JP4504324B2

JP4504324B2 - 生体観測装置

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Publication number: JP4504324B2
Application number: JP2006077797A
Authority: JP
Inventors: 和弘後野; 睦巳大島; 正一天野; 智也高橋
Original assignee: Olympus Medical Systems Corp
Current assignee: Olympus Medical Systems Corp
Priority date: 2005-05-13
Filing date: 2006-03-20
Publication date: 2010-07-14
Anticipated expiration: 2026-03-20
Also published as: JP2006341077A

Description

本発明は、生体を撮像して得られるカラー画像信号を利用して、信号処理により分光画像としてモニタ上に表示する生体観測装置用信号処理装置に関する。

従来より、生体観測装置として、照明光を照射し体腔内の内視鏡画像を得る内視鏡装置が広く用いられている。この種の内視鏡装置では、光源装置からの照明光を体腔内にライトガイド等を用い導光しその戻り光により被写体を撮像する撮像手段を有する電子内視鏡が用いられ、ビデオプロセッサにより撮像手段からの撮像信号を信号処理することにより観察モニタに内視鏡画像を表示し患部等の観察部位を観察するようになっている。
内視鏡装置において通常の生体組織観察を行う場合は、１つの方式としては、光源装置で可視光領域の白色光を発光し、例えばＲＧＢ等の回転フィルタを介することで面順次光を被写体に照射し、この面順次光による戻り光をビデオプロセッサで同時化し画像処理することでカラー画像を得ている。また、内視鏡装置において通常の生体組織観察を行う場合は、別の方式としては、内視鏡の撮像手段の撮像面の前面にカラーチップを配し、光源装置で可視光領域の白色光を発光し、該白色光による戻り光をカラーチップにて各色成分毎に分離することで撮像しビデオプロセッサで画像処理することでカラー画像を得ている。

生体組織は、照射される光の波長により光の吸収特性及び散乱特性が異なるた
め、例えば特開２００２−９５６３５号公報において、可視光領域の照明光を離散的な分光特性の狭帯域なＲＧＢ面順次光を生体組織に照射し、生体組織の所望の深部の組織情報を得る狭帯域光内視鏡装置が開示されている。
また、特開２００３−９３３３６号公報において、可視光領域の照明光による画像信号を信号処理し離散的な分光画像を生成し、生体組織の画像情報を得る電子内視鏡装置が開示されている。
しかしながら、例えば上記特開２００３−９３３３６号公報に記載の装置では、信号処理により分光画像を得ることで、狭帯域なＲＧＢ光を生成するためのフィルタを必要としないが、得られた分光画像を単にモニタに出力しているために、モニタに表示される画像が生体組織の所望の深部の組織情報の観察に適した色調の画像とならない虞れがある。

また、特開２００２−９５６３５号公報に記載の装置では、光学的に狭帯域なバンドパスフィルタを用いる等していたが、特開２００３−９３３３６号公報に記載の装置では光学的に狭帯域なフィルタを用いることなく、信号処理により狭帯域の分光画像信号（分光信号ともいう）を生成するようにしている。
特開２００２−９５６３５号公報特開２００３−９３３３６号公報

しかしながら、特開２００３−９３３３６号公報に記載の装置では、光学的に狭帯域バンドパスフィルタを用いることなく、広帯域の波長帯域で撮像されたカラー画像信号から（擬似バンドパスフィルタに相当する）マトリックス演算による電気的な演算処理により、狭帯域バンドパスフィルタを用いた場合に得られるような分光信号を生成する処理を行うようにしているので、光源で発生され、生体組織に照射される照明光の分光特性の影響を強く受けることになるが、この従来例では、単に１つのランプを用いて行うことを開示しているのみである。
このため、電気的に生成される分光信号の精度或いは信頼性を確保することが困難になる欠点がある。また、特開２００３−９３３３６号公報に記載の装置は、分光信号を表示手段に表示出力装置に表示出力する際の色調を調整できない欠点がある。
（発明の目的）
本発明は、上述した点に鑑みてなされたものであり、広帯域の撮像信号から狭帯域の分光信号を電気的に生成する機能を備え、より精度或いは信頼性の高い分光信号を得るのに適した生体観測装置を提供することを目的とする。

本発明の生体観測装置用信号処理装置は、被検体である生体へ照射する照明光に基づいて前記生体から反射される光を光電変換し、広帯域の撮像信号を生成する撮像部の動作を制御し、表示装置へ前記撮像信号を出力する生体観測装置において、前記撮像信号から通常画像観察を行う通常画像観察モード及び分光画像観察を行う分光画像観察モードを有し、第１の光源及び前記第1の光源と波長特性の異なる第２の光源を有する光源部と、前記分光画像観察モードにおいて前記撮像信号から複数の光学的波長狭帯域の画像に対応する分光信号を信号処理によって生成する分光信号生成部と、前記分光信号を前記表示装置へ出力する際に当該分光信号を形成する複数の帯域ごとに色調を調整する色調整部と、前記通常画像観察モードにおいて前記第１の光源からの照明光を出射させるとともに、前記分光画像観察モードにおいて、前記第１の光源及び前記複数の光学的波長狭帯域のうち所定の波長帯域の発光強度が他の波長帯域に比べて強い前記第２の光源からの照明光を出射させる光源制御部と、を備える。

上記構成により、例えば分光信号を生成する場合には、分光特性の異なる複数の光源を使用することにより、より精度や信頼性の高い分光信号を得ることができるようにしている。

本発明によれば、より精度或いは信頼性の高い分光信号を得ることができる。

以下、図面を参照して本発明の実施例を説明する。

図１ないし図２９は本発明の実施例１に係り、図１はカラー画像信号から分光画像信号を作成する際の信号の流れを示す概念図、図２は分光画像信号の積分演算を示す概念図、図３は電子内視鏡装置の外観を示す外観図、図４は図３の電子内視鏡装置の構成を示すブロック図、図５は図４の光源部の構成を示すブロック図、図６は図３のＣＣＤの撮像面に配置される色フィルタの配列を示す図、図７は図６の色フィルタの分光感度特性を示す図、図８は図４のマトリックス演算部の構成を示す構成図、図９は光源のスペクトルを示すスペクトル図、図１０は生体の反射スペクトルを示すスペクトル図である。
また、図１１は図４の電子内視鏡装置により観察する生体組織の層方向構造を示す図、図１２は図４の電子内視鏡装置からの照明光の生体組織の層方向への到達状態を説明する図、図１３は白色光の各バンドの分光特性を示す図、図１４は図１３の白色光による各バンド画像を示す第１の図、図１５は図１３の白色光による各バンド画像を示す第２の図、図１６は図１３の白色光による各バンド画像を示す第３の図、図１７は図８のマトリックス演算部で生成された分光画像の分光特性を示す図、図１８は図１７の各分光画像を示す第１の図、図１９は図１７の各分光画像を示す第２の図、図２０は図１７の各分光画像を示す第３の図である。

また、図２１は図４の色調整部の構成を示すブロック図、図２２は図２１の色調整部の作用を説明する図、図２３は図４の色調整部の変形例の成を示すブロック図、図２４は図１７の分光画像の第１の変形例の分光特性を示す図、図２５は図１７の分光画像の第２の変形例の分光特性を示す図、図２６は図１７の分光画像の第３の変形例の分光特性を示す図、図２７は図２４等の分光画像の生成機能を含めた本実施例の動作を示すフローチャート、図２８は変形例のマトリックス演算部の構成を示す構成図、図２９は変形例の電子内視鏡の構成図である。
本発明の実施例における生体観測装置としての電子内視鏡装置では、照明用光源から被検体である生体に光を照射し、その照射光に基づいて生体から反射される光を撮像部である固体撮像素子にて受光し光電変換した撮像信号に基づく広帯域のカラー画像信号から光学的波長狭帯域の画像信号に対応する分光信号としての分光画像信号を信号処理によって生成するようになっている。

以下、本発明に係る実施例１について説明する前に、本発明の基礎となるマトリックス算出方法について説明する。ここで、マトリックスとは、カラー画像（以下、通常画像とも呼ぶ）を生成するために取得されるカラー画像信号から、分光画像信号を生成する際に用いられる所定の係数である。

また、このマトリックスの説明に続き、より正確な分光画像信号を求めるための補正方法、生成された分光画像信号のＳ／Ｎ比を向上させるＳ／Ｎの改善方法について説明する。なお、この補正方法、Ｓ／Ｎの改善方法に関しては、必要に応じて使用すれば良い。また、以下、ベクトル及び行列（マトリックス）は太文字あるいは「」（例えば、行列Ａを”Ａの太文字”あるいは”「Ａ」”と表記）で、それ以外は文字修飾なしで表記する。

（マトリックス算出方法）
図１は、カラー画像信号（ここでは、説明を簡単にするために、Ｒ・Ｇ・Ｂとするが、後述する実施例のように、補色型固体撮像素子においては、Ｇ・Ｃｙ・Ｍｇ・Ｙｅの組合せでも良い）から、より光学的波長狭帯域の画像に対応する画像に相当する分光画像信号を生成する際の信号の流れを示した概念図である。

まず、電子内視鏡装置は、Ｒ・Ｇ・Ｂのそれぞれの撮像部の分光感度特性としてのカラー感度特性を数値データ化する。ここで、Ｒ・Ｇ・Ｂのカラー感度特性とは、白色光の光源を用い、白色の被写体を撮像する時にそれぞれ得られる波長に対する出力の特性である。

