WO2006120795A1

WO2006120795A1 - 生体観測装置

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Publication number: WO2006120795A1
Application number: PCT/JP2006/304388
Authority: WO
Inventors: Kazuhiro Gono; Shoichi Amano; Tomoya Takahashi; Mutsumi Ohshima
Original assignee: Olympus Medical Systems Corp.
Priority date: 2005-05-13
Filing date: 2006-03-07
Publication date: 2006-11-16
Also published as: EP1880659A1; AU2006245248A1; EP1880659A4; AU2006245248B2; BRPI0610260A2; KR100988113B1; US20090091614A1; RU2378977C2; EP2332460A1; RU2007146448A; KR20080002945A; EP2332460B1; CA2606895A1

Abstract

　被検体である生体に光を照射する照明部と、その照射光に基づいて前記生体から反射される光を光電変換し、撮像信号を生成する撮像部と、前記照明部及び／または前記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信号処理制御部とを具備し、前記信号処理制御部が、前記撮像信号から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異なった色調を割り付ける色調整部とに加えて、前記表示装置へ出力される信号の画質を調整する画質調整部をさらに備え、或いは、前記分光信号生成部と前記色調整部を少なくとも除いたその他の信号処理部が、前記撮像信号と前記分光信号の各々の信号処理において共有されていることを特徴とする。

Description

明細書

生体観測装置

技術分野

[0001] 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、信号処理により擬似的な狭帯域フィルタを生成し、分光画像としてモニタ上に表示する生体観測装置に関する。

背景技術

[0002] 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力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。

[0003] 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ィ匕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によってカラー画像を得ている。

[0004] 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、例えば日本国特開 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提案されている。

また、日本国特開 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、生体組織の所望の深部の組織情報を得る狭帯域光内視鏡装置が提案されている。

[0005] し力しながら、例えば上記日本国特開 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。そのために、モ- 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ず、視認性が良好とは言えない虞れがある。

また、上記日本国特開 2003— 93336号公報に記載の装置では、通常画像と分光画像とで回路系を分離した構成としているため、回路規模が大きぐさらに通常画像につ、ては色の調整や輪郭補正を行って、るが、分光画像にっ、ては色の調整や輪郭補正のような画質処理を行って、な、と、う問題もある。

[0006] 従って、本発明は、上記事情に鑑みてなされたものであり、信号処理により得られた分光画像に基づく生体組織の所望の深部の組織情報を観察に適した色調の画像情報に調整し、かつ表示出力される信号の画質を向上させて視認性を良好にすることのできる生体観測装置を提供することを目的として!/ヽる。

また、本発明は、信号処理により得られた分光画像に基づく生体組織の所望の深部の組織情報を、観察に適した色調の画像情報に調整可能で、かつ回路規模を抑えつつ、ホワイトバランスや γ調整など必要な信号処理を行うための回路を共通化することのできる生体観測装置を提供することを目的として、る。

発明の開示

課題を解決するための手段

[0007] 本発明の一態様による生体観測装置は、

被検体である生体に光を照射する照明部と、

その照射光に基づいて前記生体から反射される光を光電変換し、撮像信号を生成する撮像部と、

前記照明部及び Ζまたは前記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信号処理制御部とを具備し、

前記信号処理制御部が、

前記撮像信号から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つ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異なった色調を割り付ける色調整部と、

前記表示装置へ出力される信号の画質を調整する画質調整部と、

を含む。

[0008] また、本発明の他の態様による生体観測装置は、

被検体である生体に光を照射する照明部と、

前記照明部及び Zまたは前記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信号処理制御部とを具備し、

前記信号処理制御部が、

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異なった色調を割り付ける色調整部とを有し、

前記分光信号生成部及び前記色調整部を少なくとも除いたその他の信号処理部力前記撮像信号と前記分光信号の各々の信号処理において共有されることを特徴とする。

図面の簡単な説明

[0009] [図 1]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。

[図 2]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。

[図 3]本発明の実施例 1に係る生体観測装置の外観を示す外観図。

圆 4]図 3の生体観測装置の構成を示すブロック図。

[図 5]図 4のチョッパーの外観を示す外観図。

[図 6]図 4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]図 6の色フィルタの分光感度特性を示す図。圆 8]図 4のマトリックス演算部の構成を示す構成図。

[図 9]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。

[図 10]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。

圆 11]図 4の生体観測装置により観察する生体組織の層方向構造を示す図。

圆 12]図 4の生体観測装置力も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]白色光の各バンドの分光特性を示す図。

[図 14]図 13の白色光による各バンド画像を示す第 1の図。

[図 15]図 13の白色光による各バンド画像を示す第 2の図。

[図 16]図 13の白色光による各バンド画像を示す第 3の図。

圆 17]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]図 17の各分光画像を示す第 1の図。

[図 19]図 17の各分光画像を示す第 2の図。

[図 20]図 17の各分光画像を示す第 3の図。

[図 21]図 4の色調整部の構成を示すブロック図。

圆 22]図 21の色調整部の作用を説明する図。

[図 23]図 4の色調整部の変形例の成を示すブロック図。

圆 24]図 17の分光画像の第 1の変形例の分光特性を示す図。

圆 25]図 17の分光画像の第 2の変形例の分光特性を示す図。

圆 26]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]本発明の実施例 1に係るマトリックス演算部の他の構成例を示すブロック図。圆 28]本発明の実施例 2に係る生体観測装置の構成を示すブロック図。

圆 29]本発明の実施例 4に係る生体観測装置における光量制御部の一例を示す図

[図 30]光量制御部の他の例を示す図。

[図 31]光量制御部のもう 1つの例を示す図。

圆 32]本発明の実施例 4に係る生体観測装置の構成を示すブロック図。

[図 33]図 32の CCDの電荷蓄積時間を示す図。 [図 34]図 32の変形例であって CCDの電荷蓄積時間を示す図。

[図 35]本発明の実施例 8に係る生体観測装置における画質改善の一例を示す図。

[図 36]本発明の実施例 9に係る生体観測装置における画質改善の一例を示す図。

[図 37]本発明の実施例 9に係る生体観測装置における画質改善の他の例を示す図

[図 38]本発明の実施例 10に係る生体観測装置における画質改善の一例を示す図。

[図 39]本発明の実施例 12に係る生体観測装置における画質改善の一例を示す図。

[図 40]本発明の実施例 12に係る生体観測装置における画質改善の他の例を示す図。

[図 41]本発明の実施例 12に係る生体観測装置における画質改善のもう 1つの他の例を示す図。

[図 42]本発明の実施例 13に係る生体観測装置の構成を示すブロック図。

[図 43]本発明の実施例 14に係る生体観測装置の構成を示すブロック図。

[図 44]本発明の実施例 15に係る生体観測装置の構成を示すブロック図。

[図 45]本発明の実施例 16に係る生体観測装置における色フィルタの配列を示す図

[図 46]図 45の色フィルタの分光感度特性を示す図。

[図 47]本発明に係る生体観測装置におけるマトリックス演算の際のフローチャート。発明を実施するための最良の形態

[0010] 以下、図面を参照しながら本発明の実施例について述べる。

[0011] [実施例 1]

図 1ないし図 26は本発明の実施例 1に係わり、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のチョッパーの外観を示す外観図、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ベクトル図である。

[0012] 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の電子内視鏡装置力も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。

[0013] 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 1 7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である。

[0014] 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、照明用光源力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することにより、カラー画像信号である撮像信号を生成し、その撮像信号から光学的波長狭帯域の画像に対応する分光信号である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ヽる。

[0015] 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。

[0016] 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 SZN比を向上させる SZN比の改善方法について説明する。なお、この補正方法、 SZN比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。

[0017] (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のそれぞれのカラー感度特性を数値データィ匕する。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。

[0018] 次に、電子内視鏡装置は、抽出したい分光画像用狭帯域パンドパスフィルタ Fl 'F 2 '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 530η m〜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 ± 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]

[0019] となるマトリックスの要素を求めればよい。

[0020] 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」、求める係数マトリックスを「A」とすると、 [数 2]

( a_{x 3}

C = fR G B) A = わ l b₂ わ ₃ F = (F, F₂ F₃

[0021] 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]

[0022] 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ぐ線形最小二乗法の解として与えられる。即ち、（3)式力擬似逆行列を解けばよい。マトリックス「C」の転置行列をじ」とすれば、 (3)式は

[数 4]

[0023] となる。 ^CCJは n X nの正方行列であるので、（4)式はマトリックス「A」につ!/、ての連立方程式と見ることができ、その解は、

[数 5]

A = CC)-^{l r}CF

[0024] で与えられる。

[0025] (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の特性を近似させることができる。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。

