CN101175435B - 生物体观测装置 - Google Patents

Abstract

本发明提供一种生物体观测装置，其具有：照明部，其向作为被检体的生物体照射光；摄像部，其对根据该照射光而从所述生物体反射的光进行光电转换，来生成摄像信号；以及信号处理控制部，其对所述照明部和/或所述摄像部的动作进行控制，向显示装置输出所述摄像信号，所述信号处理控制部包括：分光信号生成部，其根据所述摄像信号，通过信号处理来生成与光学波长窄频带的图像对应的分光信号；颜色调节部，在向所述显示装置输出所述分光信号时，该颜色调节部对形成分光信号的多个频带中的每一个频带，分配不同的色调，除此之外，还具有对输出给所述显示装置的信号的画质进行调节的画质调节部，或者，在所述摄像信号和所述分光信号的各信号处理中，共用至少除了所述分光信号生成部和所述颜色调节部之外的其他信号处理部。

Description

生物体观测装置

技术领域

本发明涉及利用对生物体进行拍摄而取得的色彩图像信号，通过信号处理来生成伪(擬似)窄频带滤波器，作为分光图像而显示在监视器上的生物体观测装置。

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取得体腔内的内窥镜图像的内窥镜装置。在这种内窥镜装置中，使用具有如下摄像单元的电子内窥镜，该摄像单元使用光导管等将来自光源装置的照明光导光到体腔内而利用该返回光来拍摄被摄体，通过利用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出内窥镜图像来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的情况下，作为其中1个方式，由光源装置来发出可见光区域的白色光，例如通过经由RGB等的旋转滤波器来向被摄体照射面序(面順次)光，由视频处理器对该面序光的返回光进行同时化来进行图像处理，从而取得色彩图像。另外，在内窥镜装置中进行通常的生物体组织观察的情况下，作为其他方式，在内窥镜的摄像单元的摄像面的前表面上配置色卡(colour chip)，由光源装置发出可见光区域的白色光，由色卡将该白色光的返回光分离成每个颜色成分，从而进行拍摄，通过由视频处理器对其进行图像处理来取得色彩图像。

根据所照射的光的波长，生物体组织的光吸收特性和散射特性不同，所以例如在日本特开2002-95635号公报中提出如下的窄频带光内窥镜装置，其针对可见光区域的照明光，将离散的分光特性的窄频带RGB面序光向生物体组织照射，取得生物体组织的期望深部的组织信息。

另外，在日本特开2003-93336号公报中，提出如下的窄频带光内窥镜装置，其对给予可见光区域的照明光的图像信号进行信号处理来生成离散的分光图像，取得生物体组织的期望深部的组织信息。

但是，例如在上述日本特开2003-93336号公报中所记载的装置中，通过信号处理来取得分光图像，从而无需用于生成窄频带的RGB光的滤波器，仅向监视器输出所取得的分光图像。因此，显示在监视器上的图像没有成为适合于对生物体组织的期望深部的组织信息进行观察的色调的图像，辨认性有可能降低。

另外，在上述日本特开2003-93336号公报中所记载的装置中还存在如下的问题：构成为根据通常图像和分光图像来分离电路系统，所以电路规模变大，进而针对通常图像进行颜色调节和轮廓校正，但不针对分光图像进行颜色调节和轮廓校正那样的画质处理。

发明内容

本发明是鉴于上述情况而产生的，其目的在于，提供一种生物体观测装置，其可将基于通过信号处理而取得的分光图像的、生物体组织的期望深部的组织信息调节为适合于观察的色调的图像信息，并且使显示输出的信号的画质提高而改善辨认性。

另外，本发明的另一目的在于，提供一种生物体观测装置，其可将基于通过信号处理而取得的分光图像的、生物体组织的期望深部的组织信息调节为适合于观察的色调的图像信息，并且可抑制电路规模且可共用用于进行白平衡或γ调节等所需的信号处理的电路。

基于本发明的一个方式的生物体观测装置具有：

照明部，其向作为被检体的生物体照射光；

摄像部，其对根据该照射光而从所述生物体反射的光进行光电转换，来生成摄像信号；以及

信号处理控制部，其对所述照明部和/或所述摄像部的动作进行控制，向显示装置输出所述摄像信号，其中，

所述信号处理控制部包括：

分光信号生成部，其根据所述摄像信号，通过信号处理来生成与光学波长窄频带的图像对应的分光信号；

颜色调节部，在向所述显示装置输出所述分光信号时，该颜色调节部对形成该分光信号的多个频带中的每一个频带，分配不同的色调；以及

画质调节部，其对输出给所述显示装置的信号的画质进行调节。

另外，基于本发明的另一方式的生物体观测装置的特征在于，其具有：

照明部，其向作为被检体的生物体照射光；

摄像部，其对根据该照射光而从所述生物体反射的光进行光电转换，来生成摄像信号；以及

信号处理控制部，其对所述照明部和/或所述摄像部的动作进行控制，向显示装置输出所述摄像信号，其中，

所述信号处理控制部包括：

分光信号生成部，其根据所述摄像信号，通过信号处理来生成与光学波长窄频带的图像对应的分光信号；以及

颜色调节部，在向所述显示装置输出所述分光信号时，该颜色调节部对形成该分光信号的多个频带中的每一个频带，分配不同的色调，

在所述摄像信号和所述分光信号的各信号处理中，共用至少除了所述分光信号生成部和所述颜色调节部之外的其他信号处理部。

附图说明

图1是示出本发明的实施例1所涉及的根据色彩图像信号来生成分光图像信号时的信号的流程的概念图。

图2是示出本发明的实施例1所涉及的分光图像信号的积分运算的概念图。

图3是示出本发明的实施例1所涉及的生物体观测装置的外观的外观图。

图4是示出图3的生物体观测装置的结构的框图。

图5是示出图4的遮光器(chopper)的外观的外观图。

图6是示出配置在图4的CCD的摄像面上的滤色器的排列的图。

图7是示出图6的滤色器的分光灵敏度特性的图。

图8是示出图4的矩阵运算部的结构的结构图。

图9是示出本发明的实施例1所涉及的光源的光谱的光谱图。

图10是示出本发明的实施例1所涉及的生物体的反射光谱的光谱图。

图11是示出利用图4的生物体观测装置来观察的生物体组织的层方向结构的图。

图12是说明来自图4的生物体观测装置的照明光向生物体组织的层方向的到达状态的图。

图13是示出白色光的各频带的分光特性的图。

图14是示出基于图13的白色光的各频带图像的图之一。

图15是示出基于图13的白色光的各频带图像的图之二。

图16是示出基于图13的白色光的各频带图像的图之三。

图17是示出由图8的矩阵运算部所生成的分光图像的分光特性的图。

图18是示出图17的各分光图像的图之一。

图19是示出图17的各分光图像的图之二。

图20是示出图17的各分光图像的图之三。

图21是示出图4的颜色调节部的结构的框图。

图22是说明图21的颜色调节部的作用的图。

图23是示出图4的颜色调节部的变形例的结构的框图。

图24是示出图17的分光图像的第1变形例的分光特性的图。

图25是示出图17的分光图像的第2变形例的分光特性的图。

图26是示出图17的分光图像的第3变形例的分光特性的图。

图27是示出本发明的实施例1所涉及的矩阵运算部的另一结构例的框图。

图28是示出本发明的实施例2所涉及的生物体观测装置的结构的框 图。

图29是示出本发明的实施例4所涉及的生物体观测装置中的光量控制部的一个例子的图。

图30是示出光量控制部的另一例子的图。

图31是示出光量控制部的又一例子的图。

图32是示出本发明的实施例4所涉及的生物体观测装置的结构的框图。

图33是示出图32的CCD的电荷积蓄时间的图。

图34是示出图32的变形例、即CCD的电荷积蓄时间的图。

图35是示出本发明的实施例8所涉及的生物体观测装置中的画质改善的一个例子的图。

图36是示出本发明的实施例9所涉及的生物体观测装置中的画质改善的一个例子的图。

图37是示出本发明的实施例9所涉及的生物体观测装置中的画质改善的另一例子的图。

图38是示出本发明的实施例10所涉及的生物体观测装置中的画质改善的一个例子的图。

图39是示出本发明的实施例12所涉及的生物体观测装置中的画质改善的一个例子的图。

图40是示出本发明的实施例12所涉及的生物体观测装置中的画质改善的另一例子的图。

图41是示出本发明的实施例12所涉及的生物体观测装置中的画质改善的又一个例子的图。

图42是示出本发明的实施例13所涉及的生物体观测装置的结构的框图。

图43是示出本发明的实施例14所涉及的生物体观测装置的结构的框图。

图44是示出本发明的实施例15所涉及的生物体观测装置的结构的框图。

图45是示出本发明的实施例16所涉及的生物体观测装置中的滤色器的排列的图。

图46是示出图45的滤色器的分光灵敏度特性的图。

图47是本发明所涉及的生物体观测装置中的矩阵运算时的流程图。

具体实施方式

以下，参照附图来叙述本发明的实施例。

(实施例1)

图1至图26涉及本发明的实施例1，图1是示出根据色彩图像信号来生成分光图像信号时的信号的流程的概念图，图2是示出分光图像信号的积分运算的概念图，图3是示出电子内窥镜装置的外观的外观图，图4是示出图3的电子内窥镜装置的结构的框图，图5是示出图4的遮光器的外观的外观图，图6是示出配置在图3的CCD的摄像面上的滤色器的排列的图，图7是示出图6的滤色器的分光灵敏度特性的图，图8是示出图4的矩阵运算部的结构的结构图，图9是示出光源的光谱的光谱图，图10是示出生物体的反射光谱的光谱图。

图11是示出利用图4的电子内窥镜装置来观察的生物体组织的层方向结构的图，图12是说明来自图4的电子内窥镜装置的照明光向生物体组织的层方向的到达状态的图，图13是示出白色光的各频带的分光特性的图，图14是示出基于图13的白色光的各频带图像的图之一，图1 5是示出基于图13的白色光的各频带图像的图之二，图16是示出基于图13的白色光的各频带图像的图之三，图17是示出由图8的矩阵运算部所生成的分光图像的分光特性的图，图18是示出图17的各分光图像的图之一，图19是示出图17的各分光图像的图之二，图20是示出图17的各分光图像的图之三。

图21是示出图4的颜色调节部的结构的框图，图22是说明图21的颜色调节部的作用的图，图23是示出图4的颜色调节部的变形例的结构的框图，图24是示出图17的分光图像的第1变形例的分光特性的图，图25是示出图17的分光图像的第2变形例的分光特性的图，图26是示 出图17的分光图像的第3变形例的分光特性的图。

在作为本发明的实施例中的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，利用摄像部、即固态摄像元件来接收根据该照射光而从生物体反射的光并对其进行光电转换，从而生成色彩图像信号、即摄像信号，根据该摄像信号而通过信号处理来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。

以下，在对本发明所涉及的实施例1进行说明之前，对成为本发明的基础的矩阵计算方法进行说明。此处，矩阵是指，为了生成色彩图像(以下称为通常图像)，而根据所取得的色彩图像信号来生成分光图像信号时所使用的规定的系数。

另外，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、使所生成的分光图像信号的S/N比提高的S/N比的改善方法进行说明。另外，根据需要来使用该校正方法、S/N比的改善方法即可。另外，以下，利用粗文字或[]来表述向量和矩阵(例如，将矩阵A表述为“A的粗文字”或“[A]”)，除此以外不进行文字修饰来表述。

(矩阵计算方法)

图1是示出根据色彩图像信号(此处，为便于说明，设为R/G/B，但如后述的实施例那样，在补色型固态摄像元件中，也可以为G/Cy/Mg/Ye的组合)，来生成与光学波长窄频带的图像更加对应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的各色彩灵敏度特性进行数值数据化。此处，R/G/B的色彩灵敏度特性是指，使用白色光的光源来拍摄白色的被摄体时所分别取得的相对于波长的输出特性。