なお、Ｒ・Ｇ・Ｂのそれぞれのカラー感度特性は、簡略化したグラフとして各画像データの右に示されている。また、この時の、Ｒ・Ｇ・Ｂのカラー感度特性をそれぞれn次元の列ベクトル「Ｒ」・「Ｇ」・「Ｂ」とする。

次に、電子内視鏡装置は、抽出したい分光信号、例えば３つの分光信号の基本分光特性としての分光画像用狭帯域パンドパスフィルタＦ1・Ｆ2・Ｆ3（電子内視鏡装置は、先見情報として、構造を効率よく抽出できるフィルタの特性を知っている。このフィルタの特性とは、波長帯域が略590nm〜略610nm、略530nm〜略550nm、略400m〜略430nmをそれぞれ通過帯域とするものである。）の特性を数値データ化する。

なお、ここで”略”とは、波長においては略10nm程度を含む概念である。この時のフィルタの特性をそれぞれn次元の列ベクトル「Ｆ1」・「Ｆ2」・「Ｆ3」とする。得られた数値データを基に、以下の関係を近似する最適な係数セットを求める。即ち、
［数１］

となるマトリックスの要素を求めればよい。

上の最適化の命題の解は数学的には、以下のように与えられる。Ｒ・Ｇ・Ｂのカラー感度特性を表すマトリックスを「Ｃ」、抽出したい狭帯域パンドパスフィルタの分光特性を表すマトリックスを「Ｆ」、主成分分析あるいは直交展開（あるいは直交変換）を実行するところの、求める係数マトリックスを「Ａ」とすると、
［数２］

となる。従って、（１）式に示した命題は、以下の関係を満足するマトリックス「Ａ」を求めるに等しい。

［数３］

ここで、分光特性を表すスペクトルデータとしての点列数nとしては、n＞３であるので、（３）式は１次元連立方程式ではなく、線形最小二乗法の解として与えられる。即ち、（３）式から擬似逆行列を解けばよい。マトリックス「Ｃ」の転置行列を「^tＣ」とすれば、（３）式は
［数４］

となる。「^tＣＣ」はn×nの正方行列であるので、（４）式はマトリックス「Ａ」についての連立方程式と見ることができ、その解は、
［数５］

で与えられる。

（５）式にて求められたマトリックス「Ａ」について、電子内視鏡装置は、（３）式の左辺の変換を行うことで、抽出したい狭帯域パンドパスフィルタＦ1・Ｆ2・Ｆ3の特性を近似することができる。以上が、本発明の基礎となるマトリックス算出方法の説明である。

このようにして算出されたマトリックスを用いて、後述するマトリックス演算部４３６が通常カラー画像信号から分光画像信号を生成する。

（補正方法）
次に、より正確な分光画像信号を求めるための補正方法について説明する。
上述のマトリックス算出方法の説明においては、ＣＣＤ等の固体撮像素子が受光する光束が、完全な白色光（可視域において、全ての波長強度が同じ）である場合に正確に適用されるものである。即ち、ＲＧＢの出力がいずれも同じである場合に、最適な近似となる。

しかし、実際の内視鏡観察下では、照明する光束（光源の光束）は完全な白色光ではなく、生体の反射スペクトルも一律ではないので、固体撮像素子が受光する光束も白色光でない（色が着いているので、ＲＧＢの値は同じではない）。

従って、実際の処理において、（３）式に示した命題をより正確に解くためには、撮像部の分光感度特性としてのＲＧＢのカラー感度特性に加え、照明部の分光感度特性としての照明光の分光特性、被検体の分光特性データの集合としての生体の反射特性を考慮することが望ましい。

ここで、カラー感度特性（撮像部の分光感度特性）をそれぞれＲ（λ）、Ｇ（λ）、Ｂ（λ）とし、照明光の分光特性（照明部の分光感度特性）の一例をＳ（λ）、生体の反射特性（被検体の分光特性データの集合）の一例をＨ（λ）とする。なお、この照明光の分光特性および生体の反射特性は、必ずしも検査を行う装置、被検体の特性でなくてもよく、例えば予め取得しておいた一般的な特性としても良い。

これらの係数を用いると、補正係数ｋ_R・ｋ_G・ｋ_Bは、
［数６］
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）
で与えられる。感度補正マトリックスを「Ｋ」とすると、以下のように与えられる。

［数７］

従って、係数マトリックス「Ａ」については、（５）式に（７）式の補正を加えて、以下のようになる。

［数８］

また、実際に最適化を行う場合は、目標とするフィルタの分光感度特性（図１中のＦ1・Ｆ2・Ｆ3：基本分光特性）が負のときは画像表示上では０となる（つまりフィルタの分光感度特性のうち正の感度を有する部分のみ使用される）ことを利用し、最適化された感度分布の一部が負になることも許容されることが付加される。電子内視鏡装置は、ブロードな分光感度特性から狭帯域な分光感度特性を生成するためには、図１に示すように目標とするＦ1・Ｆ2・Ｆ3の特性に、負の感度特性を付加することで、感度を有する帯域を近似した成分を生成することができる。

（Ｓ／Ｎの改善方法）
次に、生成された分光画像信号のＳ／Ｎ及び精度を向上させる方法について説明する。このＳ／Ｎ比の改善方法は、前述した処理方法に付加することにより、さらに以下の課題を解決するものである。

（i）前述のマトリックス算出方法における原信号（Ｒ・Ｇ・Ｂ）のいずれかが仮に飽和状態となると、処理方法におけるフィルタＦ1乃至Ｆ3の特性が、構造を効率よく抽出できるフィルタの特性（理想とする特性）と大きく異なってしまう可能性がある（Ｒ・Ｇ・Ｂの中、２つの信号だけでフィルタＦ1乃至Ｆ3が生成される場合は、その２つの原信号がいずれも飽和していないことが必要である）。

（ii）カラー画像信号から分光画像信号への変換に際に、広帯域のフィルタから狭帯域フィルタの生成するため、感度の劣化が発生し、生成された分光画像信号の成分も小さくなり、Ｓ／Ｎ比が良くない。

このＳ／Ｎ比改善の方法とは、図２に示されるように、照明光の照射を通常画像（一般的なカラー画像）の１フィールド（１フレーム）中に数回（例えばn回、nは２以上の整数）に分けて照射する（照射強度をそれぞれの回で変化させても良い。図２においては、Ｉ0乃至Ｉnで示されている。なお、これは照明光の制御のみで実現可能である。）。

これにより、電子内視鏡装置は、１回の照射強度を小さくすることができ、ＲＧＢ信号のいずれもがそれぞれ飽和状態となるのを抑えることができる。また、数回に分割された画像信号は、後段でn枚分の加算を行う。これにより、電子内視鏡装置は、信号成分を大きくしてＳ／Ｎ比を向上させることができる。図２で、積算部４３８ａ乃至４３８ｃはＳ／Ｎを改善する画質調整部として機能する。

以上が、本発明の基礎となるマトリックス演算方法、またこれと共に実施することが可能な正確な分光画像信号を求めるための補正方法、生成された分光画像信号のＳ／Ｎ比を向上させる方法の説明である。

ここで、上述のマトリックス算出方法の変形例について説明する。
（マトリックス算出方法の変形例）
カラー画像信号（撮像部の分光感度特性）をＲ，Ｇ，Ｂ、推定する分光画像信号（基本分光特性）をＦ1，Ｆ2，Ｆ3とする。なお、厳密には、カラー画像信号Ｒ，Ｇ，Ｂは、画像上の位置ｘ，ｙの関数でもあるので、例えばＲ（ｘ，ｙ）と表記すべきだが、ここでは省略する。

Ｒ，Ｇ，ＢからＦ1，Ｆ2，Ｆ3を計算する３×３の行列「Ａ」を推定することが目標となる。「Ａ」が推定されれば、Ｒ，Ｇ，ＢからＦ1，Ｆ2，Ｆ3の計算は、以下の（９）式で可能となる。

［数９］

ここで、以下のデータの表記を定義する。
被検体の分光特性：Ｈ（λ）、「Ｈ」＝（Ｈ（λ2）,Ｈ（λ2）,…,Ｈ（λn））^t
λは波長であり、ｔは行列演算における転置を表す。同様に、
照明光の分光特性：Ｓ（λ）、「Ｓ」＝（Ｓ（λ2）,Ｓ（λ2）,…,Ｓ（λn））^t
ＣＣＤの分光感度特性：Ｊ（λ）、「Ｊ」＝（Ｊ（λ2）,Ｊ（λ2）,…,Ｊ（λn））^t
色分解を行うフィルタの分光特性：原色の場合
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」は（１０）式に示すように、行列「Ｃ」で１つにまとめられる。

［数１０］

画像信号Ｒ，Ｇ，Ｂ、分光信号Ｆ1，Ｆ2，Ｆ3を行列で以下のように表記する。

［数１１］

画像信号「Ｐ」は次式で計算される。

［数１２］

いま、「Ｑ」を得るための色分解フィルタを「Ｆ」とすると、（１２）式同様に
［数１３］

ここで、重要な第１の仮定として、いま、被検体の分光反射率が基本的な複数の（ここでは３つの）分光特性の線形和で近似して表現できると仮定すると、「Ｈ」は以下のように表記できる。

