003-93336号公报所记载的装置中，通过信号处理来得到分光图像，从而无需用于生成窄频带RGB光的滤波器，但是由于单纯地将所得到的分光图像输出到监视器，因此，监视器上显示的图像有可能无法成为适合于观察生物体组织的希望深部的组织信息的色调的图像。

并且，在日本特开2002-95635号公报所记载的装置中，采用了使用光学上窄频带的带通滤波器等的方式，但是在日本特开2003-93336号公报所记载的装置中，不使用光学上窄频带的滤波器，而通过信号处理来生成窄频带的分光图像信号(又称为分光信号)。

但是，在日本特开2003-93336号公报所记载的装置中，不使用光学上窄频带的带通滤波器，而是进行如下处理，即，由以宽频带的波段拍摄到的彩色图像信号，通过进行基于(相当于模拟带通滤波器)矩阵运算的电运算处理，生成类似于使用窄频带带通滤波器的情况下得到的分光信号，因此，受光源发出、照射到生物体组织的照明光的分光特性的影响较大，但是，在现有例中，仅公开了使用1个灯进行照明的情况。

因此，存在难以确保电生成的分光信号的精度或可靠性的缺点。

发明内容

本发明是鉴于上述情况而提出的，其目的在于，提供一种用于生物体观测装置的信号处理装置，该信号处理装置能够将基于通过信号处理所得到的分光图像的生物体组织的希望深部的组织信息调整成适合于观察的色调的图像信息。

此外，本发明的目的在于，提供一种生物体观测装置，其具有根据生物体信号电生成分光信号的功能，适合于获得更高精度或更高可靠性的分光信号。

本发明的第一方式的用于生物体观测装置的信号处理装置，其具备：信号处理控制部，其控制摄像部的动作，向显示装置输出摄像信号，该摄像部对根据来自向作为被检体的生物体照射光的照明部的照明光而被所述生物体反射的光进行光电转换，生成所述摄像信号，其中，所述信号处理装置包括：分光信号生成部，其通过信号处理，由所述摄像信号生成与光学波长窄频带的图像对应的分光信号，该分光信号包括相当于以将400nm～440nm作为中心的波段照明或拍摄时的第1分光信号、以及相当于以将520nm～560nm作为中心的波段照明或拍摄时的第2分光信号；以及调色部，其在将所述分光信号输出到所述显示装置时，针对形成该分光信号的多个频带的每个频带调整色调，将相当于以将400nm～440nm作为中心的波段照明或拍摄时的所述第1分光信号输出到所述显示装置的B通道和G通道，将相当于以将520nm～560nm作为中心的波段照明或拍摄时的所述第2分光信号输出到所述显示装置的R通道。

本发明的第二方式的生物体观测装置，其控制摄像部的动作，向显示装置输出摄像信号，该摄像部对根据向作为被检体的生物体照射的照明光被所述生物体反射的光进行光电转换，生成宽频带的所述摄像信号，其中，所述生物体观测装置具有：分光信号生成部，其通过信号处理，由所述摄像信号生成与光学波长窄频带的图像对应的分光信号，该分光信号包括相当于以将400nm～440nm作为中心的波段照明或拍摄时的第1分光信号、以及相当于以将520nm～560nm作为中心的波段照明或拍摄时的第2分光信号；调色部，其在将所述分光信号输出到所述显示装置时，针对形成该分光信号的多个频带的每个频带调整色调，将相当于以将400nm～440nm作为中心的波段照明或拍摄时的所述第1分光信号输出到所述显示装置的B通道和G通道，将相当于以将520nm～560nm作为中心的波段照明或拍摄时的所述第2分光信号输出到所述显示装置的R通道；以及多个光源，其射出分光特性互不相同的多个照明光作为所述照明光。

图1是表示本发明的实施例1的根据彩色图像信号制作分光图像信号时的信号的流程的概念图。

图2是表示本发明的实施例1的分光图像信号的积分运算的概念图。

图3是表示本发明的实施例1的电子内窥镜装置的外观的外观图。

图4是表示图3的电子内窥镜装置的构成的框图。

图5是表示图4的斩光器(chopper)的外观的外观图。

图6是表示图3的CCD的摄像面上配置的滤色器的排列的图。

图7是表示图6的滤色器的分光灵敏度特性的图。

图8是表示图4的矩阵运算部的构成的构成图。

图9是本发明的实施例1的光源的光谱的光谱图。

图10是表示本发明的实施例1的生物体的反射光谱的光谱图。

图11是表示通过图4的电子内窥镜装置观察到的生物体组织的层方向结构的图。

图12是说明从图4的电子内窥镜装置发出的照明光到达生物体组织的层方向的状态的图。

图13是表示白色光的各波段的分光特性的图。

图14是表示图13的白色光产生的各波段图像的第1图。

图15是表示图13的白色光产生的各波段图像的第2图。

图16是表示图13的白色光产生的各波段图像的第3图。

图17是表示图8的矩阵运算部所生成的分光图像的分光特性的图。

图18是表示图17的各分光图像的第1图。

图19是表示图17的各分光图像的第2图。

图20是表示图17的各分光图像的第3图。

图21是表示图4的调色部的构成的框图。

图22是说明图21的调色部的作用的图。

图23是表示图4的调色部的变形例的构成的框图。

图24是表示图17的分光图像的第1变形例的分光特性的图。

图25是表示图17的分光图像的第2变形例的分光特性的图。

图26是表示图17的分光图像的第3变形例的分光特性的图。

图27是表示本发明的实施例2的电子内窥镜装置的构成的框图。

图28是表示本发明的实施例3的矩阵运算部的构成的框图。

图29是表示本发明的实施例4的电子内窥镜装置的构成的框图。

图30是表示图29的CCD的电荷累积时间的图。

图31是表示本发明的实施例5的CCD的电荷累积时间的图。

图32是表示本发明的实施例6的滤色器的排列的图。

图33是表示图32中滤色器的分光灵敏度特性的图。

图34是本发明的变形例中的矩阵运算时的流程图。

图35是表示硬性镜的外观的图。

图36是表示口腔照相机的外观的图。

图37是表示与生物体表面接触来使用的照相机的外观的图。

图38是表示本发明的实施例7的电子内窥镜装置的构成的框图。

图39是表示图38的光源部的构成的框图。

图40是表示实施例7的动作的流程图。

图41是表示实施例7的变形例的电子内窥镜装置的构成的框图。

图42是表示实施例8的光源部的构成的框图。

图43是表示氙灯的发光的分光特性的特性图。

图44是表示汞灯的发光的分光特性的特性图。

图45是表示分光图像观察模式时的通过光混合部输出的照明光的强度相对于波长的分布特性例的图。

图46是表示实施例9的电子内窥镜装置的构成的框图。

图47是表示图46的光源部的构成的框图。

图48是表示图47的LED部的多个LED产生的发光的分光特性例的图。

图49是表示实施例9的分光图像观察模式时的照明光的发光特性例的图。

图50是表示实施例9的变形例的光源部的构成的框图。

图51是表示实施例9的变形例的分光图像观察模式时的照明光的发光特性例的图。

具体实施方式

下面，参照附图，说明本发明的实施例。

实施例1

图1～图26涉及本发明的实施例1，图1是表示根据彩色图像信号制作分光图像信号时的信号的流程的概念图，图2是表示分光图像信号的积分运算的概念图，图3是表示电子内窥镜装置的外观的外观图，图4是表示图3的电子内窥镜装置的构成的框图，图5是表示图4的斩光器的外观的外观图，图6是表示图3的CCD的摄像面上配置的滤色器的排列的图，图7是表示图6的滤色器的分光灵敏度特性的图，图8是表示图4的矩阵运算部的构成的构成图，图9是光源的光谱的光谱图，图10 是表示生物体的反射光谱的光谱图。

图11是表示通过图4的电子内窥镜装置观察到的生物体组织的层方向结构的图，图12是说明从图4的电子内窥镜装置发出的照明光到达生物体组织的层方向的状态的图，图13是表示白色光的各波段的分光特性的图，图14是表示图13的白色光产生的各波段图像的第1图，图15是表示图13的白色光产生的各波段图像的第2图，图16是表示图13的白色光产生的各波段图像的第3图，图17是表示图8的矩阵运算部所生成的分光图像的分光特性的图，图18是表示图17的各分光图像的第1图，图19是表示图17的各分光图像的第2图，图20是表示图17的各分光图像的第3图。

图21是表示图4的调色部的构成的框图，图22是说明图21的调色部的作用的图，图23是表示图4的调色部的变形例的构成的框图，图24是表示图17的分光图像的第1变形例的分光特性的图，图25是表示图17的分光图像的第2变形例的分光特性的图，图26是表示图17的分光图像的第3变形例的分光特性的图。

在本发明的实施例中的作为生物体观测装置的电子内窥镜装置中，从照明用光源向作为被检体的生物体照射光，利用作为摄像部的固体摄像元件接收根据该照射光被生物体反射的光，进行光电转换，从而生成作为彩色图像信号的摄像信号，通过信号处理，由该摄像信号生成与光学波长窄频带的图像对应的分光信号、即分光图像信号。

下面，在说明本发明的实施例1之前，先说明作为本发明的基础的矩阵计算方法。此处，矩阵是指从为生成彩色图像(下面又称为通常图像)而取得的彩色图像信号生成作为分光信号的分光图像信号时使用的预定系数。

并且，接着该矩阵的说明，对用于求出更准确的分光图像信号的校正方法、提高所生成的分光图像信号的S/N比的S/N改善方法进行说明。另外，关于该校正方法、S/N改善方法，可以根据需要来使用。而且，下面向量和矩阵用粗字体或“”(例如，矩阵A表示为A的粗字体或者“A”)，除此之外不进行字符修饰进行标记。

(矩阵计算方法)

图1是由彩色图像信号(此处，为了便于说明设为R·G·B，如后述的实施例所述，在补色型固体摄像元件中，可以是G·Cy·Mg·Ye的组合)生成相当于与光学上波长更窄频带的图像对应的图像的分光图像信号时的信号的流程的概念图。

首先，电子内窥镜装置对R·G·B的各个摄像部的作为分光灵敏度特性的彩色灵敏度特性进行数值数据化。此处，R·G·B的彩色灵敏度特性是指，使用白色光的光源，拍摄白色的被摄体时分别得到的相对于波长的输出的特性。

另外，R·G·B的各个彩色灵敏度特性以简略化的曲线图的方式示于各图像数据的右侧。并且，将此时的R·G·B的彩色灵敏度特性分别设为n维的列向量“R”·“G”·“B”。

接着，电子内窥镜装置对想要提取的分光信号、例如3个分光信号的作为基本分光特性的用于分光图像的窄频带带通滤波器F1·F2·F3(电子内窥镜装置了解能够有效提取结构的滤波器的特性作为预见信息。该滤波器的特性是指，将大致590nm～大致610nm、大致530nm～大致550nm、大致400nm～大致430nm的波段分别设为通过频带。)的特性进行数值数据化。

另外，此处“大致”是指波长包括大致10nm左右的概念。将此时的滤波器的特性分别设为n维的列向量“F1”·“F2”·“F3”。根据所得到的数值数据，求出将以下关系近似的最佳的系数组。即，只要求出满足下述式的矩阵的要素即可。

(\begin{matrix} R & G & B \end{matrix}) (\begin{matrix} a_{1} & a_{2} & a_{3} \\ b_{1} & b_{2} & b_{3} \\ c_{1} & c_{2} & c_{3} \end{matrix}) = (\begin{matrix} F_{1} & F_{2} & F_{3} \end{matrix}) . . . (1)

