WO2006120798A1

WO2006120798A1 - 生体観測装置

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Publication number: WO2006120798A1
Application number: PCT/JP2006/305023
Authority: WO
Inventors: Kazuhiro Gono; Shoichi Amano; Tomoya Takahashi; Mutsumi Ohshima
Original assignee: Olympus Medical Systems Corp.
Priority date: 2005-05-12
Filing date: 2006-03-14
Publication date: 2006-11-16
Also published as: BRPI0609099A2; US20090023991A1; KR20080002948A; US8301229B2; EP1880657A1; RU2381737C2; KR100953788B1; CA2607623A1; EP1880657B1; RU2007146171A; CA2607623C; AU2006245251A1; EP1880657A4; AU2006245251B2

Abstract

　生体観測装置は、白色光の照明光により照明された被検体を、複数の広帯域の波長透過特性の色フィルタを用いた第１の撮像信号、若しくは可視領域をカバーする面順次照明光の照明下で撮像された第２の撮像信号に対する信号処理を行い、カラー画像信号を生成するカラー画像信号生成部を有する。この生体観測装置は、第１若しくは第２の撮像信号に基づき、カラー画像信号に対する信号処理により、狭帯域の画像信号に対応する分光画像信号を生成する分光画像信号生成部を有する。この生体観測装置は、分光画像信号を表示させる際の表示色の変換を行う表示色変換部等における特性変更設定部、表示される画像を含む情報の切替及び／又は確認の指示操作を行うためのインターフェース部等の１つを具備する。

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に対応する分光画像信号を生成し、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つている。

[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。

[0005] 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。

[0006] 上記日本国特開 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 (或いは生体信号ともいう）から (擬似的狭帯域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画像信号を生成する処理を行う。

[0007] し力ながら、この日本国特開 2003— 93336号公報に記載の装置では、観察しようとする生体組織が異なると、その分光反射特性が異なり、生成される分光画像信号が変動してしまう等、生成される分光画像信号の精度が低下する等の欠点がある。例えば食道粘膜の場合とか胃或いは大腸の粘膜を観察対象とする場合とでは、両者の粘膜組織の種類が異なる (例えば食道粘膜は重層扁平上皮、胃は単層円柱上皮）ため、分光反射特性が異なり、生成される分光画像信号が変動する等の欠点がある。

[0008] また、上記日本国特開 2003— 93336号公報に記載の装置では、分光画像信号を表示手段又は表示出力装置に表示出力する際の色調を変更できない欠点があるこのように、日本国特開 2003— 93336号公報に記載の装置は、カラー画像信号力分光画像信号を電気的に生成する利点を有するが、さらに分光画像信号をユーザが望む色調や、適切な色調に変換して表示したり、カラー画像信号 (通常画像信号）と分光画像信号とを切替えて表示する等、より操作性を向上できるインターフエ一ス手段等が装備されることが望まれる。

[0009] また、日本国特開 2003— 93336号公報に記載の装置は、得られた分光画像を単にモニタに出力している。このため、日本国特開 2003— 93336号公報に記載の装置では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があるば力、りでなぐ血液中のヘモグロビン濃度等の生体が有する生体機能情報との関連を把握することが困難となる。

[0010] 本発明は上述した点に鑑みてなされたもので、カラー画像信号から分光画像信号を電気的に生成する機能を備え、さらに生体の組織等が異なる場合にも適切に対応できる分光画像信号を生成できるようにしたり、分光画像の観察等に関する操作性を向上できる生体観測装置を提供することを目的とする。

[0011] また、本発明は、信号処理により得られる分光画像信号に基づき、生体の血液に関連する生体機能情報を算出でき、診断能の向上に寄与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いる。

発明の開示

課題を解決するための手段

[0012] 本発明の第 1の形態に係る生体観測装置は、白色光の照明光により照明された被検体を、複数の広帯域の波長透過特性の色フィルタを備えた第 1の撮像装置により撮像した第 1の撮像信号、若しくは可視領域をカバーする互いに異なる複数の広帯域の波長領域の面順次照明光により照明された被検体を、第 2の撮像装置により撮像した第 2の撮像信号に対する信号処理を行い、表示装置にカラー画像として表示するためのカラー画像信号を生成するカラー画像信号生成部と、

前記第 1の撮像信号若しくは前記第 2の撮像信号に基づき、前記カラー画像信号の生成に用レ、られる色信号若しくは前記カラー画像信号に対する信号処理により、狭帯域の波長領域の照明光により照明された被検体を撮像した場合に得られる狭帯域の画像信号に対応する分光画像信号を生成する分光画像信号生成部と、前記分光画像信号に対して、表示装置に分光画像として表示させる際の表示色の変換を行う表示色変換部と、

前記分光画像信号生成部における前記分光画像信号の生成特性の変更設定をする特性設定部、前記色変換部の表示色を変更設定する表示色変更設定部、表示装置に表示される画像を含む情報の切替及び/又は確認の指示操作を行うためのインターフェース部とにおける前記特性設定部、前記表示色変更設定部、及び前記インターフェース部との少なくとも一つと、

を具備することを特徴とする。

[0013] 上記構成により、カラー画像信号から分光画像信号を電気的に生成する機能を備え、さらに、分光画像の表示色を変更したり、生成される分光画像信号の特性を生体組織等に応じた変更で対応したり、表示装置に表示される画像の確認等を行えるようにして操作性を向上できるようにしている。

[0014] 本発明の第 2の形態に係る生体観測装置は、白色光の照明光により照明された被検体を、複数の広帯域の波長透過特性の色フィルタを備えた第 1の撮像装置により撮像した第 1の撮像信号、若しくは可視領域をカバーする互いに異なる複数の広帯域の波長領域の面順次照明光により照明された被検体を、第 2の撮像装置により撮像した第 2の撮像信号に対する信号処理を行い、表示装置にカラーの通常画像として表示するための通常画像信号を生成する通常画像信号生成部と、

前記第 1の撮像信号若しくは前記第 2の撮像信号に基づき、前記カラー画像信号の生成に用レ、られる色信号若しくは前記カラー画像信号に対する信号処理により、狭帯域の波長領域の照明光により照明された被検体を撮像した場合に得られる狭帯域の画像信号に対応する分光画像信号を生成する分光画像信号生成部と、前記分光画像信号に基づき前記被検体を生体とした場合における生体の血液に関連する生体機能情報を算出する生体機能情報算出部と、

を有することを特徴とする。

[0015] 上記構成により、分光画像信号と共に、生体の血液に関連する生体機能情報を算出すること力 Sできるようにしてレ、る。

図面の簡単な説明

[0016] [図 1]図 1は、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]図 2は、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]図 3は、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 4]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]図 5は、図 4のチョッパーの外観を示す外観図。

[図 6]図 6は、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 7は、図 6の色フィルタの分光感度特性を示す図。

[図 8]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]図 9は、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]図 10は、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]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。

園 12]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。

園 13]図 13は、白色光の各バンドの分光特性を示す図。

[図 14]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。

園 15]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]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。

園 17]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]図 18は、図 17の各分光画像を示す第 1の図。

[図 19]図 19は、図 17の各分光画像を示す第 2の図。

[図 20]図 20は、図 17の各分光画像を示す第 3の図。

[図 21]図 21は、図 21は図 4の色調整部の構成を示すブロック図。

[図 22]図 22は、図 21の色調整部の作用を説明する図。

[図 23]図 23は、図 4の色調整部の変形例の構成を示すブロック図。

[図 24]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。

園 25]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。

園 26]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。

園 27]図 27は、分光画像観察モードに切り替えた場合、手動で係数切替を行う動作を示すフローチャート。

園 28]図 28は、係数切替を集中コントローラや音声入力で行えるようにした変形例の電子内視鏡装置の構成を示すブロック図。

園 29]図 29は、内視鏡等に IDメモリを設けた場合の電子内視鏡装置の構成を示すブロック図。

[図 30]図 30は、図 29の構成の場合における装置側の組み合わせにより係数切替を行う動作のフローチャート。

[図 31]図 31は、図 30における動作において、さらに観察モードの表示を行うようにした場合の動作の一部を示すフローチャート。

園 32]図 32は、通常画像と分光画像を表示した場合観察モードも明示的に表示した例を示す図。

園 33]図 33は、図 29の構成の場合に観察モードの切替に連動してパラメータも変更設定する動作のフローチャート。

[図 34]図 34は、図 33の変形例の一部の動作のフローチャート。

園 35]図 35は、本発明の実施例 2に係る電子内視鏡装置における色調整部周辺部の構成を示すブロック図。

園 36]図 36は、実施例 2の変形例における色調整部周辺部の構成を示すブロック図

[図 37]図 37は、本発明の実施例 3に係る電子内視鏡装置の構成

[図 38]図 38は、マトリックス演算部の構成を示すブロック図。

[図 39]図 39は、実施例 3における動作説明用のフローチャート。

[図 40]図 40は、実施例 3の変形例における動作の一部を示すフローチャート。

[図 41]図 41は、本発明の実施例 4に係る電子内視鏡装置の構成を示すブロック図。

[図 42]図 42は、図 41における色調判定部の構成例を示すブロック図。

[図 43]図 43は、実施例 4の変形例における動作の一部を示すフローチャート。

[図 44]図 44は、 CCDの電子シャッターによる電荷蓄積時間を示す説明図。

[図 45]図 45は、 CCDの電子シャッターによる電荷蓄積時間をより具体的に示す説明

[図 46]図 46は、本発明の実施例 5に係る電子内視鏡装置の構成を示すブロック図。

[図 47]図 47は、実施例 5における表示モニタでの通常画像や分光画像の表示例を示す図。

園 48]図 48は、変形例における表示モニタでの通常画像や分光画像の表示例を示す図。

[図 49]図 49は、本発明の実施例 6に係る色フィルタの配列を示す図

[図 50]図 50は、図 49の色フィルタの分光感度特性を示す図。

[図 51]図 51は、本発明の実施例 7に係る電子内視鏡装置の構成 [図 52]図 52は、図 51のマトリックス演算部の構成を示す構成図。

[図 53]図 53は、図 51の色調整部の構成を示すブロック図。

[図 54]図 54は、図 51の色調整部の変形例の構成を示すブロック図。

[図 55]図 55は、図 51の生体機能演算部の構成を示すブロック図。

[図 56]図 56は、モニタへの表示例を示す図。

[図 57]図 57は、本発明の実施例 8に係るマトリックス演算部の構成を示すブロック図。

[図 58]図 58は、本発明の実施例 9に係る電子内視鏡装置の構成を示すブロック図。

[図 59]図 59は、図 58の CCDの電荷蓄積時間を示す図。

[図 60]図 60は、本発明の実施例 10に係る CCDの電荷蓄積時間を示す図。

[図 61]図 61は、本発明の実施例 11に係る色フィルタの配列を示す図。

[図 62]図 62は、図 61の色フィルタの分光感度特性を示す図。

[図 63]図 63は、本発明に係る変形例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

[0017] 以下、図面を参照して本発明の実施例を説明する。

(実施例 1)

図 1から図 34を参照して本発明の実施例 1を説明する。

[0018] 本発明の実施例 1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照明光を照射し、その照射光に基づいて生体力反射される光を撮像部である固体撮像素子にて受光して光電変換された撮像信号力広帯域のカラー画像信号を生成すると共に、このカラー画像信号力光学的波長が狭帯域の画像信号に対応する分光画像信号を信号処理によって生成する。

[0019] 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。

[0020] 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を向上させる S/Nの改善方法にっレ、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。

[0021] (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、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。

[0022] 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。

[0023] 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。

[0024] 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。

[0025] 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「F」 ·「F」 ·「F」とする。得られた数値デ

1 2 3

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、

ほ女 1]

となるマトリックスの要素を求めればょレ、。

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」、主成分分析或いは直交展開（或いは直交変換)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、

¾2] a, a-, a-ヽ

C = fR G B)

^bl ^b2 ^b3 F = (F_t F₂ F₃

c, cつ c- 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係数マトリックス「A」を求めるに等しい。

ほ女 3]

ここで、分光特性を表すスぺクトノレ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 C」とすれば、 (3)式は

]

となる。「 CC」は η Χ ηの正方行列であるので、（4)式は係数マ W 二つレ、ての連立方程式と見ることができ、その解は、

ほ女 5]