［数１４］

ここで、「Ｄ」は３つの基本スペクトルＤ1（λ）、Ｄ2（λ）、Ｄ3（λ）を列ベクトルに持つ行列で、「Ｗ」は「Ｈ」に対するＤ1（λ）、Ｄ2（λ）、Ｄ3（λ）の寄与をあらわす重み係数である。被検体の色調がそれほど大きく変動しない場合には、この近似が成立することが知られている。
（１４）式を（１２）式に代入すると、次式を得る。

［数１５］

ここで、３×３の行列「Ｍ」は、行列「ＣＳＪＤ」の計算結果を１つにまとめた行列を示す。
同様に、（１４）式を（１３）式に代入して、次式を得る。

［数１６］

同じく、「Ｍ’」は、行列「ＦＳＪＤ」の計算結果を１つにまとめた行列を示す。
結局、（１５）式と（１６）式から「Ｗ」を消去して、以下の式を得る。

［数１７］

「Ｍ^-1」は行列「Ｍ」の逆行列を示す。結局、「Ｍ’Ｍ^-1」は３×３の行列となり、推定目標の行列「Ａ」となる。

ここで、重要な第２の仮定として、色分解をバンドパスフィルタで行う場合、そのバンド内における被検体の分光特性を１つの数値で近似できると仮定する。すなわち、
［数１８］

色分解用のバンドパスが完全なバンドパスでなく、他の帯域にも感度を持つ場合も考慮して、この仮定が成立する場合、（１５）式、（１６）式における「Ｗ」を上記「Ｈ」と考えれば、結局（１７）式と同様な行列が推定できる。

次に、本発明の実施例１に係る生体観測装置としての電子内視鏡装置の具体的な構成について、図３を参照して説明する。なお、以下に示す他の実施例でも同様の構成である。

図３に示すように、生体観測装置としての電子内視鏡装置１００は、観察部としての内視鏡１０１、内視鏡装置本体１０５、表示装置あるいは表示出力装置としての表示モニタ１０６を有している。また、内視鏡１０１は、被検体の体内に挿入される挿入部１０２、挿入部１０２の先端に設けられた先端部１０３および、挿入部１０２の先端側とは反対側に設けられ、先端部１０３の湾曲動作等を指示するためのアングル操作部１０４から主として構成されている。

軟性鏡である内視鏡１０１で取得された被検体の画像は、内視鏡装置本体１０５にて所定の信号処理がなされ、表示モニタ１０６において、処理された画像が表示される。

次に、図４を参照して、内視鏡装置本体１０５について詳しく説明する。なお、図４は、電子内視鏡装置１００のブロック図である。

図４に示すように、内視鏡装置本体１０５は、主に照明部としての光源部４１、制御部４２、本体処理装置４３から構成されている。制御部４２及び本体処理装置４３は、前記光源部４１及び／または撮像部としてのＣＤＤ２１の動作を制御し、表示装置である表示モニタ１０６へ撮像信号を出力する信号処理制御部を構成している。

なお、本実施例では、１つのユニットである内視鏡装置本体１０５内に光源部４１と画像処理等を行う本体処理装置４３を有するものとして説明を行うが、これらの光源部４１と本体処理装置４３は、内視鏡装置本体１０５とは別のユニットとして、取り外し可能なように構成されていても良い。

図５にも示すように照明部を構成する光源部４１は、制御部４２および内視鏡１０１に接続されており、制御部４２からの信号に基づいて所定の光量で白色光（完全な白色光でない場合も含む）の照射を行う。

この光源部４１は、第１の光源としての例えばキセノンランプ１５と、光量を調整するためのチョッパー１６と、チョッパー１６を駆動するためのチョッパー駆動部１７とを有している。そして、このキセノンランプ１５からの光はチョッパー１６を通り、その光路上に配置されたハーフミラー１８Ａを透過した後、集光レンズで集光されてスコープ１０１のライトガイド１４の入射端に入射される。
また、本実施例では、この光源部４１には、上記第１の光源とは分光特性が異なる第２の光源として例えばハロゲンランプ２５Ａと、このハロゲンランプ２５Ａの光量を調整する絞り２６ｂと、この絞り２６ｂを駆動する絞り駆動部２７ｂとが設けられている。
このハロゲンランプ２５Ａの照明光は、絞り２６ｂを透過した後、ハーフミラー１８Ａで一部が反射され、集光レンズで集光されて内視鏡１０１のライトガイド１４の入射端に入射される。

また、この光源部４１内には光源駆動制御部３０が設けてあり、この光源駆動制御部３０は両ランプ１５、２５Ａの点灯／消灯、チョッパー駆動部１７、及び絞り駆動部２７ｂの制御動作を行う。
また、この光源駆動制御部３０は、制御部４２とも接続され、制御部４２を介して光源部４１により内視鏡１０１のライトガイド１４に供給される照明光を観察モードなどに応じて制御することができるようにしている。なお、キセノンランプ１５の分光分布は、後述する実施例２で採用する水銀ランプの場合と合わせて図３１、図３２で示している。なお、ハロゲンランプ２５はキセノンランプ１５よりも低い色温度で広帯域な分光分布を持つ。
本実施例では、例えば通常画像観察モードでは、例えばキセノンランプ１５側のみを点灯させて照明を行い、分光画像観察モードでは両ランプ１５、２５Ａを点灯させて照明を行うようにしている。

そして、後述するように、より望ましい分光画像信号を得られるようにしている。キセノンランプ１５の前に配置され、光量調整を行うチョッパー１６は、例えば特開２００３−９３３３６号公報に記載されているものを採用でき、その詳細な構成はこの特開２００３−９３３３６号公報に記載されているのでその説明を省略する。
また、チョッパー駆動部１７は図５における矢印で示されるように、キセノンランプ１５からの光の光路と直交する方向に移動が可能な構成となっている。そして、その移動により光路からの距離が大きくなると、光束が通過できる切り欠き部が長くなるため、照射時間が長くなり、照明光量を大きくすることができるようにしている。
上述のように、新しく生成される分光画像は、Ｓ／Ｎとしては不十分である可能性があることと、生成に必要ないずれかの信号が飽和している場合には正しい演算が行われたことにはならないので、照明光量を制御する必要がある。この光量調節は、特開２００３−９３３３６号公報に記載のように１つのランプのみでチョッパー１６及びチョッパー駆動部１７が担うことになる。

これに対して、本実施例では、発光の分光特性が異なる２つの光源を備えているので、特に分光画像観察モードにして、分光画像信号を生成し、その分光画像を表示モニタ１０６に表示する場合、２つの光源を用いることにより、より適切な分光画像を生成できるようにする。

この場合、例えば制御部４２に設けたＥＥＰＲＯＭ等の不揮発性のメモリ４２ａには、分光画像観察モードで照明を行う際の両ランプ１５、２５Ａからライトガイド１４に供給する照明光量の比と最大光量の情報が格納される。そして、分光画像観察モードに設定された場合には、制御部４２は、この情報を参照して光源駆動制御部３０を介して光源部４１からライトガイド１４に供給される照明光を制御する。
また、図４に示すように光源部４１にコネクタ１１を介して接続された内視鏡１０１は、先端部１０３に対物レンズ１９及びＣＣＤ等の固体撮像素子２１（以下、単にＣＣＤと記載する）を備えている。本実施例におけるＣＣＤ２１は単板式（同時式電子内視鏡用に用いられるＣＣＤ）であり、原色型である。つまり、ＣＣＤ２１の撮像面には、光学的に色分解する色フィルタ２２ａが設けてあり、その色フィルタ２２ａの配列は図６に示すようになっている。また、この色フィルタ２２ａを構成するＲ、Ｇ、Ｂフィルタのそれぞれの分光感度特性を図７において実線で示す。

また、図４に示すように、挿入部１０２には、光源部４１から照射された光を先端部１０３に導くライトガイド１４、ＣＣＤ２１で得られた被検体の画像を本体処理装置４３に伝送するための信号線、また、処置を行うための鉗子チャネル２８等が備えられている。なお、鉗子チャネル２８に鉗子を挿入するための鉗子口２９は、操作部１０４近傍に設けられている。
また、本体処理装置４３は、光源部４１と同様、コネクタ１１を介して内視鏡１０１に接続される。本体処理装置４３には、ＣＣＤ２１を駆動するためのＣＣＤドライブ回路４３１が設けられている。また、本体処理装置４３は、通常画像を得るための信号回路系として輝度信号処理系と色信号処理系を有する。
輝度信号処理系は、ＣＣＤ２１に接続され輪郭補正を行う輪郭補正部４３２、輪郭補正部４３２で補正されたデータから輝度信号を生成する輝度信号処理部４３４を有する。また、色信号処理系は、ＣＣＤ２１に接続され、ＣＣＤ２１で得られた信号のサンプリング等を行いＲＧＢ信号を生成するサンプルホールド回路（Ｓ／Ｈ回路）４３３ａ乃至４３３ｃと、Ｓ／Ｈ回路４３３ａ乃至４３３ｃの出力に接続され、色信号の処理を行う色信号処理部４３５を有する。

そして、前記輝度信号処理系の出力と前記色信号処理系の出力から１つの通常画像を生成する通常画像生成部４３７が設けられ、通常画像生成部４３７から切換部４３９を介して、表示モニタ１０６にＹ信号、Ｒ−Ｙ信号、Ｂ−Ｙ信号が送られる。