另外，R/G/B的各色彩灵敏度特性作为简略化的图形而显示在各图像数据的右边。另外，将此时的R/G/B的色彩灵敏度特性分别设为n维的列向量[R]/[G]/[B]。

接下来，电子内窥镜装置对希望提取出的分光图像用窄频带使带通滤波器F1/F2/F3(电子内窥镜装置作为预见信息而得知可高效提取出结构的滤波器的特性。该滤波器的特性是指，将波长频带为大约590nm～ 大约610nm、大约530nm～大约550nm、大约400nm～430nm分别设为通带。)的特性进行数值数据化。

另外，此处“大约”是指，在波长中包含±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]。根据所取得的数值数据来求出对以下关系进行近似的最佳的系数组。即，求出成为下式(1)的矩阵的要素即可。

式(1)

$\left(\begin{array}{ccc}R& G& B\end{array}\right)\left(\begin{array}{ccc}{a}_1& a_2& a_3\\ b_1& b_2& b_3\\ c_1& c_2& c_3\end{array}\right)=\left(\begin{array}{ccc}{F}_1& F_2& F_3\end{array}\right)\·\·\·\left(1\right)$

上述最佳化的命题的解是数学上通过如下述那样取得的。在将表示R/G/B的色彩灵敏度特性的矩阵设为[C]，针对希望提取出的窄频带将表示带通滤波器的分光特性的矩阵设为[F]，将所求出的系数矩阵设为[A]时，成为下式(2)。

式(2)

$C=\left(\begin{array}{ccc}R& G& B\end{array}\right)A=\left(\begin{array}{ccc}{a}_1& a_2& a_3\\ b_1& b_2& b_3\\ c_1& c_2& c_3\end{array}\right)F=\left(\begin{array}{ccc}{F}_1& F_2& F_3\end{array}\right)\·\·\·\left(2\right)$

因此，式(1)所示的命题等于求出满足以下关系的矩阵[A]。

式(3)

$\mathrm{CA}=F\·\·\·\left(3\right)$

此处，作为表示分光特性的光谱数据的点列数n为n＞3，所以，式(3)不是1维联立方程式，而被赋予为线性最小二乘法的解。即，根据(3)式来求解伪逆矩阵即可。在将矩阵[C]的转置矩阵设为[^tC]时，式(3)成为(4)式。

式(4)

$\mathrm{CCA}_t=\mathrm{CF}_t\·\·\·\left(4\right)$

由于[^tCC]为n×n的方阵，所以可将(4)式视为矩阵[A]的联立方程式。通过式(5)来取得其解。

式(5)

$A={\left(\mathrm{CC}_t\right)}^{-1}\mathrm{CF}_t\·\·\·\left(5\right)$

针对通过式(5)来求出的矩阵[A]，电子内窥镜装置通过进行式(3)左边的转换，可对希望提取出的窄频带使带通滤波器F1/F2/F3的特性近似。以上为成为本发明的基础的矩阵计算方法的说明。

使用如上述那样计算出的矩阵，后述矩阵运算部436根据通常色彩图像信号来生成分光图像信号。

(校正方法)

接下来，对用于求出更准确的分光图像信号的校正方法进行说明。

在上述矩阵计算方法的说明中，在CCD等固态摄像元件所接收的光束为完全的白色光(在可视域中，所有波长强度相同)的情况下，被准确地应用。即，在RGB的输出都相同的情况下，成为最佳的近似。

但是，在实际的内窥镜观察中，所照明的光束(光源的光束)不是完全的白色光，并且生物体的反射光谱也不是均一的，所以固态摄像元件所接收的光束也不是白色光(由于带着颜色，所以RGB值不相同)。

因此，在实际的处理中，为更准确地求解式(3)所示的命题，除了RGB的色彩灵敏度特性之外，优选还考虑照明光的分光特性、生物体的反射特性。

此处，将色彩灵敏度特性分别设为R(λ)、G(λ)、B(λ)，将照明光的分光特性的一例设为S(λ)，将生物体的反射特性的一例设为H(λ)。另外，该照明光的分光特性和生物体的反射特性也可以不是进行检查的装置、被检体的特性，例如也可以是预先取得的一般特性。

在使用这些系数时，通过式(6)来求出校正系数kR/kG/kB。

式(6)

kR＝(∫S(λ)×H(λ)×R(λ)dλ)^-1

kG＝(∫S(λ)×H(λ)×G(λ)dλ)^-1

kB＝(∫S(λ)×H(λ)×B(λ)dλ)^-1    …(6)

在将灵敏度校正矩阵设为[K]时，通过式(7)来取得。 另外，在矩阵运算部中，单纯地将仅使R和G成分反转后的信号与B成分相加。由此，可取得与实施例1至实施例3相同的分光图像。

式(7)

$K=\left(\begin{array}{ccc}{k}_R& 0& 0\\ 0& k_C& 0\\ 0& 0& k_B\end{array}\right)\·\·\·\left(7\right)$

因此，针对系数矩阵[A]，对式(5)施加式(7)的校正，而成为式(8)。

式(8)

A^t＝KA＝K(^tCC)^-1tCF  …(8)

另外，在实际进行最佳化的情况下，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)为负时在图像显示上为0(即仅使用具有滤波器的分光灵敏度特性中的正灵敏度的部分)的情况，附加还容许被最佳化的灵敏度分布的一部分为负的情况。如图1所示，电子内窥镜装置为了根据宽的分光灵敏度特性来生成窄频带分光灵敏度特性，如图1所示在作为目标的F1/F2/F3的特性中附加负灵敏度特性，从而可生成对具有灵敏度的频带进行了近似的成分。

(S/N比的改善方法)

接下来，对使所生成的分光图像信号的S/N比和精度提高的方法进行说明。通过将该S/N比的改善方法附加到所述处理方法中，进而可解决如下的课题。

(i)若假设所述矩阵计算方法中的原信号(R/G/B)中的任意一个成为饱和状态，则处理方法中的滤波器F1至F3的特性有可能与可高效地提取出结构的滤波器的特性(设为理想的特性)产生较大不同(在仅生成R/G/B中的2个信号的情况下，要求该2个原信号都不饱和)。

(ii)在从色彩图像信号转换为分光图像信号时，根据宽频带的滤波器来生成窄频带滤波器，所以产生灵敏度的恶化，所生成的分光图像信号的成分也变小，S/N比不好。

该S/B比改善的方法是指，如图2所示，将照明光的照射在通常图像(一般的色彩图像)的1个域(field)(1帧)中分几次(例如n次，n为2以上的整数)来进行照射(也可以使照射强度在各次照射中变化。 在图2中，以I0至In来表示。另外，其可仅通过照明光的控制来实现。)。

由此，电子内窥镜装置可减小1次的照射强度，可抑制RGB信号中的任意一个分别成为饱和状态的情况。另外，在后级中，对被分割成几次的图像信号进行n张的图像信号的相加。由此，电子内窥镜装置可增大信号成分而使S/N比提高。在图2中，积分部438a至438c作为改善S/N比的画质调节部而发挥功能。

以上为成为本发明的基础的矩阵运算方法、可与该矩阵运算方法一起实施的用于求出正确的分光图像信号的校正方法、使所生成的分光图像信号的S/N比提高的方法的说明。

此处，对上述矩阵计算方法的变形例进行说明。

(矩阵计算方法的变形例)

将色彩图像信号设为R、G、B，将待推定的分光图像信号设为F1、F2、F3。另外，严格意义上来讲，色彩图像信号R、G、B还是图像上的位置x、y的函数，所以例如应表述为R(x，y)，但此处进行省略。

推定根据R、G、B来计算出F1、F2、F3的3×3矩阵[A]是目标。

式(9)

$\left(\begin{array}{c}{F}_1\\ F_2\\ F_3\end{array}\right)=A\left(\begin{array}{c}R\\ G\\ B\end{array}\right)\·\·\·\left(9\right)$

此处，定义以下的数据表述。

被检体的分光特性：

H(λ)、「H」＝(H(λ1)，H(λ2)，…，H(λn))^t

λ为波长，t表示矩阵运算中的转置。同样，

照明光的分光特性：

S(λ)、「S」＝(S(λ1)，S(λ2)，…，S(λn))^t

CCD的分光灵敏度特性：

J(λ)、「J」＝(J(λ1)，J(λ2)，…，J(λn))^t

进行颜色分解的滤波器的分光特性：原色的情况下

R(λ)、「R」＝(R(λ1)，R(λ2)，…，R(λn))^t

G(λ)、「G」＝(G(λ1)，G(λ2)，…，G(λn))^t

B(λ)、「B」＝(B(λ1)，B(λ2)，…，B(λn))^t

[R]、[G]、[B]如式(10)所示那样，集中于1个矩阵[C]。

式(10)

$C=\left(\begin{array}{c}R\\ G\\ R\end{array}\right)\·\·\·\left(10\right)$

利用矩阵如下述那样表述图像信号R、G、B、分光信号F1、F2、F3。

式(11)

$P=\left(\begin{array}{c}R\\ G\\ B\end{array}\right),$ $Q=\left(\begin{array}{c}{F}_1\\ F_2\\ F_3\end{array}\right)\·\·\·\left(11\right)$

通过下式来计算出图像信号[P]。

式(12)

P＝CSJH    …(12)

当前，在将用于取得[Q]的颜色分解滤波器设为[F]时，与(12)式相同，

式(13)

Q＝FSJH    …(13)

此处，作为重要的第1假设，当前，在假设为可通过基本的3个分光特性的线性和来表现被检体的分光反射率时，可如下述那样表述[H]。

式(14)

H＝DW      …(14)

此处，[D]是在列向量中具有3个基本光谱D1(λ)、D2(λ)、D3(λ)的矩阵，[W]是表示对[H]赋予D1(λ)、D2(λ)、D3(λ)的权重系数。在被检体的色调没有产生非常大程度的变动的情况下，可知该近似成立。

在将式(14)代入式(12)时，取得下式。

式(15)

P＝CSJH＝CSJDW＝MW   …(15)

此处，3×3矩阵[M]表示将矩阵[CSJD]的计算结果集中为1个的矩阵。

同样，将式(14)代入式(13)，得到下式。

式(16)

Q＝FSJH＝FSJDW＝M^tW  …(16)

同样，[M’]表示将矩阵[FSJD]的计算结果集中为1个的矩阵。

最终，从式(15)和式(16)消去[W]，得到下式。

式(17)

Q＝M’M^-1P           …(17)

[M^-1]表示矩阵[M]的逆矩阵。最终，[M’M^-1]成为3×3矩阵，成为推定目标的矩阵[A]。

此处，作为重要的第2假设，在利用带通滤波器来进行颜色分解的情况下，假设为可利用1个数值来对该频带内的被检体的分光特性进行近似。即，

式(18)

H＝(h₁，h₂，h₃)^t     …(18)

颜色分解用的带通不是完全的带通，还考虑在其他频带中也具有灵敏度的情况，在该假设成立的情况下，如果将式(15)、式(16)中的[W]考虑为[H]，则最终可推定出与式(17)相同的矩阵。

接下来，参照图3来对本发明所涉及的实施例1中的电子内窥镜装置的具体结构进行说明。另外，在以下所示其他实施例中也是相同的结构。

如图3所示，电子内窥镜装置100具有内窥镜101、内窥镜装置主体105、和作为显示装置的显示监视器106。另外，内窥镜101构成为主要具有：插入部102，其插入到被检体的体内；前端部103，其设在插入部102的前端上；以及角度操作部104，其设在插入部102的前端侧的相反侧、用于指示前端部103的弯曲动作等。