上面的优化的命题的解可以以如下数学方式求得。将表示R·G·B的彩色灵敏度特性的矩阵设为“C”，将表示想要提取的窄频带带通滤波器的分光特性的矩阵设为“F”，将执行主成分分析或正交展开(或者正交变换)时的、要求出的系数矩阵设为“A”，则得到下述式：

C＝(R G B)

A = (\begin{matrix} a_{1} & a_{2} & a_{3} \\ b_{1} & b_{2} & b_{3} \\ c_{1} & c_{2} & c_{3} \end{matrix}),

F＝(F₁ F₂ F₃)…(2)

因此，(1)式所示的命题相当于求出满足以下关系的矩阵“A”。

CA＝F ...(3)

此处，作为表示分光特性的光谱数据的点列数n，满足n＞3的关系，因此，(3)式不是作为一元联立方程式的解，而是作为线性最小二乘法的解来求出。即，只要从(3)式求解伪逆矩阵即可。若将矩阵“C”的转置矩阵设为“^tC”，则(3)式如下：

^tCCA＝^tCF ...(4)

“^tCC”为n×n的正方矩阵，因此，(4)式可以看作是对矩阵“A”的联立方程式，其解如下：

A＝(^tCC)^-1tCF …(5)

对于由(5)式求出的矩阵“A”，电子内窥镜装置通过进行(3)式左边的变换，能够将想要提取的窄频带带通滤波器F1·F2·F3的特性近似。以上是对成为本发明的基础的矩阵计算方法的说明。

使用以上述方式计算出的矩阵，后述的矩阵运算部436由通常彩色图像信号生成分光图像信号。

(校正方法)

下面，说明用于求出更准确的分光图像信号的校正方法。

在上述的矩阵计算方法的说明中，CCD等固体摄像元件接收的光束完全是白色光(可见区域中，全部的波长强度相同)时，能够更准确地应用。即，RGB的输出均相同的情况下，成为最佳近似。

但是，在实际的内窥镜观察下，所照明的光束(光源的光束)不完全是白色光，生物体的反射光谱也不都是一样的，因此，固体摄像元件所接收的光束也不是白色光(带有颜色，因此RGB值也不相同)。

因此，在实际的处理中，为了更准确地解出(3)式所示的命题，除了作为摄像部的分光灵敏度特性的RGB的彩色灵敏度特性之外，优选还考虑作为照明部的分光灵敏度特性的照明光的分光特性、作为被检体的分光特性数据的集合的生物体的反射特性。

此处，将彩色灵敏度特性(摄像部的分光灵敏度特性)分别设为R(λ)、G(λ)、B(λ)，将照明光的分光特性(照明部的分光灵敏度特性)的一例设为S(λ)，将生物体的反射特性(被检体的分光特性数据的集合)的一例设为H(λ)。另外，该照明光的分光特性以及生物体的反射特性不必一定是进行检查的装置、被检体的特性，也可以是例如预先取得的一般的特性。

若使用这些系数，则校正系数k_R·k_G·k_B如下：

k_R＝(∫S(λ)×H(λ)×R(λ)dλ)^-1

k_G＝(∫S(λ)×H(λ)×G(λ)dλ)^-1

k_B＝(∫S(λ)×H(λ)×B(λ)dλ)^-1 …(6)

若将灵敏度校正矩阵设为“K”，则可以以如下方式得到。

K = (\begin{matrix} k_{R} & 0 & 0 \\ 0 & k_{G} & 0 \\ 0 & 0 & k_{B} \end{matrix}) . . . (7)

因此，对于系数矩阵“A”，对(5)式施加(7)式的校正，则得到如下状态。

A^t＝KA＝K(^tCC)^-1tCF …(8)

并且，在实际进行最佳化时，利用当作为目标的滤波器的分光灵敏度特性(图1中的F1·F2·F3：基本分光特性)为负时图像显示上为0(即，仅使用滤波器的分光灵敏度特性之中具有正灵敏度的部分)的情况，附加允许最佳化的灵敏度分布的一部分为负。电子内窥镜装置为了从较宽的分光灵敏度特性生成窄频带的分光灵敏度特性，如图1所示，在作为目标的F1·F2·F3的特性上附加负的灵敏度特性，从而能够生成将具有灵敏度的频带近似的成分。

(S/N的改善方法)

接着，说明提高所生成的分光图像信号的S/N以及精度的方法。通过对上述的处理方法附加该S/N比的改善方法，能够进一步解决下面的课题。

(i)若假设前述的矩阵计算方法中的原始信号(R·G·B)的某一个处于饱和状态，则处理方法中的滤波器F1～F3的特性有可能与能够有效提取结构的滤波器的特性(理想特性)有较大不同(R·G·B之中，仅利用2个信号生成滤波器F1～F3的情况下，该2个原始信号均需要处于不饱和状态)。

(ii)从彩色图像信号变换为分光图像信号时，从宽频带的滤波器生成窄频带滤波器，因此，发生灵敏度劣化，所生成的分光图像信号的成分也减小，S/N比变差。

该S/N比改善方法是指，如图2所示，在通常图像(一般的彩色图像)的1场(field)(1帧)中分几次(例如n次，n为2以上的整数)照射照明光(可以在每次照射时改变照射强度。图2中，示出I0～In。另外，这可以仅通过照明光的控制来实现。)。

从而，电子内窥镜装置能够减小1次的照射强度，能够抑制RGB信号均分别达到饱和状态。并且，分割成几次的图像信号在后级进行n张的加法运算。从而，电子内窥镜装置能够增大信号成分，提高S/N比。图2中，累加部438a～438c起到改善S/N比的画质调整部的作用。

以上是对成为本发明的基础的矩阵运算方法、以及可以与矩阵运算方法共同实施的用于求出正确的分光图像信号的校正方法、提高所生成的分光图像信号的S/N比的方法的说明。

此处，说明上述的矩阵计算方法的变形例。

(矩阵计算方法的变形例)

将彩色图像信号(摄像部的分光灵敏度特性)设为R，G，B，将要估计的分光图像信号(基本分光特性)设为FI，F2，F3。另外，更严紧地说，彩色图像信号R，G，B是图像上的位置x，y的函数，因此，例如应标记为R(x，y)，但此处省略。

以估计出从R，G，B计算F1，F2，F3的3×3的矩阵“A”为目标。

若估计出“A”，则可采用以下的(9)式，由R，G，B计算出F1，F2，F3。

(\begin{matrix} F_{1} \\ F_{2} \\ F_{3} \end{matrix}) = A (\begin{matrix} R \\ G \\ B \end{matrix}) . . . (9)

此处，定义以下数据的表述。

被检体的分光特性：

H(λ)、「H」＝(H(λ2)，H(λ2)，…，H(λn))^t

λ为波长，t表示矩阵运算中的转置。同样地，照明光的分光特性：

S(λ)、「S」＝(S(λ2)，S(λ2)，…，S(λn))^t

CCD的分光灵敏度特性：

J(λ)、「J」＝(J(λ2)，J(λ2)，…，J(λn))^t

进行分色的滤波器的分光特性：原色的情况下

R(λ)、「R」＝(R(λ2)，R(λ2)，…，R(λn))^t

G(λ)、「G」＝(G(λ2)，G(λ2)，…，G(λn))^t

B(λ)、「B」＝(B(λ2)，B(λ2)，…，B(λn))^t

“R”、“G”、“ B”如(10)式所示，利用矩阵“C”汇总成1个。

C = (\begin{matrix} R \\ G \\ B \end{matrix}) . . . (10)

利用矩阵如下表述图像信号R，G，B、分光信号F1，F2，F3。

P = (\begin{matrix} R \\ G \\ B \end{matrix}),

Q = (\begin{matrix} F_{1} \\ F_{2} \\ F_{3} \end{matrix}) . . . (11)

图像信号“P”通过下式计算出。

P＝CSJH ...(12)

再次，将用于求出“Q”的分色滤色器设为“F”，则与(12)式相同，

Q＝FSJH ...(13)

此处，作为重要的第一假设，若假设被检体的分光反射率能够以基本的多个(此处为3个)分光特性的线性和近似表示，则“H”可以如下表述。

H≈DW ...(14)

此处，“D”是列向量上具有3个基本光谱D1(λ)、D2(λ)、D3(λ)的矩阵，“W”是表示D1(λ)、D2(λ)、D3(λ)作用于“H”的权重系数。众所周知，被检体的色调没有较大变动的情况下，该近似成立。

将(14)式代入到(12)式中，得到下述式。

P＝CSJH＝CSJDW＝MW ...(15)

此处，3×3的矩阵“M”表示将矩阵“CSJD”的计算结果汇总成1个矩阵。

同样地，将(14)式代入到(13)式，得到下述式。

Q＝FSJH＝FSJDW＝M′W ...(16)

相同地，“M

表示将矩阵“FSJD”的计算结果汇总成1个矩阵。

最后，从(15)式和(16)式除去“W”，得到下述式。

Q＝M′M^-1P ...(17)

“M^-1”表示矩阵“M”的逆矩阵。最后，“M’M^-1”为3×3的矩阵，成为估计目标的矩阵“A”。

此处，作为重要的第2假设，假设在利用带通滤波器进行分色的情况下，能够将其波段内的被检体的分光特性近似为1个数值。即，

H＝(h₁，h₂，h₃)^t …(18)

用于分色的带通并不是完全的带通，还可以考虑在其它频带上也具有灵敏度的情况，在该假设成立的情况下，若将(15)式、(16)式中的“W”考虑为上述“H”，则最后能够估计出与(17)式相同的矩阵。

接着，参照图3说明本发明的实施例1中的作为生物体观测装置的电子内窥镜装置的具体构成。另外，以下所示的其它实施例中也采用相同的构成。

如图3所示，作为生物体观测装置的电子内窥镜装置100具有作为观察部的内窥镜101、内窥镜装置主体105、作为显示装置或显示输出装置的显示监视器106。并且，内窥镜101主要由如下部分构成：插入部102，其插入到被检体的体内；前端部103，其设置于插入部102前端；以及弯曲操作部104，其设置在插入部102的与前端侧相反一侧，用于指示前端部103的弯曲动作等。

在内窥镜装置主体105中对作为软性镜的内窥镜101所取得的被检体的图像进行预定的信号处理，在显示监视器106上显示处理后的图像。

接着，参照图4，详细说明内窥镜装置主体105。另外，图4是电子内窥镜装置100的框图。

如图4所示，内窥镜装置主体105主要由作为照明部的光源部41、控制部42、主体处理装置43构成。控制部42和主体处理装置43构成信号处理控制部，该信号处理控制部控制所述光源部41和/或作为摄像部的CCD 21的动作，向作为显示装置的显示监视器106输出摄像信号。

另外，本实施例中说明在作为1个单元的内窥镜装置主体105内具有光源部41和进行图像处理等的主体处理装置43的情况，但是，这些光源部41和主体处理装置43也可以作为独立于内窥镜装置主体105的单元，以可装卸的方式构成。

作为照明部的光源部41与控制部42和内窥镜101连接，根据来自控制部42的信号，以预定光量进行白色光(也包括并不完全是白色光的情况)照射。并且，光源部41具有作为白色光源的灯15、用于调整光量的斩光器16、以及用于驱动斩光器16的斩光器驱动部17。