で与えられる。

(5)式にて求められた係数マトリックス「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。

[0029] 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が力ラー画像信号から分光画像信号を生成する。

[0030] 上記のようにしてマトリックス演算部 436等による信号処理により、（RGBの広帯域バンドパスフィルタから）算出される狭帯域バンドパスフィルタ F1 'F2 'F3に該当するものが分光画像信号となるため、後述する実施例においては分光画像信号として F1

•F2-F3を用いる。

[0031] また、分光画像信号としての F1 'F2 'F3は、電気的な信号処理により生成される狭帯域バンドパスフィルタに相当するものであるため、その分光特性的な特徴を明示するために、擬似狭帯域バンドパルフィルタが用いられる場合もある。

[0032] (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。

[0033] 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。

[0034] 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レヽ（色が着レヽてレ、るので、 RGBの値は同じではなレ、）。

[0035] 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、 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。

[0036] ここで、カラー感度特性をそれぞれ R ( λ )、 G ( λ )、 Β ( λ )とし、照明光の分光特性の一例を S ( λ )、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、必ずしも検查を行う装置、被検体の特性でなくてもよぐ例えば予め取得しておいた一般的な特性としても良い。

[0037] これらの係数を用いると、補正係数 k -k -kは、

R G B

ほ女 6] k

k

(

k X (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。

ほ女 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。

[0039] ほ女 8]

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負になることも許容されること力 S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。

[0040] (SZNの改善方法）

次に、生成された分光画像信号の SZN及び精度を向上させる方法について説明する。この S/N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。

[0041] (i)前述のマトリックス算出方法における原信号 (R · G · B)のレ、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、観察対象とする部分の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）。

[0042] (ii)カラー画像信号力分光画像信号への変換の際に、広帯域のフィルタから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、 S/Nが良くない。

[0043] この SZN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。）。

[0044] 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。

[0045] 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を向上させる方法の説明である。

[0046] 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。

[0047] (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等は、画像上の位置 X, yの関数でもあるので、例えば Rを R (x, y)と表記すべきだが、ここでは省略する。

[0048] R, G, B力 Fl， F2, F3を計算する 3 X 3の行歹 lj「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 (マトリックス表記では F， F , F )の

1 2 3 計算は、以下の（9)式で可能となる。

ほ女 9コ

ここで、以下のデータの表記を定義する。

[0050] 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）、 rSj = (S(^l)_!S(^2),---,S( n))^t

CCDの分光感度特性: J (え）、 rjj =

色分解を行うフィルタの分光特性:原色の場合

R (え）、 rRj = (R(H),R(^2),---,R( n))^t

G (え）、「0」=(0(ぇ1) （；12) -,0(；111)

Β(λ)、「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。

ほ女 10]

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 _c

[0052] 女 11]

画像信号「P」は次式で計算される _c

[0053] 女 12]

P = CSJH ■(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

女 13]

Q = FSJH (13) 二で、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、（12)式、（13)式中の「H」は以下のように表記できる。

[0054] [数 14]

H « DW 〜（14) 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 (え）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。

[0055] (14)式を（12)式に代入すると、次式を得る。

[0056] [数 15]

P = CSJH = CSJDW = MW (15) ここで、 3 X

「M」tt、行列「CSJD」の計算結果を 1つにまとめた行列を示す

[0057] 同様に、（14)式を（13)式に代入して、次式を得る。

[0058] [数 16]

Q = FSJH = FSJDW = M W (16) 同じぐ「M'」は、行列「FSJD」の計算結果を 1つにまとめた行列を示す。

[0059] 結局、（15)式と（16)式から「W」を消去して、以下の式を得る。

[0060] [数 17]

Q = M M P '· ·(17)

「Μ— は行列「Μ」の逆行列を示す。結局、「Μ，Μ— は 3 X 3の行列となり、推定目標の行列「Α」となる。

[0061] 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、女 18] H = (h^h₂,h₃Y · ' · (18)

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。

[0062] 次に、本発明の生体観測装置に係る実施例 1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、後述する他の実施例でも同様の構成にしても良い。

[0063] 図 3に示すように、電子内視鏡装置 100は、電子内視鏡（内視鏡と略記） 101、内視鏡装置本体 105、表示装置としての表示モニタ 106を有している。また、内視鏡 10 1は、被検体の体内に挿入される挿入部 102、この挿入部 102の先端に設けられた先端部 103と、この挿入部 102の先端側とは反対側に設けられ、先端部 103側の湾曲動作等の操作又は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。

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

[0064] 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、主に照明光を発生する照明部としての光源部 41、この光源部 41及び以下の本体処理装置 43の制御を行う制御部 42、通常画像を生成する信号処理及び分光画像を生成する信号処理を行う本体処理装置 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、これらは、別のュニットとして、接続及び取り外し可能なように構成されていても良い。また、生体観測装置は、内視鏡 101、光源部 41及び本体処理装置 43により構成することができるが、これに限定されるものでない。例えば、生体観測装置は、光源部 41と本体処理装置 43により構成することができるし、或いは本体処理装置 43のみで構成することもできる。

光源部 41は、制御部 42および内視鏡 101に接続される。この光源部 41は、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。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チョッパー 16及びチョッパー 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。

[0065] 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 r0から半径 raの間では、最大の長さ = 2 7i r X Θ 0度/ 360度、幅 =rO—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 Ti ra X 2 θ 1度/ 360度、幅 =ra rb、半径1¾から半径1：(の間では、最大の長さ= 2 71 1：13 2 6 2度/360度、幅 =rb —rcという構成である（それぞれの半径は、 rO >ra>rb >rcとする）。

[0066] 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。

[0067] 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。

[0068] 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いる。

[0069] 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がかなり小さいので、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。

[0070] 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 S/N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信号のレ、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。

[0071] また、光源部 41にコネクタ 11を介して着脱自在に接続された内視鏡 101は、先端部 103に光学像を結ぶ対物レンズ 19及びその結像位置に配置され、光電変換する 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 CCDは単板式（同時式電子内視鏡用に用いられる CCD)であり、原色型の色透過フィルタ（色フィルタと略記）を有する。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レ、る。

[0072] 図 7に示すように RGBの色フィルタは、可視領域における R、 G、 Bの波長領域をそれぞれ広帯域で透過する分光特性を有する。

[0073] 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

[0074] 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。

[0075] 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を生成する輝度信号処理系と、広帯域の色信号を生成する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。

[0076] 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レ、、広帯域の色信号 (或いはカラー画像信号)としての 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 4 33cの出力端に接続され、色信号に対する処理を行う色信号処理部 435を有する。

[0077] また、本体処理装置 43には、輝度信号処理系と色信号処理系の出力から可視領域で撮像されたカラー画像として、 1つのカラー通常画像を生成する通常画像生成部 437が設けられている。そして、通常画像生成部 437から切換部 439を介して、表示モニタ 106にはカラー通常画像信号として Y信号、 R—Y信号、 B— Y信号が送られる。

一方、分光画像を得る分光画像生成手段としての信号回路系として、上記 RGB信号を生成する S/H回路 433a乃至 433cの出力信号から分光画像信号 Fl, F2, F3 を生成するマトリックス演算部 436を有する。このマトリックス演算部 436は、 RGB信号に対して所定のマトリックス演算を行う。

[0078] マトリックス演算とは、カラー画像信号同士を係数マトリックスに相当する演算係数を用いて加算処理等を行い、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。このマトリックス演算部 436は、 R 、 G、 Bのカラー画像信号から狭帯域の分光画像信号 Fl, F2， F3を生成する。

[0079] 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の回路図を示す。 RGB信号は、それぞれ抵抗群 31 - la, 31— 2a、 31— 3a乃至 31— lc、 31— 2c、 31— 3c及びマノレチプレクサ 33— la、 33 - 2a, 33— 3a乃至 33— lc、 33— 2c, 33— 3cを介して、増幅器 32a乃至 3 2cに入力される。 [0080] 抵抗群 31— la、 31— 2a、 · · ·、 31— 3cは、それぞれ抵抗値の異なる抵抗 rl、 r2、 •••、rnから構成（図 8では、一部にのみ符号 rl、r2、 · · ·、 rnを示している）される。そして、マルチプレクサ 33— la、 33— 2a、 · · ·、 33— 3cによりそれぞれ 1つの抵抗が選択される。

[0081] これらマルチプレクサ 33— la、 33 _ 2a、 ·■·、 33 _ 3cは、例えばフロントパネル等に設けられた係数設定切替手段を構成する操作パネル 441 (図 4参照）等におけるユーザによる切替操作或いは選択操作により、係数制御部 442を介して抵抗群 31 _ la、 31— 2a、 ·■·、 31 _ 3cにおける選択される抵抗が決定される。ユーザにより操作される操作パネル 441は、信号処理を行う本体処理装置 43における観察モードの切替 (選択）、観察モードの状態確認等をユーザが行うインターフェース手段の機能も持つ。

[0082] なお観察モード (観察画像モード）の選択は、表示モニタ 106に表示される画像の選択の機能と、少なくともその画像に対応する映像信号 (画像信号)が信号処理により生成されるように本体処理装置 43における信号処理系の機能を含む。

[0083] つまり、観察モードとして、カラー通常画像（単に通常画像ともいう）観察モードが選択された場合には、表示モニタ 106には通常画像が表示されるように切換部 439の切替が行われると共に、その通常画像に対応する通常画像信号が生成されるように通常画像処理系が動作状態となる。この場合の通常画像処理系は、図 4における輪郭補正部 432、輝度信号処理部 434、色信号処理部 435、通常画像生成部 437が該当する。

[0084] また、観察モードとして、分光画像観察モードが選択された場合には、表示モニタ 1 06には分光画像が表示されるように切換部 439の切替が行われると共に、その分光画像に対応する分光画像信号が生成されるように分光画像処理系が動作状態となる。この場合の分光画像処理系は、図 4における係数制御部 442、 LUT443、マトリツタス演算部 436、積算部 438a〜438c、色調整部 440が該当する。

[0085] なお、 CCDドライブ回路 431、 S/H回路 433a〜433cは両観察モードにおいて共通に動作状態が維持される。上記観察モードの選択に応じて、選択された観察モードに対応する信号処理系が動作状態となるように制御部 42が制御を行うようにしても良い。或いは、常時、両信号処理系とも動作状態に維持しても良い。

[0086] この場合には観察モードの選択の動作は、表示モニタ 106に表示される画像 (観察画像)の選択と同じ結果となる。但し、後述するように照明光量を目標値に光量制御を行う際のパラメータの値（或いは目標値）は、観察モードの選択 (切替）に連動して変更する方が良い場合がある。

[0087] また、ユーザは、内視鏡 101の操作部に設けられた内視鏡スィッチ 141により、選択操作することもできる。この内視鏡スィッチ 141も係数切替を行う係数設定切替手段や、観察モードの切替 (選択)などをユーザが行うインターフェース手段を形成している。

操作パネル 441等には、例えば観察しょうとする被検体の種類、観察部位、生体組織の組織型 (組織の形態的な種類)等に対応した複数の選択スィッチ（或いは切替ボタン） 441aが設けてある。そしてユーザが、選択スィッチ 441aを操作することにより選択スィッチ 44 laは、被検体の種類、観察部位、生体組織の組織型等に対応した指示信号を係数制御部 442に出力する。

図 4に示すようにこの係数制御部 442には、マトリックス演算部 436のマトリックス演算特性若しくはマトリックス演算結果を決定する演算係数 (単に係数と略記)を格納した演算係数格納手段としての LUT443が接続されている。そして、係数制御部 442 は、操作パネル 441の選択スィッチ 44 la等による指示信号に応じて、被検体の種類等に対応した係数を LUT443から読み出し、マトリックス演算部 436に送る。

[0088] つまり、 LUT443には、被検体の分光特性 (分光反射率特性）の種類、より具体的には被検体として生体の粘膜組織の分光反射率特性の種類に対応して複数の係数 443aが格納されている。つまり、この係数 443aは、生体の粘膜組織の種類等に対応した生体用係数である。

[0089] そしてマトリックス演算部 436は、 LUT443から読み出されて、送られた係数 443a でマトリックス演算を行う。このようにして、被検体の種類、生体組織の組織型等が異なる場合においても、実際に光学的狭帯域バンドパスフイタを用いて撮像 (取得)される光学的狭帯域の画像信号若しくは分光画像信号の場合に比較して、精度の低下を抑制して、（信号処理による擬似光学的な）分光画像信号を生成する演算を可能とする。