一方、分光画像を得るための信号回路系として、Ｓ／Ｈ回路４３３ａ乃至４３３ｃの出力（ＲＧＢ信号）が入力され、ＲＧＢ信号に対して所定のマトリックス演算を行うマトリックス演算部４３６が設けられている。マトリックス演算部４３６は、分光信号生成部（若しくは分光画像信号生成部）を構成する。マトリックス演算とは、カラー画像信号同士に加算処理等を行い、また、上述のマトリックス算出方法（あるいはその変形例）により求められたマトリックスを乗算する処理をいう。

なお、本実施例では、このマトリックス演算の方法として、電子回路処理（電子回路を用いたハードウェアによる処理）を用いた方法について説明するが、後述の実施例のように、数値データ処理（プログラムを用いたソフトウェアによる処理）を用いた方法であっても良い。また、実施するにあたっては、これらの方法を組み合わせとすることも可能である。

図８は、マトリックス演算部４３６の回路図を示している。ＲＧＢ信号はそれぞれ抵抗群３１ａ乃至３１ｃを介して、増幅器３２ａ乃至３２ｃに入力される。それぞれの抵抗群は、ＲＧＢ信号がそれぞれ接続される複数の抵抗を有しており、それぞれの抵抗の抵抗値はマトリクス係数に応じた値となっている。即ち、それぞれの抵抗によりＲＧＢ信号の増幅率を変化させ、増幅器で加算（減算でも良い）する構成となっている。それぞれの増幅器３２ａ乃至３２ｃの出力は、マトリックス演算部４３６の出力となる。つまり、このマトリックス演算部４３６は、いわゆる重み付け加算処理を行っている。なお、ここで用いられるそれぞれの抵抗における抵抗値を可変としても良い。

マトリックス演算部４３６の出力は、それぞれ積算部４３８ａ乃至４３８ｃに接続され、積分演算が行われた後、それぞれの分光画像信号ΣＦ1乃至ΣＦ3に対して色調整部４４０にて後述する色調整演算が行われ、分光画像信号ΣＦ1乃至ΣＦ3より分光カラーチャンネル画像信号Ｒch、Ｇch、Ｂchが生成される。生成された分光カラーチャンネル画像信号Ｒch、Ｇch、Ｂchは切換部４３９を介して、表示モニタ１０６のＲＧＢのカラーチャンネルＲ（ch）、Ｇ（ch）、Ｂ（ch）に送られる。なお、色調整部４４０の構成については、後述する。

なお、切換部４３９は、通常画像と分光画像の切換えを行うものであり、また分光画像同士の切換表示も可能である。つまり操作者は、通常画像、カラーチャンネルＲ（ch）による分光カラーチャンネル画像、カラーチャンネルＧ（ch）による分光カラーチャンネル画像、カラーチャンネルＢ（ch）による分光カラーチャンネル画像から選択的に表示モニタ１０６に表示させることができる。また、いずれか２つ以上の画像を同時に表示モニタ１０６に表示可能な構成としても良い。特に、通常画像と分光カラーチャンネル画像（以下、分光チャンネル画像ともいう）を同時に表示可能とした場合には、一般的に観察を行っている通常画像と分光チャンネル画像を簡単に対比することができ、それぞれの特徴（通常画像の特徴は色度合いが通常の肉眼の観察に近く観察しやすい。分光チャンネル画像の特徴は通常画像では観察できない所定の血管等を観察することができる。）を加味した上で、観察することができ診断上非常に有用である。

次に、本実施の形態における電子内視鏡装置１００の動作について図４を参照して詳しく説明する。

なお、以下においては、まず通常画像を観察する際の動作について説明し、後に分光画像を観察する際の動作について説明する。

まず、光源部４１の動作を説明する。制御部４２からの制御信号に基づいて、チョッパー駆動部１７は、所定の位置に設定され、チョッパー１６を回転させる。ランプ１５からの光束は、チョッパー１６の切り欠き部を通過し、集光レンズにより、内視鏡１０１と光源部４１の接続部にあるコネクタ１１内に設けられた光ファイババンドルであるライトガイド１４の入射端に、集光される。

集光された光束は、ライトガイド１４を通り、先端部１０３に設けられた照明光学系から被検体の体内に照射される。照射された光束は、被検体内で反射し、対物レンズ１９を介して、ＣＣＤ２１において図６で示した色フィルタ２２ａ別に信号が収集される。

収集された信号は、上記の輝度信号処理系と色信号処理系に並列に入力される。輝度信号系の輪郭補正部４３２には、色フィルタ２２ａ別に収集された信号が画素ごとに加算され入力され、輪郭補正後、輝度信号処理部４３４に入力される。輝度信号処理部４３４では、輝度信号が生成され、通常画像生成部４３７に入力される。

また一方で、ＣＣＤ２１で収集された信号は、色フィルタ２２ａ毎にＳ／Ｈ回路４３３ａ乃至４３３ｃに入力され、それぞれＲ・Ｇ・Ｂ信号が生成される。さらにＲ・Ｇ・Ｂ信号は、色信号処理部４３５にて色信号が生成され、通常画像生成部４３７において、前記輝度信号および色信号からＹ信号、Ｒ−Ｙ信号、Ｂ−Ｙ信号が生成され、切換部４３９を介して、表示モニタ１０６に被検体の通常画像が表示される。

次に、分光画像を観察する際の動作について説明する。なお、通常画像の観察と同様の動作を行うものに関しては、ここでは省略する。

操作者は、内視鏡装置本体１０５に設けられているキーボードあるいは内視鏡１０１の操作部１０４に設けられているスイッチ等を操作することにより、通常画像から分光画像を観察する指示を行う。この時、制御部４２は、光源部４１および本体処理装置４３の制御状態を変更する。

具体的には、制御部４２は、メモリ４２ａの制御情報を参照して、光源部４１の光源駆動制御部３０に制御信号を送り、ハロゲンランプ２５Ａも点灯させる。また、制御部４２は、光源駆動制御部３０を介して両ランプ１５、２５Ａによる照明光量が適正な光量となるようにチョッパー１６及び絞り２６ｂの駆動を制御する。
上述したように、ＣＣＤ２１からの出力が飽和することは望ましくないため、分光画像の観察時は通常画像の観察時に比して照明光量を小さくする。また、制御部４２は、ＣＣＤからの出力信号が飽和しないように光量を制御するとともに、飽和しない範囲にて照明光量を設定する。

また、制御部４２による本体処理装置４３への制御変更としては、切換部４３９から出力される信号を通常画像生成部４３７の出力から色調整部４４０の出力に切換える。また、Ｓ／Ｈ回路４３３ａ乃至４３３ｃの出力は、マトリックス演算部４３６で増幅・加算処理が行われ、それぞれの帯域に応じて積算部４３８ａ乃至４３８ｃに出力され、積算処理後に色調整部４４０に出力される。チョッパー１６や絞り２６で、照明光量を小さくした場合でも、積算部４３８ａ乃至４３８ｃにて、保存・積算することで、図２に示したように、信号強度を上げることができ、また、Ｓ／Ｎが向上した分光画像を得ることができる。

以下、本実施例における具体的なマトリックス演算部４３６のマトリックス処理につい
て記載する。本実施例による分光特性が異なる２つのランプ１５、２６Ａを用いた場合の優位性を説明するために、まず最初に１つのランプ１５のみを用いた場合の特開２００３−９３３３６号公報の場合に相当する場合で説明する。
１つのランプ１５の場合には、図７に実線で示されたＲＧＢ色フィルタの分光感度特性から、同図中に示された理想的な狭帯域バンドパスフィルタＦ1乃至Ｆ3（ここではそれぞれの透過波長領域をＦ1：590nm〜620nm、Ｆ2：520nm〜560nm、Ｆ3：400nm〜440nmとした）に近いバンドパスフィルタ（以下擬似バンドパスフィルタと呼ぶ）を作成しようとした場合、前述の（１）式から（５）式に示した内容により、以下のマトリックスが最適となる。

［数１９］

更に、（６）式及び（７）式に示した内容により補正を行うと、以下の補正係数を得る。

［数２０］

なお、（６）式に示す光源のスペクトルＳ（λ）は、例えばキセノンランプ１５のみの場合には、図９に示すものであり、（７）式に示す注目する生体の反射スペクトルＨ（λ）は図１０に示すものである、という先見情報を使用している。

従って、マトリックス演算部４３６にて行われる処理は、数学的には以下のマトリックス演算と同値となる。

［数２１］

このマトリックス演算を行うことにより擬似フィルタ特性（図７にはフィルタ擬似Ｆ1乃至Ｆ3の特性として示されている）が得られる。即ち、上述のマトリックス処理は、カラー画像信号に、上述のようにして予め生成された擬似バンドパスフィルタ（マトリックス）を用いて、分光画像信号を作成するものである。

この場合には、図７の太い破線で示すように生成された擬似バンドパスフィルタ（マトリックス）は、特に長波長側のもの（Ｆ１）が理想的なものからの乖離が大きい。

このため、本実施例では、分光画像観察モード時には、キセノンランプ１５よりも色温度が低い、つまり発光特性が長波長側にずれたハロゲンランプ２５Ａも点灯させ、両ランプ１５、２５Ａによる照明光を用いて擬似バンドパスフィルタ（マトリックス）を生成する処理を行う。

つまり、照明光における長波長側の輝度レベルを上げることにより、長波長側のＲ信号の値を相対的に大きくして、長波長側での擬似バンドパスフィルタ（マトリックス）の乖離を１つのキセノンランプ１５のみを用いた場合よりも改善することができるようにしている。
このようにして擬似フィルタ特性を用いて生成される内視鏡画像の一例を観察しようとるう生体組織の構造と共に以下に説明する。