如图5所示，斩光器16具有如下构成：以点17a为中心，在预定半径r0的圆盘状的结构体上沿圆周方向设置有具有预定长度的切口部。该中心点17a与设置于斩光器驱动部17上的旋转轴连接。即，斩光器16以中心点17a为中心进行旋转运动。并且，在每个预定的半径上设置有多个该切口部。图5中，该切口部在从半径r0到半径ra之间，最大长度＝2πr0×2θ0度/360度、宽度＝r0-ra。并且，同样地在半径ra～半径rb之间，最大长度＝2πra×2θ1度/360度、宽度＝ra-rb；在半径rb～半径rc之间，最大长度＝2πrb×2θ2度/360度、宽度＝rb-rc(各个半径设为r0＞ra＞rb＞rc)。

另外，斩光器16中的切口部的长度、宽度为一例，不应该限于本实施例。

并且，斩光器16在该切口部的大致中央具有沿半径方向延伸的突起部160a。另外，当借助该突起部160a遮蔽了光时，控制部42切换帧，从而将在1帧前和1帧后照射的光的间隔设到最小限度，将被检体的运动等所引起的模糊设到最小限度。

而且，如图4中的箭头所示，斩光器驱动部17构成为可以在相对于灯15的方向上移动。

即，控制部42能够改变图5所示的斩光器16的旋转中心17a与灯发出的光束(虚线圆所示)之间的距离R。例如，在图5所述的状态下，距离R相当小，因此，照明光量处于小的状态。通过增大距离R(使斩光器驱动部17远离灯15)，则能够使光束通过的切口部变长，照射时间增长，控制部42能够增大照明光量。

如上所述，电子内窥镜装置中，在新生成的分光图像有可能作为S/N不足、以及生成分光图像所需的RGB信号的某一信号处于饱和状态的情况下，不能进行正确的运算，因此，需要控制照明光量。由斩光器16和斩光器驱动部17负责该光量调节。

并且，经由连接器11与光源部41连接的内窥镜101在前端部103上具有物镜19和CCD等固体摄像元件21(下面简称为CCD)。本实施例中的CCD是单板式(用于同步式电子内窥镜的CCD)，为原色型。另外，图6表示配置于CCD的摄像面上的滤色器的排列。配置于CCD的摄像面上的滤色器构成分色部。而且，图7表示图6的滤色器中的RGB的各个分光灵敏度特性。

并且，如图4所示，插入部102具有：光导14，其将从光源部41照射的光引导到前端部103；信号线，其用于将利用CCD得到的被检体的图像传送到主体处理装置43；以及钳子通道28，其用于进行处置；等等。另外，用于向钳子通道28插入钳子的钳子口29设置于弯曲操作部104附近。

而且，作为用于生物体观测装置的信号处理装置的主体处理装置43与光源部41同样地经由连接器11与内窥镜101连接。主体处理装置43具备用于驱动CCD 21的CCD驱动器431。此外，主体处理装置43具有亮度信号处理系统和彩色信号处理系统作为用于得到通常图像的信号电路系统。

亮度信号处理系统具有：轮廓校正部432，其与CCD 21连接，进行轮廓校正；以及亮度信号处理部434，其根据轮廓校正部432所校正的数据，生成亮度信号。而且，彩色信号处理系统具有：采样保持电路(S/H电路：sample hold circuit)433a～433c，其与CCD 21连接，进行CCD 21所得到的信号的采样等，生成RGB信号；以及彩色信号处理部435，其与S/H电路433a～433c的输出连接，用于生成彩色信号。

而且，主体处理装置43设置有通常图像生成部437，该通常图像生成部437由所述亮度信号处理系统的输出和所述彩色信号处理系统的输出生成1个通常图像，从通常图像生成部437经由切换部439向显示监视器106输送Y信号、R-Y信号、B-Y信号。

另一方面，作为用于得到分光图像的信号电路系统，设置有矩阵运算部436，该矩阵运算部436中输入有S/H电路433a～433c的输出(RGB信号)，对RGB信号进行预定的矩阵运算。矩阵运算部436构成分光信号生成部。矩阵运算是指对彩色图像信号彼此进行加法运算处理等、并将通过上述的矩阵计算方法(或其变形例)求出的矩阵相乘的处理。

另外，本实施例中，作为该矩阵运算的方法，说明使用了电路处理(由使用了电路的硬件进行的处理)的方法，但如后所述的实施例，也可以采用使用了数值数据处理(由使用了程序的软件进行的处理)的方法。并且，实施时，还可以将这些方法组合。

图8表示矩阵运算部436的电路图。RGB信号分别经由电阻组31a～31c输入到放大器32a～32c。各个电阻组具有分别与RGB信号连接的多个电阻，各个电阻的电阻值为与矩阵系数对应的值。即，采用如下结构：借助各个电阻改变RGB信号的放大率，利用放大器进行加法运算(也可以是减法运算)。各个放大器32a～32c的输出成为矩阵运算部436的输出。即，该矩阵运算部436进行所谓的加权加法运算处理。另外，此处所使用的各个电阻的电阻值可以设为可变。

矩阵运算部436的输出分别与累加部438a～438c连接，进行积分运算之后，利用调色部440对各个分光图像信号∑F1～∑F3进行后述的调色运算，通过分光图像信号∑F1～∑F3生成分光颜色通道图像信号Rch、Gch、Bch。所生成的分光颜色通道图像信号Rch、Gch、Bch经由切换部439输送到显示监视器106的RGB的颜色通道R(ch)、G(ch)、B(ch)。另外，调色部440的构成将在后面叙述。

另外，切换部439用于进行通常图像和分光图像之间的切换，并且，还可以进行分光图像彼此的切换显示。即，操作者可以从通常图像、颜色通道R(ch)的分光颜色通道图像、颜色通道G(ch)的分光颜色通道图像、颜色通道B(ch)的分光颜色通道图像中选择性地显示到显示监视器106上。并且，还可以构成为将任意2个以上的图像同时显示到显示监视器106上。尤其是，将通常图像和分光颜色通道图像(下面称为分光通道图像)同时显示的情况下，能够简单地对比进行一般观察的通常图像和分光通道图像，在考虑了各个图像的特征(通常图像的特征在于色度接近通常的肉眼观察而易于进行观察。分光通道图像的特征在于能够观察到通常图像中不能观察到的预定血管等。)的基础上进行观察，从而非常有利于诊断。

另外，对于本实施例中使用的、作为软性镜构成的内窥镜即镜体101，例如，也可以是图35所示的内窥镜101a那样的作为硬性镜构成的内窥镜。

内窥镜101a具有：硬性的插入部102a，其插入到被检体的体内；以及摄像机103a，其以可相对于插入部102a的基端部自由装卸的方式构成。

插入部102a具有电缆112，该电缆112具有可相对于内窥镜装置主体105的光源部41自由装卸的构成。并且，在插入部102a和电缆112的内部设置有未图示的光导，该光导用于将来自光源部41的照明光引导到插入部102a的前端部。

此外，插入部102a的前端部具有未图示的物镜光学系统，该物镜光学系统用于形成被检体的像。插入部102a设置于所述物镜光学系统的基端侧，从前端部到基端部具有中继透镜(relay lens)(未图示)。

插入部102a具有上述的构成，因此，被检体的像借助所述物镜光学系统在所述中继透镜的前端面成像之后，经由所述中继透镜组传送。该传送的被检体的像的光在所述中继透镜组的后端面侧上设置的摄像机103a的CCD(未图示)上对焦。而且，所述CCD将对焦后的被检体的像作为摄像信号输出。

摄像机103a具有电缆111，该电缆111具有可自由装卸于内窥镜装置主体105的主体处理装置43上的构成。通过这样的构成，摄像机103a经由电缆111向主体处理装置43输出摄像信号。

并且，本实施例中使用的内窥镜101也可以构成为例如图36所示的镜体201那样的口腔照相机。

镜体201的前端部具有：未图示的LED等光源，其发出与光源部41大致相同的照明光；未图示的物镜光学系统，其形成所述光源所照明的被检体的像；未图示的CCD，其设置于所述物镜光学系统的成像位置，将拍摄到的被检体的像作为摄像信号输出；以及未图示的滤色器，其设置于所述CCD上，并且，镜体201的基端部具有电缆201a，该电缆201a具有可相对于主体处理装置43自由装卸的构成。

并且，本实施例中使用的内窥镜101也可以构成为例如图37所示的镜体301那样的、与生物体表面接触而使用的照相机。

镜体301具有接触部301a和电缆301b，该接触部301a上设置有：未图示的LED等光源，其发出与光源部41大致相同的照明光；未图示的物镜光学系统，其形成所述光源所照明的被检体的像；未图示的CCD，其设置于所述物镜光学系统的成像位置，将拍摄到的被检体的像作为摄像信号输出；以及未图示的滤色器，其设置于所述CCD上，该电缆301b具有可相对于主体处理装置43自由装卸的构成，将来自接触部301a的摄像信号传送到主体处理装置43。

接着，参照图4，详细说明本实施方式的电子内窥镜装置100的动作。

另外，下面首先说明观察通常图像时的动作，然后说明观察分光图像时的动作。

首先，说明光源部41的动作。根据来自控制部42的控制信号，斩光器驱动部17被设定在预定位置，使斩光器16旋转。来自灯15的光束通过斩光器16的切口部，借助聚光透镜汇聚在作为光纤束的光导14的入射端，该光导14设置在位于内窥镜101和光源部41之间的连接部上的连接器11内。

汇聚后的光束通过光导14，从设置于前端部103的照明光学系统照射到被检体的体内。所照射的光束在被检体内反射，经由物镜19，在CCD21中按照图6所示的各个滤色器收集信号。

收集到的信号并行地输入到上述的亮度信号处理系统和彩色信号处理系统。按照各个滤色器收集到的信号以每个像素进行相加之后输入到亮度信号系统的轮廓校正部432，进行轮廓校正后，输入到亮度信号处理部434。亮度信号处理部434中生成亮度信号，输入到通常图像生成部437。

并且，另一方面，CCD 21中收集的信号按照各个滤色器输入到S/H电路433a～433c，分别生成R·G·B信号。此外，R·G·B信号在彩色信号处理部435中生成彩色信号，在通常图像生成部437中由所述亮度信号和彩色信号生成Y信号、R-Y信号、B-Y信号，经由切换部439，在显示监视器106上显示被检体的通常图像。

接着，说明观察分光图像时的动作。另外，关于进行与通常图像的观察相同的动作的部分，在此省略说明。

操作者通过对设置于内窥镜装置主体105的键盘或设置于内窥镜101的弯曲操作部104上的开关等进行操作，从而进行从通常图像观察分光图像的指示。此时，控制部42变更光源部41以及主体处理装置43的控制状态。

具体地说，根据需要，变更从光源部41照射的光量。如上所述，不希望来自CCD 21的输出达到饱和状态，因此，与观察通常图像时相比，观察分光图像时要减小照明光量。并且，控制部42也可以将光量控制成不使来自CCD的输出信号处于饱和状态，并在不饱和的范围内改变照明光量。

并且，作为由控制部42进行的向主体处理装置43的控制变更，将从切换部439输出的信号从通常图像生成部437的输出切换到调色部440 的输出。并且，S/H电路433a～433c的输出被矩阵运算部436进行放大/加法运算处理，根据各个频带，输出到累加部438a～438c，进行累加处理后，输出到调色部440。即使在利用斩光器16减小了照明光量的情况下，也可以在累加部438a～438c中保存/累加，从而如图2所示，能够提高信号强度，并且，能够得到提高了S/N的分光图像。