上述したように本実施例においては、マトリックス演算部 436は、係数制御部 442を介して複数の係数 443aを格納した LUT443と接続されている。そして、ユーザは、操作パネル 441等の操作により、係数制御部 442を介してマトリックス演算部 436のマトリックス演算に実際に使用される係数を変更設定 (切替設定)することができ、生成される分光画像信号 Fl， F2, F3の特性を変更設定することができるようにしている。つまり、係数制御部 442と LUT443は、分光画像信号生成手段により生成される分光画像信号の特性を変更設定する特性変更設定手段の機能を持つ。

[0090] 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に入力され、積算部 438a乃至 438cによりそれぞれ積分演算が行われて、分光画像信号∑F1乃至 ∑F3力生成される。分光画像信号∑F1乃至∑F3は、色調整部 440に入力され、色調整部 440は後述する構成で色調整の演算を行う。この色調整部 440は、分光画像信号∑ F1乃至∑ F3から色調調整された分光画像信号としての分光チャンネル画像信号 Rnbi、 Gnbi、 Bnbiをそれぞれ生成する。

[0091] そして、通常画像生成部 437からのカラー画像信号 (生体信号ともいう）、或いは色調整部 440によりからの分光チャンネル画像信号 Rnbi、 Gnbi、 Bnbiが、切換部 439 を介して、表示モニタ 106の Rチャンネル、 Gチャンネル、 Bチャンネル（Rch、 Gch、 Bchと略記する場合もある）にそれぞれ出力され、表示モニタ 106には R, G, Bの表示色で表示される。このため、色調整部 440は、分光画像信号∑F1乃至∑F3を表示モニタ 106で擬似カラー表示する際の表示色を変換する表示色変換手段の機能を有する。そして、この表示色変換手段における表示色変換する際に使用される係数を切り替える等の変更設定を行うことにより、表示色を調整する表示色調整若しくは色調整手段の機能を持つ。色調整部 440に関してさらに補足説明すると以下のようになる。

[0092] 上記のように分光画像信号∑F1乃至∑F3は、色調整部 440により表示色変換を含む（表示）色調整の処理が行われて分光チャンネル画像信号 Rnbi、 Gnbi、 Bnbiとなり、表示モニタ 106の Rチャンネル、 Gチャンネル、 Bチャンネルにそれぞれ出力される。分光画像信号∑ F1乃至∑ F3を (表示）色変換を行うことなく表示モニタの Rチヤンネル、 Gチャンネル、 Bチャンネルにそれぞれ出力する（表示色を割り付けする）と、固定された色調となり、ユーザが色調を選択或いは変更することができない。

[0093] 本実施例では、上記のように色変換を含む色調整手段を設けることにより、ユーザが望むような色調で擬似カラー表示することができるようにしている。また、色変換若しくは色調整することにより、より視認し易い状態で擬似カラー表示することもできる。なお、上記の説明から分かるように分光チャンネル画像信号 Rnbi、 Gnbi、 Bnbiは、表示モニタ 106の Rチャンネル、 Gチャンネル、 Bチャンネルにそれぞれ出力されることを明示するために用いられている。このため、これらの信号を分光画像信号と総称する。なお、後述する実施例 7のようにモニタ側での擬似カラー表示に主眼を置くと、分光チャンネル画像信号 Rnbi、 Gnbi、 Bnbiをカラーチャンネル画像信号と言うこともできる。なお、色調整部 440の構成については、後述する。

この色調整部 440は、表示色変更設定手段或いはインタフェース手段としての機能を有する操作パネル 441、内視鏡スィッチ 141等と接続されている。そして、操作パネル 441、内視鏡スィッチ 141等により、ユーザ等が色調整のための表示色変更設定の操作（より具体的には係数の切替設定操作）を行えるようにしている。後述するように操作パネル 441等からの信号により、色調整部 440を構成する係数変更回路 64 (図 21参照）を介して表示色変換を行う 3 X 3マトリックス回路 61の係数を切り替えることができる。

なお、切換部 439は、通常画像と分光画像の切替を行うものであり、また分光画像同士の切替表示も可能である。つまりきテ者などのユーザは、通常画像信号、分光チヤンネル画像信号 Rnbi、 Gnbi, Bnbiから表示モニタ 106に出力させる信号を選択操作するにより、切換部 439は選択操作された信号を選択 (切替）して表示モニタ 106 に出力する。

[0094] この切換部 439は、操作パネル 441、内視鏡スィッチ 141と接続され、ユーザはこれらを操作して通常画像と分光画像の切り替え若しくは選択を簡単に行うことができる。従って本実施例によれば操作性を向上できる。なお、図 4に示すように、キーボード 451の指示入力は制御部 42に入力される構成にしている。そして、制御部 42は、その指示入力が切換指示の場合には、その切換指示に対応して切換部 439の切換制御等を行う。

また、いずれ力 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。これに関連する構成に関しては、図 46等にて後述する。

特に、通常画像と分光チャンネル画像 (分光画像ともいう）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、その色調が通常の肉眼の観察に近く観察しやすい。分光画像の特徴は、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力 S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。

[0095] 次に、本実施例に係る電子内視鏡装置 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。

[0096] 集光された光束は、ライトガイド 14を通り、先端部 103に設けられた図示しない照明光学系力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、色フィルタを備えた 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。 CCD21により色フィルタ別に収集された信号 (撮像信号）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。

[0097] 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。

[0098] また一方で、 CCD21により色フィルタ別に収集された信号は、各フィルタ毎に SZ H回路 433a乃至 433cに入力され、広帯域の複数の色信号としてそれぞれ 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にて色信号に対する信号処理が行われた後、通常画像生成部 437において、前記輝度信号および色信号力カラー画像信号としての Y信号、 R—Y信号、 B— Y信号が生成され、切換部 43 9を介して、表示モニタ 106に被検体の通常画像がカラー表示される。

なお、図 4に示すように、通常画像生成部 437からの出力信号と、色調整部 440からの出力信号に対して、切換部 439の出力端を共通化して表示モニタ 106の Rチヤンネル、 Gチャンネル、 Bチャンネルに入力する構成にしても良レ、。前記出力端を共通化する構成の場合には、切換部 439内に通常画像生成部 437からの出力信号となる Y信号、 R— Y信号、 B— Y信号を R、 G、 B信号に変換する変換回路 439a (図 4 参照）を内蔵すれば良い。

[0099] この変換回路 439aを内蔵しないで、通常画像生成部 437からの出力信号に対しては表示モニタ 106の YZ色差信号入力端に、色調整部 440からの出力信号に対しては、表示モニタ 106の Rチャンネル、 Gチャンネル、 Bチャンネルにそれぞれ入力する構成にしても良い。以下の説明では、簡単化のため、通常画像生成部 437からの出力信号の場合にも、切換部 439から出力される場合には、共通の Rチャンネル、 Gチャンネル、 Bチャンネルを経て表示モニタ 106に入力される場合で説明する。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に接続されている内視鏡スィッチ 141、キーボード 451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おこなう。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。

[0100] 具体的には、必要に応じて、制御部 42は光源部 41から照射される光量を変更する。上述のように、 CCD21からの出力信号が飽和することは望ましくないため、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、 CCD21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もできる。

また、制御部 42による本体処理装置 43への制御内容を変更する例として、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、つまり分光チャンネル画像信号 Rnbi、 Gnbi、 Bnbiに切換える。 [0101] また、 S/H回路 433a乃至 433cの出力は、マトリックス演算部 436に入力され、マトリックス演算部 436において増幅 ·加算処理が行われることにより、狭帯域の分光画像信号 Fl, F2, F3が生成される。これら分光画像信号 Fl, F2, F3はそれぞれの帯域に応じて積算部 438a乃至 438cに出力される。

[0102] 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る。また、積算部 438a乃至 438cによりそれぞれ分光画像信号 Fl， F2， F3から S/Nが向上した、積算された分光画像信号∑F1， ∑F2, ∑F3を得ること力 S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 (ここではそれぞれの透過波長領域を 1 : 590 11〜620 11、 F2： 520nm〜560nm、 F3 : 400nrr！〜 440η m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。

[0103] 女 19]

(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

なお、（6)式に示す光源のスぺクトノレ S (え）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 Η ( 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。

[0104] >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 II同値となる。

>

II

0 V 0.625 -3.907 -0.05、

0 1.⁰07 0 -3.097 0.631 -1 .661

、0 0 1.57八 0.036 -5.146 0.528 I

このマ卜リックス、演算を行う

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。

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模式的な例を以下に説明する。

[0105] 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の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、光の波長に依存する。そして、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。

[0106] 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)色光より波長が長レ、、赤 (R)色光は、さらに深い範囲まで光が到達する。

[0107] 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、各波長域が広帯域で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。

[0108] そして内視鏡装置本体 105により、これら RGBの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特性の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。

[0109] また、ユーザは操作パネル 441等を操作して、 LUT443に格納されてレヽる係数 44 3aを係数制御部 442を介して読み出し、マトリックス演算部 436でマトリックス演算の特性を変更設定することにより、上記擬似バンドパスフィルタ特性を変更できる。

[0110] 例えば、係数 443aの変更設定により、マトリックス演算部 436により生成される擬似バンドパスフィルタ特性として浅層側のものを精度良く生成し、他の擬似バンドパスフィルタ特性を生成しないような特性に設定することもできる。つまり、係数 443aにより生成される擬似バンドパスフィルタ特性のバンド波長（の中央)値を特徴量に対応して設定することができる。

[0111] 従って、係数 443aは生体組織の表面からの深さに分布する血管構造等の特徴量を強調する如くの分光画像信号を生成する生体特徴量用係数の機能を持つ。

[0112] つまり、本実施例における分光画像信号生成手段及びその特性変更設定部は、以下のように主に 2つの大きな利点を持つ。

[0113] ユーザは、生体の分光反射特性に応じて適切な（生体用係数としての）係数 443a を使用するように (切替を含む)変更設定することにより、異なる分光反射特性の生体組織に対して、精度の良い分光画像信号を得ることができる。

[0114] また、特定の狭帯域波長 (N)により有効に観察 (観測）され易い生体部分を観察することを望む場合には、ユーザはその狭帯域波長 (N)に対応した分光画像信号を強調して (或いは他の狭帯域波長の分光画像信号を抑制して)生成するような係数 44 3aを使用するように変更設定することにより、その生体部分を S/Nが良い状態で観察できる。

[0115] 一方、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、各波長域がオーバ一ラップしてレ、なレ、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。

[0116] つぎに、このようにして得られた分光画像信号 F1乃至 F3を積算した分光画像信号 ∑F1乃至∑F3に対して色調整部 440は、分光画像信号 F1を分光チャンネル画像信号 Rnbiに、分光画像信号 F2を分光チャンネル画像信号 Gnbiに、分光画像信号 F 3を分光チャンネル画像信号 Bnbiに、それぞれ割り付ける。そして、分光チャンネル画像信号 Rnbi、 Gnbi, Bnbiが切換部 439を介して、表示モニタ 106の R， G, Bチャンネル Rch、 Gch、 Bchにそれぞれ出力される。

[0117] 色調整部 440は、図 21に示すように、表示色変換手段としての 3 X 3のマトリックス回路 61と、 3 X 3のマトリックス回路 61の前後に設けられた 3組の: LUT62a, 62b, 62 c， 63a, 63b, 63cと、 LUT62a， 62b, 62c, 63a, 63b, 63cのテープノレデータや 3 X 3マトリックス回路 61のマトリックス係数を変更する表示色変更設定手段としての係数変更回路 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に入力される分光画像信号 Fl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等が行われる

[0118] 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のテープノレデータや 3 X 3マトリックス回路 61のマトリックス係数は、係数などを変更する係数変更回路 64により変更することができる。係数変更回路 64内には、 3 X 3マトリックス回路 61によるマトリックス演算を行う際に使用する複数種類のマトリックス係数 64aが色変換 (色調整)用係数として格納されている。

[0119] そして、 3 X 3マトリックス回路 61は、係数変更回路 64を介して選択されたマトリックス係数 64aを使用してマトリックス演算を行うことにより、使用されたマトリックス係数 64 aに対応した色変換を行う。