在内窥镜装置主体105中，对由内窥镜101所取得的被检体的图像 进行规定的信号处理，而在显示监视器106上，显示出处理过的图像。

接下来，参照图4来对内窥镜装置主体105进行详细说明。另外，图4是同时式的电子内窥镜装置100的框图。

如图4所示，内窥镜装置主体105主要包括作为照明部的光源部41、控制部42、主体处理装置43。控制部42和主体处理装置43构成对所述光源部41和/或作为摄像部的CCD 21的动作进行控制，并向显示装置、即显示监视器106输出摄像信号的信号处理控制部。

另外，在本实施例中，说明了在作为1个装置的内窥镜装置主体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，但这些光源部41和主体处理装置43也可以构成为独立于内窥镜装置主体105的装置，可在内窥镜装置主体105上进行装卸。

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，以规定的光量来照射白色光(也包括不是完全的白色光的情况)。另外，光源部41具有：灯15，其作为白色光源；遮光器16，其作为用于调节光量的光量控制部；以及遮光器驱动部17，其用于驱动遮光器16。

如图5所示，遮光器16具有如下的结构，即以点17a为中心而在规定半径r的圆盘状结构体上在圆周方向上设有具有规定长度的缺口部。该中心点17a与设在遮光器驱动部17上的旋转轴连接。即，遮光器16以中心点17a为中心来进行旋转运动。另外，针对每个规定的半径，设有多个该缺口部。在该图中，该缺口部在半径r0到半径ra之间，最大长度＝2πr×θ0度/360度、宽度＝r0-ra。另外，同样，构成为在半径ra到半径rb之间，最大长度＝2πra×2θ1度/360度、宽度＝ra-rb，在半径rb到半径rc之间，最大长度＝2πrb×2θ2度/360度、宽度＝rb-rc(将各半径设为r0＞ra＞rb＞rc)。

另外，遮光器16中的缺口部的长度、宽度仅为一个例子，不限于本实施例。

另外，遮光器16具有突起部160a，该突起部160a在该缺口部的大致中央沿半径方向延伸。另外，控制部42通过在该突起部160a遮断了光时切换帧，从而将前1帧和后1帧所照射的光的间隔控制为最小限， 并将由于被检体的动作等而引起的模糊控制为最小限。

另外，如图4中的箭头所示，遮光器驱动部17构成为可在相对于灯15的方向上移动。

即，控制部42可改变图5所示的遮光器16的旋转中心17a和来自灯的光束(用虚线圆示出)的距离R。例如，在图5所示状态下，由于距离R非常小，所以照明光量处于小光量的状态。通过增大距离R(使遮光器驱动部17从灯15远离)，光束可通过的缺口部变长，所以照射时间变长，控制部42可增大照明光量。

如上所述，在电子内窥镜装置中，新生成的分光图像的S/N比有可能不充分，并且在分光图像的生成中所需的RGB信号中的任意一个信号饱和的情况下无法进行正确的运算，所以需要控制照明光量。遮光器16和遮光器驱动部17负责该光量调节。

另外，经由连接器11与光源部41连接的内窥镜101在前端部103具有物镜19和CCD等固态摄像元件21(以下，简单记载为CCD)。CCD21构成摄像部，该摄像部对根据来自构成照明部的光源部41的照射光而从作为被检体的生物体反射的光进行光电转换，来生成摄像信号。本实施例中的CCD是单板式(用于同时式电子内窥镜中的CCD)，是原色型。另外，图6示出配置在CCD的摄像面上的滤色器的排列。另外，图7示出图6的滤色器中的RGB各自的分光灵敏度特性。

另外，如图4所示，插入部102具有：光导管14，其向前端部103导入从光源部41照射出的光；信号线，其用于向主体处理装置43传送由CCD所取得的被检体的图像；以及钳子通道28等，该钳子用于进行医疗处理。另外，在操作部104附近设有用于向钳子通道28插入钳子的钳子口29。

另外，与光源部41同样，主体处理装置43经由连接器11与内窥镜101连接。主体处理装置43具有CCD驱动器电路431，该CCD驱动器电路431用于驱动CCD 21。另外，主体处理装置43具有亮度信号处理系统和颜色信号处理系统，作为用于取得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连接而进行 轮廓校正；以及亮度信号处理部434，其根据由轮廓校正部432校正过的数据来生成亮度信号。另外，颜色信号处理系统具有：采样保持电路(S/H电路)433a至433c，它们与CCD 21连接而进行由CCD 21所取得的信号的采样等来生成RGB信号；以及颜色信号处理部435，其与S/H电路433a至433c的输出连接而进行颜色信号的生成。

而且，设有根据所述亮度信号处理系统的输出和所述颜色信号处理系统的输出来生成1个通常图像的通常图像生成部437，从通常图像生成部437经由切换部439而向显示监视器106送出Y信号、R-Y信号、B-Y信号。

另一方面，作为用于取得分光图像的信号电路系统，设有被输入S/H电路433a至433c的输出(RGB信号)而对RGB信号进行规定的矩阵运算的矩阵运算部436。矩阵运算是指，对色彩图像信号彼此进行相加处理等，并且，乘以通过上述矩阵计算方法(或其变形例)来求出的矩阵的处理。

另外，在本实施例中，作为该矩阵运算的方法，对使用电子电路处理(由使用电子电路的硬件来进行的处理)的方法进行了说明，但也可以是如后述实施例那样使用数值数据处理(由使用程序的软件来进行的处理)的方法。另外，在实施时，也可以将这些方法组合。

图8示出矩阵运算部436的电路图。RGB信号分别经由电阻组31a至31c而输入到放大器32a至32c。各电阻组具有分别连接有RGB信号的多个电阻，各电阻的电阻值为与矩阵系数对应的值。即，构成为利用各电阻来改变RGB信号的放大率，而利用放大器来进行相加(也可以相减)。各放大器32a至32c的输出成为矩阵运算部436的输出。即，该矩阵运算部436进行所谓的加权相加处理。另外，也可以使此处所使用的各电阻的电阻值可变。

矩阵运算部436的输出连接至各积分部438a至438c，在进行积分运算之后，由颜色调节部440对各分光图像信号∑F1至∑F3进行后述的颜色调节运算，根据分光图像信号∑F1至∑F3来生成色彩通道(channel)Rch、Gch、Bch。经由切换部439向显示监视器106送出所生成的色彩 通道Rch、Gch、Bch。另外，在后面叙述颜色调节部440的结构。

另外，切换部439进行通常图像和分光图像的切换，并且还可以进行分光图像彼此的切换显示。即，操作者可使得从通常图像、基于Rch的分光通道图像、基于Gch的分光通道图像、基于Bch的分光通道图像中，选择性地在显示监视器106上进行显示图像。另外，也可以构成为可同时在显示监视器106上显示任意2个以上的图像。特别是在可同时显示通常图像和分光频道图像的情况下，可简单地对一般进行观察的通常图像和分光频道图像进行对比，在考虑各特征(通常图像的特征由于色度与通常的肉眼的观察相近而易于观察。分光频道图像的特征可适合于观察在通常图像中无法观察的规定的血管等。)的基础上，可进行观察并非常有利于诊断。

接下来，参照图4来对本实施方式中的电子内窥镜装置100的动作进行详细说明。

另外，在以下，首先对观察通常图像时的动作进行说明，之后对观察分光图像时的动作进行说明。

首先，对光源部41的动作进行说明。根据来自控制部42的控制信号，遮光器驱动部17被设定在规定位置上，而使遮光器16旋转。来自灯15的光束通过遮光器16的缺口部，由聚光透镜将其聚光于设置在位于内窥镜101和光源部41的连接部中的连接器11内的光纤束(fiberbundle)、即光导管14的入射端。

被聚光的光束通过光导管14，而从设在前端部103上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而经由物镜19，在CCD 21中被图6所示的不同滤色器分别收集信号。

所收集的信号被并行输入到上述亮度信号处理系统和颜色信号处理系统。针对每个像素对被不同滤色器分别收集的信号进行相加而将其输入到亮度信号系统的轮廓校正部432，在进行轮廓校正之后，提供给亮度信号处理部434。在亮度信号处理部434中，生成亮度信号，而输入到通常图像生成部437。

另外，另一方面，由CCD 21所收集的信号按照每个滤色器而输入 到S/H电路433a至433c，分别生成R/G/B信号。进而，R/G/B信号在颜色信号处理部435中被生成颜色信号，在通常图像生成部437中根据所述亮度信号和颜色信号来生成Y信号、R-Y信号、B-Y信号，经由切换部439而在显示监视器106上显示出被检体的通常图像。

接下来，对观察分光图像时的动作进行说明。另外，此处省略进行与通常图像的观察相同的动作的部分的说明。

操作者通过对设在内窥镜装置主体105上的键盘或设在内窥镜101的操作部104上的开关等进行操作，来进行从观察通常图像到观察分光图像的指示。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。

具体而言，根据需要来变更从光源部41照射出的光量。如上所述，由于不希望来自CCD 21的输出饱和，所以在分光图像的观察时，与通常图像的观察时相比，减小照明光量。另外，控制部42还可以对光量进行控制，以使来自CCD的输出信号不饱和，并且在不饱和的范围内使照明光量变化。

另外，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的输出切换到颜色调节部440的输出。另外，由矩阵运算部436对S/H电路433a至433c的输出进行放大/相加处理，而根据各频带输出到积分部438a至438c，进行积分处理之后，输出给颜色调节部440。即使在利用遮光器16减小照明光量的情况下，也可以通过利用积分部438a至438c来进行保存/积分，来如图2所示那样提高信号强度，并且可取得S/N比提高的分光图像。

以下，对本实施例中的具体的矩阵运算部436的矩阵处理进行记载。在本实施例中，在希望根据图7中用实线所示的RGB滤色器的分光灵敏度特性，来生成与图7中所示的理想的窄频带带通滤波器F1至F3(此处将各带通滤波器F1至F3的透过波长区域设为F1：590nm～620nm、F2：520nm～560nm、F3：400nm～440nm)相近的带通滤波器(以下称为伪带通滤波器)的情况下，根据所述式(1)至式(5)所示内容，以下的矩阵成为最佳矩阵。

式(19)

$A=\left(\begin{array}{ccc}0.625& -3.907& -0.05\\ -3.097& 0.631& -1.661\\ 0.036& -5.146& 0.528\end{array}\right)...\left(19\right)$

进而，在通过式(6)和式(7)所示内容来进行校正时，取得以下的校正系数。

式(20)

$K=\left(\begin{array}{ccc}1& 0& 0\\ 0& 1.07& 0\\ 0& 0& 1.57\end{array}\right)...\left(20\right)$

另外，使用如下的预见信息，即式(6)所示光源的光谱S(λ)为图9所示的光谱、而式(7)所示的关注的生物体的反射光谱H(λ)为图10所示的光谱。

因此，由矩阵运算部436所进行的处理在数学上与以下矩阵运算为相同值。

式(21)

$A^t=\mathrm{KA}=\left(\begin{array}{ccc}1& 0& 0\\ 0& 1.07& 0\\ 0& 0& 1.57\end{array}\right)\left(\begin{array}{ccc}0.625& -3.907& -0.05\\ -3.097& 0.631& -1.661\\ 0.036& -5.146& 0.528\end{array}\right)$

$=\left(\begin{array}{ccc}0.625& -3.907& -0.050\\ -3.314& 0.675& -1.777\\ 0.057& -8.079& 0.829\end{array}\right)---\left(21\right)$

通过进行该矩阵运算来取得伪滤波器特性(图7中作为伪滤波器F1至F3的特性来示出)。即，在上述矩阵处理中，针对色彩图像信号，使用如上述那样预先生成的伪带通滤波器(即矩阵)来生成分光图像信号。

以下示出使用该伪滤波器特性来生成的内窥镜图像的一个例子。

如图11所示，体腔内组织45多具有例如在深度方向上不同的血管等吸收体分布结构。在粘膜表层附近主要多分布有毛细血管46，并且在比该层深的中层除了毛细血管之外还分布有比毛细血管粗的血管47，并且在深层分布有更粗的血管48。