下面叙述本实施例中的具体的矩阵运算部436的矩阵处理。本实施例中，想要由图7中实线所示的RGB滤色器的分光灵敏度特性，制作接近图7中所示的理想的窄频带带通滤波器F1～F3(此处，将各个透过波长区域设为F1：590nm～620nm、F2：520nm～560nm、F3：400nm～440nm)的带通滤波器(下面称为模拟带通滤波器)时，通过前述的(1)式～(5)式所示的内容，使得以下的矩阵成为最佳矩阵。

A = (\begin{matrix} 0.625 & - 3.907 & - 0.05 \\ - 3.097 & 0.631 & - 1.661 \\ 0.036 & 5.146 & 0.528 \end{matrix}) . . . (19)

此外，通过(6)式和(7)式所示的内容进行校正，则得到以下的校正系数。

K = (\begin{matrix} 1 & 0 & 0 \\ 0 & 1.07 & 0 \\ 0 & 0 & 1.57 \end{matrix}) . . . (20)

另外，使用如下的预见信息：(6)式所示的光源的光谱S(λ)如图9所示、(7)式所示的要关注的生物体的反射光谱H(λ)如图10所示。

因此，矩阵运算部436所进行的处理与以下的数学矩阵运算为同值。

A^{'} = KA = (\begin{matrix} 1 & 0 & 0 \\ 0 & 1.07 & 0 \\ 0 & 0 & 1.57 \end{matrix}) (\begin{matrix} 0.625 & - 3.097 & - 0.05 \\ - 3.097 & 0.631 & - 1.661 \\ 0.036 & - 5.146 & - . 528 \end{matrix})

= (\begin{matrix} 0.625 & - 3.097 & - 0.050 \\ - 3.314 & 0.675 & - 1.777 \\ 0.057 & - 8.079 & 0.829 \end{matrix}) . . . (21)

通过进行该矩阵运算，能够得到模拟滤波器特性(图7中表示为滤波器模拟F1～F3的特性)。即，上述的矩阵处理中，使用以上述方式预先生成的模拟带通滤波器(矩阵)，对彩色图像信号制作分光图像信号。

使用该模拟滤波器特性生成的内窥镜图像的一例如下所示。

如图11所示，体腔内组织45大多形成例如沿深度方向具有不同的血管等的吸收体分布结构。在粘膜表层附近主要分布有较多毛细血管46，并且，在比该层深的中层上除了毛细血管之外还分布有比毛细血管粗的血管47，进而在深层上分布有更粗的血管48。

另一方面，光对体腔内组织45的深度方向的侵入深度，取决于光的波长，如图12所示，包括可见区域的照明光为蓝(B)色光这类波长短的光时，由于生物体组织中的吸收特性以及散射特性，光只能侵入到表层附近，到该深度的范围内被吸收、散射，可观测到从表面发出的光。并且，包括可见区域的照明光为波长比蓝(B)色光长的绿(G)色光时，侵入到蓝(B)色光所侵入的范围更深的地方，在该范围内被吸收、散射，观测到从表面发出的光。此外，对于波长比绿(G)色光长的红(R)色光，光到达更深的范围。

体腔内组织45的通常观察时的RGB光如图13所示各波段重叠，因此，

(1)在借助B频带光利用CCD 21拍摄到的摄像信号中拍摄到图14所示的具有包含较多浅层上的组织信息的浅层以及中层组织信息的波段图像，

(2)并且，在借助G频带光利用CCD 21拍摄到的摄像信号中拍摄到图15所示的具有包含较多中层上的组织信息的浅层以及中层组织信息的波段图像，

(3)而且，在借助R频带光利用CCD 21拍摄到的摄像信号中拍摄到图16所示的具有包含较多深层上的组织信息的中层以及深层组织信息的波段图像。

此外，利用内窥镜装置主体105对这些RGB摄像信号进行信号处理，从而作为内窥镜图像可以得到希望或自然的颜色再现的内窥镜图像。

上述的矩阵运算部436中的矩阵处理中，使用以上述方式预先生成的模拟带通滤波器(矩阵)，对彩色图像信号制作分光图像信号。例如，使用图17所示的可提取希望的深层组织信息的离散且窄频带的分光特性的模拟带通滤波器F1～F3，得到分光图像信号F1～F3。模拟带通滤波器F1～F3如图17所示，各波段未重叠，因此，

(4)在模拟带通滤波器F3产生的分光图像信号F3中拍摄到图18所示的具有浅层上的组织信息的波段图像，并且，

(5)在模拟带通滤波器F2产生的分光图像信号F2中拍摄到图19所示的具有中层上的组织信息的波段图像，而且，

(6)在模拟带通滤波器F1产生的分光图像信号F1中拍摄到图20所示的具有深层上的组织信息的波段图像。

接着，针对这样得到的分光图像信号F1～F3，作为最单纯的颜色变换的例，调色部440将分光图像信号F1分配给颜色通道R(ch)，将分光图像信号F2分配给颜色通道G(ch)，将分光图像信号F3分配给颜色通道B(ch)，经由切换部439输出到显示监视器106。

如图21所示，调色部440由颜色变换处理电路440a构成，该颜色变换处理电路440a具有：3×3矩阵电路61；设置于3×3矩阵电路61前后的3组LUT 62a，62b，62c，63a，63b，63c；以及系数变更电路64，其变更LUT 62a，62b，62c，63a，63b，63c的表数据和3×3矩阵电路61的系数。

通过LUT 62a，62b，62c按照各波段数据对输入到颜色变换处理电路440a的分光图像信号F1～F3进行反γ校正和非线性的对比度变换处理等。

然后，利用3×3矩阵电路61进行颜色变换之后，通过后级的LUT63a，63b，63c进行γ校正和适当的灰度变换处理。

可以利用系数变更电路64变更这些LUT 62a，62b，62c，63a，63b，63c的表数据和3×3矩阵电路61的系数。

系数变更电路64执行的变更根据来自设置于内窥镜101的操作部等上的处理变换开关(未图示)的控制信号进行。

接收到这些控制信号的系数变更电路64从预先记载于调色部440内的系数数据调出适当的数据，利用该数据改写当前的电路系数。

接着，叙述具体的颜色变换处理内容。式(22)示出颜色变换式的一例。

(\begin{matrix} R_{ch} \\ G_{ch} \\ B_{ch} \end{matrix}) = (\begin{matrix} 1 & 0 & 0 \\ 0 & 1 & 0 \\ 0 & 0 & 1 \end{matrix}) (\begin{matrix} F_{1} \\ F_{2} \\ F_{3} \end{matrix}) \cdot \cdot \cdot (22)

基于该式(22)的处理是指以波长短的顺序向分光通道图像信号Rch、Gch、Bch分配分光图像信号F1～F3的颜色变换。

以这些颜色通道R(ch)、G(ch)、B(ch)所产生的彩色图像进行观察的情况下，例如成为图22所示的图像。粗血管位于深的位置，反映出分光图像信号F3，对于作为预定目标色的彩色图像，显示为蓝色系的图案。位于中层附近的血管网较强地反应出分光图像信号F2，因此，对于作为预定目标色的彩色图像，显示为红色系的图案。血管网内存在于粘膜表面附近的部分表现为作为预定目标色的黄色系的图案。

尤其是该粘膜表面附近的图案的变化对于早期病变的发现鉴别诊断来说很重要。但是，作为预定目标色的黄色系的图案与背景粘膜之间的对比度较弱，存在视觉辨认性低的倾向。

于是，为了更加清楚地再现该粘膜表面附近的图案，进行式(23)所示的变换是很有效的。

(\begin{matrix} R_{ch} \\ G_{ch} \\ B_{ch} \end{matrix}) = (\begin{matrix} 1 & 0 & 0 \\ 0 & ω_{G} & ω_{B} \\ 0 & 0 & 1 \end{matrix}) (\begin{matrix} F_{1} \\ F_{2} \\ F_{3} \end{matrix}) \cdot \cdot \cdot (23)

基于该式(23)的处理是将分光图像信号F1以一定比率混合到分光图像信号F2中，将所生成的数据作为预定的目标色，重新设定分光通道图像信号Gch的变换例，可以更加明确血管网等的吸收散射体根据深度位置而有所不同的情况。

因此，经由系数变更电路64调整矩阵系数，从而用户可以调整显示效果。作为动作，与设置于内窥镜101的操作部上的模式切换开关(未图示)连动地在图像处理部内以贯穿动作将矩阵系数设定为默认值。

此处，贯穿动作是指，3×3矩阵电路61上搭载单位矩阵、LUT62a，62b，62c，63a，63b，63c上搭载非变换表的状态。默认值是指对矩阵系数的ω_G、ω_B赋予例如ω_G＝0.2、ω_B＝0.8这样的设定值。

于是，用户操作内窥镜101的操作部等，将该系数调整成ω_G＝0.4、ω_B＝0.6等。根据需要，对LUT 62a，62b，62c，63a，63b，63c应用反γ校正表、γ校正表。

颜色变换处理电路440a利用由3×3矩阵电路61构成的矩阵运算器进行颜色变换，但是，不限于此，也可以利用数值运算处理器(CPU)或LUT构成颜色变换处理电路。

例如，在上述实施例中，通过以3×3矩阵电路61为中心的构成来示出了LUT62a，62b，62c，63a，63b，63c和3×3矩阵电路61，但是如图23所示，即使采用与各波段对应的三维LUT 65替代LUT62a，62b，62c，63a，63b，63c和3×3矩阵电路61，也能得到同样的效果。该情况下，系数变更电路64进行如下动作：根据来自设置于内窥镜101的操作部等上的处理变换开关(未图示)的控制信号，变更表的内容。

另外，模拟带通滤波器F1～F3的滤波器特性不限于可见光区域，作为模拟带通滤波器F1～F3的第1变形例，可以将滤波器特性设为例如图24所示的离散的分光特性的窄频带。该第1变形例的滤波器特性适合于如下情况：为了观察生物体表面的凹凸和极深层附近的吸收体，将F3设定在近紫外线区域，将F1设定在近红外区域，从而得到在通常观察中无法得到的图像信息。

而且，作为模拟带通滤波器F1～F3的第2变形例，如图25所示，可以替代模拟带通滤波器F2，设置滤波器特性在短波长区域相近的2个模拟带通滤波器F3a、F3b。该情况适合于，利用该附近的波段只能侵入到生物体的极表层附近的特性，将吸收特性到散射特性的微小的差异影像化。可以想象在医学上用于伴随早期癌症等粘膜表层附近的细胞排列的混乱所致的疾病的识别诊断。

此外，作为模拟带通滤波器F1～F3的第3变形例，如图26所示，可以利用矩阵运算部436生成可提取希望的层组织信息的离散的分光特性的2波段的窄频带的滤波器特性的2个模拟带通滤波器F2、F3。

在图26的模拟带通滤波器F2、F3的情况下，在窄频带的分光图像观察时的图像的彩色化中，作为分光通道图像信号Rch←分光图像信号F2、分光通道图像信号Gch←分光图像信号F3、分光通道图像信号Bch← 分光图像信号F3，调色部440生成RGB三通道的彩色图像。