[0026] 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カゝら分光画像信号を生成する。

[0027] (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。

[0028] 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ぐ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!ヽ（色が着!ヽて、るので、 RGBの値は同じではな!/、）。

[0029] 従って、実際の処理にぉ、て、 (3)式に示した命題をより正確に解くためには、 RG Bのカラー感度特性に加え、照明光の分光特性、生体の反射特性を考慮することが望ましい。

[0030] ここで、カラー感度特性をそれぞれ R (え）、 G (え）、 Β(λ)とし、照明光の分光特性の一例を S (え）、生体の反射特性の一例を Η ( 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ぉ、た一般的な特性としても良、。

[0031] これらの係数を用いると、補正係数 kR'kG'kBは、

(数 6) kG=(_f SU) XHU) XGU)c )^_1

kB=(_f SU) XHU) XBU)C )^_1 ·'·(6)

で与えられる。感度補正マトリックスを「Κ」とすると、以下のように与えられる。

[数 7]

[0032] 従って、係数マトリックス「A」につ、ては、（5)式に（7)式の補正をカ卩えて、以下のようになる。

[数 8] A^? = KA - K( CC) ^{l r}CF · ' ·(8)

[0033] また、実際に最適化を行う場合、目標とするフィルタの分光感度特性 (図 1中の F1 ' F2 -F3)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力 S負〖こ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力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。

[0034] (SZN比の改善方法）

次に、生成された分光画像信号の SZN比及び精度を向上させる方法について説明する。この SZN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、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)カラー画像信号力分光画像信号への変換の際に、広帯域のフィルタ力も狭帯域フィルタを生成するため、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、 SZN比が良くない。

[0035] この SZN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、 10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。 ) o 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 SZN比を向上させることができる。図 2で、積算部 438a乃至 438c は SZN比を改善する画質調整部として機能する。

[0036] 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

SZN比を向上させる方法の説明である。

[0037] 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）

カラー画像信号を R, G, B、推定する分光画像信号を Fl, 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力も Fl, F2, F3を計算する 3X3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力ら Fl, F2, F3の計算は、以下の（9)式で可能となる

[数 9]

[0038] ここで、以下のデータの表記を定義する。

[0039] 被検体の分光特性: H (え）、「Η」 = (Η(λ1),Η(λ2),···,Η(λη)

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 (え）、「S」 = (S( l),S( 2),"',S(h))t

CCDの分光感度特性: J (え）、「J」 = CF( l)J( 2),"'J( _n))t

色分解を行うフィルタの分光特性：原色の場合

R (え）、 rRj = (R(ll),R(12),---,R(ln))^t

G (え）、「G」 = (G( l),G( 2),"-,G( n))t

B (え）、「Β」 = (Β(λ1),Β(λ2),···,Β(λη)

「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] G (10)

[0040] 画像信号 R, G, B、分光信号 Fl , F2, F3を行列で以下のように表記する。

[数 11]

[0041] 画像信号「P」は次式で計算される。

[数 12]

P = CSJH .(12)

[0042] 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

[数 13]

Q = FSJH (13)

[0043] 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 3つの分光特性の線形和で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]

H « DW (14)

[0044] ここで、「D」は 3つの基本スペクトル Dl (え）、 D2 (え）、 D3 ( λ )を列ベクトルに持つ行列で、「W」は「H」に対する Dl (え）、 D2 (え）、 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。

[0045] ( 14)式を（12)式に代入すると、次式を得る。

[数 15]

Ρ = CSJH = CSJDW = MW 05) [0046] ここで、 3 X 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

[0047] 同様に、（14)式を（13)式に代入して、次式を得る。

[数 16]

Q = FSJH = FSJDW = M W (16)

[0048] 同じぐ「Μ'」は、行列「FSJD」の計算結果を 1つにまとめた行列を示す。

[0049] 結局、（15)式と（16)式から「W」を消去して、以下の式を得る。

[数 17]

Q = M M P · ' ·(17)

[0050] 「Μ^{_ 1}」は行列「Μ」の逆行列を示す。結局、「Μ， Μ^_1」は 3 X 3の行列となり、推定目標の行列「Α」となる。

[0051] 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]

U = (h、 ,h₂,h₃y · ' · (18)

[0052] 色分解用のバンドパスが完全なバンドパスでなぐ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「Η」と考えれば、結局（17)式と同様な行列が推定できる。

[0053] 次に、本発明に係る実施例 1における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、電子内視鏡装置 100は、内視鏡 101と、内視鏡装置本体 105と、表示装置としての表示モニタ 106とを有している。また、内視鏡 101は、被検体の体内に挿入される挿入部 102と、挿入部 102の先端に設けられた先端部 103と、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と力主として構成されている。

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。

[0054] 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、同時式の電子内視鏡装置 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と、制御部 42と、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 Z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 4 1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ヽても良ヽ。

[0055] 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、て所定の光量で白色光 (完全な白色光でな!、場合も含む)の照射を行う。また、光源部 41は、白色光源としてのランプ 15と、光量を調整するための光量制御部としてのチョッパー 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。

[0056] チョッパー 16は、図 5に示すように、点 17aを中心とし、所定の半径 rの円盤状の構造体に円周方向に所定の長さを有する切り欠き部が設けられた構成を備える。この中心点 17aは、チョッパー駆動部 17に設けられた回転軸と接続されている。つまり、チョッパー 16は、中心点 17aを中心に回転運動を行う。また、この切り欠き部は、所定の半径毎に複数設けられている。同図においては、この切り欠き部は、半径 rOから半径 raの間では、最大の長さ = 2 π Γ Χ Θ 0度 Ζ360度、幅 =r0— raである。また、同様に、半径 raから半径 rbの間では、最大の長さ = 2 π Γ& Χ 2 0 1度 Z360度、幅 =ra — rb、半径 rbから半径 rcの間では、最大の長さ = 2 π Λ Χ 2 Θ 2度 Ζ360度、幅 =rb rcと!、う構成である（それぞれの半径は、 rO >ra >rb >rcとする）。

なお、チョッパー 16における切り欠き部の長さ、幅は一例であり、本実施例に限定されるわけではない。

[0057] また、チョッパー 16は、この切り欠き部の略中央に半径方向に延伸する突起部 160 aを有する。なお、制御部 42は、この突起部 160aにより光が遮断された時にフレームを切換えることにより、 1フレーム前と 1フレーム後に照射される光の間隔を最小限にし、被検体の動き等によるブレを最小限にするものである。

また、チョッパー駆動部 17は図 4における矢印で示されるように、ランプ 15に対する方向に移動が可能な構成となって、る。

[0058] つまり、制御部 42は、図 5に示されたチョッパー 16の回転中心 17aとランプからの光束 (点線円で示されている）との距離 Rを変えることができる。例えば、図 5に示された状態では、距離 Rが力なり小さいので、照明光量は小さい状態にある。距離 Rを大きくする（チョッパー駆動部 17をランプ 15から遠ざける)ことで、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、制御部 42は、照明光量を大きくすることができる。

[0059] 上述のように、電子内視鏡装置では、新しく生成した分光画像が SZN比としては不十分である可能性があることと、分光画像の生成に必要な RGB信号の、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。この光量調節をチョッパー 16およびチョッパー駆動部 17 が担うことになる。

[0060] また、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。 CCD21は、照明部を構成する光源部 41からの照射光に基づいて被検体である生体から反射される光を光電変換し、撮像信号を生成する撮像部を構成するものである。本実施例における CCD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。なお、図 6は CDDの撮像面に配置される色フィルタの配列を示している。また、図 7は図 6の色フィルタにおける RGBそれぞれの分光感度特性を示している。

[0061] また、図 4に示すように、挿入部 102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と、 CCD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と、処置を行うための鉗子チャネル 28等を備えている。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 [0062] 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は、 CCD21を駆動するための CCDドライブ回路 431を備えている。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。

[0063] 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と、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、RGB信号を生成するサンプルホールド回路（SZH回路) 433a乃至 433cと、 SZH回路 433a乃至 433cの出力に接続され、色信号の生成を行う色信号処理部 435を有する。

[0064] 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 43

9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、 SZH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ヽぅ。

[0065] 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 (電子回路を用いたノヽードウエアによる処理)を用いた方法について説明する力 S、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、これらの方法の組み合わせとすることも可能である。

[0066] 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、。

[0067] 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∑ F1乃至∑ F3に対して色調整部 4 40にて後述する色調整演算が行われ、分光画像信号∑ F1乃至∑ F3よりカラーチヤンネル Rch、 Gch、 Bchが生成される。生成されたカラーチャンネル Rch、 Gch、 Bchは切換部 439を介して表示モニタ 106に送られる。なお、色調整部 440の構成については、後述する。