另一方面，光对体腔内组织45的在深度方向的深达度依赖于光的波长，如图12所示，在包含可视域的照明光为蓝(B)色那样的短波长的光的情况下，由于生物体组织中的吸收特性和散射特性，光仅深达到表层附近，在到此为止的深度的范围中受到吸收、散射，观测从表面发出的光。另外，在为比蓝(B)色光的波长长的绿(G)色光的情况下，绿(G)色光深达比蓝(B)色光深达的范围更深的位置，在该范围中受到吸收、散射，观测从表面发出的光。另外，在为比绿(G)色光的波长长的红(R)色光的情况下，光到达更深的范围。

由于对体腔内组织51进行通常观察时的RGB光如图13所示，各波长域相重叠，所以

(1)在利用B频带光由CCD 21所拍摄的摄像信号中，拍摄到图14所示那样的多包含浅层中的组织信息的、具有浅层和中层组织信息的频带图像，

(2)另外，在利用G频带光由CCD 21所拍摄的摄像信号中，拍摄了图15所示那样的多包含中层中的组织信息的、具有浅层和中层组织信息的频带图像，

(3)进而，在利用R频带光由CCD 21所拍摄的摄像信号中，拍摄到图16所示那样的多包含深层中的组织信息的、具有中层和深层组织信息的频带图像。

然后，由内窥镜装置主体105对这些RGB图像信号进行信号处理，从而作为内窥镜图像可取得期望的或自然的颜色再现的内窥镜图像。

在上述矩阵运算部436的矩阵处理中，针对色彩图像信号，使用如上述那样预先生成的伪带通滤波器(矩阵)，来生成分光图像信号。例如，使用可提取出图17所示那样的期望的深层组织信息的离散且窄频带的分光特性的伪带通滤波器F1至F3，来取得分光图像信号F1至F3。如图17所示，由于伪带通滤波器F1至F3的各波长域不重叠，所以

(4)在利用伪带通滤波器F3来取得的分光图像信号F3中，拍摄到图18所示那样的具有浅层中的组织信息的频带图像，另外，

(5)在利用伪带通滤波器F2来取得的分光图像信号F2中，拍摄到图19所示那样的具有中层中的组织信息的频带图像，另外，

(6)在利用伪带通滤波器F1来取得的分光图像信号F1中，拍摄到图20所示那样的具有深层中的组织信息的频带图像。

接下来，针对如上述那样取得的分光图像信号F1至F3，颜色调节部440作为最单纯的颜色转换的例子，分别将分光图像信号F1分配给色彩通道Rch，将分光图像信号F2分配给色彩通道Gch，将分光图像信号F3分配给色彩通道Bch，并经由切换部439输出到显示监视器106。

如图21所示，颜色调节部440由颜色转换处理电路440a构成，该颜色转换处理电路440a具有：3×3矩阵电路61；3组LUT 62a、62b、62c、63a、63b、63c，它们设在3×3矩阵电路61的前后；以及系数变更电路64，其变更LUT 62a、62b、62c、63a、63b、63c的表数据或3×3矩阵电路61的系数。

对于输入到颜色转换处理电路440a中的分光图像信号F1至F3，由LUT 62a、62b、62c针对各频带数据中的每个频带数据进行逆γ校正、非线性的对比度转换处理等。

接下来，在由3×3矩阵电路61进行颜色转换之后，由后级的LUT63a、63b、63c进行γ校正、适当的灰度转换处理。

可利用系数变更电路64可变更这些LUT 62a、62b、62c、63a、63b、63c的表数据或3×3矩阵电路61的系数。

利用系数变更电路64来执行的变更是根据来自设在内窥镜101的操作部等上的处理转换开关(未图示)的控制信号而进行的。

收到这些控制信号的系数变更电路64从预先存储在颜色调节部440内的系数数据中调出适当的数据，利用该数据来改写当前的电路系数。

接下来，对具体的颜色转换处理内容进行叙述。式(22)示出颜色转换式的一个例子。

式(22)

$\left(\begin{array}{c}{R}_{\mathrm{ch}}\\ G_{\mathrm{ch}}\\ B_{\mathrm{ch}}\end{array}\right)=\left(\begin{array}{ccc}1& 0& 0\\ 0& 1& 0\\ 0& 0& 1\end{array}\right)\left(\begin{array}{c}{F}_1\\ F_2\\ F_3\end{array}\right)\·\·\·\left(22\right)$

利用该式(22)进行的处理是对分光频道图像Rch、Gch、Bch按照 波长从短到长的顺序来分配分光图像信号F1至F3的颜色转换。

在观察基于这些色彩通道Rch、Gch、Bch的色彩图像的情况下，例如成为图22所示那样的图像。粗血管位于深的位置处，反映了分光图像信号F3，作为色彩而被显示为蓝色系列的图案。位于中层附近的血管网由于分光图像信号F2被反映得较强，所以作为色彩图像而被显示为红色系列的图案。存在于血管网内、粘膜表面附近的部分被表现为黄色系列的图案。

特别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是重要的。但是，黄色系列的图案与背景粘膜的对比度弱，存在辨认性低的倾向。

因此，为了更明了地再现该粘膜表面附近的图案，式(23)所示的转换是有效的。

式(23)

$\left(\begin{array}{c}{R}_{\mathrm{ch}}\\ G_{\mathrm{ch}}\\ B_{\mathrm{ch}}\end{array}\right)=\left(\begin{array}{ccc}1& 0& 0\\ 0& {\mathrm{\ω}}_G& {\mathrm{\ω}}_B\\ 0& 0& 1\end{array}\right)\left(\begin{array}{c}{F}_1\\ F_2\\ F_3\end{array}\right)\·\·\·\left(23\right)$

利用该式(23)进行的处理是将以某一定比率把分光图像信号F1混合到分光图像信号F2中而生成的数据新设为分光G通道图像Gch的转换例，可使血管网等吸收散射体根据深度位置而不同的情况更加明确。

因此，通过系数变更电路64来调节矩阵系数，从而用户可调节显示效果。作为动作，与设在内窥镜101的操作部上的模式切换开关(未图示)连动而在颜色转换处理电路440a内，根据直通(through)动作，将矩阵系数设定为缺省值。

此处所述的直通动作是指，在3×3矩阵电路61中搭载单位矩阵，而LUT 62a、62b、62c、63a、63b、63c中搭载非转换表的状态。缺省值是指，对矩阵系数ωG、ωB赋予例如ωG＝0.2、ωB＝0.8的设定值。

然后，用户对内窥镜101的操作部等进行操作来进行调节，以使该系数成为ωG＝0.4、ωB＝0.6等。在LUT 62a、62b、62c、63a、63b、63c中，根据需要来应用逆γ校正表、γ校正表。

颜色转换处理电路440a利用由3×3矩阵电路61构成的矩阵运算器来进行颜色转换，但不限于此，也可以由数值运算处理器(CPU)或LUT来构成颜色转换处理单元。

例如，在上述实施例中，根据以3×3矩阵电路61为中心的结构来示出了颜色转换处理电路440a，但即使如图23所示那样利用与各频带对应的3维LUT 65来置换颜色转换处理电路440a，也可以取得相同的效果。在该情况下，系数变更电路64根据来自设在内窥镜101的操作部等上的处理转换开关(未图示)的控制信号来进行变更表内容的动作。

另外，伪带通滤波器F1至F3的滤波器特性不限于可见光域，作为伪带通滤波器F1至F3的第1变形例，也可以将滤波器特性设为例如图24所示那样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用于为了对生物体表面的凹凸和极深层附近的吸收体进行观察，而将F3设定为近紫外域而将F1设定为近红外域，从而取得在通常观察中无法取得的图像信息的情况。

另外，如图25所示，作为伪带通滤波器F 1至F3的第2变形例，也可以是滤波器特性在短波长域中相接近的2个带通滤波器F3a、F3b，以代替伪带通滤波器F2。该变形例适用于利用该附近的波长频带仅深达生物体的极表层附近的情况，不将吸收特性视频化而将散乱特性的微妙差视频化的情况。医学上，可想到利用于伴随有早期癌症等粘膜表层附近的细胞排列的紊乱的疾患的识别诊断中。

另外，作为伪带通滤波器F1至F3的第3变形例，也可以利用矩阵运算部436来生成如图26所示可提取出期望的层组织信息的、离散的分光特性的2个频带的窄频带的滤波器特性的2个伪带通滤波器F2、F3。

在图26的伪带通滤波器F2、F3的情况下，颜色调节部440在窄频带的分光图像观察时的图像的色彩化中，设为分光通道图像Rch←分光图像信号F2、分光通道图像Gch←分光图像信号F3、分光通道图像Bch←分光图像信号F3，来生成RGB 3通道的色彩图像。

即，针对分光图像信号F2和分光图像信号F3，颜色调节部440根据以下的式(24)来生成RGB 3通道的色彩图像(Rch、Gch、Bch)。

式(24)

$\left(\begin{array}{c}{R}_{\mathrm{ch}}\\ G_{\mathrm{ch}}\\ B_{\mathrm{ch}}\end{array}\right)\left(\begin{array}{cc}{h}_{11}& h_{12}\\ h_{21}& h_{22}\\ h_{31}& h_{32}\end{array}\right)\left(\begin{array}{c}{F}_2\\ F_3\end{array}\right)\·\·\·\left(24\right)$

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

例如，分光图像F3是中心波长主要相当于415nm的图像，分光图像F2是中心波长主要相当于540nm的图像。

另外，例如，即使分光图像F3是中心波长主要相当于415nm的图像、分光图像F2是中心波长主要相当于540nm的图像、分光图像F1是中心波长主要相当于600nm的图像来进行运算，在颜色调节部440中也可以利用F2、F3图像而不使用F1图像来构成色彩图像。在该情况下，代替式(24)而应用下式(24’)的矩阵运算即可。

式(24’)

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，将h11、h13、h21、h22、h31、h32的系数设为0，而将其他系数设定为规定数值即可。

由此，根据本实施例，利用用于生成通常的电子内窥镜图像(通常图像)的色彩图像信号，来生成伪窄频带滤波器，从而可不使用分光图像用的光学波长窄频带带通滤波器，而取得具有血管图案等期望深部的组织信息的分光图像，并且，根据分光图像来设定颜色调节部440的颜色转换处理电路440a的参数，从而可实现生成窄频带的分光图像观察时的深达度信息这样的特征的表现方法，可有效地分离生物体组织的组织表面附近的期望深部的组织信息并辨认。

另外，特别在颜色调节部440中，

(1)在2个频带的分光图像的情况下，在将例如相当于415nm的图像分配给色彩通道Gch、Bch而将例如相当于540nm的图像分配给色彩通道Rch的情况下，

或者

(2)在3个频带的分光图像的情况下，在将例如相当于415nm的图像分配给色彩通道Bch而将例如相当于445nm的图像分配给色彩通道Gch并将例如相当于500nm的图像分配给色彩通道Rch的情况下，取得如下的图像效果。

·以低彩度的颜色来再现生物体组织的最表层的上皮或粘膜，而将最表层的毛细血管再现为低亮度、即暗线，从而取得最表层的毛细血管的高辨认性。

·同时，将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来再现，所以与最表层的毛细血管之间的识别变得更容易。

另外，根据所述通道的分配方法，在大肠内窥镜检查中，以红色调来观测在通常观察下以黄色调来观测的残渣和胆汁。

图27是示出矩阵运算部的另一结构例的框图。

矩阵运算部436以外的结构与图4相同。仅图27所示的矩阵运算部436的结构与图8所示的矩阵运算部436的结构不同。仅对不同方面进行说明，对相同结构附加相同标号而省略其说明。