[0120] そして、係数変更回路 64によるマトリックス係数変更は、操作パネル 441や、例えば内視鏡 101の操作部等に設けられた内視鏡スィッチ 141中の係数設定用スィッチ (若しくは色調変更設定用スィッチ） 141b (図 4参照）からの制御信号或いは切替信号に基づく。

[0121] また、係数変更回路 64内のマトリックス係数 64aには、以下に説明するように生体が持つ特徴量として、例えば血管構造を識別し易い色調で表示させることを可能とする血管用マトリクッス係数 64bを含む。そして、ユーザは、係数設定用スィッチ 141 bの操作により、その血管用マトリクッス係数 64bを係数変更回路 64から選択することができる。

[0122] なお、ユーザは、係数設定用スィッチ 141bの操作により、係数変更回路 64に対して、 3 X 3マトリックス回路 61で使用されるマトリックス係数 64aの変更を行う他に、 LU T62a, 62b, 62c, 63a, 63b, 63cのテープノレデータの変更を行う制卸信号を出力すること力 Sできる。

[0123] 制御信号を受けた係数変更回路 64は、予め色調整部 440内に格納されている複数種類のマトリックス係数 64a等のデータから適切なデータを呼び出し、そのデータで、現在の回路係数を書き換える。

[0124] 次に具体的な色変換処理内容について述べる。式（22)は色変換式の一例を示す

[0125] ほ女 22]

この式（22)による処理は、分光チャンネル画像信号 Rnbi、 Gnbi、 Bnbi (表示モニタ al06での表示で示すと、 Rチャンネル、 Gチャンネル、 Bチャンネル）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。

これら分光チャンネル画像信号 Rnbi、 Gnbi、 Bnbi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 F 3が反映され、表示色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、表示色が赤色系のパターンで表示される。

[0126] また、血管網の内、粘膜表面付近に存在するものは表示色が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、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な視認性で再現するために、式（2 3)に示す変換が有効となる。

[0127] 女 23]

二の式（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チャンネル画像信号 Gnbiとする変換例である。この変換を採用すると、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、ユーザは、係数変更回路 64を介してマトリックス係数 64aを調整することで、ユーザは好みの表示効果が得られるように表示色を調整することが可能となる。

[0128] そのような動作は以下のようなる。

[0129] ユーザによる操作パネル 441や内視鏡 101の操作部に設けられた内視鏡スィッチ

141中のモード切替スィッチ 141c (図 4参照）に連動して、色調整部 440 (色変換処理回路 440a)内では、スルー動作から、マトリックス係数 64aがデフォルト値に設定される。

ここでレヽぅスノレ一動作とは、 3 3マトリックス回路61には単位行歹1』、し11丁62&, 62b , 62c, 63a, 63b, 63cは非変換テープルを搭載した状態をいう。デフォルト値には、マトリックスィ系数 64aとして、 ί列えば ω = 0. 2

G 、 ω = 0. 8という設定値を与えるとレヽ

Β

うことである。

そして、ユーザは、操作パネル 441や、例えば内視鏡 101の操作部に設けられ内視鏡スィッチ 141に設けられた係数設定用スィッチ 141bを操作し、係数変更回路 64 から血管用マトリクス係数 64bを選択する。そして、 3 X 3マトリックス回路 61のマトリツタス係数として上記設定値 ω = 0. 2 = 0. 8から ω = 0. 4

G 、 ω

B G 、 ω = 0. 6などとい

Β

うように変更設定されるようにする。 LUT62a, 62b, 62c, 63a, 63b, 63cには、必要に応じて逆 γ補正テーブル、 γ補正テーブルが適用される。

[0130] なお、本実施例における色変換処理回路 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例で示してあるが、これに限らず、数値演算プ口セッサ（CPU)や LUTで色変換処理手段を構成してもよレ、。

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を示した力図 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 LUT71で置き換えても同様の作用効果を得ることができる。

[0131] この場合、係数変更回路 64は、操作パネル 441や内視鏡 101の操作部の内視鏡スィッチ 141等に設けられた係数設定用スィッチ 141bからの制御信号に基づいて L UT71内に格納されているテーブルデータ 71aの内容を変更する動作を行なう（図 2 3においては、 1つの LUT71内でテーブルデータ 71aが示してある力他の LUT71 にも同様にテーブルデータ 71aが格納されている）。そして、図 23の色変換処理回路 440aは、変更設定されたテーブルデータ 71aに対応した色変換処理を行う。

[0132] テーブルデータ 71a内には、例えば生体の特徴量としての血管構造及び生体粘膜構造等を視認し易い色調で表示させる血管用及び生体粘膜用データが格納されている。

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 2 4に示すような離散的な分光特性でかつ狭帯域なものとしても良い。このようなフィノレタ特性に変更するにはユーザは、操作パネル 441等に設けられた選択スィッチ 441a 等を操作して、マトリックス演算部 436での演算係数を変更すれば良レ、。

[0133] なお、図 24 (以下の図 25、図 26でも同様）ではマトリックス演算部 436により生成される分光画像信号 F1乃至 F3として、図 7で示した擬似バンドパスフィルタのように分光特性で示している。

[0134] 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。つまり、図 24に示すように、近赤外域の F1により生体の深層側の光学的画像情報を得ることができ、かつ近紫外域の F 3により生体表面の凹凸構造の画像情報を得ることができる。

[0135] 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としても良レ、。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。

[0136] 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レ、て、分光チャンネル画像信号 Rnbi—分光画像信号 F2、分光チャンネル画像信号 Gnbi—分光画像信号 F3、分光チャンネル画像信号 Bnbi—分光画像信号 F3と色変換して、表示モニタ 106の RGB3チャンネル Rch, Gch, Bchへ出力する。

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)により表示モニタ 106の RGBの 3チャンネルへ出力され、表示モニタ 10 6において RGBでカラー表示される分光画像信号 (Rnbi、 Gnbi、 Bnbi)を生成する。

例えば、 hl l = l、 hl2 = 0、 h21 = 0、 h22 = l . 2、 h31 = 0、 h32 = 0. 8とする。

[0137] この場合における色調整部 440における係数切替の動作等の説明は、実施例 2で後述する。

[0138] 上述したように本実施例における生体表面を、観察する生体の種類、特徴等に応じて分光画像信号を生成するマトリックス演算部 436の係数設定 (係数切替)を術者等のユーザが手動で行レ、、観察する場合の動作のフローチャートは図 27のようになる。

電源が投入されると、制御部 42等は動作状態になり、初期設定としてステップ 31に示すように通常観察モードの動作状態となるように各部を制御する。

そして、ステップ S2に示すように観察モードの切換指示待ちの状態になる。術者により、操作パネル 441等から観察モードの切替指示を行うと、制御部 42はステップ S3 に示すように分光画像観察モードの動作状態に切り替える制御を行う。

[0139] また、分光画像観察モードの動作状態に切り替える制御を行った際に、ステップ S4 に示すように制御部 42は、例えば表示モニタ 106に切替時の分光画像観察モードとして設定されている係数の情報を表示するように制御する。このステップ S4における切替時の係数の情報表示の内容としては、例えば切替時に設定されている分光画像観察モード時のマトリックス演算部 436で設定されている係数の情報を表示する。その後、次のステップ S5において制御部 42は、ユーザに対して係数切替 (選択）を行うか否かの確認を行う。

そして、ユーザ (術者）は、実際に観察する被検体の特徴、種類、より具体的には生体粘膜の特徴、種類等に応じて切替を行うか否かの判断を行う。切替を行う場合にはステップ S6に示すように被検体の種類、より具体的には生体粘膜の組織型等に応じて手動で係数を切り替える操作を行った後、切り替えを行わない場合と共に、ステップ S 7に進む。

[0140] このように実際に観察する生体粘膜が、食道粘膜、胃粘膜、大腸粘膜等の観察する部位の名称等、種類により切り替えるようにしても良いし、それらの組織型（つまり、観察する生体粘膜を構成する上皮の名称、種類)など観察対象とする部分の分光反射率の特性、種類等に応じて切り替えるようにしても良い。

例えば、食道粘膜はその上皮組織が重層扁平上皮であり、胃や大腸粘膜は単層円柱上皮で覆われており、従って、それらでは基本分光特性が異なる。このため、食道粘膜の分光反射率データの集合力推定された基本分光特性を用いて計算した分光画像推定用のマトリックスを大腸検査で使用すると、所望の結果を得がたくなる精度の良い分光画像を得るためには、生体粘膜の種類や組織型に応じた基本分光特性を使ってこのマトリックス演算を行う必要があり、実際の観察でも適切なマトリツタス演算を使用することが望ましい。

[0141] そこで、本実施例では、インターフェース手段を構成する係数設定切替手段としての、例えば操作パネル 441等に設けたマトリックス演算部 436の係数切替若しくは係数選択を行う選択スィッチ 441b (図 4参照）を術者は操作する。

[0142] その操作により、観察対象の分光特性に対応した係数 443aが LUT443から読み出され、その係数 443aで適切なマトリックス演算が行われるように切り替えられる。 [0143] このステップ S7において制御部 42は、観察モードの切替指示待ちの状態になる。そして、術者が切替指示の操作を行うと、制御部 42はステップ S1に戻り、通常画像観察モードに切り替える。そして、上述した処理を繰り返す。なお、上記ステップ S5において、係数を切り替える場合に、被検体の種類に応じた切替 (選択)項目、生体特徴に応じた切替 (選択)等の項目を表示し、ユーザがその項目からさらに生体粘膜の種類や血管等をより適切に観察し易い分光特性に対応する係数の切替設定を行い易いようにしても良い。

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）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電気的な信号処理で生成する。これにより本実施例は、分光画像用の光学的狭帯域バンドパスフィルタを用いずに、血管走行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、係数設定切替手段による係数設定、係数切替等により適切に得ることができると共に、色調整部 440の色変換の係数を分光画像に応じて適切に設定することができる。

[0144] また、本実施例は、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、生体組織の表面近くで所望の深部の組織情報、より具体的には血管走行パターン等を効果的に分離して視認することできる。また、特に、色調整部 440において、 3バンドの分光画像の場合、例えば 415nmに相当する画像を表示モニタ 106のカラーチャンネル 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ノレ Rchに、それぞれ割り付けた場合、本実施例によれば次の画像上の効果が得られる。

[0145] (a)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。

(b)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。

なお、前記チャンネルの割り当て方法によれば、大腸内視鏡検查において通常観察下では黄色調で観測される残渣及び胆汁が赤色調で再現される。なお、後述する実施例 2における色調整部 440において、 2バンドの分光画像の場合にもほぼ同様の効果が得られることになる。

[0146] 本実施例の第 1変形例の電子内視鏡装置 100を図 28に示す。

実施例 1の電子内視鏡装置 100においては、マトリックス演算部 436による係数の切換設定を操作パネル 441等から操作できるようにしていたが、本変形例では制御部 42に接続されたインターフェース手段としての集中コントローラ 461から操作できるようにしている。

また、本変形例では、本体 105に、ユーザの音声による係数の切替指示を電気信号として受け付けるマイク 462を接続すると共に、本体 105内に音声認識回路 463を設けている。そして、マイク 462から入力されたユーザからの音声信号を音声認識回路 463により音声認識を行レ、、この音声認識結果を制御部 42に入力する。

そして制御部 42は、ユーザによる集中コントローラ 461、マイク 462による音声による係数切替等の指示信号に応じて、 LUT443に格納された係数 443aに応じてマトリックス演算部 436によるマトリックス演算を適切に行う。なお、本変形例（及び次の変形例）では、制御部 42は、図 4の係数制御部 442の機能を兼ねる構成で示してレ、る。勿論、制御部 42から係数制御部 442を介して係数切替を行うようにしても良い。

[0147] また、集中コントローラ 461等を観察モードの切替操作や、電源投入時に立ち上げる観察モードの選択操作などを行うインターフェースに用いるようにしても良い。この他、図示しないフットスィッチなどのインターフェースを設けるようにしても良い。

また、生体観測装置の具体例としての電子内視鏡装置 100は、図 29に示す第 2変形例のような構成でも良い。図 29に示す第 2変形例の電子内視鏡装置 100では、内視鏡 101内の例えばコネクタ 11内に IDメモリ 161と、本体 105における例えば光源部 41内に IDメモリ 162とが設けられている。