この擬似フィルタ特性を用いて生成された内視鏡画像の一例を以下に説明する。

図１１に示すように、体腔内組織５１は、例えば深さ方向に異なった血管等の吸収体分布構造を持つ場合が多い。粘膜表層付近には主に毛細血管５２が多く分布し、またこの層より深い中層には毛細血管の他に毛細血管より太い血管５３が分布し、さらに深層にはさらに太い血管５４が分布するようになる。

一方、体腔内組織５１に対する光の深さ方向の深達度は、光の波長に依存しており、可視域を含む照明光は、図１２に示すように、青（Ｂ）色のような波長が短い光の場合、生体組織での吸収特性及び散乱特性により表層付近までしか光は深達せず、そこまでの深さの範囲で吸収、散乱を受け、表面から出た光が観測される。また、青（Ｂ）色光より波長が長い、緑（Ｇ）色光の場合、青（Ｂ）色光が深達する範囲よりさらに深い所まで深達し、その範囲で吸収、散乱を受け、表面から出た光が観測される。さらにまた、緑（Ｇ）色光より波長が長い、赤（Ｒ）色光は、さらに深い範囲まで光が到達する。

体腔内組織５１の通常観察時におけるＲＧＢ光は、図１３に示すように、各波長域がオーバーラップしているために、
（１）Ｂ帯域光によりＣＣＤ２１で撮像される撮像信号には図１４に示すような浅層での組織情報を多く含む浅層及び中層組織情報を有するバンド画像が撮像され、
（２）また、Ｇ帯域光によりＣＣＤ２１で撮像される撮像信号には図１５に示すような中層での組織情報を多く含む浅層及び中層組織情報を有するバンド画像が撮像され、
（３）さらにＲ帯域光によりＣＣＤ２１で撮像される撮像信号には図１６に示すような深層での組織情報を多く含む中層及び深層組織情報を有するバンド画像が撮像される。

そして内視鏡装置本体１０５により、これらＲＧＢ撮像信号を信号処理することで、内視鏡画像としては所望あるいは自然な色再現の内視鏡画像を得ることが可能となる。

上述のマトリックス演算部４３６におけるマトリックス処理は、カラー画像信号に、上述のようにして予め生成された擬似バンドパスフィルタ（マトリックス）を用いて、分光画像信号を作成するものである。例えば図１７に示すような所望の深層組織情報が抽出可能な離散的で狭帯域な分光特性の擬似バンドパスフィルタＦ1乃至Ｆ3を用いて、分光画像信号Ｆ1乃至Ｆ3が得られる。擬似バンドパスフィルタＦ1乃至Ｆ3は、図１７に示すように、各波長域がオーバーラップしていないために、
（４）擬似バンドパスフィルタＦ3による分光画像信号Ｆ3には図１８に示すような浅層での組織情報を有するバンド画像が撮像され、また、
（５）擬似バンドパスフィルタＦ2による分光画像信号Ｆ2には図１９に示すような中層での組織情報を有するバンド画像が撮像され、さらに
（６）擬似バンドパスフィルタＦ1による分光画像信号Ｆ1には図２０に示すような深層での組織情報を有するバンド画像が撮像されれる。

つぎに、このようにして得られた分光画像信号Ｆ1乃至Ｆ3に対して色調整部４４０は、最も単純な色変換の例として、分光画像信号Ｆ1をカラーチャンネルＲ（ch）に、分光画像信号Ｆ2をカラーチャンネルＧ（ch）に、分光画像信号Ｆ3をカラーチャンネルＢ（ch）に、それぞれ割り付け、切換部４３９を介して、表示モニタ１０６に出力する。

色調整部４４０は、図２１に示すように、３×３マトリックス回路６１と、３×３マトリックス回路６１の前後に設けた３組のＬＵＴ６２ａ，６２ｂ，６２ｃ，６３ａ，６３ｂ，６３ｃと、ＬＵＴ６２ａ，６２ｂ，６２ｃ，６３ａ，６３ｂ，６３ｃのテーブルデータや３×３マトリックス回路６１の係数を変更する係数変更回路６４と、を備えた色変換処理回路４４０ａで構成されている。

色変換処理回路４４０ａに入力する分光画像信号Ｆ1乃至Ｆ3は、各バンドデータ毎にＬＵＴ６２ａ，６２ｂ，６２ｃにより逆γ補正や、非線形なコントラスト変換処理等が行われる。

次に、３×３マトリックス回路６１にて、色変換が行われた後、後段のＬＵＴ６３ａ，６３ｂ，６３ｃにてγ補正や、適当な階調変換処理が行われる。

これらＬＵＴ６２ａ，６２ｂ，６２ｃ，６３ａ，６３ｂ，６３ｃのテーブルデータや３×３マトリックス回路６１の係数を、係数変更回路６４で変更することができる。

係数変更回路６４による変更は、内視鏡１０１の操作部等に設けられた処理変換スイッチ（図示せず）からの制御信号に基づいて行われる。

これら制御信号を受けた係数変更回路６４は、予め色調整部４４０内に記せされている係数データから適切なデータを呼び出し、このデータで、現在の回路係数を書き換える。

次に具体的な色変換処理内容について述べる。式（２２）に色変換式の一例を示す。

［数２２］

この式（２２）による処理は、分光チャンネル画像信号Ｒch、Ｇch、Ｂchに分光画像信号Ｆ1乃至Ｆ3を波長の短い順に割り当てる色変換である。

これらカラーチャンネルＲ（ch）、Ｇ（ch）、Ｂ（ch）によるカラー画像で観察した場合、例えぱ図２２に示すような画像となる。太い血管が深い位置にあり、分光画像信号Ｆ3が反映され、所定の目標色としてのカラー画像としては青色系のパターンとして示される。中層付近にある血管網は分光画像信号Ｆ2が強く反映されるので、所定の目標色としてのカラー画像としては赤色系のパターンとして示される。血管網の内、粘膜表面付近に存在するものは所定の目標色としての黄色系のパターンとして表現される。

とくに、この粘膜表面付近のパターンの変化は、早期病変の発見鑑別診断にとって重要である。しかし、所定の目標色としての黄色系のパターンは、背景粘膜とのコントラストが弱く、視認性が低いという傾向がある。

そこで、この粘膜表面付近のパターンをより明瞭に再現するために、式（２３）に示す変換が有効となる。

［数２３］

この式（２３）による処理は、分光画像信号Ｆ1をある一定の比率で分光画像信号Ｆ2に混合し生成されたデータを所定の目標色として新たに分光Ｇチャンネル画像信号Ｇchとする変換例であり、血管網などの吸収散乱体が深さ位置で異なることをより明確化することが可能となる。

したがって、係数変更回路６４を通じてマトリックス係数を調整することで、ユーザは表示効果を調整することが可能となる。動作としては、内視鏡１０１の操作部に設けられたモード切替スイッチ（図示せず）に連動して画像処理部内では、スルー動作から、マトリックス係数がデフォルト値に設定される。

ここでいうスルー動作とは、３×３マトリックス回路６１には単位行列、ＬＵＴ６２ａ，６２ｂ，６２ｃ，６３ａ，６３ｂ，６３ｃは非変換テーブルを搭載した状態をいう。デフォルト値とは、マトリックス係数ω_G、ω_Bに、例えばω_G＝０．２、ω_B＝０．８という設定値を与えるということである。

そして、ユーザは内視鏡１０１の操作部等を操作して、この係数をω_G＝０．４、ω_B＝０．６などというように調整を行なう。ＬＵＴ６２ａ，６２ｂ，６２ｃ，６３ａ，６３ｂ，６３ｃには、必要に応じて逆γ補正テープル、γ補正テーブルが適用される。

色変換処理回路４４０ａは３×３マトリックス回路６１からなるマトリックス演算器により色変換するとしたが、これに限らず、数値演算プロセッサ（ＣＰＵ）やＬＵＴで色変換処理回路を構成してもよい。

例えば、上記実施例では、３×３マトリックス回路６１を中心とした構成により色変換処理回路３０ａを示したが、図２３に示すように、色変換処理回路３０ａを各バンドに対応した３次元ＬＵＴ７１で置き換えても同様の効果を得ることができる。この場合、係数変更回路６４は、内視鏡１０１の操作部等に設けられた処理変換スイッチ（図示せず）からの制御信号に基づいてテーブルの内容を変更する動作を行なう。

なお、擬似バンドパスフィルタＦ1乃至Ｆ3のフィルタ特性は可視光域に限定されず、擬似バンドパスフィルタＦ1乃至Ｆ3の第１の変形例として、フィルタ特性を例えば図２４に示すようなの離散的な分光特性の狭帯域としても良い。この第１の変形例のフィルタ特性は、生体表面の凹凸と極深層付近の吸収体を観察するために、Ｆ3を近紫外域に設定し、Ｆ1を近赤外域に設定することで、通常観察では得られない画像情報を得るのに好適である。

また、擬似バンドパスフィルタＦ1乃至Ｆ3の第２の変形例として、図２５に示すように擬似バンドパスフィルタＦ2の代わりに、フィルタ特性が短波長域で近接する２つの擬似バンドパスフィルタＦ3a、Ｆ3bとしても良い。これは、この付近の波長帯域が生体の極表層付近までしか深達しないことを利用して、吸収特性より散乱特性の微妙な差を映像化するのに好適である。医学上は、早期ガンなど粘膜表層付近の細胞配列の乱れを伴う疾患の識別診断に利用することが想定される。