在图8中，设为通过基于电子电路的所谓硬件处理来进行矩阵运算，但在图27中，通过数值数据处理(由使用程序的软件来执行的处理)来进行该矩阵运算。

图27所示的矩阵运算部436具有图像存储器50，该图像存储器50存储有RGB各自的色彩图像信号。另外，具有系数寄存器51，该系数寄存器51将式(21)所示矩阵[A’]的各值作为数值数据来进行存储。

系数寄存器51和图像存储器50与乘法器53a至53i连接，进而乘法器53a、53d、53g与乘法器54a连接，乘法器54a的输出与图4中的积分部438a连接。另外，乘法器53b、53e、53h与乘法器54b连接，其输出连接至积分部438b。另外，乘法器53c、53f、53i与乘法器54c连接，其输出连接至积分部438c。

作为本实施例的动作，所输入的RGB图像数据被临时存储在图像存储器50中。接下来，通过保存在规定的存储装置(未图示)中的运算程 序，利用乘法器将来自系数寄存器51的矩阵[A’]的各系数与存储在图像存储器50中的RGB图像数据相乘。

另外，在图27中，示出利用乘法器53a至53c将R信号和各矩阵系数相乘的例子。另外，如该图所示，利用乘法器53d至53f将G信号和各矩阵系数相乘，利用乘法器53g至53i将B信号和各矩阵系数相乘。关于与矩阵系数分别相乘的数据，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，另外，利用乘法器54c将乘法器53c、53f、53i的输出相乘。向积分部438a发送乘法器54a的输出。另外，分别向积分部438b、438c发送乘法器54b、乘法器54c的输出。

在利用图27的结构例时，与图8的结构例的情况相同，可取得清晰地显示出血管图案的分光图像。

另外，在图27的结构例中，由于不是如图8的结构例那样通过硬件来进行矩阵处理，而使用软件来进行，所以例如可迅速应对于各矩阵系数的变更等。

另外，在不将矩阵系数仅作为结果值、即矩阵[A’]，而是按照S(λ)、H(λ)、R(λ)、G(λ)、B(λ)来进行分别存储，根据需要而通过运算求出矩阵[A’]来使用的情况下，可仅变更其中的1个要素，提高了便利性。例如，可仅变更照明光的分光特性S(λ)等。

(实施例2)

图28是示出本发明的实施例2所涉及的电子内窥镜装置的结构的框图。

实施例2与实施例1大致相同，所以仅对与实施例1不同的方面进行说明，对相同结构要素附加相同标号而省略其说明。

在本实施例中，与实施例1相比，进行照明光量的控制的光源部41不同。在本实施例中，通过灯15的电流控制来进行从光源部41照射出的光量的控制，而不是利用遮光器来进行控制。具体而言，在图28所示的灯15中，设有作为光量控制部的电流控制部18。

作为本实施例的动作，由控制部42进行流过灯15的电流的控制， 以使RGB中的任意一个色彩图像信号都不成为饱和状态。由此，对灯15为了发光而使用的电流进行控制，所以其发光光量根据该电流的大小而变化。

另外，关于其他动作由于与实施例1相同，所以此处省略其说明。

在利用本实施例时，与实施例1相同，可取得清晰地显示出血管图案的分光图像。另外，在本实施方式中，与如实施例1那样使用遮光器的光量控制方法相比，存在控制方法简单的优点。

(实施例3)

在图4的生物体观测装置中，在取得分光图像时，使用以规定的时间间隔来遮断光而进行光量控制的图5的遮光器16，进行控制以减少光量。即，减少来自光源的光量，以便在适当的动态范围内拍摄R、G、B所有的颜色分解信号。

在本发明的实施例3中，说明如下的例子：使用光圈弹簧和快门等可动遮光部件、栅网转盘(mesh turret)、ND滤波器等遮光滤波器，以代替图4的生物体观测装置中的遮光器16。

图29示出光圈弹簧66的例子。光圈弹簧66利用光圈叶片部71，以规定的时间间隔遮断光来进行光量控制，该光圈叶片部71以中心轴67为中心旋转，具有位于前端部的将聚光程度大的光束68遮断的遮断部69、和对射出光量进行控制的缺口70。

该光圈弹簧66也可以兼用作对光源部41的射出光量进行控制的调光的光圈弹簧，也可以另外设置一个光圈弹簧作为进行遮断的机构。

图30示出快门66A的例子。快门66A具有与光圈弹簧66的例子相同的形状，但构成为在遮断部69上没有光圈弹簧66的缺口70。对于快门66A的动作，通过对全开或全闭这2个动作状态进行控制，从而以规定的时间间隔来遮断光来进行光量控制。

图31示出栅网转盘73的例子。在旋转板74上开口的孔中通过焊接等安装格子间隔大的栅网75和格子间隔比栅网75小的栅网76，以旋转中心轴77为中心旋转。此时，改变栅网的长度、栅网的粗度、位置等，以规定的时间间隔遮断光来进行光量控制。

(实施例4)

图32和图33涉及本发明的实施例4，图32是示出电子内窥镜装置的结构的框图，图33是示出图32的CCD的电荷积蓄时间的图。

实施例4与实施例1大致相同，所以仅对与实施例1不同的方面进行说明，对相同结构要素附加相同标号而省略其说明。

在本实施例中，与实施例1相比，主要是光源部41和CCD 21不同。在实施例1中，采样在CCD 21中设有图6所示的滤色器，利用该滤色器来生成色彩信号的所谓同时式，而在本实施例4中，使用在1帧期间按照RGB的顺序来照射照明光，来生成色彩信号的所谓面序式。

如图32所示，在本实施例的光源部41中，在灯15的前面设有进行调光的光圈25，而在光圈25的更前面为了射出R、G、B的面序光而设有在1帧中例如旋转1周的RGB旋转滤波器23。另外，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，在从灯15照射出的光束中限制透射的光束，使光量变化，从而可进行调光。另外，RGB旋转滤波器23与RGB旋转滤波器控制部26连接，以规定的旋转速度来旋转。

作为本实施例中的光源部的动作，由光圈25将从灯15输出的光束限制为规定的光量，透射过光圈25的光束经由RGB旋转滤波器23，从而每隔规定的时间，作为R/G/B各自的照明光而从光源部输出。另外，各照明光在被检体内反射而由CCD 21接收。由设在内窥镜装置主体105中的切换部(未图示)根据所照射的时间对由CCD 21所取得的信号进行划分，分别输入到S/H电路433a至433c。即，在从光源部41经由R滤波器照射出照明光的情况下，向S/H电路433a输入由CCD 21所取得的信号。另外，关于其他动作由于与实施例1相同，所以此处省略其说明。

在利用本实施例4时，与实施例1相同，可取得清晰地显示出血管图案的分光图像。另外，在本实施例4中，与实施例1不同，可获得利用所谓面序方式的优点。另外，对于该优点，例如可举出后述的图34的变形例那样的优点。

另外，在上述实施例1中，为了避免RGB色彩信号的饱和，对照明 光量(来自光源部的光量)进行控制/调节。与此相对，在本实施例4中，采用对CCD 21的电子快门进行调节的方法。在CCD 21中，积蓄与在一定时间内所入射的光强度成比例的电荷，将该电荷量作为信号。将与该积蓄时间相当的称为电子快门。通过利用CCD驱动电路431来对该电子快门进行调节，从而可对电荷的积蓄量、即信号量进行调节。如图33所示，通过取得使电荷积蓄时间在每1个帧依次变化的状态下的RGB色彩图像，从而可取得相同的分光图像。即，在所述各实施例中，为了取得通常图像而利用光圈25来对照明光量进行控制，在取得分光图像时，通过使电子快门变化，从而可避免R、G、B色彩信号的饱和。

图34是示出本发明的实施例4的另一例子、即CCD的电荷积蓄时间的图。在本例子中，与图33的例子相同，利用面序方式，并且，获得了该面序方式的优点。即，对基于图33的例子中的电子快门控制的电荷积蓄时间，按照R、G、B分别进行加权，从而可将分光图像数据的生成简约化。在图34的例子中，具有CCD驱动电路431，该CCD驱动电路431可在1帧期间内使CCD 21的电荷积蓄时间按照R、G、B分别变化。除此之外，与图33的例子相同。

作为图34的例子的动作，在经由RGB旋转滤波器23来照射各照明光的情况下，利用CCD 21中的电子快门来使电荷积蓄时间变化。此处，将照明光分别为R、G、B的情况下的CCD 21的电荷积蓄时间设为tdr、tdg、tdb(另外，在图中，B的色彩图像信号由于没有设置积蓄时间而省略tdb)。例如，对于进行由式(21)所示的矩阵处理时的F3伪滤波器图像，由于根据由通常内窥镜所取得的RGB图像来进行式(25)所示的运算，

式(25)

F3＝-0.050R-1.777G+0.829B           …(25)

所以将图33中的按照RGB的基于电子快门控制的电荷积蓄时间设定为式(26)所示那样即可。

式(26)

tdr∶tdg∶tdb＝0.050∶1.777∶0.829  …(26)

另外，在矩阵运算部中，单纯地将仅使R和G成分反转后的信号与B成分相加。由此，可取得与实施例1至实施例3相同的分光图像。

在利用图33和图34的实施例4时，可取得清晰地显示出血管图案的分光图像。另外，在图34的例子中，在色彩信号的生成中利用面序方式，进而可使用电子快门针对每个色彩信号而使电荷积蓄时间不同，所以，在矩阵运算部中，仅进行相加、差分处理即可，可以将处理简略化。即，可通过电子快门控制来进行矩阵运算相当的动作，可对处理进行简略化。

另外，当然也可以构成为同时进行实施例1至3的光量控制和实施例4(图33或图34的例子)的电子快门(电荷积蓄时间)的控制。另外，如上所述，当然也可以在进行通常图像观察时，利用遮光器等来对照明光量进行控制，而在取得分光观察图像时，利用电子快门来进行控制。

接下来，作为实施例5至实施例7，对使通常图像的摄像信号和/或分光图像的分光信号的信号电平放大的信号放大部和其放大控制进行说明。

(实施例5)

本发明的实施例5的生物体观测装置的结构应用图4、图28或图32。而且，对于在这些结构中的AGC(自动增益控制)，在通常图像观察时，由图4、图28或图32中的亮度信号处理部434和颜色信号处理部435各自的信号放大部、即AGC电路(省略图示)来进行。对于在分光图像观察时的AGC，由图4、图28或图32中的矩阵运算部436内的信号放大部、即AGC电路(例如将图8的放大器32a至32c设为可变放大器)来进行。

而且，在通常图像观察时和分光图像观察时，使放大动作的控制、即AGC的控制变化。AGC的控制是指，放大功能的放大等级、放大功能的动作速度(跟踪速度)、或放大功能的动作/不动作(也可以称为打开/关闭)。

关于放大功能的动作/不动作(打开/关闭)，在通常图像观察时，使AGC动作的情况较多。其原因为，在通常光下的观察中光量充足。另一方面，在分光图像观察时，由于光量不足，所以使AGC动作。

关于放大功能的动作速度(跟踪速度)，例如在照相机和成为被摄体的情景远离时，光量逐渐减少而变暗。最初，设为调光功能动作而在变暗位置提高光量，但调光动作无法跟踪。在无法跟踪的位置，AGC动作。该AGC动作的速度很重要，如果跟踪速度过快，则在变暗时产生噪声而有麻烦。不过于快且不过于慢的适当速度是很重要的。在通常图像观察时，AGC动作可以非常缓慢，但在分光图像观察时马上变暗，所以需要使AGC的动作快速跟踪。由此，可改善显示输出的信号的画质。

(实施例6)

本发明的实施例6的生物体观测装置的结构应用图4、图28或图32的结构。对于在这些结构中的AGC(自动增益控制)，在通常图像观察时，由图4、图28或图32中的亮度信号处理部434和颜色信号处理部435各自的信号放大部、即AGC电路(省略图示)来进行。对于在分光图像观察时的AGC，由图4、图28或图32中的矩阵运算部436内的信号放大部、即AGC电路(例如将图8的放大器32a至32c设为可变放大器)来进行。