[0068] 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、 Rchによる分光チャンネル画像、 Gchによる分光チャンネル画像、 Bchによる分光チャンネル画像力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、通常画像と分光チャンネル画像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て観察しやすい。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。

[0069] 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。

[0070] 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、チヨッパー駆動部 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。

[0071] 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 1 9を介して、 CCD21において図 6で示した色フィルタ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、色フィルタ別に収集された信号が画素ごとにカロ算されて入力され、輪郭補正後、輝度信号処理部 434に供給される。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。

[0072] また一方で、 CCD21で収集された信号は、色フィルタ毎に SZH回路 433a乃至 4 33c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。

[0073] 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ィッチ等を操作することにより、通常画像カゝ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 4 3の制御状態を変更する。

具体的には、必要に応じて、光源部 41から照射される光量を変更する。上述のように、 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変ィ匕させることちでさる。

[0074] 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、 SZH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、 SZN比が向上した分光画像を得ることができる。

[0075] 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。本実施例では、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 ^tK ^ ^Fl： 590nm~620nm, F2 : 520nm〜560nm、 F3： 400nm〜440n mとした）に近、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）を作成しょうとした場合、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]

( 0.625 -3.907 —0.05、

A = -3.097 0.631 -1.661 . -(19)

0.036 -5.146 0.528 )

[0076] 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]

[0077] なお、（6)式に示す光源のスペクトル S ( )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、 t 、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。、

A = KA

( 0.625 -3.907 -0.050、

- 3.314 0.675 -1.777 (21) 0.057 -8.079 0.829 /

[0078] 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 Fl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 (即ちマトリックス )を用いて、分光画像信号を作成するものである。

[0079] 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、以下に示す。

図 11に示すように、体腔内組織 45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 46が多く分布し、またこの層より深、中層には毛細血管の他に毛細血管より太、血管 47が分布し、さらに深層にはさらに太、血管 48が分布するようになる。

[0080] 一方、体腔内組織 45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、表面力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、表面力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。

[0081] 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、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。

[0082] 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、は自然な色再現の内視鏡画像を得ることが可能となる。

[0083] 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〖こ示すように、各波長域がオーバーラップして、な、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る。

[0084] 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 Rchに、分光画像信号 F2をカラーチャンネル Gchに、分光画像信号 F3をカラーチャンネル Bch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 X 3マトリックス回路 61と、 3 X 3マトリックス回路 61の前後に設けた 3糸且の LUT62a, 62b, 62c, 63a, 63b, 63cと、 LUT62a, 62b, 62c, 63a, 63b, 63cのテーブルデータや 3 X 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で構成されてヽる。

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。

[0085] 次に、 3 X 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 X 3マ卜！;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、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内に記憶されている係数データ力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。

[0086] 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]

[0087] この式（22)による処理は、分光チャンネル画像 Rch、 Gch、 Bchに分光画像信号 Fl 乃至 F3を波長の短、順に割り当てる色変換である。

[0088] これらカラーチャンネル Rch、 Gch、 Bchによるカラー画像で観察した場合、例えば図 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、カラー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、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黄色系のパターンとして表現される。

[0089] 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、黄色系のパターンは、背景粘膜とのコントラストが弱ぐ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]

( (1 0 o V

0 _G ω F, ■(23)

\ ^Dch ) 、0 0 1八^ノ

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新たに分光 Gチャンネル画像 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ィ匕することが可能となる

[0091] 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ィッチ（図示せず）に連動して色変換処理回路 440a内では、スル一動作から、マトリックス係数がデフォルト値に設定される。

[0092] ここでいうスルー動作とは、 3 X 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 co G, ω Βに、例えば co G = 0. 2、 ω Β = 0. 8という設定値を与えるということである。

[0093] 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 co G = 0. 4、 ω Β

=0. 6などと!/ヽ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補正テーブル、 y補正テーブルが適用される。

色変換処理回路 440aは 3 X 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力これに限らず、数値演算プロセッサ (CPU)や LUTで色変換処理手段を構成してもよい。

[0094] 例えば、上記実施例では、 3 X 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 440aを示したが、図 23に示すように、色変換処理回路 440aを各バンドに対応した 3次元 LUT65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ィッチ（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。

[0095] 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。

[0096] 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ィ匕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。

[0097] 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。

[0098] 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ぉ、て、分光チャンネル画像 Rch 分光画像信号 F 2、分光チャンネル画像 Gch—分光画像信号 F3、分光チャンネル画像 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チャンネルのカラー画像 (Rch Gch Bch)を生成する。

[数 24]

(24)

[0099] 例えば、 hll = l hl2 = 0 h21 = 0 h22 = l. 2 h31 = 0 h32 = 0. 8とする, 例えば分光画像 F3は中心波長が主に 415nmに相当する画像、分光画像 F2は中心波長が主に 540nmに相当する画像である。

[0100] また、例えば、分光画像 F3は中心波長が主に 415nmに相当する画像、分光画像 F2は中心波長が主に 540nmに相当する画像、分光画像 F1は中心波長が主に 600 nm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!、。

[0101] Rch=hllXFl+hl2XF2+hl3XF3

Gch=h21XFl+h22XF2+h23XF3

Bch=h31XFl+h32XF2+h33XF3 ---(24')

上記式（24，）のマトリックス演算で、 hll、 hl3、 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。

[0102] 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と共に、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さる。

[0103] 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 Gch、 Bchに、例えば 540nmに相当する画像をカラーチャンネル Rchに割り付けた場あるいは、

(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 Bchに、例えば 445nmに相当する画像をカラーチャンネル Gchに、例えば 500nmに相当する画像をカラーチャンネル Rchに割り付けた場合、次の画像効果が得られる。 [0104] ·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測される残渣および胆汁が赤色調で観測される。

[0105] 図 27はマトリックス演算部の他の構成例を示すブロック図である。

マトリックス演算部 436以外の構成は、図 4と同様である。図 27に示すマトリックス演算部 436の構成力図 8に示したマトリックス演算部 436の構成と異なるのみである。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。

[0106] 図 8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、図 27では、このマトリックス演算を数値データ処理 (プログラムを用いたソフトウエアによる処理）により行う。

図 27に示す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 51を有する。

[0107] 係数レジスタ 51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 5

3a、 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。

[0108] 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 27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 5 3f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 4 38a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、 4 38cに送られる。

[0109] 図 27の構成例によると、図 8の構成例の場合と同様、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、図 27の構成例では、図 8の構成例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ぐ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。

[0110] 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，」としてではなぐ S ( λ

)、H ( )、R( )、G ( )、B ( ^U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。

[0111] [実施例 2]

図 28は本発明の実施例 2に係る電子内視鏡装置の構成を示すブロック図である。実施例 2は、実施例 1とほとんど同様であるので、実施例 1と異なる点のみ説明し、同一の構成要素には同一符号を付して説明は省略する。

本実施例は、実施例 1とは、照明光量の制御を行う光源部 41が異なるものである。本実施例では、光源部 41から照射される光量の制御をチョッパーではなぐランプ 1

5の電流制御により行う。具体的には、図 28に示されたランプ 15に光量制御部としての電流制御部 18が設けられている。

[0112] 本実施例の動作としては、制御部 42により、 RGBのいずれのカラー画像信号も飽和状態とならないように、ランプ 15に流れる電流の制御を行う。これにより、ランプ 15 は発光のために使用される電流が制御されるため、その光量は、その電流の大きさに応じて変化する。なお、その他の動作に関しては、実施例 1と同様であるため、ここでは省略する。

[0113] 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、本実施の形態では、実施例 1のようにチョッパーを用いた光量制御方法に比して、制御方法が簡単であると、う利点がある。

[0114] [実施例 3]

図 4の生体観測装置では、分光画像取得時に、光を所定の時間間隔で遮断し光量制御する図 5のチョッパー 16を用いて、光量を少なくするように制御している。すなわち、適切なダイナミックレンジで R, G, B全ての色分解信号が撮影されるように光源からの光量を少なくするようにして、る。

本発明の実施例 3では、図 4の生体観測装置におけるチョッパー 16の代替として、絞りパネ、シャッターなどの可動遮光部材や、メッシュターレット、 NDフィルタなどの遮光フィルタを使用した例を説明する。

[0115] 図 29は絞りパネ 66の例を示している。絞りパネ 66は、中心軸 67を中心に回転し、先端部にはある大きさに集光した光束 68を遮断する遮断部 69と、出射光量を制御する切り欠き 70を有する絞り羽根部 71により、光を所定の時間間隔で遮断し光量制御する。