[0148] そして、 IDメモリ 161及び IDメモリ 162にそれぞれ格納された Π3情報は、例えば電源投入時に制御部 42に入力される。制御部 42は、実際に組み合わせて構成される電子内視鏡装置 100における内視鏡 101等の構成要素に応じてマトリックス演算部 436による係数の切替設定を電子内視鏡装置 100側の構成要素に応じて自動的に適切な設定となるように制御する。 [0149] この場合の動作は図 30のフローチャートのようになる。図 30に示す動作は、基本的には、図 27に示した動作において、ステップ S3と S4との間にステップ S8に示す処理を行うようにしたものである。

ステップ S3において、分光画像観察モードに切り替えた後の次のステップ S8において制御部 42は、内視鏡 101の IDメモリ 161、光源部 41の IDメモリ 162の情報を読み取る。そして制御部 42は、各情報から内視鏡 101に採用されている CCD21の力ラー撮像特性や、光源部 41のランプ 15の種類、発光波長特性 (分光特性)等に対応して、マトリックス演算部 436での演算に適正となる係数を LUT443から読み出す。そして、制御部 42は、その係数をマトリックス演算部 436に送り、係数の自動切替設定を行う。

[0150] なお、図 29に示す LUT443には、（図 4で示した係数 443aの他に） CCD21のカラ一撮像特性や、光源部 41のランプ 15の種類、発光波長特性 (分光特性)等に対応した複数の係数 443bが格納されてレ、る。

その後、図 27の次のステップ S4に相当するステップ S4 の処理に進む。このステップにおいては、制御部 42は切替時に（デフォルト或いは以前の選択で)設定されている観察対象物に応じて設定されている係数の情報表示を行うように制御する。このステップ S 以降の処理は図 27の場合と同様である。

[0151] 本変形例によれば、実際に接続して使用される内視鏡 101に搭載されている CCD 21の色フィルタの分光特性力内視鏡 101の種類や固体差で異なるような場合や、光源部 41内の光源としてのランプ 15の種類（例えば、発光の分光特性が異なるハロゲンランプやキセノンランプ等の種類)、個体差により分光特性が異なる場合においても、それらの差異の影響を軽減してより信頼性の高い分光画像が得られる。

[0152] なお、 IDメモリ 161等を有しないような場合には、手動で適切な係数に切替設定しても良い。また、係数の切替設定を自動で行うモードと手動で行うモードを用意し、 I Dメモリ 161等の有無に関わらずにユーザが選択して行えるようにしても良い。

[0153] また、本変形例では、マトリックス演算部 436によるマトリックス演算を行う際の係数を自動で行うモードを説明したが、色調整部 440における色調整若しくは色変換を行う際の係数を同様に自動で設定することもできる。このようにすると、電子内視鏡装置 100を構成する内視鏡 101等の組み合わせが同じの場合には、同じ色調状態に自動設定することができる。また、マトリックス演算部 436及び色調整部 440において、 IDメモリ 161、 162の Π3情報等により、各係数を自動で設定するようにしても良い。

[0154] なお、内視鏡装置本体 105が光源部 41を内蔵している場合には、制御部 42は、内視鏡 101側の HD情報のみで係数の自動設定を行うようにしても良レ、。勿論、内視鏡装置本体 105が光源部 41を内蔵している場合においても、光源部 41内のランプ 1 5の分光特性も考慮してマトリックス演算部 436におけるマトリックス演算を行う際の係数の自動設定を行うようにしても良い。

[0155] なお、図 27或いは図 30の処理において、図 31に示すように観察モードが設定或いは切替設定された場合、さらにその観察モードを明示的に表示するようにしても良レ、。

[0156] 図 31の例では、最初のステップにおいて制御部 42は、ステップ SIのように通常画像観察モードの設定をする。さらに制御部 42は、その観察モードを明示的に表示する制御を行う。

[0157] 例えば制御部 42は、図 32 (A)に示すように表示モニタ 106に表示される通常画像の表示エリアの例えば下に、通常画像観察モードであること或いは通常画像が表示されていることを明示的に示す NIが表示されるように制御する。制御部 42は、 NIによる文字情報での表示を行わせる代わりに Normal Imagingや通常画像等を表示させるように制御しても良い。

また、ステップ S3に相当するステップ S3' においても同様に分光画像観察モードに切替を行った場合には、制御部 42はさらにその観察モードを明示的に表示する。例えば制御部 42は、図 32 (B)に示すように分光画像の表示エリアの例えば下に、分光画像を明示的に示す NBIが表示されるように制御する。制御部 42は NBIの表示を行わせる代わりに Narrow Band Imagingや分光画像等と表示させるように制御しても良い。

[0158] このようにすることにより、ユーザは、実際に設定されている観察モードを、より確実に確認することができる。

また、図 32 (C)に示すように通常画像の場合には、 NI等の表示が行われないようにし、分光画像の場合のみ NBIが表示されるような制御が行われるようにしても良いまた、図 32 (A)〜図 32 (C)では、表示モニタ 5に観察モードを明示的に示した例を示している力操作パネル 441に観察モードを明示的に表示し、これによりユーザが観察モードの状態を確認できるようにするインターフェース手段を形成しても良い。例えば図 32 (D)に示すように操作パネル 441に観察モード（ここでは分光画像観察モード）を明示的に表示するための LED91が設けられている。制御部 42は、この LED91を通常画像観察モード時には消灯、分光画像観察モード時には点灯させるように制御する。

[0159] なお、 LED91の付近に、この LED91の点灯の有無が分光画像観察モードであるか否かを示すための NBIの文字等を表示するとより良レ、。

[0160] また、図 32 (E)に示す例では操作パネル 441に、 NBIの文字自体が点灯、或いは文字以外の周囲が点灯するような LED92が設けられる。そして、制御部 92により、 L ED92を、例えば上記のように通常画像観察モード時には消灯、分光画像観察モード時には点灯させる制御を行うようにしても良い。

さらに図 32 (F)に示す例では操作パネル 441に NBIの文字自体が点灯、或いは文字以外の周囲が点灯するように LED93が設けられている。そして、制御部 42は L ED93を、例えば通常画像観察モード時には消灯状態を示すように例えば緑色で点灯させ、分光画像観察モード時には白色点灯させる等、観察モードに応じて色分け点灯 (表示）させるように制御しても良い。なお、ここではインタフェース手段としての操作パネル 441上に観察モードの情報或いは観察画像の情報を表示する例で説明したが、キーボードその他のインターフェース手段に観察モードなどの情報を表示するようにしても良い。

[0161] 図 29のような構成にした場合、図 33に示すように内視鏡 101の IDメモリ 161等に書き込まれた情報を利用して、各観察モードに適した係数設定を、観察モードの切替に連動して行うようにしても良レ、。

[0162] 電源が投入されると、制御部 42は最初のステップ S11において、内視鏡 101の ID メモリ 161、光源部 41の IDメモリ 162の情報を読み取る。また、次のステップ S12において制御部 42は、電源投入時における観察モードの設定が行われているか否かの判定を行う。この観察モードの設定の情報は、例えば制御部 42内の図示しない不揮発性メモリに格納される。なお、ユーザは、キーボード 451から、電源投入時に立ち上げる観察モードの設定を行うと、制御部 42は、その設定情報を不揮発性メモリに格納する。

そして、制御部 42は、その設定情報を読み取り、予め設定されている観察モードで立ち上げる。また、設定がされていない場合には、例えば通常画像観察モードで立ち上げる。

[0163] このため、ステップ S12において制御部 42は、電源投入時の観察モードが設定されていると判定した場合には、次のステップ S 13において設定されている観察モードが、通常画像観察モードか否かの判定を行う。

[0164] そして、通常画像観察モードに設定されている場合及びステップ S12において電源投入時の観察モードの設定が行われていない場合には、ステップ S 14aに進み、制御部 42は、電子内視鏡装置 100を通常画像観察モードに設定して立ち上げる。また、通常画像観察モードに設定した場合、制御部 42は、この観察モードに対応したパラメータ（係数）の設定を行う。つまり、ステップ S15aに示すように、この観察モードに対応したパラメータに連動して設定を行う。

例えば制御部 42は、観察モードに応じて光源部 41の光量制御を行うが、その場合、光量制御しょうとするその目標値 (基準値)が、観察モードに適したものとなるように目標値或いは目標値を可変設定するパラメータを変更する。

[0165] なお、光量制御を行う場合、明るさの平均値或いはピーク値のいずれでも光量制御ができるような場合、ユーザが光量制御を行う種類を選択できるようにしても良レ、。また、制御部 42は、その内部の不揮発性メモリ等に通常画像観察と分光画像観察とで、例えば、輪郭強調の種類、階調変換の種類、色ペインティングの種類など、各種パラメータの設定値などの情報を個別に記憶しており、制御部 42はモード切替時に観察モードに必要なパラメータ以外の他のパラメータの設定の条件も自動的に切り替える。

[0166] 制御部 42がこのような制御をすることにより、適切な明るさ、診断に適した色調、適正な輪郭状態等で通常画像を表示できる。

このパラメータの設定の後、ステップ S16aにおいて制御部 42は、観察モードの切替指示待ちの状態になる。そして、観察モードの切替指示が行われると、ステップ S1 4bに移る。

また、ステップ S 13において、電源投入時の観察モードの設定が通常画像観察モードでない場合にはステップ S14bに移り、制御部 42は分光画像観察モードに設定する。さらに次のステップ S15bに示すように制御部 42は、この観察モードに対応したパラメータに連動して設定をする。

[0167] この場合には、制御部 42は光量制御を分光画像観察モードに適した目標値となるように制御すると共に、図 30のステップ S8のようにマトリックス演算部 436によるマトリックス演算の係数を CCD21の色フィルタ等の分光特性に応じて切替設定を行う。

[0168] この場合、分光画像観察モードでの目標値は、通常画像観察モードの場合における目標値より低い値に設定されている。

そして、制御部 42は、分光画像信号を適切に算出できるように飽和しない R, G, B 信号をマトリックス演算部 436に入力されるように上記目標値などのパラメータを用いて光量制御を行うと共に、色フィルタ等の分光特性に対応して、マトリックス演算部 43 6が適切に分光画像信号を算出できるように係数切替を行う。つまり、制御部 42は適切な信号処理が行えるようにする。また、制御部 42は上記輪郭強調等の他のパラメータも分光画像観察に適した値に設定するようにしても良レ、。

このパラメータの設定の後、ステップ S16bにおいて制御部 42は、観察モードの切替指示待ちの状態になる。そして、観察モードの切替指示が行われると、ステップ S1 4aに移る。

[0169] 本変形例によれば、電源投入時に立ち上がる観察モードをユーザの設定に応じた観察モードで立ち上げることができる。また、観察モードの切替に連動して、切り替えられた観察モードに適した状態で画像表示や信号処理を行うように各種パラメータの設定がユーザによる設定作業を極力必要としないで円滑にできる。従って、本変形例によれば、操作性が向上する。

なお、図 33の動作説明においては、ユーザが電源投入前に設定した情報を利用して、電源投入時に立ち上げる観察モードの設定を行う例で説明したが、以下に説明するように例えば電源投入時に、特定のキー入力を行うことにより、電源投入時に立ち上げる観察モードを設定するようにしても良い。

この場合の動作の一部を図 34のフローチャートにより示す。例えば、電源を投入した場合には、制御部 42は図 33のステップ S11と同様の処理を行う。その後、ステップ S18に示すように制御部 42は、電源投入時に立ち上げる観察モードを選択するように予め設定されている所定のキー入力の操作があるか否かの判定を所定時間行う。

[0170] そして、ユーザは、電源投入時に立ち上げる観察モードを選択したレ、場合には、キ一ボード 451等における、予め設定されている所定のキーを操作し、キー入力する。そして、所定のキー入力がされたと判定した場合には、ステップ S19に示すように制御部 42は、電源投入時に立ち上げる観察モードを選択する選択用画面の表示を行うように制御をする。

制御部 42は例えば、通常画像観察モード或いは分光画像モードのいずれで立ち上げるかの選択用画面を表示させ、ユーザにその選択を求める。

その後、図 33のステップ S13とほぼ同様に、制御部 42は、選択された観察モードが通常画像モードか否かの判定を行う。一方、ステップ S 18の判定処理で、所定のキ一操作が行われていないと判定した場合には図 33のステップ S14aに移る。その後の処理は、図 33と同じとなる。