在本实施例6中，信号放大部、即AGC电路被控制为与遮光器16、灯电流控制部18、或光圈控制部24等光量控制部连动地进行动作。

所述连动动作的控制例如在光量控制部中当射出光量成为最大之后开始，使信号放大部、即AGC电路动作而发挥功能。即，即使光量控制部进行最大光量的控制(例如调光叶片完全打开)而使光量成为最大，但在画面暗时才开始进行使AGC发挥功能的控制。由此，可扩大光量控制的范围。

(实施例7)

本发明的实施例7的生物体观测装置的结构应用图4、图28或图32的结构。对于在这些结构中的AGC(自动增益控制)，在通常图像观察时，由图4、图28或图32中的亮度信号处理部434和颜色信号处理部435各自的信号放大部、即AGC电路(省略图示)来进行。对于在分光图像观察时的AGC，由图4、图28或图32中的矩阵运算部436内的信号放大 部、即AGC电路(例如将图8的放大器32a至32c设为可变放大器)来进行。

在同时显示通常图像和分光图像的情况下(根据RGB来推定分光图像，所以还可以进行同时显示)，考虑到CCD饱和，有时光量被减小。例如，在通常图像的情况下，为了抑制CCD的饱和，有时降低光量。在该情况下，通常图像当然变暗。另一方面，关于分光图像，在适当的动态范围内进行调节，以便可观察细部。因此，在同时显示通常图像和分光图像的情况下，如果保持原来状态，则通常图像保持暗的状态，所以将通常图像的明亮度调节提高为同时显示用的明亮度后输出。通过由信号放大部、即AGC电路来电气地提高增益，来进行图像输出的放大。由此，可改善同时显示时的画质。

接下来，参照实施例8至实施例11来对画质改善进行说明。

(实施例8)

本发明的实施例8的生物体观测装置的结构应用图35的结构。本实施例8将宽频带亮度信号加权相加到分光图像的亮度成分中，来实现明亮度和S/N比的提高。

在图35中，电子内窥镜装置100具有内窥镜101、内窥镜装置主体105、显示监视器106。内窥镜装置主体105主要由光源部41、控制部42、主体处理装置43来构成。在主体处理装置43中，设有用于驱动CCD 21的CCD驱动电路431，具有用于取得通常图像的信号电路系统、和用于取得分光图像的信号电路系统。

用于取得通常图像的信号电路系统具有：S/H电路433a至433c，其进行由CCD 21所取得的信号的采样等来生成RGB信号；以及颜色信号处理部435，其与S/H电路433a至433c的输出连接而进行颜色信号的生成。

另一方面，作为用于取得分光图像的信号电路系统，在S/H电路433a至433c的输出中设有矩阵运算部436，来对RGB信号进行规定的矩阵运算。

经由切换部450而向白平衡处理(以下称为WB)电路451、γ校正 电路452、和颜色转换电路(1)453提供颜色信号处理部435的输出和矩阵运算部436的输出，来生成Y信号、R-Y信号、B-Y信号，进而生成进行后述的进行了强调的亮度信号YEH、R-Y信号、B-Y信号，提供给颜色转换电路(2)455，作为R、G、B输出而发送到显示监视器106。

另外，在不具备光学滤波器而实施分光图像观察(NBI观察)时，在主体处理装置(处理器)43内部的处理系统中，需要与通常观察图像独立地生成分光图像的矩阵运算部436。但是，在构成为通过这样的结构来独立生成通常观察图像和分光图像时，需要独立地具备2个系统的白平衡处理(WB)、γ校正、强调电路等，造成电路规模增大。

或者，在为了使明亮度提高而实施电气的增益提高时，分光图像中的S/N比将恶化，所以提出了拍摄多张图像并进行积分来增大信号成分而使S/N比提高的方法(例如日本特开2003-93336号公报中的积分部438a～438c相当于此)，但为了取得多张图像，需要以高频率来驱动CCD，技术上比较困难。

因此，为了解决上述问题，在本发明的实施例8中，如图35所示那样追加以下结构。

即，

(1)在生成通常观察图像和分光图像时，构成为共用以下电路a)～c)。a)为WB电路451，b)为γ校正电路452，c)为强调电路454。

另外，关于电路的共用化，将在实施例13～15中另外进行说明。

(2)为了提高明亮度和S/N比，设置宽频带亮度信号生成部444，根据CCD的输出信号来生成S/N比没有恶化的宽频带亮度信号(YH)，实施与分光图像的亮度成分Y的加权相加。

即，针对上述宽频带亮度信号(YH)和由颜色转换部(1)453所生成的分光图像(F1、F2、F3)中的亮度信号(Y)，分别由加权电路(445、446)对其实施加权，由相加部447来对其实施相加运算，针对相加后的亮度信号，由强调电路454对其实施轮廓校正。即，宽频带亮度信号生成部444、加权电路445、446、相加部447构成画质调节部。进行了轮 廓校正的亮度信号YEH被提供给颜色转换部(2)455，之后，由颜色转换部(2)455将其再次转换为RGB，输出到显示监视器106。

上述加权电路(445、446)中的加权系数可根据观察模式或所连接的CCD的像素数来切换，且可在分光图像的对比度恶化不成为问题的范围内进行任意设定，例如，在将加权电路445的权重系数设为α而将加权电路446的权重系数设为β时，考虑以下的方法。

A)通常观察图像的显示时：α＝0，β＝1

B)CCD类型A连接时的分光图像的显示时：α＝0.5，β＝0.5

C)CCD类型B连接时的分光图像的显示时：α＝1，β＝0

通过本实施例8的结构来取得的效果如下：无需取得多张图像，可提高明亮度和S/N比，且由于可根据连接CCD的种类来对加权的系数进行最佳化，所以可根据各CCD的像素数或分光特性，在不产生对比度恶化的影响的范围内进行最佳化。

(实施例9)

本发明的实施例9的生物体观测装置的结构应用图36或图37的结构。本实施例9用于实现S/N比的改善。

如图2所示，在该S/N比改善方法中，通过将照明光的照射在通常图像(一般的色彩图像)的1个域(1帧)中分几次(例如为n次，n为2以上的整数)来进行照射(也可以使照射强度在各次照射时变化。在图2中，以I0至In来表示。另外，其可仅通过照明光的控制来实现。)，由此可降低1次的照射强度，可抑制RGB信号中的任意一个分别成为饱和状态的情况。另外，在后级中，对被分割成几次的图像信号进行n张图像的相加。由此，可增大信号成分来使S/N比提高。

如上所述，在不具备光学滤波器而实施NBI观察时，为了改善明亮度和S/N比，构成为通过在1个域期间内进行多次拍摄来拍摄多张(n)图像，通过由后级处理系统对所述多张图像进行相加，从而可增大信号成分，使S/N比提高。

但是，为了如上述结构所示那样在1个域期间内实施多次拍摄，具有以下问题。

(1)由于CCD像素数变得越多则驱动频率变得越高，所以在主体处理装置(处理器)中具有驱动电路的结构中，需要利用具有高驱动能力的电路来驱动连接到CCD的连接电缆，技术上的难度高。

(2)驱动频率变得越高则不需要的放射电磁场成分也成为高频，EMC(电磁波噪声)对策也变困难。

为了解决上述问题，在本发明的实施例9中，追加以下的结构。

即，例如针对图4的结构，如图36所示，构成为将CCD驱动电路431从主体处理装置(处理器)43移设到内窥镜101侧，极力缩短CCD驱动电路431-CCD 21之间的连接电缆。

由此，由于电缆长度变短，所以可减小驱动波形的失真。可降低不需要的EMC放射。另外，由于CCD驱动电路431位于内窥镜101侧，所以可将驱动电路所要求的驱动能力设定得较低。即，也可以降低驱动能力，也有利于节约成本。

另外，例如针对图4的结构，如图37所示，构成为使CCD驱动电路431内置于主体处理装置(处理器)43中，从主体处理装置43以与正弦波相近的波形来输出驱动脉冲，由设在内窥镜101前端的CCD附近的波形整形电路450进行波形的整形，而驱动CCD 21。

由此，由于可以以与正弦波相近的波形来输出来自主体处理装置43的CCD驱动脉冲，所以EMC特性良好。即，可抑制不需要的辐射电磁场。

(实施例10)

本发明的实施例10的生物体观测装置的结构应用图4、图28或图32的结构。而且，在这些结构中，噪声抑制电路设在分光图像观察时所需的矩阵运算部436内或矩阵运算部436的前级的输入部。

在分光图像观察时，由于进行波长的频带限制，所以与通常图像观察时相比，有时成为照明光量小的状态。在该情况下，可通过对所拍摄的图像进行放大来对由于照明光量小而引起的明亮度不足部分进行电校正，但在仅使用AGC电路来进行放大率提高等时，将成为暗的图像部分中的噪声变得显著的图像。因此，使其通过噪声抑制电路，从而抑制暗 部区域中的噪声，并且减小亮部区域的对比度降低。关于噪声抑制电路，记载于日本特愿2005-82544号的图5中。

图38所示的噪声抑制电路36是应用在对面序的R、G、B图像数据进行处理的图32所示那样的生物体观测装置中的电路，在噪声抑制电路中，输入面序的R、G、B图像数据。

在图38中，噪声抑制电路36构成为具有：滤波处理部81，其针对由摄像单元、即CCD所拍摄的图像数据，利用多个空间滤波器来进行滤波处理；平均像素值计算部82，其作为明亮度计算单元，计算所述图像数据的局部区域中的明亮度；加权部83，其对所述滤波处理部81的输出，进行与所述滤波处理部81的输出和/或所述平均像素值计算部82的输出对应的加权；以及逆滤波处理部85，其对所述加权部83的输出，进行生成实施了噪声抑制处理的图像数据用的逆滤波处理。

滤波处理部81中的p个滤波系数是针对每个R、G、B输入图像数据来切换的，从滤波系数存储部84被读出而设定在各滤波器A1～Ap中。

平均像素值计算部82针对与在滤波处理部81中用于空间滤波处理的相同的输入图像数据的n×n像素的小区域(局部区域)的像素值，计算出平均值Pav。根据该平均值Pav和滤波处理部81中的滤波处理结果的值，从查找表(LUT)86中读出加权系数W来设定到加权部83的加权电路W1、W2、...、Wp中。

利用图38的电路，根据图像数据的局部区域的明亮度来改变利用空间滤波器来进行的噪声抑制处理的加权，从而回避图像数据的对比度降低，并且抑制噪声。

(实施例11)

本发明的实施例11的生物体观测装置应用图4、图28或图32的结构。而且，在这些结构中，在矩阵运算部436内配设有未图示的空间频率的滤波器(LPF)，在进行分光图像显示时，进行稍微变更该空间频率特性的控制，例如进行控制以扩大频带。

控制部42对设在主体处理装置(处理器)43内的矩阵运算部436中的空间频率的滤波器特性(LPF特性)的设定进行变更，具体而言， 控制部42进行变更控制，以在分光图像观察时对LPF的频带特性进行宽频带化。关于这样的控制动作，记载于日本特愿2004-250978号的图4中。

此处，设为生物体观测装置当前处于通常图像观察模式。

在该状态下，手术者可通过将内窥镜101的插入部102插入到患者的体腔内，来进行内窥镜检查。在希望更加详细地观察体腔内的患部等检查对象组织的表面的血管的分布状态等的情况下，手术者对未图示的模式切换开关进行操作。

当对模式切换开关进行了操作时，控制部42将光源部41和主体处理装置43的动作模式变更为分光图像观察模式的设定状态。

具体而言，控制部42对光源部41进行光量控制，以使光量增加，针对主体处理装置43进行变更以将矩阵运算部436内的空间频率的LPF的频带特性宽频带化，并且控制切换部439来进行切换到包括矩阵运算部436的分光图像处理系统等的变更设定。