この絞りパネ 66は、光源部 41の出射光量を制御する調光の絞りパネと兼用としても良いし、別途遮断する機構としてもう一つ設けても良い。

[0116] 図 30はシャッター 66Aの例を示している。シャッター 66Aは、絞りパネ 66の例と同様な形をして、るが、遮断部 69に絞りパネ 66の切り欠き 70がな、構造となって、る

。シャッター 66Aの動作は、全開か全閉かの 2つの動作状態を制御することにより、光を所定の時間間隔で遮断し光量制御する。

図 31はメッシュターレット 73の例を示して、る。回転板 74に開けた孔に格子間隔の大き、メッシュ 75やそれより格子間隔の小さ、メッシュ 76が溶接などで取り付けられ

、回転中心軸 77を中心に回転する。この時、メッシュの長さ、メッシュの粗さ、位置等を変え、光を所定の時間間隔で遮断し光量制御する。

[0117] [実施例 4]

図 32及び図 33は本発明の実施例 4に係わり、図 32は電子内視鏡装置の構成を示すブロック図、図 33は図 32の CCDの電荷蓄積時間を示す図である。

実施例 4は、実施例 1とほとんど同様であるので、実施例 1と異なる点のみ説明し、同一の構成要素には同一符号をつけ説明は省略する。

本実施例は、主として実施例 1とは光源部 41および CCD21が異なるものである。実施例 1では、 CCD21に図 6で示したカラーフィルタが設けられ、このカラーフィルタによってカラー信号を生成するいわゆる同時式であったのに対し、本実施例 4では、照明光を 1フレームの期間に RGBの順に照明してカラー信号を生成するいわゆる面順次式を用いる。

[0118] 図 32に示すように、本実施例における光源部 41は、ランプ 15の前面に調光を行う絞り 25が設けられ、絞り 25のさらに前面には、 R, G, Bの面順次光を出射するために 1フレームで例えば 1回転する RGB回転フィルタ 23が設けられている。また、絞り 2 5は、光量制御部としての絞り制御部 24に接続されており、絞り制御部 24からの制御信号に応じて、ランプ 15から照射された光束のうち透過させる光束を制限し、光量を変化させることで、調光可能としている。また、 RGB回転フィルタ 23は、 RGB回転フィルタ制御部 26に接続され、所定の回転速度で回転する。

[0119] 本実施例における光源部の動作としては、ランプ 15から出力された光束力絞り 25 で所定の光量に制限され、絞り 25を透過した光束は、 RGB回転フィルタ 23を介することによって、所定の時間毎に R'G'Bそれぞれの照明光として、光源部から出力される。また、それぞれの照明光は、被検体内で反射し、 CCD21で受光される。 CCD 21で得られた信号は、照射される時間に応じて、内視鏡装置本体 105に設けられた切換部（図示しない)で振り分けられ、 SZH回路 433a乃至 433cにそれぞれ入力される。つまり、光源部 41から Rのフィルタを介した照明光が照射された場合には、 CC D21で得られた信号は、 SZH回路 433aに入力されることになる。なお、その他の動作については実施例 1と同様であるため、ここでは省略する。

[0120] 本実施例 4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 4では、実施例 1と異なり、いわゆる面順次方式によるメリットを享受することができる。なお、このメリットとは、例えば後述する図 34の変形例のようなものが挙げられる。 [0121] また、上述の実施例 1では、 RGBカラー信号の飽和を避けるために、照明光量 (光源部からの光量)を制御.調節している。これに対し、本実施例 4では、 CCD21の電子シャッターを調整する方法を採用している。 CCD21では、一定時間内に入射した光強度に比例した電荷が蓄積し、その電荷量を信号としている。この蓄積時間に相当するのが、電子シャッターと呼ばれるものである。この電子シャッターを CCDドライブ回路 431にて調節することで、電荷の蓄積量即ち信号量を調整することができる。図 33に示すように、電荷蓄積時間を 1フレーム毎に順次変化させた状態での RGB力ラー画像を得ることで、同様の分光画像を得ることができる。即ち、前述のそれぞれの実施例において、絞り 25による照明光量の制御は通常画像を得るために用い、分光画像を得る際には、電子シャッターを変化させることにより、 R, G, Bカラー信号の飽和を避けることが可能である。

[0122] 図 34は本発明の実施例 4の他の例である CCDの電荷蓄積時間を示す図である。

本例は、図 33の例と同様に、面順次方式を利用し、かつ、この面順次方式の利点を生力したものである。すなわち、図 33の例での電子シャッター制御による電荷蓄積時間に R, G, B毎に重み付けを加えることで、分光画像データの生成を簡素化すること力 Sできるものである。図 34の例では、 CCD21の電荷蓄積時間を 1フレーム期間内に R, G, B毎に変化させることができる CCDドライブ回路 431を有していることになる。その他は、図 33の例と同様である。

[0123] 図 34の例の動作としては、 RGB回転フィルタ 23を介してそれぞれの照明光が照射された場合に、 CCD21における電子シャッターによる電荷蓄積時間を変化させる。ここで、照明光が R, G, Bのそれぞれの場合における CCD21の電荷蓄積時間を tdr 、 tdg、 tdb (なお同図では Bのカラー画像信号は蓄積時間を設けていないため tdbは省略されている）とする。例えば、（21)式にて示されたマトリックス処理を行う場合の F 3擬似フィルタ画像は、通常内視鏡にて得られる RGB画像から、

(数 25)

F3= -0. 050R- 1. 777G + 0. 829B - -- (25)

の演算を行うので、図 33での RGB別の電子シャッター制御による電荷蓄積時間を (数 26) tdr:tdg:tdb = 0. 050 : 1. 777 : 0. 829 - -- (26)

となるように設定すれば良い。また、マトリックス演算部では、単に Rと G成分のみ反転させた信号と B成分を加算する。これにより、実施例 1乃至実施例 3と同様の分光画像を得ることができる。

[0124] 図 33及び図 34の実施例 4によると、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、図 34の例では、カラー信号の作成に面順次方式を利用しており、さらに電子シャッターを用いてカラー信号毎に電荷蓄積時間を異ならせることができるため、これにより、マトリックス演算部においては、単に加算、差分処理を行うだけでよぐ処理を簡略ィ匕することが可能である。すなわち、電子シャッター制御でマトリタス演算相当の動作を行え、処理を簡略ィ匕することができる。

[0125] なお、実施例 1乃至 3の光量制御と実施例 4 (図 33又は図 34の例）の電子シャツタ一（電荷蓄積時間）の制御とを同時に行うように構成できることは勿論である。また、前述したように、通常観察画像はチョッパー等による照明光量の制御で行い、分光観察画像を得る際には、電子シャッターによる制御を行うようにしてもよいことは勿論である。

[0126] 次に、実施例 5乃至実施例 7として、通常画像の撮像信号及び Zまたは分光画像の分光信号の信号レベルを増幅させる信号増幅部及びその増幅制御について説明する。

[実施例 5]

本発明の実施例 5の生体観測装置の構成は、図 4,図 28又は図 32が適用される。そして、それらの構成における AGC (オートゲインコントロール）は、通常画像観察時には、図 4,図 28又は図 32における輝度信号処理部 434及び色信号処理部 435それぞれの信号増幅部である AGC回路（図示略）にて行われる。分光画像観察時での AGCは、図 4,図 28又は図 32におけるマトリックス演算部 436内の信号増幅部である AGC回路 (例えば図 8の増幅器 32a乃至 32cを可変増幅器としたもの）にて行われる。

[0127] そして、通常画像観察時と分光画像観察時とで、増幅動作の制御、即ち AGCの制御を変化させる。 AGCの制御とは、増幅機能の増幅レベル、増幅機能の動作速度（追従速度）、或いは、増幅機能の動作 Z非動作 (オン Zオフと言ってもよい）のことである。

増幅機能の動作 Z非動作 (オン Zオフ）については、通常画像観察時には、 AGC を動作させな、場合が多、。これは通常光での観察では光量が十分あるためである

。一方、分光画像観察時には、光量が不足するので AGCを動作させるようにする。

[0128] 増幅機能の動作速度 (追従速度）については、例えば、カメラと被写体となる情景が離れていくと、徐々に光量が少なくなつて暗くなつていく。最初は調光機能が働き、暗くなつたところで光量を上げようとするが、調光動作が追従できない。追従できなくなったところで、 AGCが動作する。その AGC動作のスピードが重要で、追従速度が速すぎると、暗くなつたときにノイズが出て困る。速すぎず遅すぎない適宜なスピードが重要である。通常画像観察時は AGC動作はかなりゆっくりでもよいが、分光画像観察時は直ぐに暗くなるので AGC動作は速い目に追従させてやる必要がある。これにより、表示出力される信号の画質を改善することができる。