[0171] 本変形例によれば、立ち上げ時に、ユーザは観察モードの選択設定を行うことができる。上記キー操作することにより、観察モードを選択できる状態にしているが、その変形例として、予め操作するキーにより、電源投入時に立ち上げる観察モードを決定できるようにしても良い。

上述した（変形例を含む）実施例 1では、分光画像推定用のマトリックス演算部 436 におけるマトリックス演算を適切に切り替える構成を説明したが、以下の実施例 2のように色調整手段の演算係数を適切に切り替えるようにしても良い。

[0172] (実施例 2)

次に図 35を参照して本発明の実施例 2を説明する。図 35は、実施例 2の電子内視鏡装置における色調整部の周辺部の構成を示す。本実施例は、実施例 1の図 4の構成において、例えば 2つの分光画像信号∑F2, ∑F3を用いて、色調整部 440の色調整を適切に行う具体例である。このため、本実施例では、図 4における積算部 438 aが設けてないで、 2つの分光画像信号∑F2, ∑F3から、表示モニタ 5でカラー表示する分光チャンネル画像信号を生成する。

本実施例では色調整手段の演算係数を適切に切り替える方法の具体例として、積算部 438b、 438cから出力される 2つの分光画像信号∑F2， ∑F3を用いて、以下のように分光画像のカラー表示を適切に行う。

[0173] 例えば、中心波長がおよそ 415nmとおよそ 540nmの分光画像（分光チャンネル画像）を使って消化管粘膜を被検体として表示モニタ 5に分光画像を擬似のカラー画像として表示する。

分光画像の（表示モニタ 106の）カラーチャンネルへの割付方法としては、表示モユタ 5上の視認性を考えて、表示モニタ 106の Rチャンネルに 540nmの分光チャンネル画像を、 Gと Bチャンネルには 415nmの分光チャンネル画像をその出力調整を行った後、表示することが好ましい例と考えられる。

この場合、 Rチャンネルの出力（信号ゲイン)を固定して、 Gと Bチャンネルの出力（信号ゲイン)を調整することで、食道粘膜や大腸粘膜といった分光反射率特性が異なる被検体の生体粘膜の上皮組織等の種類に応じて分光カラー画像の色を調整すること力 Sできる。この場合の色調整部 440の構成を図 35において、 3つのゲイン可変アンプ Ar, Ag, Abを採用した例で示している。

[0174] 例えば、表示モニタ 5の R、 G、 Bチャンネルへの出力信号を R, G, B、 415nm分光画像を b、 540nm分光画像を gとすると、

R=kl*g、 G = k2*b、 B = k3*bとなるように設定する。ここで、 kl， k2, k3は重みィ系数である。

例えば、大腸粘膜を観察する場合、 kl >k2 >k3と設定し、食道粘膜を観察する場合、 kl >k2' >k3 '、力、つ k2 >k2 'となるように設定する。

図 35の例では、観察しょうとする生体粘膜の種類に応じて、予めゲイン可変アンプ Ar, Ag, Abのゲインを規定する係数に相当するゲイン制御データが LUT191内に格納されている。そして、この LUT191から出力されるゲイン制御データがゲイン制御端に印加されることにより、そのゲイン制御データが印加されたゲイン可変アンプ A r, Ag, Abのゲインが制 ί卸される。

[0175] この図 35では LUT191内に例えば大腸用ゲイン制御データ 191 aや食道用ゲイン制御データ 191b等が格納されており、ユーザは、操作パネル 441の選択スィッチ 44 laなどの操作により、大腸用ゲイン制御データ 191aや食道用ゲイン制御データ 191 bを選択する選択信号 (制御信号）を LUT191に印加することができる。そして、その選択信号により、 LUT191は対応するゲイン制御データをゲイン可変アンプ Ar， Ag , Abに印加することができるようになつている。

このような構成の本実施例によれば、食道粘膜を観察したい場合には食道用ゲイン制御データ 191bを選択することにより、重層扁平上皮が白く再現され、上皮内の毛細血管の視認性が良い。

また、大腸粘膜を観察したい場合には、ユーザは大腸用ゲイン制御データ 191aを選択することにより、ポリープや粘膜表面の微細模様の視認性が良い状態で表示すること力 Sできる。従って本実施例によれば、観察対象とする粘膜表面に微細構造などの生体の特徴量を視認性が良い状態で表示することができる。

[0176] 一方、粘膜深部の血管をさらに高いコントラストで再現したい場合、その血管を反映する g分光画像を b分光画像に一定比率等で加えて、 Gチャンネルにて再現するなどのバリエーションも可能である。この場合の構成例の一部を図 36に示す。

図 36は、図 35の構成において、 g分光画像は、さらに乗算器 192を介してゲイン可変アンプ Agにも入力される構成にしてある。また、この乗算器 192には LUT191から乗算係数が入力される。

この場合、例えば LUT191内に上述した大腸用ゲイン制御データ 191 aの場合には、この乗算係数は 0 (この場合には図 35の場合と同じ作用となる）であり、さらに深部側の血管をさらに高いコントラストで再現するための大腸用ゲイン制御データ（図中では大腸（2)と略記） 191a'を選択した場合には、この乗算係数が例えば m (0く m< 1)となるように設定されている。

[0177] そして、ユーザが選択信号を介して大腸用ゲイン制御データ 191aを選択した場合には大腸の毛細血管や微細模様を視認し易い状態、つまり微細模様強調モードで観察でき、大腸用ゲイン制御データ 191a'を選択した場合には、粘膜深部側の血管を高いコントラストで視認し易い状態、つまり深層血管強調モードとして観察することができる。

このように、色調整の切替を行う色調整手段のモードを複数用意して、所定のユーザインターフェースで切り替えて使うことで、分光画像を視認し易い状態で、（つまり適切な擬似）カラー表示が可能となる。

なお、本実施例では、 2つの分光画像信号∑F2, ∑F3を用いて、色調整部 440の色調整を適切に行う具体例を説明したが、 3つの分光画像信号∑F1， ∑F2, ∑F3 を用いて、色調整部 440の色調整を行うようにしても良レ、。

[0178] (実施例 3)

次に図 37から図 40を参照して本発明の実施例 3を説明する。

本実施例は、分光画像を観察する分光画像観察モードにおいて、予め設定された条件になった場合には、強制的に通常画像観察モードに切り替える制御を行うようにするものである。より具体的には、分光画像の明るさが、予め暗い画像を判別するために設定された閾値以下に達した場合には、制御部 42は切換部 439を切り替えて、通常画像観察モードに切り換える制御を行う。

図 37に示す実施例 3の電子内視鏡装置 100は、図 4の内視鏡装置 100において、例えばマトリックス演算部 436から出力される分光画像信号 Fl、 F2, F3は、明るさ判定部 171に入力され、予め設定された明るさレベルの閾値 Vthと比較した比較結果（判定結果）の信号が制御部 42に出力される構成にしている。

[0179] 例えば、明るさ判定部 171は、例えば 1フレーム分の 3つの分光画像信号の絶対値の総和の信号が、暗い画像状態を判定するために設定された閾値 Vth以下になつたか否かの条件判定 (比較判定）を行う。そして、明るさ判定部 171は、その比較結果の信号を制御部 42に出力する。この条件に該当する場合には、制御部 42は切換部 439の切換を制御し、観察モードを強制的に通常画像観察モードに切り替える制御を行う。

また、実施例 1では、マトリックス演算部 436は、図 8のように抵抗群 31— la等を用いてハードウェアで構成されていた力 S、本実施例では例えば図 38に示すようにこのマトリックス演算数値データ処理（プログラムを用いたソフトウェアによる処理）により行

5。

図 38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 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の出力力図 4における積算部 438aに入力される。

[0180] 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 に入力される。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に入力される。

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 151からマトリックス「Α'」の各係数が画像メモリ 50に記憶された RG Β画像データと、乗算器で乗算される。

なお、図 38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。

[0181] 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 53 c、 53f、 53iの出力は、乗算器 54cでそれぞれ乗算される。

[0182] 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。

[0183] また、係数レジスタ 151は、図 4の係数制御部 442と接続され、観察部位の選択が行われると、係数制御部 442からその観察部位に対応したマトリクス係数力 SLUT443 力、ら読み出され、係数レジスタ 151内に格納される。そして、そのマトリックス係数を用いて、係数レジスタ 151により、観察部位に適したマトリックス演算処理が行われ、分光画像信号 Fl， F2, F3が生成される。このマトリックス演算部 436の場合においても、実施例 1と同様、血管パターンが鮮明に表示でき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 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をハードウェアの変更を必要としないで行うことができる。

[0184] 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 ( )、H ( )、R ( ;i )、 G ( ;i )、 B ( ;i

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 ( ;i )のみの変更等が可能である。その他の構成は実施例 1或いはその変形例と同様の構成である。

[0185] 次に本実施例による明るさ判定部 171による判定結果により、観察モードを切り替える動作を図 39を参照して説明する。

電源が投入されると、制御部 42等は動作状態になり、初期設定としてステップ S21 に示すように通常画像観察モードの動作状態となるように制御する。

そして、ステップ S22に示すように観察モードの切換指示待ちの状態になる。術者等のユーザは、操作パネル 441等から観察モードの切替指示を行うと、制御部 42はステップ S23に示すように分光画像観察モードの動作状態に切り替える制御を行う。

[0186] すると、マトリックス演算部 436によりマトリックス演算された分光画像信号 Fl , F2、 F3が生成される。これらの分光画像信号 Fl , F2、 F3は積算部 438a〜438cにより積算され、色調整部 440を経て色調が調整された分光チャンネル画像信号 Rnbi、 G nbi、 Bnbiとなり、切換部 439を通り表示モニタ 106の Rチャンネル、 Gチャンネル、 B チャンネルに印加され、表示モニタ 106の表示面に分光画像がカラー表示される。この分光画像観察モードになると、マトリックス演算部 436の出力信号は、明るさを判定する明るさ判定部 171に入力され、ステップ S24に示すように明るさ判定部 171 は、この分光画像が設定された閾値 Vth以下になった力、を判定する動作を行う。

[0187] そして、この条件を満たさない場合には、次のステップ S25において制御部 42は、観察モードの切換指示ありかの判定を行う。そして、この観察モードの切換指示が無い場合には、ステップ S24に戻り、明るさの判定処理が行われる。一方、ステップ S25において、観察モードの切換指示があった場合には、ステップ S6に示すように制御部 42は、通常観察モードの動作状態に切り換える制御を行う。また、本実施例において、ステップ S24の判定処理において、明るさ判定部 171により検出された明るさが閾値 Vth以下に達したと判定した場合には、ステップ S26に進む。そしてこのステップ S26において制御部 42は、観察モードの切換指示が行われていない場合でも、通常観察モードの動作状態に切り換える制御を行う。

[0188] この通常観察モードに切り換える制御を行った後、ステップ S22の処理に戻り、上述した処理を続行する。

上記のように分光画像観察モードにおいて、各画像の 1フレーム分の明るさが閾値 Vth以下になった場合には、分光画像により血管構造等を識別することが困難になるため、装置側で強制的に通常観察画像に切り替えることによって、観察し易い画像にすることができ、術者が切り替える操作を不要にできる。従って本実施例によれば、操作性が向上する。

[0189] なお、本実施例の変形例として、明るさ判定部 171の明るさが閾値 Vthよりは大きく、通常画像観察モードに切り替える程には暗くない場合において、その場合の画面（シーン）の明るさに応じて例えば色調整部 440の色調の係数を切り替えるようにした係数設定切替手段を形成しても良い。

この場合の動作の一部を図 40に示す。ここでは、簡単な例として、閾値 Vth以上の 2つの明るさレベルの場合で説明する力 3つ以上の明るさレベルの場合にも同様に適用すること力 Sできる。 2つの明るさを分ける閾値を Vth2とする。

図 39のステップ S24において、明るさが閾値 Vth以上である場合には、ステップ S2 7に示すように明るさ判定部 171はさらにその明るさが第 2の閾値 Vth2以下であるか否かの判定を行う。

[0190] そして、この閾値 Vth2より大きい場合には図 39の場合と同様にステップ S25に進む（ここでは、簡単化のため、閾値 Vth2より大きい場合に適した色調に設定されているとする）。