通过进行这样的变更设定，在分光图像观察模式下，可以以易于识别生物体组织的表层附近的毛细血管的分布状态的状态进行显示。

另外，由于对LPF的信号通过的频带特性进行宽频带化，所以可提高毛细血管的分布状态、与通过根据特定颜色G的照明光而拍摄的G颜色信号而取得的等效的、接近表层附近的血管分布状态等的分辨率(析像度)，取得易于诊断的画质良好的图像。

根据如上述那样动作的本实施例，在通常图像观察模式下，保持通过已有的同时式来实现的色彩摄像功能，并且即使在分光图像观察模式下，也可以通过变更主体处理装置43内各部的系数等的设定等处理特性，来充分确保分光图像观察模式下的观察功能。

(实施例12)

本发明的实施例12的生物体观测装置的结构应用图4、图28或图32的结构。而且，在这些结构中，进行表示是分光图像观察时的NBI显示。

(1)在显示监视器106上进行显示的情况

在显示监视器106上，在通常图像显示时无显示，在分光图像观察时显示NBI的文字。或者，也可以在监视器的例如四角中的任意一个显示出○等标识，以代替文字显示。

(2)在内窥镜装置主体105的面板上进行显示的情况…参照图39、图40、图41

在操作面板上，仅设置LED，在通常图像观察时灭灯，而在分光图像观察时亮灯。具体而言，如图39所示，在NBI文字附近设置LED点亮部91，在通常图像观察时灭灯，而在分光图像观察时亮灯。

如图40所示，设置LED，以使NBI文字本身92点亮、或使NBI文字以外的文字周边部93点亮，在通常图像观察时灭灯，而在分光图像观察时亮灯。

如图41所示，设置LED，以使NBI文字本身94点亮、或使NBI文字以外的文字周边部95点亮，在通常图像观察时绿色灯亮，而在分光图像观察时白色灯亮等、分颜色来亮灯。

(3)在集中控制器的画面上进行显示的情况

在将生物体观测装置组装到由多个装置构成的系统中，而对这些装置进行集中控制的控制器画面上，与图39、图40、图41相同地进行显示。或者，分光图像观察模式的切换开关(即NBI开关)本身在通常图像观察时以黑色文字显示，而在分光图像观察时以反转的文字来显示。

(4)作为上述以外的显示位置，有键盘、脚踏开关(foot switch)。

(实施例13)

图42是示出本发明的实施例13所涉及的生物体观测装置的结构的框图。另外，图42是同时式的电子内窥镜装置100的框图。

如图42所示，内窥镜装置主体105主要由光源部41、控制部42、主体处理装置43构成。关于与实施例1的图4相同的部分，省略其说明，而以与图4不同的部分为中心进行说明。

在图42中，主体处理装置43与光源部41相同，经由连接器11与内窥镜101连接。在主体处理装置43中，设有用于对CCD 21进行驱动的CCD驱动器电路431。另外，作为用于取得通常图像的信号电路系统， 具有颜色信号处理系统。

颜色信号处理系统具有：采样保持电路(S/H电路)433a至433c，它们与CCD 21连接而进行由CCD 21所取得的信号的采样等来生成RGB信号；以及颜色信号处理部435，其与S/H电路433a至433c的输出连接而进行颜色信号R’、G’、B’的生成。

从颜色信号处理部435经由切换部450，而向共用化电路部(451～455)送出颜色信号R’、G’、B’。

这些电路451～455的信号处理是用于在显示监视器106上显示色彩图像信号、即摄像信号和根据该摄像信号所生成的分光信号的信号处理，是可在摄像信号和分光信号这双方的信号处理中共享的处理。

接下来，说明共用化电路部(451～455)的结构，该共用化电路部(451～455)用于抑制生物体观测装置的电路规模，并且对用于进行白平衡(以下，称为WB)处理等颜色调节处理、γ调节等灰度转换处理、轮廓校正等空间频率强调处理等所需的信号处理的电路进行共用化。

共用化电路部(451～455)构成为可在通常观察图像和分光观察图像中共用WB处理、γ校正、强调处理。

在本实施例13中，如图42所示，构成为在生成通常观察图像和分光观察图像时，共用以下电路a)～c)。a)对WB电路451进行共用化，b)对γ校正电路452进行共用化，c)对强调电路454进行共用化。

经由切换部450而向WB电路451、γ校正电路452、和颜色转换电路(1)453提供颜色调节部440的输出和矩阵运算部436的输出，来生成Y信号、R-Y信号、B-Y信号，进而生成进行了后述的强调的亮度信号YEH、R-Y信号、B-Y信号，提供给颜色转换电路(2)455，作为R、G、B输出而发送到显示监视器106。

另外，作为伪带通滤波器F1至F3的一个例子，通过以下的步骤来生成来自矩阵运算部436的分光图像(F1、F2、F3)。

F1：520至560nm波长区域的图像(相当于G频带)

F2：400至440nm波长区域的图像(相当于B频带)

F3：400至440nm波长区域的图像(相当于B频带)

在切换部450中，通过设在前面板或键盘上的未图示的模式切换开关，来选择对上述分光图像(F1～F3)进行了积分处理和颜色调节处理后的图像、和通常观察图像(R’、G’、B’)。

在对来自上述切换部450的输出实施了WB电路451和γ校正电路452的处理之后，由颜色转换部(1)453将其转换为亮度信号(Y)和色差信号(R-Y/B-Y)。

针对上述转换后的亮度信号Y，由强调电路454实施轮廓校正。

之后，由颜色转换部(2)455将其再次转换为RGB而输出给显示监视器106。

通过本实施例13的结构而取得的效果如下：可针对通常观察图像和分光观察图像共用WB/γ/强调处理，另外由于将来自矩阵运算部436的分光图像(F1、F2、F3)作为G-B-B来输出，且由于在由颜色转换部(1)453所转换后的分光图像的亮度信号中多包含B成分，所以可针对根据B分光图像所取得的表层的血管图像重点实施强调处理。

另外，在图42的实施例13中，主要示出可在通常观察图像系统和分光观察图像系统中共用WB处理、γ校正、强调处理的结构，但本发明不限于此，还可以是对WB、灰度转换、空间频率强调处理中的至少一个进行共用的结构。

在利用本实施例时，可取得清晰地显示出血管图案的分光图像。

(实施例14)

图43是示出本发明的实施例14所涉及的生物体观测装置的结构的框图。

实施例14与实施例13大致相同，所以仅对与实施例13不同的方面进行说明，对相同结构要素附加相同标号而省略其说明。

在本实施例中，与实施例13相比，主要是进行照明光量的控制的光源部41不同。在本实施例中，通过灯15的电流控制来进行从光源部41照射出的光量的控制，而不是利用遮光器来进行光量控制。具体而言，在图43所示的灯15中，设有作为光量控制部的电流控制部18。

作为本实施例的动作，由控制部42进行流过灯15的电流的控制，以使RGB中的任意一个色彩图像信号都不成为饱和状态。由此，由于对灯15为了发光而所使用的电流进行控制，所以其光量根据该电流的大小而变化。

另外，关于其他动作由于与实施例13相同，所以此处省略其说明。

在利用本实施例时，与实施例13相同，可取得清晰地显示出血管图案的分光图像。另外，在本实施例中，与如实施例13那样使用遮光器的光量控制方法相比，存在控制方法简单的优点。

(实施例15)

图44是示出本发明的实施例15所涉及的生物体观测装置的结构的框图。图44的表示实施例中的CCD的电荷积蓄时间的图与图33相同。

实施例15与实施例13大致相同，所以仅对与实施例13不同的方面进行说明，对相同结构要素附加相同标号而省略其说明。

在本实施例中，与实施例13相比，主要是光源部41和CCD 21不同。在实施例1中，采用在CCD 21中设有图6所示的滤色器，而利用该滤色器来生成色彩信号的所谓同时式，与此相对，在本实施例15中，使用在1帧期间按照RGB的顺序来照射照明光而生成色彩信号的所谓面序式。

如图44所示，在本实施例的光源部41中，在灯15的前面设有进行调光的光圈25，而在光圈25的更前面为了射出R、G、B的面序光而设有在1帧中例如旋转1周的RGB旋转滤波器23。另外，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，在从灯15照射出的光束中限制透射的光束，使光量变化，从而可进行调光。另外，RGB旋转滤波器23与RGB旋转滤波器控制部26连接，以规定的旋转速度来旋转。

作为本实施例中的光源部的动作，由光圈25将从灯15输出的光束限制为规定的光量，透射过光圈25的光束经由RGB旋转滤波器23，从而每隔规定的时间，作为R/G/B各自的照明光而从光源部输出。另外，各照明光在被检体内反射而由CCD 21接收。由设在内窥镜装置主体105中的切换部(未图示)根据所照射的时间对由CCD 21所取得的信号进行划分，分别输入到S/H电路433a至433c。即，在从光源部41经由R滤波器照射出照明光的情况下，向S/H电路433a输入由CCD 21所取得的信号。另外，关于其他动作由于与实施例1相同，所以此处省略其说明。

在利用本实施例15时，与实施例13相同，可取得清晰地显示出血管图案的分光图像。另外，在本实施例15中，与实施例13不同，可获得利用所谓面序方式的优点。另外，对于该优点，例如可举出后述的图34的变形例那样的优点。

另外，在上述实施例13中，为了避免RGB色彩信号的饱和，对照明光量(来自光源部的光量)进行控制/调节。与此相对，在本实施例15中，采用对CCD 21的电子快门进行调节的方法。在CCD 21中，积蓄与在一定时间内所入射的光强度成比例的电荷，将该电荷量作为信号。将与该积蓄时间相当的称为电子快门。通过利用CCD驱动电路431来对该电子快门进行调节，从而可对电荷的积蓄量、即信号量进行调节。如图33所示，通过取得使电荷积蓄时间在每1个帧依次变化的状态下的RGB色彩图像，从而可取得相同的分光图像。即，在所述各实施例中，为了取得通常图像而利用光圈25来对照明光量进行控制，在取得分光图像时，通过使电子快门变化，从而可避免R、G、B色彩信号的饱和。

(实施例16)

图45和图46涉及本发明的实施例16的生物体观测装置，图45是示出滤色器的排列的图，图46是示出图45中的滤色器的分光灵敏度特性的图。

实施例16的生物体观测装置与实施例1大致相同，所以仅对与实施例1不同的方面进行说明，对相同结构要素附加相同标号而省略其说明。

在本实施例中，与实施例1相比，主要是设在CCD 21中的滤色器不同。在实施例1中，如图6所示那样使用RGB原色型滤色器，而在本实施例中，使用补色型滤色器。

该补色型滤波器的排列如图45所示那样由G、Mg、Ye、Cy各要素构成。另外，原色型滤色器的各要素和补色型滤色器的各要素的关系为Mg＝R+B、Cy＝G+B、Ye＝R+G。

在该情况下，进行CCD 21的所有像素读出，对来自各滤色器的图像进行信号处理或图像处理。另外，如果在补色型滤色器的情况下针对与原色型滤色器相关的式(1)～式(8)和式(19)～式(21)进行变形，则成为以下的式(27)至式(33)。其中，设为作为目标的窄频带的带通滤波器的特性相同。

式(27)

$\left(\begin{array}{cccc}G& \mathrm{Mg}& \mathrm{Cy}& \mathrm{Ye}\end{array}\right)\left(\begin{array}{ccc}{a}_1& a_2& a_3\\ b_1& b_2& b_3\\ c_1& c_2& c_3\\ d_1& d_2& d_3\end{array}\right)=\left(\begin{array}{ccc}{F}_1& F_2& F_3\end{array}\right)\·\·\·\left(27\right)$

式(28)