さらに、擬似バンドパスフィルタＦ1乃至Ｆ3の第３の変形例として、図２６に示すように所望の層組織情報が抽出可能な離散的な分光特性の２バンドの狭帯域のフィルタ特性の２つの擬似バンドパスフィルタＦ2、Ｆ3をマトリックス演算部４３６で生成するようにしてもよい。

図２６の擬似バンドパスフィルタＦ2、Ｆ3の場合、色調整部４４０は、狭帯域の分光画像観察時での画像のカラー化において、分光チャンネル画像信号Ｒch←分光画像信号Ｆ2、分光チャンネル画像信号Ｇch←分光画像信号Ｆ3、分光チャンネル画像信号Ｂch←分光画像信号Ｆ3として、ＲＧＢ３チャンネルのカラー画像を生成する。

すなわち、分光画像信号Ｆ2及び分光画像信号Ｆ3に対して、色調整部４４０は以下の式（２４）によりＲＧＢ３チャンネルの分光カラーチャンネル画像信号（Ｒch、Ｇch、Ｂch）を生成する。

［数２４］

例えば、ｈ11＝１、ｈ12＝０、ｈ21＝０、ｈ22＝１．２、ｈ31＝０、ｈ32＝０．８とする。

例えば基本分光特性の分光画像Ｆ3は中心波長が主に４１５ｎｍに相当する画像、基本分光特性の分光画像Ｆ2は中心波長が主に５４０ｎｍに相当する画像である。

また、例えば、基本分光特性の分光画像Ｆ3は中心波長が主に４１５ｎｍに相当する画像、基本分光特性の分光画像Ｆ2は中心波長が主に５４０ｎｍに相当する画像、基本分光特性の分光画像Ｆ1は中心波長が主に６００ｎｍに相当する画像として演算されていても、色調整部４４０でＦ1画像を使用せずに、Ｆ2、Ｆ3画像でカラー画像を構成することもできる。この場合、式（２４）の代りに以下の式（２４’）のマトリックス演算を適用すればよい。

Ｒch＝ｈ11×Ｆ1＋ｈ12×Ｆ2＋ｈ13×Ｆ3
Ｇch＝ｈ21×Ｆ1＋ｈ22×Ｆ2＋ｈ23×Ｆ3
Ｂch＝ｈ31×Ｆ1＋ｈ32×Ｆ2＋ｈ33×Ｆ3 …（２４’）
上記式（２４’）のマトリックス演算で、ｈ11、ｈ13、ｈ21、ｈ22、ｈ31、ｈ32の係数を０として、他係数を所定の数値に設定すればよい。

上述した実施例、第１変形例、第２変形例、第３変形例のいずれの分光画像観察モードにも対応できるように、例えば制御部４２のメモリ４２ａに、それぞれの分光画像観察モードに適した情報を格納するようにしても良い。
そして、分光画像観察モードに切り替えられた時には、例えば以前で最後に使用された分光画像観察モードに設定し、ユーザの選択により他の分光画像観察モードで選択使用（切替使用）できるようにしても良い。

図２７は、このような場合にも対応した分光画像観察モードで生体観察する動作を示す。なお、以下の説明では、上記実施例における分光画像観察モード、第１〜第３変形例の分光画像観察モードを第１〜第４の分光画像観察モードとして説明する。
電源が投入され、電子内視鏡装置１００が動作状態になると、ステップＳ１に示すように制御部４２は、メモリ４２ａのプログラム情報を読み込み、この電子内視鏡装置１００の制御動作を開始する。また、メモリ４２ａの各観察モード時の光源部４１に対する制御情報を読み込む。
そして、ステップＳ２に示すように制御部４２は、起動時の観察モードの選択を求める。例えば、メニュー画面を表示し、そのメニュー画面に起動時の観察モードの選択を求める表示を行う。そしてユーザは、起動時の観察モードの選択を行う。

そして、通常画像観察モードが選択された場合には、ステップＳ３に示すように制御部４２は、メモリ４２ａから読み込んだ情報に基づいて、光源制御部３０に制御信号を送り、キセノンランプ１５のみを点灯させ、通常画像観察モードに設定する。そして、ユーザはこの通常画像観察モードにおいて、被検体として生体組織を観察する。
この通常画像観察モードになると、ステップＳ４に示すように制御部４２は観察モードの切替指示待ちの状態になる。そして、内視鏡１０１等に設けられた観察モードの切替スイッチなどが操作されて観察モードの切替指示が行われると、ステップＳ５に示すように制御部４２は、メモリ４２ａから読み込んだ情報に基づいて光源駆動制御部３０に制御信号を送り、ハロゲンランプ２５Ａを点灯させる。
また、ステップＳ６に示すように制御部４２は、どの分光画像観察モードで観察するかの選択を求める。ユーザは、観察しようと望み分光画像観察モードの選択を行う。そして、第ｋ（ｋ＝１〜４）の分光画像観察モードを選択したとする。すると、ステップＳ７に示すように制御部４２は、選択された第ｋの分光画像観察モードに対応した制御情報を参照して、キセノンランプ１５とハロゲンランプ２５Ａとの光量比を設定すると共に、最大光量を設定する。

また、制御部４２はこれに連動してマトッリクス演算部４３６の係数を、この第ｋの分光画像観察モードの選択に連動して選択設定し、この連動した係数の選択設定により、第ｋの分光画像観察モードの場合の分光画像信号を精度良く生成することができるようにしている。
そして、ユーザは、この第ｋの分光画像観察モードで観察することができる。この第ｋの分光画像観察モードに設定すると、ステップＳ８に示すように制御部４２は他の分光画像観察モードへの切替を監視する状態となる。そして、第ｍ（ｍ≠ｋ）の分光画像観察モードへの切替の操作が行われると、ステップＳ７に示すように選択された第ｍの分光画像観察モードに対応した情報を参照して、キセノンランプ１５とハロゲンランプ２５Ａとの光量比を設定すると共に、最大光量を設定する。
また、ステップＳ８において他の分光画像観察モードへの切替操作が行われないと、ステップＳ９に示すように制御部４２は、観察モードの切替指示が行われたかの判定を行う。

観察モードの切替指示が行わない場合には、ステップＳ８に戻り、観察モードの切替指示が行われると、ステップＳ１０に示すようにハロゲンランプ２５Ａの消灯制御を行った後、ステップＳ３に戻る。
なお、上述の制御処理において、ハロゲンランプ２５Ａを消灯する代わりに絞り２６ｂを閉じる制御を行うようにして、観察モードの切替時における応答性を向上するようにしても良い。
このように本実施例によれば、通常の電子内視鏡画像（通常画像）を生成するためのカラー画像信号を利用して、擬似的な狭帯域フィルタを生成することにより、分光画像用の光学的波長狭帯域バンドパスフィルタを用いずに、血管パターン等の所望の深部の組織情報を有する分光画像を得ることができる。また、本実施例によれば、色調整部４４０の色変換処理回路４４０ａのパラメータを分光画像に応じて設定することで、狭帯域の分光画像観察時の深達度情報という特徴を生かした表現方法を実現することが可能となり、生体組織の組織表面近くの所望の深部の組織情報を効果的に分離して視認することできる。

また、本実施例によれば、分光画像を得るために発光特性の異なる複数の光源を利用しているので、１つの光源の場合よりもより精度の高い分光画像を得ることができる。
また、特に、色調整部４４０において、
（１）２バンドの分光画像の場合、例えば４１５ｎｍに相当する画像をカラーチャンネルＧ（ch）、Ｂ（ch）に、例えば５４０ｎｍに相当する画像をカラーチャンネルＲ（ch）に割り付けた場合、
あるいは、
（２）３バンドの分光画像の場合、例えば４１５ｎｍに相当する画像をカラーチャンネルＢ（ch）に、例えば４４５ｎｍに相当する画像をカラーチャンネルＧ（ch）に、例えば５００ｎｍに相当する画像をカラーチャンネルＲ（ch）に割り付けた場合、次の画像効果が得られる。

・生体組織の最表層の上皮、あるいは粘膜が低彩度の色で再現され、最表層の毛細血管が低輝度、つまり暗線として再現されることで、最表層の毛細血管の高い視認性が得られる。

・同時に、毛細血管より深い位置の血管が色相方向で青方向へ回転して再現されるため、最表層の毛細血管との識別がより容易になる。

また、前記チャンネルの割り当て方法によれば、大腸内視鏡検査において通常観察下では黄色調で観察される残渣及び胆汁が赤色調で観察される。

なお、本実施例におけるマトリックス演算部４３６の変形例として図２８に示す変形例のマトリックス演算部４３６を採用しても良い。実施例１では、マトリックス演算を電子回路による、いわゆるハードウェア処理により行うこととしたが、本変形例では、この演算を数値データ処理（プログラムを用いたソフトウェアによる処理）により行う。
本変形例におけるマトリックス演算部４３６は、ＲＧＢそれぞれのカラー画像信号を記憶しておく画像メモリ５０を有する。また、式（２１）に示されたマトリックス「Ａ’」のそれぞれの値が数値データとして記憶されている係数レジスタ１５１を有する。