即，针对分光图像信号F2和分光图像信号F3，调色部440通过以下的式(24)生成RGB三通道的分光颜色通道图像信号(Rch、Gch、Bch)。

(\begin{matrix} R_{ch} \\ G_{ch} \\ B_{ch} \end{matrix}) = (\begin{matrix} h_{11} & h_{12} \\ h_{21} & h_{22} \\ h_{31} & h_{32} \end{matrix}) (\begin{matrix} F_{2} \\ F_{3} \end{matrix}) . . . (24)

例如，设h11＝1、h12＝0、h21＝0、h22＝1.2、h31＝0、h32＝0.8。

例如，基本分光特性的分光图像F3相当于中心波长主要为415nm的图像，基本分光特性的分光图像F2相当于中心波长主要为540nm的图像。

并且，例如，即使运算为，基本分光特性的分光图像F3作为相当于中心波长主要为415nm的图像，基本分光特性的分光图像F2作为相当于中心波长主要为540nm的图像，基本分光特性的分光图像F1作为相当于中心波长主要为600nm的图像，调色部440也仍可以用F2、F3图像构成彩色图像，而不使用F1图像。该情况下，可以替代式(24)，应用以下的式(24’)的矩阵运算。

Rch＝h11×F1+h12×F2+h13×F3

Gch＝h21×F1+h22×F2+h23×F3

Bch＝h31×F1+h32×F2+h33×F3 ...(24’)

在上述式(24’)的矩阵运算中，只要将h11、h13、h21、h22、h31、h32的系数设为0，将其它系数设为预定的数值即可。

根据这样的本实施例，利用用于生成通常的电子内窥镜图像(通常图像)的彩色图像信号，生成模拟的窄频带滤波器，从而不使用用于分光图像的光学波长为窄频带的带通滤波器，也能够得到具有血管图案等的希望深部的组织信息的分光图像，并且，根据分光图像，设定调色部440的颜色变换处理电路440a的参数，从而可以实现活用了窄频带的分光图像观察时的侵入深度信息这样的特征的表现方法，能够有效分离生物体组织的组织表面附近的希望深部的组织信息，进行确认。

因此，调色部440进行信号变换，以便在显示监视器106中作为亮度图像再现多个分光信号之中包括想要以最高对比度输出的被检体的信息的通道。

并且，尤其是在调色部440中，

(1)为2波段的分光图像的情况下，将例如相当于415nm的图像分配到颜色通道G(ch)、B(ch)，将例如相当于540nm的图像分配到颜色通道R(ch)时，或者，

(2)为3波段的分光图像的情况下，将例如相当于415nm的图像分配到颜色通道B(ch)，将例如相当于445nm的图像分配到颜色通道G(ch)，将例如相当于500nm的图像分配到颜色通道R(ch)时，能够得到如下的图像效果。

·生物体组织的最表层的表皮、或者粘膜以低彩度的颜色再现，最表层的毛细血管以低亮度、即暗线再现，从而能够得到最表层的毛细血管的高视觉辨认性。

·同时，位于比毛细血管深的位置的血管在色相方向上向蓝色方向旋转而再现，因此，更容易与最表层的毛细血管进行区别。

并且，根据所述通道的分配方法，在通常观察下以黄色调观察到的残渣和胆汁在大腸内窥镜检查中以红色色调观察到。

实施例2

实施例2与实施例1大致相同，因此，仅说明不同之处，对于相同构成，赋予相同符号，省略说明。

本实施例与实施例1的主要不同之处在于控制照明光量的光源部41。本实施例中，不是利用斩光器，而是通过灯15的电流控制来控制从光源部41照射的光量。具体地说，在图27所示的灯15上设置有电流控制部18。

作为本实施例的动作，控制部42控制电流控制部18，以控制流入到灯15的电流，使得RGB的任意的彩色图像信号都不处于饱和状态。从而，对用于使灯15发光的电流进行控制，所以其光量根据电流的大小变化。

另外，关于其它动作，与实施例1相同，因此，在此省略。

根据本实施例，能够与实施例1同样地得到清楚显示有血管图案的分光图像。并且，本实施方式中，与实施例1那样的使用了斩光器的光量控制方法相比，具有控制方法简单的优点。

实施例3

图28是表示本发明的实施例3的矩阵运算部的构成的框图。

实施例3与实施例1大致相同，因此，仅说明不同之处，对于相同构成，赋予相同符号，省略说明。

本实施例与实施例1的主要不同之处在于矩阵运算部436的构成。

实施例1中，通过电路、即所谓的硬件处理，进行矩阵运算，但在图28的本实施例中，通过数值数据处理(基于使用了程序的软件的处理)进行该矩阵运算。

将本实施例中的矩阵运算部436的具体构成示于图28。该矩阵运算部436具有图像存储器50，该图像存储器50存储RGB各自的彩色图像信号。并且，具有系数寄存器51，该系数寄存器51中存储有式(21)所示的矩阵“A”’的各值作为数值数据。

系数寄存器51和图像存储器50与乘法器53a～53i连接，而且乘法器53a、53d、53g与乘法器54a连接，乘法器54a的输出与图4中的累加部438a连接。并且，乘法器53b、53e、53h与乘法器54b连接，其输出与累加部438b连接。而且，乘法器53c、53f、53i与乘法器54c连接，其输出与累加部438c连接。

作为本实施例的动作，所输入的RGB图像数据暂时存储在图像存储器50中。接着，通过保存在预定存储装置(未图示的)的运算程序，利用乘法器将来自系数寄存器51的矩阵“A”’的各计数和图像存储器50中存储的RGB图像数据相乘。

另外，图28中示出利用乘法器53a～53c将R信号和各矩阵系数相乘的例子。并且，如图28所示，利用乘法器53d～53f将G信号和各矩阵系数相乘，利用乘法器53g～53i将B信号和各矩阵系数相乘。分别与矩阵系数相乘的数据利用乘法器54a将乘法器53a、53d、53g的输出相乘，利用乘法器54b将乘法器53b、53e、53h的输出相乘，并且，利用乘法器54c将乘法器53c、53f、53i的输出相乘。乘法器54a的输出发送到累加部438a。并且，乘法器54b、乘法器54c的输出分别发送到累加部438b、438c。

根据图28的本实施例，能够与实施例1相同地得到清楚显示有血管图案的分光图像。

并且，本实施例中，不是像实施例1那样通过硬件进行矩阵处理，而是使用软件进行矩阵处理，因此，例如能够迅速地与各矩阵系数的变更等对应。

而且，对于矩阵系数，仅以结果的值、即不是矩阵“A”’、而是按照S(λ)、H(λ)、R(λ)、G(λ)、B(λ)存储，根据需要进行运算，从而求出矩阵“A”’来使用的情况下，可以仅变更其中1个要素，从而方便性提高。例如，可以仅变更照明光的分光特性S(λ)等。

实施例4

图29和图30涉及本发明的实施例4，图29是表示电子内窥镜装置的构成的框图，图30是表示图29的CCD的电荷累积时间的图。

实施例4与实施例1大致相同，因此，仅说明不同之处，对于相同构成要素，赋予相同符号，省略说明。

本实施例与实施例1的主要不同之处在于光源部41和CCD 21。实施例1中，CCD 21上设置有图6所示的滤色器，通过该滤色器生成彩色信号，相对于这种所谓的同步式，本实施例中采用在1帧期间以RGB的顺序照射照明光来生成彩色信号的场序式。

如图29所示，本实施例中的光源部41中，灯15的前面设置有用于进行调光的光圈25，比光圈25更前面的位置设置有RGB旋转滤网3，该RGB旋转滤网23为了射出R，G，B的帧序光，1帧例如旋转1次。RGB旋转滤网23构成分色部。并且，光圈25与作为光量控制部的光圈控制部24连接，根据来自光圈控制部24的控制信号，限制从灯15照射的光束之中透过的光束，改变光量，从而可进行调光。并且，RGB旋转滤网23与RGB旋转滤网控制部26连接，以预定的旋转速度旋转。

作为本实施例中的光源部的动作，从灯15输出的光束被光圈25限制成预定的光量，透过了光圈25的光束经由RGB旋转滤网23，从而每隔预定的时间，作为R·G·B各自的照明光从光源部输出。并且，各个照明光在被检体内反射，被CCD 21接收。CCD 21所得到的信号根据所照射的时间，利用设置于内窥镜装置主体105的切换部(未图示)进行分配，分别输入到S/H电路433a～433c。即，从光源部41照射了经由R滤波器的照明光的情况下，CCD 21所得到的信号输入到S/H电路433a。另外，对于其它动作，与实施例1相同，因此，省略说明。

另外，本实施例中，经由R、G以及B的滤波器的照明光分别照射到被检体时，输出基于所述照明光各自的反射光的像的摄像信号的CCD21不限于以单板式构成，也可以以例如三板式等多板式构成。

根据本实施例，能够与实施例1相同地得到清楚显示有血管图案的分光图像。并且，本实施例中，与实施例1有所不同，可以享受由所谓的场序方式带来的优点。另外，该优点是指例如后述的实施例5那样的效果。

并且，上述的实施例中，为了避免RGB彩色信号饱和，控制/调节照明光量(来自光源部的光量)。相对于此，本实施例中，采用调整CCD21的电子快门的方法。CCD 21中在一定时间内累积与入射的光强度成正比的电荷，将该电荷量设为信号。所谓的电子快门就相当于该累积时间。利用CCD驱动器电路431调节该电子快门，从而能够调整电荷的累积量、即信号量。如图30所示，通过得到以每一帧依次改变电荷累积时间的状态下的RGB彩色图像，从而能够得到同样的分光图像。即，在上述的各个实施例中，光圈25进行的照明光量的控制用于得到通常图像，在得到分光图像时，通过改变电子快门，从而可以避免RGB彩色信号饱和。

实施例5

图31是表示本发明的实施例5的CCD的电荷累积时间的图。

实施例5与实施例4大致相同，因此，仅说明与实施例4不同之处，对于相同的构成要素，赋予相同符号，省略说明。

本实施例与实施例4的主要不同之处在于利用了场序方式，并且，活用了该优点。通过对实施例4中的电子快门控制得到的电荷累积时间按照每个R，G，B加权，从而能够简化分光图像数据的生成。即，本实施例中具有CCD驱动器431，该CCD驱动器431能够在1帧期间内对每个R，G，B改变CCD 21的电荷累积时间。另外，其它与实施例4相同。

作为图31的例子的动作，经由RGB旋转滤网23分别照射照明光时，改变CCD 21中的电子快门产生的电荷累积时间。

此处，将照明光分别为R·G·B时的CCD 21的电荷累积时间设为tdr、tdg、tdb(另外，图31中，B的彩色图像信号没有设定累积时间，因此省略tdb)。例如，对于进行(21)式所示的矩阵处理时的F3模拟滤波器图像，由通常内窥镜所得到的RGB图像，进行下述的运算，

F3＝-0.050R-1.777G+0.829B ...(25)

因此，将图30中的按照各个RGB的电子快门控制产生的电荷累积时间设定为

tdr:tdg:tdb＝0.050:1.777:0.829 ...(26)。

并且，矩阵运算部中，将仅反转了R和G成分的信号和B成分相加。由此，能够得到与实施例1～实施例4相同的分光图像。

根据本实施例，能够与实施例4相同地得到清楚显示有血管图案的分光图像。并且，本实施例中，与实施例4同样地在彩色信号的制作中利用了场序方式，并且，使用电子快门，使每个彩色信号的电荷累积时间不同，因此，由此在矩阵运算部中，仅进行加法运算、差分处理即可，可以将处理简化。