C＝(G Mg Cy Ye) $A=\left(\begin{array}{ccc}{a}_1& a_2& a_3\\ b_1& b_2& b_3\\ c_1& c_2& c_3\\ d_1& d_2& d_3\end{array}\right)$ F＝(F₁ F₂ F₃)                       …(28)

式(29)

kG＝(∫S(λ)×H(λ)×G(λ)dλ)^-1

kMg＝(∫S(λ)×H(λ)×Mg(λ)dλ)^-1

kCy＝(∫S(λ)×H(λ)×Cy(λ)dλ)^-1

kYe＝(∫S(λ)×H(λ)×Ye(λ)dλ)^-t  …(29)

式(30)

$K=\left(\begin{array}{cccc}{k}_G& 0& 0& 0\\ 0& k_{\mathrm{Mg}}& 0& 0\\ 0& 0& k_{\mathrm{Cy}}& 0\\ 0& 0& 0& k_{\mathrm{Ye}}\end{array}\right)\·\·\·\left(30\right)$

式(31)

$A=\left(\begin{array}{ccc}-0.413& -0.678& 4.385\\ -0.040& -3.590& 2.085\\ -0.011& -2.504& -1.082\\ 0.332& 3.233& -3.310\end{array}\right)\·\·\·\left(31\right)$

式(32)

$K=\left(\begin{array}{cccc}1& 0& 0& 0\\ 0& 0.814& 0& 0\\ 0& 0& 0.370& 0\\ 0& 0& 0& 0.598\end{array}\right)\·\·\·\left(32\right)$

式(33)

$A^{\′}=\mathrm{KA}=\left(\begin{array}{cccc}1& 0& 0& 0\\ 0& 0.814& 0& 0\\ 0& 0& 0.730& 0\\ 0& 0& 0& 0.598\end{array}\right)\left(\begin{array}{ccc}-0.413& -0.678& 4.385\\ -0.040& -3.590& 2.085\\ -0.011& -2.504& -1.802\\ 0.332& 3.233& -3.310\end{array}\right)$

$=\left(\begin{array}{ccc}-0.413& -0.678& 4.385\\ -0.033& -2.922& 1.697\\ -0.008& -1.828& -1.315\\ 0.109& 1.933& -1.979\end{array}\right)\·\·\·\left(33\right)$

另外，在图46中，示出使用补色型滤色器时的分光灵敏度特性、作为目标的带通滤波器以及根据上述式(27)至式(33)求出的伪带通滤波器的特性。

另外，在使用补色型滤波器的情况下，图4、图42中所示的S/H电路当然也可以针对G/Mg/Cy/Ye进行处理，而不是针对各R/G/B进行处理。

在利用本实施例时，与实施例1相同，可取得清晰地显示出血管图案的分光图像。另外，在本实施例中，可获得使用补色型滤色器时的优点。

以上，针对本发明中的各实施例进行了说明，但本发明也可以将上述实施例组合来使用，并且还考虑不脱离宗旨的范围内的变形。

例如，对于已述的所有实施例，在临床中和其他定时，操作者本身也可以生成新伪带通滤波器来应用于临床。即，如果在实施例1中示出，则是在图4、图42中的控制部42设置可运算/计算矩阵系数的设计部(未图示)。

由此，经由设在图3所示的内窥镜装置主体105上的键盘来输入条件，从而可新设计出适合于取得操作者希望得知的分光图像的伪带通滤 波器，并且可在图4、图42中的矩阵运算部436中设定对所计算出的矩阵系数(相当于式(19)和式(31)的矩阵[A]的各要素)实施了校正系数(相当于式(20)和式(32)的矩阵[K]的各要素)的最终矩阵系数(相当于式(21)和式(33)的矩阵[A’]的各要素)，从而可即时应用于临床。

图47示出到应用为止的流程。对该流程进行详细说明，首先，操作者经由键盘等来输入成为目标的带通滤波器的信息(例如波长频带等)。由此，与已经存储在规定的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46所示，与作为目标的带通滤波器的特性一起，将给予该矩阵[A’]的运算结果(伪带通滤波器)作为光谱图而显示在监视器上。

操作者在确认了该运算结果之后，在使用新生成的矩阵[A’]的情况下，进行该设定，使用该矩阵[A’]来生成实际的内窥镜图像。另外，与其一起新生成的矩阵[A’]存储在规定的存储装置中，可根据操作者的规定操作来再次使用。

由此，操作者可不受已有的矩阵[A’]的约束，可根据本身的经验等来生成新的带通滤波器，特别在作为研究用而使用的情况下，效果很好。

本发明不限于上述实施例，可在不改变本发明的宗旨的范围内进行多种变更、改变等。

本发明的生物体观测装置特别适用于取得生物体信息来详细观察生物体组织用的电子内窥镜装置。

本申请将2005年5月13日在日本申请的特愿2005-141534号、2005年5月26日在日本申请的特愿2005-154372号作为主张优选权的基础来申请，上述公开内容被引用于本申请的说明书、权利要求书中。

Claims (19)

1.一种生物体观测装置，其特征在于，该生物体观测装置具有：

照明部，其向作为被检体的生物体照射光；

摄像部，其对根据该照射光而从所述生物体反射的光进行光电转换，来生成摄像信号；以及

信号处理控制部，其对所述照明部和/或所述摄像部的动作进行控制，向显示装置输出所述摄像信号，其中，

所述信号处理控制部包括：

光量控制部，其对从所述照明部照射的光量进行控制；

分光信号生成部，其根据构成所述摄像信号的多个颜色信号，通过信号处理来生成与光学波长窄频带的图像对应的多个分光信号，该分光信号生成部具有信号放大部，该信号放大部对放大所述摄像信号的信号电平时的放大率按照所述颜色信号而变化的信号进行相加或相减来生成所述分光信号；

画质调节部，其具有对所述分光信号进行相乘处理的乘法部，该画质调节部改善明亮度和/或S/N比，并对输出给所述显示装置的信号的画质进行调节；以及

颜色调节部，在向所述显示装置输出时，该颜色调节部对形成从所述乘法部输出的所述分光信号的多个频带中的每一个频带，分配不同的色调，

所述信号放大部在所述光量控制部不能进行光量控制时使所述放大率变化。

2.根据权利要求1所述的生物体观测装置，其特征在于，在将所述摄像信号进一步转换为所述分光信号而进行显示的情况下，与显示所述摄像信号的情况相比，所述光量控制部减少所述光量。

3.根据权利要求1所述的生物体观测装置，其特征在于，所述光量控制部具有遮光器，该遮光器以规定的时间间隔来遮断从所述照明部照射的照明光。

4.根据权利要求1所述的生物体观测装置，其特征在于，所述光量控制部对所述照明部的光源点亮电流或电压进行控制。

5.根据权利要求1所述的生物体观测装置，其特征在于，所述摄像部具有固态摄像元件。

6.根据权利要求5所述的生物体观测装置，其特征在于，该生物体观测装置具有电子快门控制部，该电子快门控制部对决定所述固态摄像元件的电荷积蓄时间的电子快门进行控制。

7.根据权利要求6所述的生物体观测装置，其特征在于，在从所述照明部依次照射出不同的颜色光的情况下，所述电子快门控制部可针对与各颜色光对应的多个摄像信号中的每个摄像信号，独立地控制所述电荷积蓄时间。

8.根据权利要求6所述的生物体观测装置，其特征在于，所述信号处理控制部同时对从所述照明部照射出的光量和所述固态摄像元件中的电荷积蓄时间进行控制。

9.根据权利要求1所述的生物体观测装置，其特征在于，所述光量控制部具有可动性的遮光部件，该遮光部件对从所述照明部照射的照明光的光轴的一部分或全部进行遮光。

10.根据权利要求1所述的生物体观测装置，其特征在于，所述光量控制部具有减光部件，该减光部件被插入到从所述照明部照射的照明光的光轴上，对光量进行减光。。

11.根据权利要求1所述的生物体观测装置，其特征在于，所述信号放大部中，使其放大控制在所述摄像信号与分光信号之间发生变化。

12.根据权利要求11所述的生物体观测装置，其特征在于，所述放大控制是放大功能的工作/不工作。

13.根据权利要求11所述的生物体观测装置，其特征在于，所述放大控制是放大功能的放大等级。

14.根据权利要求11所述的生物体观测装置，其特征在于，所述放大控制是在所述光量控制部无法进行光量控制的情况下，放大功能在开始放大动作时的跟踪速度。

15.一种生物体观测装置，其特征在于，该生物体观测装置具有：

照明部，其向作为被检体的生物体照射光；

摄像部，其对根据该照射光而从所述生物体反射的光进行光电转换，来生成摄像信号；以及

信号处理控制部，其对所述照明部和/或所述摄像部的动作进行控制，向显示装置输出所述摄像信号，其中，

所述信号处理控制部包括：

光量控制部，其对从所述照明部照射的光量进行控制；

分光信号生成部，其根据构成所述摄像信号的多个颜色信号，通过信号处理来生成与光学波长窄频带的图像对应的多个分光信号，该分光信号生成部具有信号放大部，该信号放大部对放大所述摄像信号的信号电平时的放大率按照所述颜色信号而变化的信号进行相加或相减来生成所述分光信号；

画质调节部，其具有对所述分光信号进行相乘处理的乘法部，该画质调节部改善明亮度和/或S/N比，并对输出给所述显示装置的信号的画质进行调节；以及

颜色调节部，在向所述显示装置输出时，该颜色调节部对形成从所述乘法部输出的所述分光信号的多个频带中的每一个频带，分配不同的色调，

所述信号放大部被控制成与所述光量控制部的光量控制连动地进行动作。

16.根据权利要求15所述的生物体观测装置，其特征在于，在所述连动动作的控制中，在所述光量控制部的光量控制成为最大之后，所述信号放大部使放大功能工作。

17.根据权利要求15所述的生物体观测装置，其特征在于，所述画质调节部根据摄像信号和/或分光信号的局部区域的明亮度来改变空间滤波器进行的噪声抑制处理的加权，从而进行所述摄像信号和/或分光信号的对比度和噪声抑制的控制。

18.一种生物体观测装置，其特征在于，该生物体观测装置具有：

照明部，其向作为被检体的生物体照射光；

摄像部，其对根据该照射光而从所述生物体反射的光进行光电转换，来生成摄像信号；以及

信号处理控制部，其对所述照明部和/或所述摄像部的动作进行控制，向显示装置输出所述摄像信号，其中，

所述信号处理控制部包括：

分光信号生成部，其根据所述摄像信号，通过信号处理来生成与光学波长窄频带的图像对应的多个分光信号；

颜色调节部，在向所述显示装置输出所述分光信号时，该颜色调节部对形成该分光信号的多个频带中的每一个频带，分配不同的色调；以及

画质调节部，其对输出给所述显示装置的信号的画质进行调节，

所述画质调节部改善明亮度和/或S/N比，并进行所述摄像信号的亮度信号和/或所述分光信号的亮度信号的加权相加。

19.一种生物体观测装置，其特征在于，该生物体观测装置具有：

照明部，其向作为被检体的生物体照射光；

摄像部，其对根据该照射光而从所述生物体反射的光进行光电转换，来生成摄像信号；以及

信号处理控制部，其对所述照明部和/或所述摄像部的动作进行控制，向显示装置输出所述摄像信号，其中，

所述信号处理控制部包括：

分光信号生成部，其根据所述摄像信号，通过信号处理来生成与光学波长窄频带的图像对应的多个分光信号；

颜色调节部，在向所述显示装置输出所述分光信号时，该颜色调节部对形成该分光信号的多个频带中的每一个频带，分配不同的色调；以及

画质调节部，其对输出给所述显示装置的信号的画质进行调节，

所述画质调节部改善明亮度和/或S/N比，并进行对所述摄像信号或根据所述摄像信号通过规定的转换而生成的信号变更空间频率特性的控制。

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