一方、現在の明るさが閾値 Vth2より小さい場合には、制御部 42は、ステップ S28 に示すように明るさに適した係数切替を行うか否かの表示を行レ、、ユーザに切替を行うか否かの判定を待つ。そして、切替が選択された場合には、ステップ S29に示すように制御部 42は、その明るさに適した色調の係数にする係数切替を行った後、ステツプ S25に進む。また、切替が選択されない場合にもステップ S25に進む。その他の処理は図 39の場合と同様である。

[0191] 本変形例によれば、シーンの明るさに応じて適切な色調で表示することができる。

例えば暗くなつた場合には明るい場合の色調の場合よりも、例えば彩度を挙げるように係数切替を行う。このようにすることにより、明るさが低下した場合でも、明るい場合における色調から生体の特徴量を視認し易くする機能を維持することができる。なお、予めシーンの明るさの値に応じてその色調の係数を切り替えて表示する色調モードの選択を行い、この色調モードがユーザにより選択された場合には、自動的にシーンの明るさの値に応じてその色調の係数を切り替えて表示できるような構成にしても良い。

[0192] なお、本実施例においては分光画像からその明るさを判定する構成にしていた力通常画像の明るさから分光画像の明るさを推定し、ある閾値以下となった場合に通常観察モードに切り替えるようにすることもできる。

[0193] 本実施例においては、分光画像の明るさが暗い画像状態に対応する所定値以下になった場合には通常観察モードに切り替えるようにしていた力以下の実施例 4のようにしても良い。

[0194] (実施例 4)

次に図 41から図 43を参照して本発明の実施例 4を説明する。図 41は、本発明の実施例 4に係る電子内視鏡装置 100の構成を示す。本実施例の電子内視鏡装置 10 0は、図 37の構成において、明るさ判定部 171の代わりに色調を判定する色調判定部 172を備えている。

また、本実施例では、実施例 1等に用いている同時式の光源部 41でなぐ面順次方式の光源部 41Bを備えている。

この光源部 41Bは、ランプ 15の前面に絞り 25が設けられ、絞り 25のさらに前面には、 RGBフィルタ 23が設けられている。また、絞り 25は、絞り制御部 24に接続されている。そして、光源部 41Bは、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絞り 25により制限し、光量を変化させる。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される。

[0195] 本実施例における光源部 41Bの動作としては、ランプ 15から出力された光束が、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フィルタ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、つまり R'G' Bの面順次照明光として、光源部 41Bから出射される。また、 R'G' Bの面順次の照明光は、ライトガイド 14を経て被検体内に照射され、その反射光が、 CCD21で受光される。

この場合の CCD21は、カラーフィルタが設けられていないモノクロの CCD21であり、この CCD21で得られた信号 (撮像信号)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（図示しなレ、）で振り分けられ、 S/H回路 433a乃至 433cにそれぞれ入力される。

[0196] つまり、光源部 41から Rのフィルタを介した R照明光が照射された場合には、 CCD 21で得られた信号は、 S/H回路 433aに入力されることになる。なお、カラーフィルタを設けた CCD21を採用した場合には、図 37のように同時式の光源部 41を採用すること力 Sできる。

また、上記色調判定部 172は、図 42に示すように検出しょうとする色調に対応した色調範囲を設定する（第 1の）色相/彩度設定部 173と、この色相/彩度設定部 17 3により設定された色調範囲の条件に該当するか否かの判定を行う色相/彩度判定部 174とを有する。

この場合、色相/彩度設定部 173による色調範囲は、キーボード 451その他から制御部 42を介して入力され、ユーザ等が設定することができる。また、色相/彩度判定部 174には、マトリックス演算部 436からの分光画像信号 Fl、 F2、 F3が入力される。そして、色相/彩度判定部 174は、これらの信号が色相 Z彩度設定部 173により設定された色調範囲内に含まれるか否かの判定を行レ、、その判定結果を制御部 42 に出力する。

[0197] 制御部 42は、判定結果に応じて切換部 439の切換などの制御を行う。

[0198] 例えば、色調判定部 172に入力される現在の分光画像信号の色調が、この色調判定部 172内の色相/彩度判定部 174により判定された色調範囲内になることが 1フレーム分で所定面積以上検出されると、色相/彩度判定部 174は、この色調範囲内になったとの判定信号を制御部 42に出力する。

すると、制御部 42は、通常画像観察モードに強制的に切り替え、かつ切換部 439 を切り換えて、通常画像に相当するカラー画像信号が表示モニタ 5に出力されるように制御する。

また、本実施例においては、この色調判定部 172に、第 2の色相/彩度設定部 17 5が設けてある。この第 2の色相 Z彩度設定部 175は、キーボード 451等から制御部 42を介して検出しょうとする色調が登録されている。

[0199] また、実際に取り込んだ分光画像信号データから検出しょうとする色調に対応した色調範囲を登録設定することもできるようにしている。

つまり、検出しょうとする典型的な分光画像信号データが存在する場合には、キーボード 451等の取り込み指示により、制御部 42を介してその画像データを第 2の色相/彩度設定部 175に取り込む。この場合、必要に応じてそのデータを加工してそれに近い色調を検出するための色調範囲の設定を行うこともできる。そして、ユーザは、（第 1の）色相/彩度設定部 173或いは第 2の色相/彩度設定部 175における優先したい色調範囲で色調判定を行わせることができる。

このようにして第 2の色相/彩度設定部 175には、種々の色調を登録することができるようにしている。

[0200] 本変形例の場合における動作を次に説明する。本変形例では、図 39におけるステップ S24における検出された明るさが閾値 Vth以下になったか否かの判定を行う代わりに色調判定部 172により検出される色調が所定の色調範囲になったことが 1画面中で一定面積以上検出されたか否かの判定を行う。

そして、所定の色調範囲になったことが一定値以上検出された場合には、制御部 4 2は、分光画像観察モードから強制的に通常観察モードに切り替える制御を行う。その他は、図 39で説明した場合と同様の動作である。

本実施例によれば、分光画像観察モードよりも通常画像観察モードの方が望ましレ、ような所定の色調になった場合には、強制的に通常画像観察モードに設定することができる。例えば分光信号カラー画像は、大腸内視鏡検査の場合、食べかすや大便など、所謂残渣が残っていると、この残渣が出血色のように赤く表示される。これは、残渣が青い光を強く吸収し、緑の光を強く反射することに起因する。通常、大腸内視鏡検査の前に、前処置として大便などは洗浄される。

[0201] しかし、大腸の状態によっては完全に洗浄されなレ、、あるいはかなりの量の残渣が残ってレ、ることも有る。

このような場合、分光カラー画像のままであると、検査に適した状態の視野の確保が困難となる場合があり、そのような場合には強制的に見慣れている通常画像が表示される通常画像観察モードに戻すことが望ましレ、。

本実施例では、そのような場合、信号処理制御手段内に上記のような色調検出手段、より具体的には、例えば色相と彩度を検出する手段とが設けてある。そして、残渣が画面上の一定以上の面積を占めると判断した場合には、観察モード切替手段を通常観察モードへ復帰させる（或いは切り替える）制御を行う。

[0202] なお、本実施例の変形例として、上記第 2の色相/彩度設定部 175に複数の色調、或いは検出したいものを設定し、分光画像観察モード中において、それらの内の 1 つが検出された場合には、制御部 42は通常観察モードへ復帰させる制御を行うようにしても良い。上記のような残渣の他に、胆汁が多量あり、生体組織の粘膜を分光画像として適切に観察できないような場合とか、色差散布により、その色素の色調が分光画像に大きな影響を及ぼす場合のように分光画像観察モードに適さないような場合には通常画像観察モードに強制的に復帰させることが望ましい。

この場合の動作の一部を図 43に示す。図 43は、図 39のステップ S24の判定処理部分を変更した処理となっている。

[0203] なお、この動作を開始させる前に、ユーザは、キーボード 451等からの指示操作により、第 2の色相/彩度設定部 175に、検出したい色調として、例えば残渣、胆汁、典型例な色素散布による着色された色素の色調データを登録しておく。

そして、ユーザは、例えばこれら残渣、胆汁、色素による色調のいずれかを所定量以上、検出した場合には、通常観察モードへ復帰させる設定モードを選択しているものとする。図 39のステップ S23と同様に分光画像観察モードに切り替えられた後、色調判定部 172は、所定の色調になつたかを監視する状態になる。つまり、ステップ S24aに示すように現在の分光画像の色調が残渣の色調か否かを判定し、残渣の色調に一定面積以上なつていると判定すると、ステップ S26に示すように制御部 4 2は通常画像観察モードに強制的に切り替える。

また、現在の分光画像の色調が残渣の色調でない場合には、ステップ S24bに進み、胆汁の色調か否かを判定し、胆汁の色調に一定面積以上なつていると判定すると、ステップ S26に示すように制御部 42は通常画像観察モードに強制的に切り替える。

[0204] また、現在の分光画像の色調が胆汁の色調でない場合には、ステップ S24cに進み、色素で着色された色調か否かを判定し、色素で着色された色調に一定面積以上なつていると判定すると、ステップ S26に示すように制御部 42は通常画像観察モードに強制的に切り替える。

[0205] また、現在の分光画像の色調が色素で着色された色調でなレ、場合には、ステップ S 25に進み、制御部 42は観察モードの切替指示を待つ状態となる。

本変形例によれば、分光画像観察モードのままで観察を行うのに適しない色調になった場合に強制的に通常画像観察モードに切り替えることができ、ユーザが切り替える手間を省くことができる。従って、本変形例によれば操作性が向上する。

また、上述した実施例では、 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.調節していた。これに対し、 CCDの電子シャッターを調整（利用）する方法もある。

[0206] CCD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。この電荷を蓄積する電荷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による電荷蓄積時間を調節することで、電荷の蓄積量、即ち信号量を調整することができる。つまり、図 44に示すように、電荷蓄積時間を順次変化させた状態での RGBカラー画像を得ることで、照明光量の制御の場合と同様の分光画像を得ることができる。

[0207] なお、図 44においては、面順次照明の場合で示している。この場合、上側が R, G , Bの照明状態を示し、下段が電子シャッターによる電荷蓄積時間を示す。即ち、照明光量の制御は通常画像を得るために用レ、、分光画像を得る際には、電子シャッターによる電荷蓄積時間を変化させることにより、 RGBカラー信号の飽和を避けることが可能である。

[0208] なお、電子シャッターは同時式の場合に適用することもできる。

[0209] また、本変形例の変形例として以下のようにしても良い。

この変形例は、実施例 4と同様、面順次方式を利用したものであり、また、この利点を生かしたものである。電子シャッター制御による電荷蓄積時間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ができるものである。すなわち、本変形例では、 CCD21の電荷蓄積時間を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。

本変形例の動作としては、図 45に示すように、 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レ、なレ、ため tdbは省略されてレ、る）とする。

[0210] 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 F3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 43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 3と同様の分光画像を得ることができる。

[0211] 本変形例によると、実施例 4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力 Sできる。また、本実施例では、実施例 4と同様、カラー画像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画像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 436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化することが可能である。

[0212] (実施例 5)

次に図 46から図 48を参照して本発明の実施例 5を説明する。図 46は本発明の実施例 5の電子内視鏡装置 100を示す。本実施例の電子内視鏡装置 100は、例えば図 4の電子内視鏡装置 100において、本体処理装置 43の構成を一部変更して、例えば表示モニタ 106に通常観察画像と分光画像とを同時に表示することもできる構成にしている。以下に説明するように切り替えて一方の画像を表示することは勿論、両方を例えばサイズを変更して表示する表示状態制御手段若しくは表示制御手段を設けている。

図 46に示すように例えば色信号処理部 435から出力される色信号、 G' 、 Β' は重畳部 181に入力され、色信号、 G' 、 Β' は、重畳部 181により積算部 438 a〜438cの出力信号∑F1〜∑F3と重畳される。重畳された信号は R〃、 G〃 , " で示されている。信号 R" G" 、 B" は、ホワイトバランス回路 182に入力され、ホヮイトバランス回路 182からホワイトバランス調整された信号 Rwb, Gwb, Bwbとして出力される。

[0213] なお、図 46において、実線では積算部 438a〜438cの出力信号∑F1〜∑F3が重畳部 181に入力されるようにしている力 2点鎖線で示すように色調整部 440を通して色調整した信号にした後、重畳部 181に入力するようにしても良い。