实施例6

图32和图33涉及本发明的实施例6的生物体观察装置，图32是表示滤色器的排列的图，图33是表示图32所示滤色器的分光灵敏度特性的图。

实施例6与实施例1基本相同，因此，仅说明与实施例1的不同之处，对于相同的构成要素，赋予相同符号，省略说明。

本实施例与实施例1的主要不同之处在于设置在CCD 21上的滤色器。实施例1中如图6所示使用了RGB原色型滤色器，相对于此，本实施例中使用补色型滤色器。

该补色型滤波器的排列如图32所示，由G、Mg、Ye、Cy的各要素构成。另外，原色型滤色器的各要素与补色型滤色器的各要素的关系为Mg＝R+B、Cy＝G+B、Ye＝R+G。

该情况下，读出CCD 21的全部像素，对来自各滤色器的图像进行信号处理或图像处理。并且，对于原色型滤色器的(1)式～(8)式以及(19)式～(21)式，变形为补色型滤色器时，成为以下的(27)式～(33)式。其中，作为目标的窄频带的带通滤波器的特性相同。

(\begin{matrix} G & Mg & Cy & Yc \end{matrix}) (\begin{matrix} a_{1} & a_{2} & a_{3} \\ b_{1} & b_{2} & b_{3} \\ c_{1} & c_{2} & c_{3} \\ d_{1} & d_{2} & d_{3} \end{matrix}) = (\begin{matrix} F_{1} & F_{2} & F_{3} \end{matrix}) . . . (27)

C＝(G Mg Cy Ye)

A = (\begin{matrix} a_{1} & a_{2} & a_{3} \\ b_{1} & b_{2} & b_{3} \\ c_{1} & c_{2} & c_{3} \\ d_{1} & d_{2} & d_{3} \end{matrix}),

F＝(F₁ F₂ F₃)…(28)

k_G＝(∫S(λ)×H(λ)×G(λ)dλ)^-1

k_Mg＝(∫S(λ)×H(λ)×Mg(λ)dλ)^-1

k_Cy＝(∫S(λ)×H(λ)×Cy(λ)dλ)^-1

k_Ye＝(∫S(λ)×H(λ)×Ye(λ)dλ)^-1 …(29)

K = (\begin{matrix} k_{G} & 0 & 0 & 0 \\ 0 & k_{Mg} & 0 & 0 \\ 0 & 0 & k_{Cy} & 0 \\ 0 & 0 & 0 & k_{Ye} \end{matrix}) . . . (30)

A = (\begin{matrix} - 0.413 & - 0.678 & 4.385 \\ - 0.040 & - 3.590 & 2.085 \\ - 0.011 & - 2.504 & - 1.802 \\ 0.332 & 3.233 & - 3.310 \end{matrix}) . . . (31)

K = (\begin{matrix} 1 & 0 & 0 & 0 \\ 0 & 0.814 & 0 & 0 \\ 0 & 0 & 0.730 & 0 \\ 0 & 0 & 0 & 0.598 \end{matrix}) . . . (32)

A^{'} = KA = (\begin{matrix} 1 & 0 & 0 & 0 \\ 0 & 0.814 & 0 & 0 \\ 0 & 0 & 0.730 & 0 \\ 0 & 0 & 0 & 0.598 \end{matrix}) (\begin{matrix} - 0.413 & - 0.678 & 4.385 \\ - 0.040 & - 3.590 & 2.085 \\ - 0.011 & - 2.504 & - 1.802 \\ 0.332 & 3.233 & - 3.310 \end{matrix})

= (\begin{matrix} - 0.413 & - 0.678 & 4.385 \\ - 0.033 & - 2.922 & 1.697 \\ - 0.008 & - 1.828 & - 1.315 \\ 0.109 & 1.933 & - 1.979 \end{matrix}) . . . (33)

并且，图33示出使用了补色型滤色器时的分光灵敏度特性、设为目标的带通滤波器以及通过上述(27)式～(33)式求出的模拟带通滤波器的特性。

另外，使用补色型滤波器的情况下，自不必说，图4中示出的S/H电路是分别针对G·Mg·Cy·Ye进行的，而不是分别针对R·G·B进行的。

而且，即使在使用了补色型滤色器的情况下，也能够应用式(9)～(18)所示的矩阵估计方法。该情况下，补色滤波器的数量为4个时，以式(14)假设的生物体分光反射率能够用3个基本分光特性近似的部分为4个或4个以下。因此，与此相对应，用于运算估计矩阵的维数由3变为4。

根据本实施例，能够与实施例1相同地得到清楚显示有血管图案的分光图像。并且，本实施例中，能够享受使用了补色型滤色器时的优点。

根据以上说明的各实施例，具有如下效果：能够将基于通过信号处理得到的分光图像的生物体组织的希望深部的组织信息调整成适合于观察的色调的图像信息。

以上，对本发明的各实施例进行了说明，但本发明可以以各种法方式组合上述实施例来使用，并且，可以在不脱离本发明宗旨的范围内进行变形。

例如，对于以上说明的全部实施例，在临床中，可以按照其它的定时由操作者亲自制作新的模拟带通滤波器，应用于临床。即，若示于实施例1中，则在图4中的控制部42上设置能够运算/计算矩阵系数的设计部(未图示)。

由此，经由图3所示的内窥镜主体上设置的键盘，输入条件，从而新设计能够适合得到操作者想要知道的分光图像的模拟带通滤波器，并且，计算出的矩阵系数(相当于(19)式和(31)式的矩阵“A”的各要素)上施加校正系数(相当于(20)式和(32)式的矩阵“K”的各要素)的最终矩阵系数(相当于(21)式和(33)式的矩阵“A’”的各要素)设定到图4中的矩阵运算部436中，从而能够即时应用于临床。

图34表示到应用为止的流程。详细说明该流程。首先，操作者经由键盘等输入作为目标的带通滤波器的信息(例如波段等)。从而，与已经存储于预定存储装置等中的光源/滤色器的特性等一起计算出矩阵“A’”，如图33所示，作为光谱图，在监视器上显示作为目标的带通滤波器的特性以及该矩阵“A’”的运算结果(模拟带通滤波器)。

操作者确认到该运算结果之后，使用新制作的矩阵“A’”时，进行其设定，使用该矩阵“A’”生成实际的内窥镜图像。并且，与此同时，新制作的矩阵“A’”存储到预定的存储装置中，可以根据操作者的预定操作，再次使用。

从而，操作者可以不采用既有的矩阵“A’”，而根据自己的经验等生成新的带通滤波器，尤其是在用于研究的情况下，能够得到较高的效果。

实施例7

图38～图41涉及本发明的实施例7的生物体观察装置。实施例7与实施例1基本相同，因此，仅说明与实施例1的不同之处，对于相同的构成要素，赋予相同符号，省略说明。

图38是表示本实施例的电子内窥镜装置的构成的框图，图39是表示图38的光源部的构成的框图，图40是表示包括图24等的分光图像的生成功能的本实施例的动作的流程图，图41是表示变形例的电子内窥镜的构成图。

如图3所示，电子内窥镜装置100具有：电子内窥镜(简称为镜体)101，其具备照明部和摄像部；内窥镜装置主体105，其与内窥镜101连接，控制照明部和摄像部；以及显示监视器106，其显示输出从该内窥镜装置主体105输出的生物体信号。

如图38和图39所示，光源部41与控制部42和内窥镜101连接，根据来自控制部42的信号，以预定的光量照射白色光(也包括不完全是白色光的情况)的照射。

该光源部41具有：作为第1光源的例如氙灯15；斩光器16，其用于调整光量；以及斩光器驱动部17，其用于驱动斩光器16。并且，来自该氙灯15的光通过斩光器16，透过了配置在其光路上的半反射镜18A之后，在聚光透镜中聚光，入射到内窥镜101的光导14的入射端。

并且，本实施例中，在该光源部41上设置有：作为第二光源的例如卤灯25A，其分光特性不同于上述第一光源；光圈26b，其调整该卤灯25A的光量；以及光圈驱动部27b，其驱动该光圈26b。

该卤灯25A的照明光透过了光圈26b之后，被半反射镜18A部分反射，通过聚光透镜汇聚，入射到内窥镜101的光导14的入射端。

并且，在该光源部41内设置光源驱动控制部30，该光源驱动控制部30进行两个灯15、25A的点亮/熄灭、斩光器驱动部17、以及光圈驱动部27b的控制动作。

而且，该光源驱动控制部30还与控制部42连接，能够经由控制部42，根据观察模式等，对借助光源部41提供给内窥镜101的光导14的照明光进行控制。另外，氙灯15的分光分布与后述的实施例8中采用的汞灯的情况相结合地示于图中。此外，卤灯25A在低于氙灯15的色温下具有宽频带的分光分布。

本实施例中，在例如通常图像观察模式中，例如仅使氙灯15侧点亮，进行照明，在分光图像观察模式中，点亮两个灯15、25A，进行照明。

而且，通过采用后述的方式，能够得到更优选的分光图像信号。配置于氙灯15前面、进行光量调整的斩光器16可以采用例如日本特开 2003-93336号公报中记载的斩光器，其详细构成在该日本特开2003-93336号公报中已有记载，因此，省略说明。

并且，如图39中的箭头所示，斩光器驱动部17构成为可沿着与来自氙灯15的光的光路正交的方向移动。而且，若通过该移动来增大与光路之间的距离，则能够使光束通过的切口部增长，因此，照射时间变长，能够增大照明光量。

如上所述，当新生成的分光图像作为S/N有可能不足、以及生成所需的某个信号处于饱和状态时，不能进行正确的运算，因此，需要控制照明光量。该光量调节采用日本特开2003-93336号公报中的方式，仅利用1个灯负担斩光器16以及斩光器驱动部17。

相对于此，本实施例中具有分光特性不同的2个光源，因此，尤其是设为分光图像观察模式，生成分光图像信号，将该分光图像显示到显示监视器106的情况下，使用2个光源，能够生成更合适的分光图像。

该情况下，例如设置于控制部42的EEPROM等非易失性的存储器42a中存储有从以分光图像观察模式进行照明时的两个灯15、25A提供给光导14的照明光量之比和最大光量的信息。而且，设定为分光图像观察模式时，控制部42参照该信息，经由光源驱动控制部30，控制从光源部41提供给光导14的照明光。

并且，CCD 21的摄像面上设置有进行光学分色的滤色器22a，该滤色器22a的排列如上所述的图6所示。而且，图7中用实线示出构成该滤色器22a的R、G、B滤波器各自的分光灵敏度特性。

首先，说明观察通常图像时的光源部41的动作，根据来自控制部42的控制信号，光源驱动控制部30仅使光源部41的氙灯15侧动作。该情况下，斩光器驱动部17设定在预定位置，使斩光器16旋转。来自氙灯15的光束通过斩光器16的切口部，借助聚光透镜汇聚在作为光纤束的光导14的入射端，该光导14设置在位于镜体101和光源部41之间的连接部上的连接器11内。而且，通常图像与上述的实施例1中的通常图像的观察动作相同。

接着，观察分光图像时，操作者通过操作设置于内窥镜装置主体105的键盘或设置于内窥镜101的弯曲操作部104的未图示的镜体开关、主体处理装置43的前面板等，指示从通常图像观察分光图像。此时，控制部42变更光源部41和主体处理装置43的控制状态。