[0129] [実施例 6]

本発明の実施例 6の生体観測装置の構成は、図 4,図 28又は図 32が適用される。そして、それらの構成における AGC (オートゲインコントロール）は、通常画像観察時には、図 4,図 28又は図 32における輝度信号処理部 434及び色信号処理部 435それぞれの信号増幅部である AGC回路（図示略）にて行われる。分光画像観察時での AGCは、図 4,図 28又は図 32におけるマトリックス演算部 436内の信号増幅部である AGC回路 (例えば図 8の増幅器 32a乃至 32cを可変増幅器としたもの）にて行われる。

[0130] 本実施例 6では、信号増幅部である AGC回路は、チョッパー 16、ランプ電流制御部 18、或いは、絞り制御部 24等の光量制御部と連動して動作するよう制御される。前記連動動作の制御は、例えば、光量制御部おいて出射光量が最大となった後にはじめて、信号増幅部である AGC回路が機能するよう動作させる。すなわち、光量制御部が最大光量の制御とされて (例えば調光羽が開ききつて）、光量が最大になつても画面が暗いときにはじめて AGCを機能させる制御を行う。これにより、光量制御の範囲を広くすることができる。 [0131] [実施例 7]

本発明の実施例 7の生体観測装置の構成は、図 4,図 28又は図 32が適用される。そして、それらの構成における AGC (オートゲインコントロール）は、通常画像観察時には、図 4,図 28又は図 32における輝度信号処理部 434及び色信号処理部 435それぞれの信号増幅部である AGC回路（図示略）にて行われる。分光画像観察時での AGCは、図 4,図 28又は図 32におけるマトリックス演算部 436内の信号増幅部である AGC回路 (例えば図 8の増幅器 32a乃至 32cを可変増幅器としたもの）にて行われる。

[0132] 通常画像と分光画像を同時に表示する場合 (RGBから分光画像は推定されるので同時表示も可能である）、 CCD飽和を考えて、光量は減光されている場合がある。例えば、通常画像は CCDの飽和を抑えるために光量を落としていることがある。この場合、通常画像は当然暗くなつている。一方、分光画像については、細部を観察できるように適切なダイナミックレンジ内で調整される。従って、通常画像と分光画像を同時に表示する場合には、そのままだと、通常画像が暗いままになるので、通常画像の明るさを同時表示用に調整して上げて出力する。画像出力の増幅は、信号増幅部である AGC回路で電気的にゲインを上げることによって行う。これにより、同時表示の際の画質を改善することができる。

[0133] 次に、実施例 8乃至実施例 11を参照して画質改善について説明する。

[実施例 8]

本発明の実施例 8の生体観測装置の構成は、図 35が適用される。本実施例 8は、広帯域輝度信号を分光画像の輝度成分に重み付け加算し、明るさと SZN比の向上を図るものである。

[0134] 図 35において、電子内視鏡装置 100は、内視鏡 101と、内視鏡装置本体 105と、表示モニタ 106とを有している。内視鏡装置本体 105は、主に光源部 41と、制御部 4 2と、本体処理装置 43から構成されている。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、通常画像を得るための信号回路系と、分光画像を得るための信号回路系を有する。

[0135] 通常画像を得るための信号回路系は、 CCD21で得られた信号のサンプリング等を行!ヽ RGB信号を生成する SZH回路 433a乃至 433cと、 SZH回路 433a乃至 433c の出力に接続され、色信号の生成を行う色信号処理部 435とを有する。

[0136] 一方、分光画像を得るための信号回路系として、 SZH回路 433a乃至 433cの出力にマトリックス演算部 436が設けられ、 RGB信号に対して所定のマトリックス演算が行われる。

[0137] 色信号処理部 435の出力とマトリックス演算部 436の出力とは、切換部 450を介してホワイトバランス処理 (以下 WB)回路 451、 γ補正回路 452、及び色変換回路 (1)4 53に供給し、 Υ信号、 R— Υ信号、 Β— Υ信号を生成し、さらに後述の強調された輝度信号 YEH、 R— Υ信号、 Β— Υ信号を生成して、色変換回路 (2)455に供給し、 R, G, Β出力としてを表示モニタ 106に送られる。

[0138] ところで、光学フィルタを具備せずに分光画像観察 (ΝΒΙ観察)を実施する際には、本体処理装置 (プロセッサ) 43内部の処理系にて、通常観察画像とは別に、個別に分光画像を生成するマトリックス演算部 436を要する。し力しながら、このような構成にて通常観察画像と分光画像を個別に生成する構成だと、ホワイトバランス処理 (W Β)や γ補正、強調回路なども個別に 2系統に持つ必要があり、回路規模が増大してしまう。

[0139] 又、明るさを向上させる為に電気的なゲインアップを実施すると、分光画像における SZN比が劣化してしまう為、複数枚の画像を撮像して積算して信号成分を大きくし S ΖΝ比を向上させる方法 (例えば日本国特開 2003— 93336号公報における積算部 438a〜438cがこれに相当している）が提案されている力複数枚の画像を取得する為には、高い周波数で CCDを駆動する必要が有り、技術的に困難であった。

[0140] そこで、上記問題を解決するために、本発明の実施例 8では、図 35に示すように以下の構成を追加している。

すなわち、

(1)通常観察画像と分光画像を生成する際に、以下の回路 a)〜c)は共通に使用する構成とする。 a) WB回路 451、 b) γ補正回路 452、 c)強調回路 454。

なお、回路の共通化については、実施例 13〜15で別途説明している。

(2)明るさと SZN比を向上させるために、広帯域輝度信号生成部 444を設けて、 C CDの出力信号力 SZN比の劣化して、な、広帯域輝度信号 (YH)を生成し、分光画像の輝度成分 Yとの重み付け加算を実施する。

[0141] つまり、上記広帯域輝度信号 (YH)と、色変換部 (1)453にて生成された分光画像（ Fl, F2, F3)における輝度信号 (Y)について、それぞれ重み付け回路 (445, 446) にて重み付けを実施して、加算部 447にて加算を実施し、加算後の輝度信号について、強調回路 454により輪郭補正を実施する。即ち、広帯域輝度信号生成部 444と、重み付け回路 445, 446と、加算部 447とは、画質調整部を構成している。輪郭補正された輝度信号 YEHは色変換部 (2)455に供給され、その後、色変換部 (2)455により、再度 RGBに変換されて、表示モニタ 106に出力される。

[0142] 上記重み付け回路 (445, 446)における重み付け係数は、観察モードや接続される CCDの画素数に応じて切り替えることが可能であり、分光画像のコントラスト劣化が問題の無い範囲で任意に設定することが可能、例えば、重み付け回路 445の重み係数を α、重み付け回路 446の重み係数を |8とすると、以下の方法が考えられる。

[0143] Α)通常観察画像の表示時： α =0、 |8 = 1

B) CCDタイプ Α接続時における分光画像の表示時： α =0. 5、 β =0. 5

C) CCDタイプ Β接続時における分光画像の表示時： α = 1、 |8 =0

本実施例 8の構成による効果は、複数枚の画像を取得することなぐ明るさと SZN 比を向上することが可能となること、又、重み付けの係数は、接続 CCDの種類により最適化が可能であるため、各 CCDの画素数や分光特性に応じて、コントラスト劣ィ匕の影響が無、範囲で最適化が可能であること、である。

[0144] [実施例 9]

本発明の実施例 9の生体観測装置の構成は、図 36又は図 37が適用される。本実施例 9は、 SZN比の改善を図るものである。

この SZN比比改善の方法とは、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、 10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、 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、信号成分を大きくして SZN比を向上させることができる。

[0145] 前述したように、光学フィルタを具備せずに NBI観察を実施する際には、明るさと S ZN比を改善する為に、 1フィールド期間内に複数回の撮像を行うことにより複数枚（ n)の画像を撮像する構成となっており、後段処理系にて前記複数枚の画像を加算することにより、信号成分を大きくして SZN比を向上させることができる。

[0146] し力しながら、上記構成に示す様に 1フィールド期間内に複数回の撮像を実施する為には、以下の問題が有る。

(1) CCDの画素数が多くなればなるほど駆動周波数が高くなるため、本体処理装置 (プロセッサ）に駆動回路を持っている構成では、 CCDまでの接続ケーブルを高いドライブ能力を持つ回路にて駆動する必要があり、技術的な難易度が高い。