係数レジスタ１５１と画像メモリ５０は、乗算器５３ａ乃至５３ｉに接続され、さらに乗算器５３ａ、５３ｄ、５３ｇは、乗算器５４ａに接続され、乗算器５４ａの出力が、図４における積算部４３８ａと接続される。また、乗算器５３ｂ、５３ｅ、５３ｈは、乗算器５４ｂに接続され、その出力は積算部４３８ｂと接続される。また、乗算器５３ｃ、５３ｆ、５３ｉは、乗算器５４ｃに接続され、その出力が積算部４３８ｃと接続される。

本実施例の動作としては、入力されたＲＧＢ画像データは、一度画像メモリ５０に記憶される。次に、所定の記憶装置（図示しない）に保存されている演算プログラムにより、係数レジスタ５１からマトリックス「Ａ’」の各係数が画像メモリ５０に記憶されたＲＧＢ画像データと、乗算器で乗算される。

なお、図２８には、Ｒ信号と各マトリックス係数が乗算器５３ａ乃至５３ｃで乗算される例が示されている。また、同図のように、Ｇ信号と各マトリックス係数が乗算器５３ｄ乃至５３ｆで乗算され、Ｂ信号と各マトリックス係数が乗算器５３ｇ乃至５３ｉで乗算される。マトリックス係数とそれぞれ乗算されたデータは、乗算器５３ａ、５３ｄ、５３ｇの出力が、乗算器５４ａで、乗算器５３ｂ、５３ｅ、５３ｈの出力が、乗算器５４ｂで、また、乗算器５３ｃ、５３ｆ、５３ｉの出力は、乗算器５４ｃでそれぞれ乗算される。乗算器５４ａの出力は、積算部４３８ａに送られる。また、乗算器５４ｂ、乗算器５４ｃの出力は、それぞれ積算部４３８ｂ、４３８ｃに送られる。
本変形例によると、実施例１と同様、血管パターンが鮮明に表示される分光画像を得ることができる。

また、本変形例では、実施例１のようにハードウェアによってマトリックス処理を行うのではなく、ソフトウェアを用いて行うため、例えば、各マトリックス係数の変更などに迅速に対応することができる。
また、マトリックス係数を結果の値のみ、即ち、マトリックス「Ａ’」としてではなく、Ｓ（λ）、Ｈ（λ）、Ｒ（λ）、Ｇ（λ）、Ｂ（λ）別に記憶しておき、必要に応じて演算することによりマトリックス「Ａ’」を求めて使用するとした場合には、この中の１つの要素のみを変更することができ、利便性が向上する。例えば、照明光の分光特性Ｓ（λ）のみの変更等が可能である。

また、実施例１の電子内視鏡装置１００では、照明光を発生する光源部４１と、信号処理を行う本体処理装置４３とが一体の構成を示しているが、図２９に示す電子内視鏡装置１００Ｂのように光源部４１と本体処理装置４３とを別体の構成にしても良い。図２９の構成例では制御部４２を本体処理装置４３内に設け、光源部４１内の光源駆動制御部３０と、通信ケーブルにより制御信号を送受できるようにしている。
本変形例は、図４に示す実施例１の場合とほぼ同様の作用効果を有する。

次に本発明の実施例２を図３０から図３３を参照して説明する。本実施例に係る電子内視鏡装置は、図４の光源部４１を図３０に示す光源部４１Ｂに変更した構成である。
この光源部４１Ｂは、図５に示す光源部４１において、第２の光源として用いていたハロゲンランプ２５の代わりに輝線スペクトルを有する超高圧水銀ランプ（以下、単に水銀ランプと略記）３５を採用している。
また、本実施例ではキセノンランプ１５とハーフミラー１８Ａとの間には、絞り２６ａを配置し、絞り駆動部２７ａにより絞り２６ａの開口量を可変駆動するようにしている。

そして、キセノンランプ１５の光は、絞り２６ａで光量調整された後、ハーフミラー１８Ａに入射し、水銀ランプ３５の光を絞り２６ｂで光量調整してハーフミラー１８Ａに入射して、このハーフミラー１８Ａによりキセノンランプ１５からの光と光混合する光混合部３６が形成されている。

また、キセノンランプ１５及び水銀ランプ３５は、光源駆動制御部３０により、その内部の点灯駆動回路を介して点灯及び消灯が制御され、絞り駆動部２７ａ、２７ｂも光源駆動制御部３０によりその駆動動作が制御される。
図３１は、キセノンランプ１５の発光の分光特性を示し、可視領域にわたってブロードな強度分布を有する。また、図３２は水銀ランプ３５の発光特性を示し、可視領域にわたってブロードな強度分布を有すると共に、複数の輝線スペクトルを有する。
そして、本実施例においては、通常画像観察モードにおいては、キセノンランプ１５のみを点灯して通常画像を表示モニタ１０６に表示する。

一方、分光画像観察モードにおいては、キセノンランプ１５と水銀ランプ３５とを点灯し、その際両ランプ１５、３５による光量比を設定し、かつ全光量を制限した照明光、例えば、図３３に示すように光混合部３６により光混合された照明光をライトガイド１４に供給し、分光画像を表示モニタ１０６に表示する。
本実施例によれば、分光画像観察モード時には、複数の輝線スペクトルを有する照明光を採用することにより、各輝線スペクトル部分での信号強度を大きくでき、輝線スペクトルを有さない場合よりも分光画像信号を精度よく算出することができる。そして信頼性の高い分光画像を得ることができる。

次に本発明の実施例３を図３４から図３９を参照して説明する。図３４に示す本実施例に係る電子内視鏡装置１００は、図４の光源部４１を図３５に示す光源部４１Ｃに変更した構成である。
図３５に示すようにこの光源部４１Ｃは、図３０に示す光源部４１Ｂにおいて、水銀ランプ３５の代わりに半導体光源としての発光ダイオード部（ＬＥＤ部）３７を採用している。このＬＥＤ部３７は、複数の発光スペクトルを有する複数、具体的には４個のＬＥＤ３８ａ〜３９ｄから構成されている。
図３６は、これらのＬＥＤ３８ａ〜３９ｄの発光スペクトル（分光特性）を示す。この場合の発光スペクトルは、生成しようとする分光画像信号の波長付近で輝線スペクトルないしは輝線スペクトルを少しブロードにしたスペクトルを有するようになっている。なお、４個の場合で示しているが、この数に限定されるものでない。

また、本実施例では、光源駆動制御部３０Ｃは、ＬＥＤ部３７を構成する複数のＬＥＤ３８ａ〜３８ｄを発光駆動するＬＥＤドライバ３９ａ〜３９ｄと、キセノンランプ１５の点灯を行うランプ点灯回路６１と、これらＬＥＤドライバ３９ａ〜３９ｄ、ランプ点灯回路６１、絞り駆動部２７ａ、２７ｂを制御する制御回路６２とから構成されている。
この制御回路６２は、制御部４２からの制御信号に応じて、この光源部４１Ｃの光混合部３６からライトガイド１４に供給する照明光を制御する。
本実施例においては、通常画像観察モードにおいては、キセノンランプ１５のみを点灯して通常画像を表示モニタ１０６に表示する。
一方、分光画像観察モードにおいては、キセノンランプ１５とＬＥＤ３８ａ〜３８ｄとを点灯し、その際キセノンランプ１５、ＬＥＤ３８ａ〜３９ｄによる光量比を設定し、かつ全光量を制限した照明光、例えば、図３７に示すように光混合部３６により光混合された照明光をライトガイド１４に供給し、分光画像を表示モニタ１０６に表示する。

本実施例によれば、実施例２と類似した効果を有する。つまり、分光画像観察モード時には、複数の輝線スペクトルに近い強度分布を有する照明光を採用することにより、分光画像信号を生成する場合におけるその波長部分での信号強度を大きくでき、このような特性を有しない照明光の場合よりも分光画像信号を精度よく算出することができる。
また、算出しようとする分光画像信号の波長に応じて、ＬＥＤを選択使用することにより、その波長で輝線スペクトル状に発光させることができ、精度のよい分光画像信号を得ることができる。
図３８は変形例における光源部４１Ｄを示す。本変形例は、図３５の光源部４１ＣにおいてＬＥＤ部３７の代わりにレーザダイオード（ＬＤと略記）部６７を採用している。

つまり、図３５におけるＬＥＤ３８ａ〜３８ｄの代わりにＬＤ６８ａ〜６８ｄを採用している。また、図３５における制御回路３０Ｃにおいて、ＬＥＤドライバ３９ａ〜３９ｄの代わりにＬＤドライバ６９ａ〜６９ｄを採用している。
ＬＤ６８ａ〜６８ｄは、例えばＬＥＤ３８ａ〜３８ｄの発光スペクトルの幅をより狭くした光で発光する。そして、実施例３のように通常画像観察モード時にはキセノンランプ１５のみが照明光として用いられ、分光画像観察モード時にはキセノンランプ１５と共に、ＬＤ６８ａ〜６８ｄが点灯される。
図３９（Ａ）は、光混合部３６からライトガイド１４に供給される照明光の分光特性例を示し、図３７における照明光において、ＬＥＤ３８ａ〜３８ｄによる発光スペクトルの幅をより狭くした輝線スペクトルを有する特性になっている。