具体地说，控制部42参照存储器42a的控制信息，向光源部41的光源驱动控制部30发送控制信号，还点亮卤灯25A。并且，控制部42控制斩光器16和光圈26b的驱动，使得两个灯15、25A产生的照明光量达到适当的光量。

如上所述，不希望来自CCD 21的输出饱和，因此，与观察通常图像时相比，在观察分光图像时减小照明光量的最大值。并且，控制部42控制光量，使得来自CCD 21的输出信号不饱和，将照明光量设定在不饱和的范围内。

并且，作为控制部42进行的向主体处理装置43的控制变更，将从切换部439输出的信号从通常图像生成部437的输出切换到调色部440的输出。并且，利用矩阵运算部436对S/H电路433a～433c的输出进行放大/加法运算处理，根据各个频带，输出到累加部438a～438c，进行累加处理后，输出到调色部440。即使在利用斩光器16或光圈26b减小照明光量的情况下，也利用累加部438a～438c进行保存/累加，从而如图2所示，能够提高信号强度，并且能够得到提高了S/N的分光图像。

下面，对本实施例的具体的矩阵运算部436的矩阵处理进行记述。为了说明本实施例的使用分光特性不同的2个灯15、25A时的优先顺位，首先，先以与仅使用1个灯15时的日本特开2003-93336号公报的情况相当的情况进行说明。

仅使用1个灯15时，由图7中实线所示的RGB滤色器的分光灵敏度特性，制作与图7中示出的理想的窄频带带通滤波器F1～F3(此处，将各个透过波长区域设为F 1：590nm～620nm、F2：520nm～560nm、F3：400nm～440nm)接近的带通滤波器(以下称为模拟带通滤波器)时，通过上述的(1)式～(5)式所示的内容，使上述的(19)式的矩阵成为最佳矩阵。

此外，通过(6)式和(7)式所示的内容进行校正，得到上述的(20) 式的校正系数。

另外，使用了如下的预见信息：(6)式所示的光源的光谱S(λ)在例如仅有氙灯1 5的情况下，为图9所示，(7)式所示的要关注的生物体的反射光谱H(λ)如图10所示。

因此，通过矩阵运算部436进行的处理在数学上与上述的(21)式的矩阵运算得到相同值。

通过进行该矩阵运算，能够得到模拟滤波器特性(图7中作为滤波器模拟F1～F3的特性示出)。即，上述的矩阵处理是指使用以上述方式预先生成的模拟带通滤波器(矩阵)，对彩色图像信号制作分光图像信号。

该情况下，图7的用粗虚线所示生成的模拟带通滤波器(矩阵)、尤其长波长侧的模拟滤波器(F1)与理想中的情况有较大背离。

因此，本实施例中，分光图像观察模式时，还点亮色温低于氙灯15、即发光特性偏向长波长侧的卤灯25A。使用由两个灯15、25A发出的照明光，进行生成模拟带通滤波器(矩阵)的处理。

即，通过提高照明光中的长波长侧的亮度电平，能够相对于增大长波长侧的R信号的值，与仅使用1个氙灯15的情况相比，能够进一步改善长波长侧的模拟带通滤波器(矩阵)的背离。

而且，像这样使用模拟滤波器特性生成的内窥镜图像和将要观察的生物体组织的结构如使用图11～图26进行的上述说明。

另外，例如可以在控制部42的存储器42a中存储与各个分光图像观察模式相适应的信息，以便能够与上述的实施例、第1变形例、第2变形例、第3变形例的任意的分光图像观察模式对应。

而且，切换到分光图像观察模式时，例如设定为在以前最后使用的分光图像观察模式，通过用户的选择，能够以其它分光图像观察模式选择使用(切换使用)。

图40表示在与该情况对应的分光图像观察模式下进行生物体观察的动作。另外，在以下的说明中，将上述实施例的分光图像观察模式、第1～第3变形例的分光图像观察模式作为第1～第4分光图像观察模式进行说明。

接通电源，电子内窥镜装置100处于动作状态时，如步骤S1所示，控制部42读取存储器42a的程序信息，开始该电子内窥镜装置100的控制动作。并且，读取存储器42a的各观察模式时的针对光源部41的控制信息。

然后，如步骤S2所示，控制部42求出起动时的观察模式的选择。例如，显示菜单画面，在该菜单画面上显示求出起动时的观察模式的选择。接着，用户选择起动时的观察模式。

而且，在选择了通常图像观察模式的情况下，如步骤S3所示，控制部42根据从存储器42a读取的信息，向光源控制部30发送控制信号，仅点亮氙灯15，设定为通常图像观察模式。此外，用户在该通常图像观察模式中，对作为被检体的生物体组织进行观察。

若处于该通常图像观察模式，则如步骤S4所示，控制部42处于等待观察模式的切换指示的状态。而且，若操作了设置于内窥镜101等的观察模式的切换开关等，进行观察模式的切换指示，则如步骤S5所示，控制部42根据从存储器42a读取的信息，向光源驱动控制部30发送控制信号，点亮卤灯25A。

并且，如步骤S6所示，控制部42求出在哪个分光图像观察模式进行观察的选择。用户选择想要观察的分光图像观察模式。而且，设选择了第k(k＝1～4)分光图像观察模式。这样，如步骤S7所示，控制部42参照与所选择的第k分光图像观察模式对应的控制信息，设定氙灯15与卤灯25A的光量比，并设定最大光量。

并且，控制部42与该第k个分光图像观察模式的选择连动地选择设定矩阵运算部436的系数，通过该连动的系数的选择设定，能够高精度地生成第k分光图像观察模式的情况下的分光图像信号。

而且，用户能够在该第k分光图像观察模式下进行观察。若设定为该第k分光图像观察模式，则如步骤S8所示，控制部42处于监视向其它分光图像观察模式的切换的状态。而且，若进行了切换到第m(m≠k)分光图像观察模式的操作，则如步骤S7所示，参照与所选择的第m分光图像观察模式对应的信息，设定氙灯15与卤灯25A的光量比，并设定最大光量。

并且，步骤S8中若不进行向其它分光图像观察模式的切换操作，则如步骤S9所示，控制部42判断是否进行了观察模式的切换指示。

不进行观察模式的切换指示时，返回到步骤S8，若进行观察模式的切换指示，则如步骤S10所示，进行卤灯25A的熄灭控制之后，返回到步骤S3。

另外，在上述的控制处理中，替代熄灭卤灯25A，进行关闭光圈26b的控制，可以提高切换观察模式时的响应性。

像这样根据本实施例，能够活用实施例1的效果，并且，为了得到分光图像而利用发光特性不同的多个光源，因此，与1个光源的情况时相比，能够得到高精度的分光图像。

另外，本实施例中的矩阵运算部436可以采用图28所示的结构作为变形例。

并且，实施例1的电子内窥镜装置100中，示出了发出照明光的光源部41和进行信号处理的主体处理装置43形成为一体的构成，但是，也可以像图41所示的电子内窥镜装置100B那样，独立构成光源部41和主体处理装置43。图41的构成例中，将控制部42设置于主体处理装置43内，通过通信电缆，在其与光源部41内的光源驱动控制部30之间收发控制信号。

本变形例具有与图4所示的实施例1的情况大致相同的作用效果。

实施例8

下面，参照图42～图45，说明本发明的实施例8。本实施例的电子内窥镜装置采用了将图38的光源部41变更为图42所示的光源部41B的构成。

替代图39所示的光源部41中作为第二光源使用的卤灯25，该光源部41B采用了具有亮线光谱的超高压汞灯(下面简称为汞灯)35。

并且，本实施例中，在氙灯15和半反射镜18A之间配置光圈26a，通过光圈驱动部27a可变驱动光圈26a的开口量。

而且，形成光混合部36，在该光混合部36中执行如下处理：利用光圈26a对氙灯15的光进行光量调整之后，将光入射到半反射镜18A，利用光圈26b对汞灯35的光进行光量调整，将光入射到半反射镜18A而通过该半反射镜18A与来自氙灯15的光进行混合。

并且，借助光源驱动控制部30经由氙灯15和汞灯35内部的点亮驱动电路，控制氙灯15和汞灯35的点亮和熄灭，光圈驱动部27a、27b也借助光源驱动控制部30控制其驱动动作。

图43表示氙灯15的发光的分光特性，在可见区域上具有较宽的强度分布。并且，图44表示汞灯35的发光特性，在可见区域上具有较宽的强度分布，并且具有多个亮线光谱。

而且，本实施例中，在通常图像观察模式下，仅点亮氙灯15，将通常图像显示到显示监视器106上。

另一方面，在分光图像观察模式下，点亮氙灯15和汞灯35，设定此时两个灯15、35的光量比，且将限制了所有光量的照明光、例如图45所示利用光混合部36进行光混合的照明光提供给光导14，将分光图像显示到显示监视器106上。

根据本实施例，在分光图像观察模式时，通过采用具有多个亮线光谱的照明光，从而能够增大在各亮线光谱部分的信号强度，与不具有亮线光谱的情况相比，能够高精度地计算出分光图像信号。而且，能够得到可靠性高的分光图像。

实施例9

接着，参照图46～图51，说明本发明的实施例9。图46所示的本实施例的电子内窥镜装置100的构成为将图46的光源部41变更为图47所示的光源部41C。

如图47所示，替代图42所示的光源部41B中使用的汞灯35，该光源部41C采用了作为半导体光源的发光二极管部(LED部)37。该LED部37由多个具体为4个具有多个发光光谱的LED38a～38d构成。

图48表示这些LED 38a～38d的发光光谱(分光特性)。该情况下的发光光谱在将要生成的分光图像信号的波长附近具有亮线光谱或将亮线光谱稍微放宽的光谱。另外，此处表示了4个的情况，但不限该数量。

并且，本实施例中，光源驱动控制部30C由如下部分构成：LED驱动器39a～39d，其用于发光驱动构成LED部37的多个LED 38a～38d；灯点亮电路161，其用于点亮氙灯15；以及控制电路62，其控制这些LED驱动器39a～39d、灯点亮电路161和光圈驱动部27a、27b。

该控制电路62根据来自控制部42的控制信号控制从该光源部41C的光混合部36提供给光导14的照明光。

本实施例中，在通常图像观察模式下，仅点亮氙灯15，将通常图像显示到显示监视器106上。

另一方面，在分光图像观察模式下，点亮氙灯15和LED 38a～38d，设定此时氙灯15、LED38a～38d所产生的光量比，且将限制了所有光量的照明光、例如图49所示的通过光混合部36进行了光混合的照明光提供给光导14，将分光图像显示到显示监视器106上。

根据本实施例，具有与实施例8类似的效果。即，在分光图像观察模式时，通过采用具有多个接近亮线光谱的强度分布的照明光，能够增大生成分光图像信号时的波长部分上的信号强度，与使用不具有这样的特性的照明光时相比，能够更高精度地计算出分光图像信号。

并且，根据将要计算出的分光图像信号的波长，选择使用LED，从而能够以该波长进行亮线光谱状的发光，能够得到高精度的分光图像信号。

图50表示变形例的光源部41D。本变形例中，在图47的光源部41C中，替代LED部37，采用了激光二极管(下面略为LD)部67。

即，替代图47中的LED 38a～38d，采用了LD 68a～68d。并且，在图47的控制电路30C中，替代LED驱动器39a～39d，采用LD驱动器69a～69d。

LD68a～68d以例如比LED 38a～38d的发光光谱的宽度窄的光进行发光。而且，像实施例7那样在通常图像观察模式时仅将氙灯15作为照明光使用，在分光图像观察模式时将LD 68a～68d和氙灯15一起点亮。