(2)駆動周波数が高くなるほど、不要な放射電磁界成分も高周波となり、 EMC (電磁波ノイズ)対策も困難となる。

[0147] 上記問題を解決するために、本発明の実施例 9では、以下の構成を追加する。

[0148] すなわち、例えば図 4の構成に対して、図 36に示すように、 CCDドライブ回路 431 を本体処理装置 (プロセッサ) 43から内視鏡 101側に移設して、 CCDドライブ回路 4

31— CCD21間の接続ケーブルを極力短くする構成とする。

これにより、ケーブル長が短くなるので、駆動波形の歪みが小さくできる。不要な E

MC放射が少なくなる。また、 CCDドライブ回路 431が内視鏡 101側にあるので、駆動回路に要求されるドライブ能力が低く設定できる。つまり、ドライブ能力が低くてもよぐコスト的にも有利である。

[0149] また、例えば図 4の構成に対して、図 37に示すように、 CCDドライブ回路 431は本体処理装置 (プロセッサ) 43に内蔵させる力本体処理装置 43からは正弦波に近い波形にて駆動パルスを出力し、内視鏡 101先端の CCD近傍に設けた波形整形回路

450にて波形の整形を行い、 CCD21を駆動する構成とする。

これにより、本体処理装置 43からの CCD駆動パルスが正弦波に近い波形で出力可能な為、 EMC特性がよい。つまり、不要輻射電磁界を抑えることができる。 [0150] [実施例 10]

本発明の実施例 10の生体観測装置の構成は、図 4,図 28又は図 32が適用される。そして、それらの構成において、ノイズ抑制回路は、分光画像観察時に必要なマトリックス演算部 436内若しくはマトリックス演算部 436の前段の入力部に設けられる。分光画像観察時では、波長の帯域制限を行うため、通常画像観察時と比べて照明光量が小さい状態になることがある。その場合には、照明光量が小さいことによる明るさの不足分を撮像された画像を増幅することで電気的に補正できるが、単に AGC回路による増幅率アップ等では暗い画像部分でのノイズが目立つ画像になってしまう。そこで、ノイズ抑制回路を通すことにより、暗部領域におけるノイズを抑制しつつ、明部領域のコントラスト低下を低減する。ノイズ抑制回路については、日本国特願 200 5— 82544号の図 5に記載されている。

[0151] 図 38に示すノイズ抑制回路 36は、面順次の R, G, Bの画像データを扱う図 32に示すような生体観測装置に適用される回路であって、ノイズ抑制回路には、面順次の R, G, Bの画像データが入力される。

図 38において、ノイズ抑制回路 36は、撮像手段である CCDにより撮像された画像データに対して、複数の空間フィルタによるフィルタ処理を行うフィルタ処理部 81と、前記画像データの局所領域における明るさを算出する明るさ算出手段としての平均画素値算出部 82と、前記フィルタ処理部 81の出力に対して、前記フィルタ処理部 81 の出力及び Z又は前記平均画素値算出部 82の出力に応じた重み付けを行う重み付け部 83と、前記重み付け部 83の出力に対して、ノイズ抑制処理を施した画像データを生成するための逆フィルタ処理を行う逆フィルタ処理部 85と、を備えて構成されている。

[0152] フィルタ処理部 81における p個のフィルタ係数は、 R, G, Bの入力画像データ毎に切り替えられるもので、フィルタ係数格納部 84から読み出されて各フィルタ Al〜Ap に設定される。

平均画素値算出部 82は、フィルタ処理部 81で空間フィルタ処理に用いるのと同じ入力画像データの n X n画素の小領域 (局所領域)の画素値に対して平均値 Pavを算出する。その平均値 Pav及びフィルタ処理部 81でのフィルタ処理結果の値に応じてルックアップテーブル (LUT) 86から重み付け係数 Wを読み出して重み付け部 83 の重み付け回路 Wl、 W2、 · ··、 Wpに設定する。

[0153] 図 38の回路により、画像データの局所領域の明るさに応じて空間フィルタによるノィズ抑制処理の重み付けを変えることにより、画像データのコントラストの低下を回避しながらノイズを抑制する。

[0154] [実施例 11]

本発明の実施例 11の生体観測装置は、図 4,図 28又は図 32が適用される。そして、それらの構成においては、マトリックス演算部 436内に図示しないが空間周波数のフィルタ (LPF)を配設しているが、この空間周波数特性を、分光画像表示するときに少し変更する制御を行う、例えば帯域を広げるように制御を行う。

[0155] 制御部 42は、本体処理装置 (プロセッサ) 43内のマトリックス演算部 436に設けた空間周波数のフィルタ特性 (LPF特性)の設定を変更する、具体的には、制御部 42 は、分光画像観察時に LPFの帯域特性を広帯域ィ匕するように変更する制御を行う。このような制御動作については、日本国特願 2004— 250978号の図 4に記載されている。

[0156] ここで、生体観測装置が、現在、通常画像観察モードにあるとする。

この状態において、術者は、内視鏡 101の挿入部 102を患者の体腔内に挿入すること〖こより、内視鏡検査を行うことができる。体腔内における患部等の検査対象組織の表面の血管の走行状態等をより詳しく観察しようと思う場合には、術者は、図示しな V、モード切替スィッチを操作する。

モード切替スィッチが操作されると、制御部 42は、光源部 41及び本体処理装置 43 の動作モードを分光画像観察モードの設定状態に変更する。

具体的には、制御部 42は、光源部 41に対しては、光量を増加させるように光量制御を行い、本体処理装置 43に対しては、マトリックス演算部 436内の空間周波数の L PFの帯域特性を広帯域ィ匕するように変更し、また切換部 439を制御してマトリックス演算部 436を含む分光画像処理系に切り換える等の変更設定を行う。

[0157] このような変更設定を行うことにより、分光画像観察モードにおいて、生体組織の表層付近における毛細血管の走行状態を識別し易い状態で表示することができる。また、 LPFの信号通過の帯域特性を広帯域ィ匕しているので、毛細血管の走行状態や、特定色 Gの照明光のもとで撮像した Gの色信号により得られるのと等価な、表層付近に近い血管走行状態などの分解能 (解像度)を向上することができ、診断がし易 V、画質の良、画像が得られる。

[0158] このように動作する本実施例によれば、通常画像観察モードにおいて、既存の同時式によるカラー撮像機能を保持し、かつ分光画像観察モードにおいても本体処理装置 43内の各部の係数等の設定を変更する等の処理特性を変更することにより、分光画像観察モードによる観察機能を十分に確保することができる。

[実施例 12]

本発明の実施例 12の生体観測装置の構成は、図 4,図 28又は図 32が適用される。そして、それらの構成においては、分光画像観察時であることを示す NBI表示を行

(1) 表示モニタ 106に表示する場合

表示モニタ 106上に、通常画像観察時は表示無し、分光画像観察時は NBIの文字を表示する。或いは、文字表示に代えて、モニタの例えば四隅のいずれかに〇等の印を表示してもよい。

[0159] (2) 内視鏡装置本体 105のフロントパネルに表示する場合…図 39、図 40、図 41 参照

操作パネル上に、単に LEDを設け、通常画像観察時は消灯、分光画像観察時は点灯する。具体的には、図 39に示すように、 NBIの文字の近傍に LED点灯部 91を設け、通常画像観察時は消灯、分光画像観察時は点灯する。

[0160] 図 40に示すように、 NBI文字自体 92が点灯、あるいは、 NBI文字以外の文字周辺部 93が点灯するように LEDを設け、通常画像観察時は消灯、分光画像観察時は点灯する。

図 41に示すように、 NBI文字自体 94が点灯、あるいは、 NBI文字以外の文字周辺部 95が点灯するように LEDを設け、通常画像観察時は緑色消灯、分光画像観察時は白色点灯等、色分け点灯する。

[0161] (3) 集中コントローラの画面上に表示する場合生体観測装置を複数の装置力なるシステムで組み、それらを集中コントロールするコントローラー画面上に、図 39、図 40、図 41と同様に表示する。或いは、分光画像観察モードの切替スィッチ (即ち NBIスィッチ）自体が、通常画像観察時は黒文字、分光画像観察時は反転文字で表示する。

(4) 上記以外の表示場所としては、キーボード、フットスィッチがある。

[0162] [実施例 13]

図 42は本発明の実施例 13に係る生体観測装置の構成を示すブロック図である。なお、図 42は、同時式の電子内視鏡装置 100のブロック図である。

図 42に示すように、内視鏡装置本体 105は、主に光源部 41と、制御部 42と、本体処理装置 43から構成されている。実施例 1の図 4と同様な部分については説明を省略し、図 4と異なる部分を中心に説明する。