本変形例によれば、実施例３と類似の効果を有する。つまり、所望とする波長での分光画像信号を得ようとした場合、その波長部分で輝度レベルが輝線状の大きくなった照明光を用いることにより、その波長での信号レベルを大きくでき、所望とする分光画像信号をより精度良く算出することができる。
また、図３９（Ｂ）、図３９（Ｃ）に示すように光混合部３６からライトガイド１４に供給される照明光の分光特性を図示しないスコープスイッチ等によりユーザが変更（選択）できるようにしても良い。
図３９（Ｂ）、図３９（Ｃ）では、点灯するＬＤの数を変更（選択）したものである。図３９（Ｂ）は、図３９（Ａ）において、点灯するＬＤの数を単に変更した例を示しているが、図３９（Ｃ）では、実質的にＬＤのみを点灯し、キセノンランプ１５を消灯した場合に相当する。

図３９（Ｂ）の場合には、２つの輝線スペクトル部分での分光画像信号を生成する場合に有効なる。また、図３９（Ｃ）によれば、２つの輝線スペクトル部分の光のみとなるため、より精度の良い分光画像信号を生成することができる。図３９（Ｃ）は、２つの波長での分光画像信号を得る場合に有効であり、他の波長の分光画像信号を得る場合には、その分光画像信号に対応する波長で基線スペクトルを有するＬＤを発光させると良い。なお、ＬＤの場合で説明したＬＥＤの場合にも同様に適用しても良い。

つまり、複数のＬＥＤ３８ａ〜３８ｄ、ＬＤ６８ａ〜６８ｄ等（その数をより多くしても良い）を分光画像観察モードで点灯使用する場合、算出しようとする分光画像信号に応じて点灯するＬＥＤ３８ａ〜３８ｄ、ＬＤ６８ａ〜６８ｄ等を選択するようにしても良い。このようにすると、より広範囲の波長に対して精度良く、所望とする分光画像を得ることができる。
なお、上述の実施例ではＣＣＤ２１の色フィルタ２２ａとして図６に示したものを採用していたが、変形例として、図４０に示す色フィルタを採用しても良い。この場合の電子内視鏡装置の構成に関して実施例１と殆ど同じであるので、異なる点のみ説明し、同一の構成には同じ符号をつけ説明は省略する。
実施例１では、図６で示したようにＲＧＢ原色型カラーフィルタが用いられるのに対し、本変形例では、補色型のカラーフィルタを用いる。
この補色型フィルタの配列は図４０に示されているように、Ｇ、Ｍｇ、Ｙｅ、Ｃｙの各要素から構成される。なお、原色型カラーフィルタの各要素と補色型カラーフィルタの各要素の関係は、Ｍｇ＝Ｒ＋Ｂ、Ｃｙ＝Ｇ＋Ｂ、Ｙｅ＝Ｒ＋Ｇとなる。
この場合、ＣＣＤ２１の全画素読み出しを行い、各色フィルタからの画像を信号処理又は画像処理することになる。また、原色型カラーフィルタについての（１）式〜（８）式及び（１９）式〜（２１）式について、補色型カラーフィルタの場合に変形すると、以下の（２５）式より（３１）式のようになる。但し、目標とする狭帯域のバンドパスフィルタの特性は同じとする。

［数２５］

［数２６］

［数２７］
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 …（２７）
［数２８］

［数２９］

［数３０］

［数３１］

また、図４１は、補色型カラーフィルタを用いた場合の分光感度特性、目標とするバンドパスフィルタ及び上記（２５）式乃至（３１）式により求められ擬似バンドパスフィルタの特性を示す。

なお、補色型フィルタを用いる場合には、図４で示されるＳ／Ｈ回路は、それぞれＲ・Ｇ・Ｂではなく、Ｇ・Ｍｇ・Ｃｙ・Ｙｅについて行われることは言うまでもない。
また、補色型カラーフィルタを使った場合でも式（９）〜（１８）で示したマトリックス推定方法が適用できる。この場合、補色フィルタの数が４つである場合には、式（１４）で仮定した生体分光反射率が３つの基本的な分光特性で近似できる、という部分が４つ、ないしは４つ以下となる。従って、これに合わせて、推定マトリックスを演算するための次元は３から４に変更される。
本実施例によると、実施例１と同様、血管パターンが鮮明に表示される分光画像を得ることができる。また、本実施例では、補色型カラーフィルタを用いた場合のメリットを享受することができる。

なお、以上述べた実施例では、照明部として内視鏡装置本体１０５内に配置した光源部４１、４１Ｂ等について説明したが、本発明はこれに限定されるものでなく、照明部として例えば、内視鏡１０１の先端部にＬＥＤ（発光ダイオード）を設けた構成であっても良い。
なお、上述した各実施例を部分的に組み合わせる等して構成される実施例等も本発明に属する。

広帯域の照明光を照射して、通常画像と共に狭帯域の分光画像を得られるようにして生体組織の表面付近やより深部側の血管走行パターン等を視認し易い状態で観察することができるようになる。

本発明の実施例１に係るカラー画像信号から分光画像信号を作成する際の信号の流れを示した概念図本発明の実施例１に係る分光画像信号の積分演算を示す概念図本発明の実施例１に係る電子内視鏡装置の外観を示す外観図図３の電子内視鏡装置の構成を示すブロック図図４の光源部の構成示すブロック図図３のＣＣＤの撮像面に配置される色フィルタの配列を示す図図６の色フィルタの分光感度特性を示す図図４のマトリックス演算部の構成を示す構成図本発明の実施例１に係る光源のスペクトルを示すスペクトル図本発明の実施例１に係る生体の反射スペクトルを示すスペクトル図、図１１は図４の電子内視鏡装置により観察する生体組織の層方向構造を示す図図４の電子内視鏡装置からの照明光の生体組織の層方向への到達状態を説明する図白色光の各バンドの分光特性を示す図図１３の白色光による各バンド画像を示す第１の図図１３の白色光による各バンド画像を示す第２の図図１３の白色光による各バンド画像を示す第３の図図８のマトリックス演算部で生成された分光画像の分光特性を示す図図１７の各分光画像を示す第１の図図１７の各分光画像を示す第２の図図１７の各分光画像を示す第３の図図２１は図４の色調整部の構成を示すブロック図図２１の色調整部の作用を説明する図図４の色調整部の変形例の成を示すブロック図図１７の分光画像の第１の変形例の分光特性を示す図図１７の分光画像の第２の変形例の分光特性を示す図図１７の分光画像の第３の変形例の分光特性を示す図実施例１の動作を示すフローチャート変形例のマトリックス演算部の構成を示すブロック図変形例の電子内視鏡装置の構成を示すブロック図本発明の実施例２における光源部の構成を示すブロック図キセノンランプの発光の分光特性を示す特性図水銀ランプの発光の分光特性を示す特性図分光画像観察モード時の光混合部により出力される照明光の波長に対する強度分布特性例を示す図本発明の実施例３に係る電子内視鏡装置の構成を示すブロック図。図３４における光源部の構成を示すブロック図図３５のＬＥＤ部の複数のＬＥＤによる発光の分光特性例を示す図実施例３における分光画像観察モード時の照明光の発光特性例を示す図変形例における光源部の構成を示すブロック図変形例における分光画像観察モード時の照明光の発光特性例を示す図他の変形例におけるＣＣＤの撮像面に配置される色フィルタの配列を示す図図４０の色フィルタの分光感度特性を示す図

符号の説明

１５…キセノンランプ
１６…チョッパー
１７…チョッパー駆動部
２５Ａ…ハロゲンランプ
２６ａ、２６ｂ…絞り
２７ａ、２７ｂ…絞り駆動部
３０…光源駆動制御部
４１…光源部
４２…制御部
４２ａ…メモリ
４３…本体処理装置
１００…電子内視鏡装置
１０１…スコープ
１０２…挿入部
１０３…先端部
１０４…アングル操作部
１０５…内視鏡装置本体
１０６…表示モニタ
４３６…マトリックス演算部
４４０…色調整部
４４０ａ…色変換処理回路

Claims

被検体である生体へ照射する照明光に基づいて前記生体から反射される光を光電変換し、広帯域の撮像信号を生成する撮像部の動作を制御し、表示装置へ前記撮像信号を出力する生体観測装置において、
前記撮像信号から通常画像観察を行う通常画像観察モード及び分光画像観察を行う分光画像観察モードを有し、
第１の光源及び前記第1の光源と波長特性の異なる第２の光源を有する光源部と、
前記分光画像観察モードにおいて前記撮像信号から複数の光学的波長狭帯域の画像に対応する分光信号を信号処理によって生成する分光信号生成部と、
前記分光信号を前記表示装置へ出力する際に当該分光信号を形成する複数の帯域ごとに色調を調整する色調整部と、
前記通常画像観察モードにおいて前記第１の光源からの照明光を出射させるとともに、前記分光画像観察モードにおいて、前記第１の光源及び前記複数の光学的波長狭帯域のうち所定の波長帯域の発光強度が他の波長帯域に比べて強い前記第２の光源からの照明光を出射させる光源制御部と、
を備えることを特徴とする生体観測装置。
前記分光画像観察モードにおいて、前記光源制御部は前記第１の光源と前記第２の光源との光量比を設定することを特徴とする請求項１記載の生体観測装置。
前記第２の光源は前記第１の光源より色温度が低いことを特徴とする請求項１記載の生体観測装置。
前記第１の光源がキセノンランプであるとともに前記第２の光源が半導体光源であることを特徴とする請求項１記載の生体観測装置。
前記第１の光源がキセノンランプであるとともに前記第２の光源が輝線スペクトルを有することを特徴とする請求項１記載の生体観測装置。
前記第２の光源が複数の半導体光源で構成され、前記光源制御部は前記複数の半導体光源を選択的に出射させることを特徴とする請求項１記載の生体観測装置。