图51(A)示出从光混合部36提供给光导14的照明光的分光特性例，在图49的照明光中，具有如下特性：具有比LED 38a～38d产生的发光光谱的宽度窄的亮线光谱。

根据本变形例，具有与实施例7类似的效果。即，想要得到希望波长下的分光图像信号时，通过使用在该波长部分亮度电平亮线状地增大的照明光，从而能够增大该波长下的信号电平，能够更高精度地计算出希望的分光图像信号。

并且，如图51(B)、图51(C)所示，用户可以借助未图示的镜体开关等变更(选择)从光混合部36提供给光导14的照明光的分光特性。

图51(B)、图51(C)中变更(选择)了要点亮的LD的数量。图51(B)表示仅变更图51(A)中要点亮的LD的数量的例子，图51(C)相当于仅实质地点亮LD，熄灭了氙灯15的情况。

图51(B)的情况对于生成以2个亮线光谱部分的分光图像信号的情况有效。并且，根据图51(C)，仅为2个亮线光谱部分的光，因此，能够生成更高精度的分光图像信号。图51(C)对得到2个波长下的分光图像信号有效，得到其它波长的分光图像信号时，优选使在与该分光图像信号对应的波长具有基线光谱的LD发光。另外，LD的情况下说明的内容也同样地可以适用于LED的情况。

即，在分光图像观察模式下点亮使用多个LED 38a～38d、LD 68a～68d等(其数量可以更多)时，可以根据将要计算出的分光图像信号，选择要点亮的LED38a～38d、LD68a～68d等。这样，能够针对更广范围的波长，得到精度高且希望的分光图像。

另外，上述的实施例中作为CCD 21的滤色器22a采用了图6所示的滤色器，但作为变形例，可以采用图32所示的滤色器。对于该情况下的电子内窥镜装置的构成，与实施例7基本相同，因此，省略说明，对于相同的构成要素，赋予相同符号，省略说明。

实施例7中如图32所示使用了RGB原色型滤色器，相对于此，本变形例中使用补色型滤色器。

该情况下，读出CCD 21的全部像素，对来自各滤色器的图像进行信号处理或图像处理。并且，对于针对原色型滤色器的(1)式～(8)式以及(19)式～(21)式，若变形为补色型滤色器的情况下，则成为上述的(27)式～(33)式。对于(27)式～(33)式，已在上面有所叙述，因此，省略说明。使用了补色型滤色器时的分光灵敏度特性、设为目标的带通滤波器以及通过上述(27)式～(33)式求出的模拟带通滤波器的特性如上述的图33所示。

另外，本实施例中，使用补色型滤波器时，自不必说，图4所示的S/H电路是分别针对G·Mg·Cy·Ye进行的，而不是分别针对R·G·B进行的。

而且，即使在使用了补色型滤色器的情况下，也能够应用式(9)～(18)所示的矩阵估计方法。该情况下，补色滤波器的数量为4个时，以式(14)假设的生物体分光反射率能够以3个基本分光特性近似的部分为4个或4个以下。因此，与此相对应，用于运算估计矩阵的维数由3变为4。

根据本实施例，能够与实施例1相同地得到清楚显示有血管图案的分光图像。并且，本实施例中，能够享受使用补色型滤色器时的优点。

另外，通过将上述的各实施例部分组合等来构成的实施例等也属于本发明。

如上所述，根据各实施例，具有如下效果：能够将基于通过信号处理得到的分光图像的生物体组织的希望深部的组织信息调整成适合于观察的色调的图像信息。

另外，在以上所述的各实施例中，作为照明部说明了配置于内窥镜装置主体105内的光源部41、41B等，但本发明不限于此，照明部也可以采用例如在内窥镜101前端设置LED(发光二极管)的结构。

如上所述，根据本发明的各实施例，能够得到更高精度或高可靠性的分光信号。

本发明不限于上述的各实施例，在不改变本发明的宗旨的范围内，可以进行各种变更、改变等。

产业上的可利用性

照射宽频带的照明光，得到通常图像和窄频带的分光图像，从而能够以容易视觉辨认状态观察生物体组织的表面附近或更深部侧的血管行进图案等。

本申请是以2005年5月11日在日本申请的特愿2005-138929号、2005年5月11日在日本申请的特愿2005-138930号、2005年5月13日在日本申请的特愿2005-141539号为优先权主张的基础，上述的公开内容被引用在本申请说明书、权利要求书中。

Claims

1.一种用于生物体观测装置的信号处理装置，该信号处理装置具备：信号处理控制部，其控制摄像部的动作，向显示装置输出摄像信号，该摄像部对根据来自向作为被检体的生物体照射光的照明部的照明光而被所述生物体反射的光进行光电转换，生成所述摄像信号，所述信号处理装置的特征在于，所述信号处理装置包括：

分光信号生成部，其通过信号处理，由所述摄像信号生成与光学波长窄频带的图像对应的分光信号，该分光信号包括相当于以将400nm～440nm作为中心的波段照明或拍摄时的第1分光信号、以及相当于以将520nm～560nm作为中心的波段照明或拍摄时的第2分光信号；以及

调色部，其在将所述分光信号输出到所述显示装置时，针对形成该分光信号的多个频带的每个频带调整色调，将相当于以将400nm～440nm作为中心的波段照明或拍摄时的所述第1分光信号输出到所述显示装置的B通道和G通道，将相当于以将520nm～560nm作为中心的波段照明或拍摄时的所述第2分光信号输出到所述显示装置的R通道。

2.根据权利要求1所述的用于生物体观测装置的信号处理装置，其特征在于，所述分光信号生成部通过电路处理生成所述分光信号。

3.根据权利要求1所述的用于生物体观测装置的信号处理装置，其特征在于，所述分光信号生成部通过数值数据处理生成所述分光信号。

4.根据权利要求1所述的用于生物体观测装置的信号处理装置，其特征在于，所述分光信号生成部使用根据所述照明部和/或所述摄像部的分光特性计算出的系数。

5.根据权利要求1所述的用于生物体观测装置的信号处理装置，其特征在于，所述分光信号生成部使用根据所述被检体的反射特性计算出的系数。

6.根据权利要求1所述的用于生物体观测装置的信号处理装置，其特征在于，所述分光信号包括负信号。

7.根据权利要求1所述的用于生物体观测装置的信号处理装置，其特征在于，假设所述被检体的分光特性可以用多个基本分光特性的线性和来近似，以计算出用于生成所述分光信号的系数。

8.根据权利要求7所述的用于生物体观测装置的信号处理装置，其特征在于，所述基本分光特性的数量为所述反射的光的分色的数量以下。

9.根据权利要求7所述的用于生物体观测装置的信号处理装置，其特征在于，通过对所述被检体的分光特性数据的集合进行主成分分析或正交扩展，计算出所述基本分光特性。

10.根据权利要求1所述的用于生物体观测装置的信号处理装置，其特征在于，通过假设所述被检体的分光特性、所述照明部的分光特性、以及摄像部的分光特性在预定的波段宽度中分别可以用一个数值近似，计算出用于生成所述分光信号的系数。

11.根据权利要求1所述的用于生物体观测装置的信号处理装置，其特征在于，所述调色部对所述分光信号所包括的信号进行预定的输出调整，以波长的长短顺序，输出到显示装置的B、G、R通道。

12.根据权利要求1所述的用于生物体观测装置的信号处理装置，其特征在于，所述调色部进行信号变换，以便在显示装置上作为亮度再现所述分光信号所包括的信号之中包含想要以最高对比度输出的被检体信息的通道。

13.根据权利要求1所述的用于生物体观测装置的信号处理装置，其特征在于，所述调色部进行调整输出，使得所述被检体的特征在显示装置上以预定的目标色再现。

14.根据权利要求1所述的用于生物体观测装置的信号处理装置，其特征在于，所述被检体具有血管和/或粘膜微细结构。

15.根据权利要求1所述的用于生物体观测装置的信号处理装置，其特征在于，所述生物体观测装置是电子内窥镜装置。

16.根据权利要求1所述的用于生物体观测装置的信号处理装置，其特征在于，所述摄像信号是经由分色部生成的，所述分色部是设置于所述摄像部的滤色器、或者是设置于所述照明部的滤色器。

17.根据权利要求1～16中的任意一项所述的用于生物体观测装置的信号处理装置，其特征在于，所述摄像部包含在作为所述生物体观测装置的观察部的内窥镜中。

18.根据权利要求17所述的用于生物体观测装置的信号处理装置，其特征在于，所述内窥镜为软性镜。

19.根据权利要求17所述的用于生物体观测装置的信号处理装置，其特征在于，所述内窥镜为硬性镜。

20.根据权利要求1～16中的任意一项所述的用于生物体观测装置的信号处理装置，其特征在于，所述摄像部包含在口腔照相机中。

21.根据权利要求1～16中的任意一项所述的用于生物体观测装置的信号处理装置，其特征在于，所述摄像部包含在以与所述生物体的表面接触的状态拍摄所述生物体的照相机中。

22.根据权利要求16所述的用于生物体观测装置的信号处理装置，其特征在于，所述分色部的原色是RGB原色系。

23.根据权利要求16所述的用于生物体观测装置的信号处理装置，其特征在于，所述分色部的原色包括CMY补色系。

24.一种生物体观测装置，该生物体观测装置控制摄像部的动作，向显示装置输出摄像信号，该摄像部对根据向作为被检体的生物体照射的照明光被所述生物体反射的光进行光电转换，生成宽频带的所述摄像信号，所述生物体观测装置的特征在于，所述生物体观测装置具有：

分光信号生成部，其通过信号处理，由所述摄像信号生成与光学波长窄频带的图像对应的分光信号，该分光信号包括相当于以将400nm～440nm作为中心的波段照明或拍摄时的第1分光信号、以及相当于以将520nm～560nm作为中心的波段照明或拍摄时的第2分光信号；

调色部，其在将所述分光信号输出到所述显示装置时，针对形成该分光信号的多个频带的每个频带调整色调，将相当于以将400nm～440nm作为中心的波段照明或拍摄时的所述第1分光信号输出到所述显示装置的B通道和G通道，将相当于以将520nm～560nm作为中心的波段照明或拍摄时的所述第2分光信号输出到所述显示装置的R通道；以及

多个光源，其射出分光特性互不相同的多个照明光作为所述照明光。

25.根据权利要求24所述的生物体观测装置，其特征在于，所述生物体观测装置具有包括所述分光信号生成部和所述调色部的信号处理控制部，该信号处理控制部进行要将所述多个光源的哪一个光源用于照明光的控制。

26.根据权利要求24或25所述的生物体观测装置，其特征在于，所述分光信号生成部从所述多个光源生成具有希望的分光特性的多个照明光。

27.根据权利要求26所述的生物体观测装置，其特征在于，所述多个光源之中的至少一个光源是半导体光源。

28.根据权利要求27所述的生物体观测装置，其特征在于，所述多个光源之中的至少一个光源具有亮线光谱。

29.根据权利要求24或25所述的生物体观测装置，其特征在于，所述多个光源之中的至少一个光源是半导体光源。

30.根据权利要求24或25所述的生物体观测装置，其特征在于，所述多个光源之中的至少一个光源具有亮线光谱。

31.根据权利要求26所述的生物体观测装置，其特征在于，所述多个光源之中的至少一个光源具有亮线光谱。