図 42において、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、通常画像を得るための信号回路系として色信号処理系を有する。

[0163] 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、RGB信号を生成するサンプルホールド回路（SZH回路） 433a乃至 433cと、 SZH回路 433a乃至 433cの出力に接続され、色信号 R'， G' , B'の生成を行う色信号処理部 435とを有する。

色信号処理部 435から切換部 450を介して、共通化回路部 (451〜455)に色信号 R'， G' , B，が送られる。

[0164] これらの回路 451〜455の信号処理は、カラー画像信号である撮像信号とこの撮像信号から生成される分光信号とを表示モニタ 106に表示するための信号処理であつて、撮像信号と分光信号の両方の信号処理で共有が可能な処理である。

次に、生体観測装置の回路規模を抑えつつ、ホワイトバランス（以下、 WB)処理などの色調整処理、 γ調整などの階調変換処理、輪郭補正などの空間周波数強調処理等の必要な信号処理を行うための回路を共通化する共通化回路部 (451〜455) の構成について説明する。共通化回路部 (451〜455)は、 WB処理、 γ処理、強調処理を通常観察画像と分光観察画像で共用可能な構成としたものである。

[0165] 本実施例 13では、図 42に示すように、通常観察画像と分光観察画像を生成する際に、以下の回路 a)〜c)は共通に使用する構成とする。 a) WB回路 451、 b) γ補正回路 452、 c)強調回路 454を共有ィ匕する。

色調整部 440の出力とマトリックス演算部 436の出力とは、切換部 450を介して WB 回路 451、 γ補正回路 452、及び色変換回路 (1)453に供給されて、 Υ信号、 R— Υ 信号、 Β— Υ信号が生成され、さらに後述の強調された輝度信号 YEH、 R— Υ信号、 Β—Υ信号が生成されて、色変換回路 (2)455に供給され、 R, G, Β出力としてを表示モニタ 106に送られる。

[0166] なお、擬似バンドパスフィルタ F1乃至 F3の一例として、マトリックス演算部 436からの分光画像 (Fl, F2, F3)は、以下の手順で生成する。

F1 : 520乃至 560nmの波長領域の画像 (G帯域に相当）

F2： 400乃至 440nmの波長領域の画像（B帯域に相当 )

F3： 400乃至 440nmの波長領域の画像（B帯域に相当 )

上記分光画像 (F1〜F3)を積算処理及び色調整処理した画像、並びに通常観察画像 (R'， G' , Β')は、切換部 450にて、フロントパネルやキーボードに設けられた図示しないモード切換えスィッチにより選択される。

[0167] 上記切換部 450からの出力は、 WB回路 451及び γ補正回路 452の処理が施された後に、色変換部 (1)453にて輝度信号 (Υ)と色差信号 (R— ΥΖΒ— Υ)に変換される。

上記変換後の輝度信号 Υについて、強調回路 454により輪郭補正が実施される。

[0168] その後、色変換部 (2)455により、再度 RGBに変換されて、表示モニタ 106に出力される。

[0169] 本実施例 13の構成による効果は、通常観察画像と分光観察画像について、 WBZ

γ Ζ強調処理を共通にし使用することが可能となること、又、マトリックス演算部 436 からの分光画像 (Fl, F2, F3)を G— B— Bとして出力する為、色変換部 (1)453にて変換された分光画像の輝度信号には、 Βの成分が多く含まれることになる為、 Β分光画像により得られる表層の血管画像について重点的に強調処理を施すことが可能となること、である。

[0170] なお、図 42の実施例 13では、主に WB、 y補正、強調処理を通常観察画像系と分光観察画像系で共有ィ匕する構成を示しているが、本発明はこれに限定されることなく、 WB、階調変換、空間周波数強調処理のうち少なくとも 1つが共有化された構成であってもよい。

本実施例によると、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。

[0171] [実施例 14]

図 43は本発明の実施例 14に係る生体観測装置の構成を示すブロック図である。実施例 14は、実施例 13とほとんど同様であるので、実施例 13と異なる点のみ説明し、同一の構成要素には同一符号を付して説明は省略する。

本実施例は、主として実施例 13とは、照明光量の制御を行う光源部 41が異なるものである。本実施例では、光源部 41から照射される光量の制御をチョッパーではなく、ランプ 15の電流制御により行う。具体的には、図 43に示されたランプ 15に光量制御部としての電流制御部 18が設けられている。

[0172] 本実施例の動作としては、制御部 42により、 RGBのいずれのカラー画像信号も飽和状態とならないように、ランプ 15に流れる電流の制御を行う。これにより、ランプ 15 は発光のために使用される電流が制御されるため、その光量は、その電流の大きさに応じて変化する。

なお、その他の動作に関しては、実施例 1と同様であるため、ここでは省略する。

[0173] 本実施例によると、実施例 13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、実施例 13のようにチョッパーを用いた光量制御方法に比して、制御方法が簡単であると、う利点がある。

[0174] [実施例 15]

図 44は本発明の実施例 15に係る生体観測装置の構成を示すブロック図である。図 44の実施例における CCDの電荷蓄積時間を示す図は、図 33と同様である。実施例 15は、実施例 13とほとんど同様であるので、実施例 13と異なる点のみ説明し、同一の構成要素には同一符号をつけ説明は省略する。 [0175] 本実施例は、主として実施例 13とは光源部 41および CCD21が異なるものである。実施例 1では、 CCD21に図 6で示したカラーフィルタが設けられ、このカラーフィルタによってカラー信号を生成する!、わゆる同時式であつたのに対し、本実施例 15では、照明光を 1フレームの期間に RGBの順に照明してカラー信号を生成するいわゆる面順次式を用いる。

[0176] 図 44に示すように、本実施例における光源部 41は、ランプ 15の前面に調光を行う絞り 25が設けられ、絞り 25のさらに前面には、 R, G, Bの面順次光を出射するために 1フレームで例えば 1回転する RGB回転フィルタ 23が設けられている。また、絞り 2 5は、光量制御部としての絞り制御部 24に接続されており、絞り制御部 24からの制御信号に応じて、ランプ 15から照射された光束のうち透過させる光束を制限し、光量を変化させることで、調光可能としている。また、 RGB回転フィルタ 23は、 RGB回転フィルタ制御部 26に接続され、所定の回転速度で回転する。

[0177] 本実施例における光源部の動作としては、ランプ 15から出力された光束力絞り 25 で所定の光量に制限され、絞り 25を透過した光束は、 RGB回転フィルタ 23を介することによって、所定の時間毎に R'G'Bそれぞれの照明光として、光源部から出力される。また、それぞれの照明光は、被検体内で反射し、 CCD21で受光される。 CCD 21で得られた信号は、照射される時間に応じて、内視鏡装置本体 105に設けられた切換部（図示しない)で振り分けられ、 SZH回路 433a乃至 433cにそれぞれ入力される。つまり、光源部 41から Rのフィルタを介した照明光が照射された場合には、 CC D21で得られた信号は、 SZH回路 433aに入力されることになる。なお、その他の動作については実施例 1と同様であるため、ここでは省略する。

[0178] 本実施例 15によると、実施例 13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 15では、実施例 13と異なり、いわゆる面順次方式〖こよるメリットを享受することができる。なお、このメリットとは、例えば図 34で述べた例のようなものが挙げられる。

[0179] また、上述の実施例 13では、 RGBカラー信号の飽和を避けるために、照明光量（光源部からの光量)を制御 '調節している。これに対し、本実施例 15では、 CCD21 の電子シャッターを調整する方法を採用している。 CCD21では、一定時間内に入射した光強度に比例した電荷が蓄積し、その電荷量を信号としている。この蓄積時間に相当するの力電子シャッターと呼ばれるものである。この電子シャッターを CCDドライブ回路 431にて調節することで、電荷の蓄積量即ち信号量を調整することができる。図 33に示すように、電荷蓄積時間を 1フレーム毎に順次変化させた状態での RGB カラー画像を得ることで、同様の分光画像を得ることができる。即ち、前述のそれぞれの実施例において、絞り 25による照明光量の制御は通常画像を得るために用い、分光画像を得る際には、電子シャッターを変化させることにより、 R, G, Bカラー信号の飽和を避けることが可能である。

[0180] [実施例 16]

図 45及び図 46は本発明の実施例 16の生体観測装置に係り、図 45は色フィルタの配列を示す図、図 46は図 45に色フィルタの分光感度特性を示す図である。

実施例 13の生体観測装置は、実施例 1とほとんど同様であるので、実施例 1と異なる点のみ説明し、同一の構成要素には同一符号をつけ説明は省略する。

本実施例は、主として実施例 1と CCD21に設けられたカラーフィルタが異なるものである。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、本実施例では、補色型のカラーフィルタを用いる。

[0181] この補色型フィルタの配列は図 45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 (27)式より（33)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 27] a, a. "₃、

G Mg Cy Ye = fF, F， F， ■(27)

d、 dつ d 3/

[数 28]

£i₃、

C F = F, F F, "(28)

(数 29)

kG=(_f SU) XHU) XGU)c )^_1

kYe=(J S(l) ΧΗ(λ) XYe(l)dl)" (29)

[数 30]

0 0

0 0 0

(30)

0 0 C 0

、0 0 0

[数 31]

[数 32]

[数 33]

(I 0 0 0 -0.678 4.385、 0 0.814 0 0 -0.040 -3.590 2.085

A^f = KA =

0 0 0.730 0 -0.011 - 2.504 -1.802

0 0 0.598 3.233 -3.310ノ - 0.413 -0.678 4.385ヽ

-0.033 -2.922 1.697

-0.008 -1.828 -1.315

0.109 1.933 -1.979

(33)

[0182] また、図 46に、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（27)式乃至（33)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。

[0183] なお、補色型フィルタを用いる場合には、図 4,図 42で示される SZH回路は、それぞれ R' G · Bではなく、 G · Mg · Cy · Yeにつ!/、て行われることは言うまでもな！/、。

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。

[0184] 以上、本発明における各実施例について説明を行ったが、本発明は、上記実施例を種々組みあせて用いても良ぐまた趣旨を一脱しな、範囲での変形も考えられる。例えば、既に述べた全ての実施例に対して、臨床中その他のタイミングにて操作者自ら新規の擬似バンドパスフィルタを作成し、臨床に適用することもできる。即ち、実施例 1で示すと図 4,図 42中の制御部 42に、マトリックス係数を演算 ·算出することのできる設計部（図示しなヽ)を設ける。

[0185] これにより、図 3に示す内視鏡装置本体 105に設けられたキーボードを介して条件を入力することで、操作者が知りたい分光画像を得るのに適した擬似バンドパスフィルタを新規に設計するとともに、算出されたマトリックス係数（（19)式及び (31)式のマトリックス「A」の各要素に相当）に補正係数（（20)式及び（32)式のマトリックス「K」の各要素に相当）を施した最終マトリックス係数（（21)式及び（33)式のマトリックス「 Α'」の各要素に相当）を図 4,図 42中のマトリックス演算部 436に設定することで、即時臨床に適用することができる。

[0186] 図 47に、適用までの流れを示す。この流れについて詳しく説明すると、まず、操作者は、目標となるバンドパスフィルタの情報 (例えば波長帯域等)をキーボード等を介して入力する。これにより、すでに所定の記憶装置等に記憶されている光源'カラーフィルタの特性等と共に、マトリックス「Α，」が算出され、図 46に示されるように、目標とするバンドパスフィルタの特性と共に、そのマトリックス「Α'」による演算結果 (擬似バンドパスフィルタ）力スペクトル図としてモニタ上に表示される。

[0187] 操作者はこの演算結果を確認した後、新たに作成されたマトリックス「Α，」を使用する場合には、その設定を行い、このマトリックス「Α'」を用いて実際の内視鏡画像が生成される。また、これと共に新たに作成されたマトリックス「Α'」は、所定の記憶装置に記憶され、操作者の所定の操作に応じて、再度使用することができる。

これにより、操作者は既存のマトリックス「Α'」にとらわれず、自らの経験等により新たなバンドパスフィルタを生成することができ、特に研究用として使用される場合に、効果が高いものである。

[0188] 本発明は、上述した実施例に限定されるものではなぐ本発明の要旨を変えない範囲において、種々の変更、改変等が可能である。

産業上の利用可能性

[0189] 本発明の生体観測装置は、生体情報を取得し生体組織を詳細に観察するための電子内視鏡装置に適用して特に有用である。

本出願は、 2005年 5月 13日に日本国に出願された特願 2005— 141534号、 200 5年 5月 26日に日本国に出願された特願 2005— 154372号を優先権主張の基礎として出願するものであり、上記の開示内容は、本願明細書、請求の範囲に引用されるちのとする。

Claims

請求の範囲

[1] 被検体である生体に光を照射する照明部と、

前記信号処理制御部が、

を含むことを特徴とする生体観測装置。

[2] 前記信号処理制御部が前記照明部から照射される光量を制御する光量制御部を有することを特徴とする請求項 1に記載の生体観測装置。

[3] 前記光量制御部は、前記撮像信号を表示する場合に比べて、前記撮像信号をさらに前記分光信号へ変換して表示する場合の方が前記光量を少なくすることを特徴とする請求項 2に記載の生体観測装置。

[4] 前記光量制御部は、前記照明光を所定の時間間隔で遮断するチョッパーを有することを特徴とする請求項 2に記載の生体観測装置。

[5] 前記光量制御部は、前記照明部の光源点灯電流、または電圧を制御することを特徴とする請求項 2に記載の生体観測装置。

[6] 前記撮像部は、固体撮像素子を備えたことを特徴とする請求項 1に記載の生体観測装置。

[7] 前記固体撮像素子による電荷蓄積時間を決定する電子シャッターを制御する電子シャッター制御部を有することを特徴とする請求項 6に記載の生体観測装置。

[8] 前記電子シャッター制御部は、前記照明部力順次に異なった色光が照射される場合に、各色光に対応した複数の撮像信号毎に前記電荷蓄積時間を独立に制御可能であることを特徴とする請求項 7に記載の生体観測装置。

前記信号処理制御部は、前記照明部から照射される光量と前記固体撮像素子における電荷蓄積時間を同時に制御することを特徴とする請求項 7に記載の生体観測装置。

前記光量制御部は、前記照明光の光軸の一部、あるいは全てを遮光する可動性の遮光部材を備えたことを特徴とする請求項 2に記載の生体観測装置。

前記光量制御部は、前記照明光の光軸上に挿入され光量を減光する減光部材を備えたことを特徴とする請求項 2に記載の生体観測装置。

前記信号処理制御部は、前記撮像信号及び Zまたは分光信号の信号レベルを増幅させる信号増幅部を備えたことを特徴とする請求項 1に記載の生体観測装置。前記信号増幅部は、前記撮像信号と分光信号とでその増幅制御を変化させることを特徴とする請求項 12に記載の生体観測装置。

前記増幅制御が、増幅機能の動作 Z非動作であることを特徴とする請求項 13に記載の生体観測装置。

前記増幅制御が、増幅機能の増幅レベルであることを特徴とする請求項 13に記載の生体観測装置。

前記増幅制御が、前記光量制御部による光量制御ができなくなった場合に増幅機能が増幅動作を開始するときの追従速度であることを特徴とする請求項 13に記載の生体観測装置。

前記信号増幅部は、請求項 2記載の前記光量制御部による光量制御と連動して動作するよう制御されることを特徴とする請求項 12に記載の生体観測装置。

前記連動動作の制御は、前記光量制御部による光量制御が最大となった後に、前記信号増幅部が増幅機能を動作させることを特徴とする請求項 17に記載の生体観測装置。

前記信号処理制御部が、明るさ及び Zまたは SZN比を改善する画質調整部を備えたことを特徴とする請求項 1に記載の生体観測装置。

前記画質調整部が、撮像信号の輝度信号及び Zまたは分光信号の輝度信号の重み付け加算を行うことを特徴とする請求項 19に記載の生体観測装置。 [21] 前記画質調整部が、撮像信号及び Zまたは分光信号の局所領域の明るさに応じて空間フィルタによるノイズ抑制処理の重み付けを変えることにより、前記撮像信号及び Zまたは分光信号のコントラスト及びノイズ抑制の制御を行うことを特徴とす請求項 19に記載の生体観測装置。

[22] 前記画質調整部が、撮像信号または該撮像信号力も所定の変換によって生成された信号に対して空間周波数特性を変更する制御を行うことを特徴とする請求項 19〖こ記載の生体観測装置。

[23] 被検体である生体に光を照射する照明部と、

前記信号処理制御部が、

前記分光信号を前記表示装置へ出力する際に分光信号を形成する複数の帯域ごとに異なった色調を割り付ける色調整部とを有し、

前記分光信号生成部と前記色調整部を少なくとも除いたその他の信号処理部が、前記撮像信号と前記分光信号の各々の信号処理にお!、て共有されたことを特徴とする生体観測装置。

[24] 前記その他の信号処理部は、ホワイトバランス、階調変換、空間周波数強調処理のうち少なくとも 1つを含むことを特徴とする請求項 23に記載の生体観測装置。