これらの信号 Rwb, Gwb, Bwbは、 γ補正回路 183に入力され、 γ補正された信号 R y , G y , Β γとなり、第 1色変換回路 184に入力され、輝度信号 Υと色差信号 R

_Υ， Β _Υに変換される。

[0214] そして、輝度信号 Υは、強調回路 185により輪郭強調された輝度信号 Yehとなり、色差信号 R_Y、 B— Yと共に、第 2色変換回路 186に入力され、この第 2色変換回路 186により、色変換されて、色信号 R， G， Bが生成される。

[0215] そして、色信号 R， G, Bは、表示モニタ 106の R, G, Bの各チャンネルに入力され、表示モニタ 106には、対応する画像が表示される。

[0216] 本実施例におけるたとえば重畳部 181には、一方の信号のみを選択して出力する選択回路と、拡大/縮小を行う拡大/縮小回路 181aが内蔵されている。そして、制御部 42は、ユーザによるキーボード 451その他からの表示制御信号に応じて一方の信号のみを重畳部 181から出力させる。そして、表示モニタ 106には、選択された一方の画像が表示される。

[0217] また、この表示制御信号に応じて重畳部 181は、色信号処理部 435から出力される色信号、G' 、Β' 或いは積算部 438a〜438cの出力信号∑F1〜∑F3の画像サイズを拡大/縮小する調整を行い、両画像を重畳して出力する。このように本実施例においては表示モニタ 106に表示される画像等を制御する表示状態制御手段若しくは表示制御手段が形成されてレ、る。

例えば図 46の表示モニタ 106においては、色信号処理部 435から出力される色信号、G' 、Β' 側からの通常画像はそのままのサイズで、これに対して積算部 43 8a〜438cの出力信号∑F1〜∑F3側からの分光画像は小さいサイズに調整された状態で、両画像が同時に表示される例が示されている。

[0218] また、本実施例では、図 47、図 48で示すように表示モニタ 106に実際に表示されている画像が通常画像であるか分光画像であるかを確認できるよう、画像の付近に確認用の情報を明示的に表示するようにしている。つまり、各観察モードに対応した画像を表示する場合、その観察モードに対応した画像付近にその観察モード或いは画像の種類を表示する観察モードの表示手段を設けている。なお、本実施例におけるマトリックス演算部（図 46においては MX演算部と略記） 436' は、図 4における係数制御部 442及び LUT443の機能を内蔵している。

その他の構成は、例えば図 4と同様の構成である。図 32では、観察モードの切替により 1つの観察モードが択一的に選択された場合で説明したが、本実施例では 2つの観察モードを同時に選択して、 2つの観察モードにより得られる画像を同時に表示する場合にも対応している。

図 47は、ユーザによる観察モード或いは表示方法の選択制御により、表示モニタ 1 06に表示される画像表示例を示す。

[0219] 図 47 (A)及び図 47 (B)は、表示モニタ 106に通常画像のみ、或いは分光画像のみをそれぞれ表示させた場合を示す。この場合は、例えば図 32 (A)及び図 32 (B)と同じような表示形態を採用している。

また、図 47 (C)は、通常画像を大きなサイズで表示し、分光画像を小さなサイズにして両画像を重畳して表示した場合を示す。つまり、通常画像を親画面で、分光画像を子画面で表示したピクチャインピクチヤで表示した例を示す。

図 47 (D)は、図 47 (C)における通常画像と分光画像のサイズを入れ替えて表示した場合を示す。

このように本実施例によれば、通常画像と分光画像とを同時に表示することもできるようにしているので、よりユーザによる選択肢が広がり、操作性が向上する。

[0220] また、本実施例では一方の画像のみを表示する場合にも表示モニタ 106の解像度等に応じて拡大等して表示できるようにしているので、表示モニタ 106の表示面の解像度等が異なるような場合にも適切な大きさで表示させることができる。また、各画像の例えば下には、その画像の観察モード或いは画像の種類を表示して、ユーザが容易に確認できるようにしている。ここでは、通常画像の場合を NI、分光画像の場合を NBIで明示的に示している。

なお、図 47では、通常の表示モニタ 106の場合で説明した力例えば横長の表示面を有する表示モニタに表示するようにしても良い。

図 48 (A)は横長の表示面を有する表示モニタ 106にて、通常画像と分光画像とを同時に表示した様子を示す。この場合にも、表示サイズを調整することにより、図 48 ( A)に示すように比較的大きなサイズで表示することが可能となる。

[0221] また、図 48 (B)に示すように 2つの表示モニタ 106A、 106Bを用意して、それぞれに通常画像と分光画像を表示してもよい。また、その表示を入れ替えるようにしても良レ、。

また、表示する分光画像は一つの波長のみのものを選択して表示してもよいし、実施例 2等のように、 2、ないし 3つの分光画像を使っての擬似カラー表示でも良い。また、本実施例における観察モードの表示例としては 2つの観察モードの画像を両方表示した場合にも確認し易いように表示する例を説明したが、一方のみの観察モードの画像を表示する場合には、図 32 (D)〜図 32 (F)のようにしても良い。

なお、通常画像と分光画像とを同時に表示する場合の構成としては、図 46のものに限定されるものでなぐ例えば図 4の構成において、一方の画像の選択を行う切換部 439の代わりに一方の画像の選択と両画像の合成（重畳）を行う図 46の重畳部 18 1を採用することにより、ほぼ同様の作用効果を得ることができる。

[0222] (実施例 6)

図 49及び図 50は本発明の実施例 6に係り、図 49は色フィルタの配列を示す図、図 50は図 49の色フィルタの分光感度特性を示す図である。

実施例 6は、実施例 1とほとんど同じであるので、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。

本実施例は、主として実施例 1と CCD21に設けられた色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の原色型色フィルタが用いられたのに対し、本実施例では、補色型の色フィルタを用いる。

この補色型色フィルタの配列は図 49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、原色型色フィルタの各要素と補色型色フィルタの各要素の関係は、 Mg = R + B、 Cy=G + B、 Ye = R + Gとなる。

[0223] この場合、 CCD21の全画素読み出しを行レ、、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、原色型色フィルタについての（1)式〜（8)式及び（19)式〜（21)式について、補色型色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。

[0224] [数 27]

"_{2 3}、

わ, b₂ 3

G Mg Cy Ye = (F, Fつ F, .(27) も C (F F₂ F₃ •(28)

ほ女 29]

k =(ί S(^)XH(1)X

k XMg

k = XYe (29)

Ye

女 30]

0 0

0 0 0

K (30)

0 0 ん 0

、c 0 0 女 31]

Z-0.413 -0.678 4.385、

-0.040 -3.590 2.085

A (31)

-0.011 -2.504 -1.802

、0.332 3.233 -3.310ノ

[数 32]

1 0 0 0

0 0.814 0 0

K .(32)

0 0 0.730 0

0 0 0 0.598 女 33] 1 0 0 0 V-0.413 -0.678 4.385 \

0 0.814 0 0 -0.040 -3.590 2.085

Α' = KA =

0 0 0.730 0 -0.011 -2.504 -1.802

0 0 0.598八 0.332 3.233 -3.310；し 0.413 -0.678 4.385

-0.033 -2.922 1.697

-0.008 -1.828

、 0.109 1.933

ー(33) また、図 50は、補色型色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。

[0225] なお、補色型色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ではなぐ G'Mg' Cy Yeについて行われることは言うまでもない。

また、補色型色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、補色型色フィルタの数力 ¾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力 Sできる。また、本実施例では、補色型色フィルタを用いた場合のメリットを享受すること力 Sできる。

[0226] なお、本発明は、上述した実施例を種々組みあせて用いても良ぐまたその趣旨を逸脱脱しない範囲での変形も可能である。

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（図示しなレ、）を設けるようにしても良レ、。これにより、図 4に示す内視鏡装置本体 105に設けられたキーボード 451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ようにしても良い。この場合、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（3 2)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。

[0227] なお、上述の各実施例等においては、分光画像信号を生成する場合、 CCD21により撮像された撮像信号から生成されるカラー画像信号として、色信号とも呼ばれる R GB信号の場合で主に説明したが、輝度信号と色差信号とからなるカラー画像信号から分光画像信号を生成するようにしても良レ、。

[0228] なお、上述した各実施例等においては、光源部 31からの照明光を内視鏡 101のライトガイド 14により導光し、ライトガイド 14の先端面から被検体としての例えば生体組織等に (導光した)照明光を照射することにより、被検体を照明する例で説明した。

[0229] 本発明はこれに限定されるものでなぐ例えば内視鏡 101の先端部 103に発光ダイオード (LEDと略記）を配置し、この LEDから照射した照明光で被検体を照明するようにしても良い。つまり、この場合には、光源部或いは照明部が内視鏡 101に設けられた例となる。

(実施例 7)

次に本発明の実施例 7を、図 1〜図 3、図 51、図 5〜図 7、図 52、図 9〜図 20、図 5 3、図 22、図 54、図 55、図 56を参照して説明する。図 51は図 3の電子内視鏡装置の構成を示すブロック図、図 52は図 51のマトリックス演算部の構成を示す構成図、図 53は図 51の色調整部の構成を示すブロック図、図 54は図 51の色調整部の変形例の構成を示すブロック図、図 55は生体機能演算部の構成を示すブロック図、図 56 はモニタへの表示例を示す図である。

[0230] 本実施例は、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に関連して生体機能情報を表示し、診断能の向上に寄与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いる。 [0231] 本実施例 7に係る図 1及び図 2、マトリックス算出方法、補正方法、 S/Nの改善方法、マトリックス算出方法の変形例は、実施例 1における導入部において説明したので、その説明を省略する。

[0232] 次に、本発明の実施例 7に係る電子内視鏡装置の外観上の構成は、例えば図 3と同じである。

[0233] 図 3に示すように、電子内視鏡装置 100は、内視鏡 101、内視鏡装置本体 105、表示モニタ 106を有している。また、内視鏡 101は、被検体の体内に揷入される揷入部 102、揷入部 102の先端に設けられた先端部 103および、揷入部 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 10 4から主として構成されてレ、る。

[0234] 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。

[0235] 次に、図 51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 5 1は同時式の電子内視鏡装置 100のブロック図である。

[0236] 図 51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及び本体処装置 43は、前記光源部 41及び/又は撮像部としての CCD21の動作を制御し、表示装置である表示モニタ 106へ映像信号を出力する信号処理制御部を構成している。

[0237] 本実施例は、図 4に示す実施例 1において、操作パネル 441、係数制御部 442、 L UT443、キーボード 451を設けないで、生体機能演算部 450を設けた構成となっている。この生体機能演算部 450は、積算部 438a、 438b, 438cからの出力信号が入力され、生体機能を表す指標の情報を生成して、切換部 439に出力する。以下、内視鏡装置本体 105の構成をより詳細に説明する。

[0238] 尚、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と別のユニットとして、取り外し可能なように構成されてレ、ても良レ、。

[0239] 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

。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チヨッパ一 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。

[0240] チョッパー 16は、図 5に示すような構成であり、実施例 1においてその構成及び動作は説明済みであるのでその説明を省略する。

[0241] 尚、光源部 41は、チョッパーによる光量制御ではなぐランプ 15の電流制御によつて光量を調整するようにしても良レ、。すなわち、ランプ 15の電流制御を行う電流制御装置を設け、制御部 42からの指令に基づいて、電流制御装置は RGBのいずれの力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。

[0242] このようにランプ 15の電流制御を採用した場合の電子内視鏡装置においても、血管パターン等が鮮明に表示される分光画像を得ることができる。ランプ 15の電流制御による光量制御方法は、チョッパーを用いた光量制御方法に比較し、制御方法が簡単であるという利点がある。

[0243] また、光源部 41にコネクタ 11を介して接続される内視鏡 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 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。尚、図 6は CCDの撮像面に配置された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のそれぞれの分光感度特性を示している。

[0244] また、図 51に示すように、揷入部 102は、光源部 41から照射された光を先端部 10 3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、また、処置を行うための鉗子チャネル 28等を備えている。尚、鉗子チャネル 28に鉗子を揷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。

[0245] 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。

[0246] 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レ、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。

[0247] そして、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。

[0248] 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の出力信号 (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いう。

[0249] 尚、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力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。

[0250] 図 52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。

[0251] 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。

[0252] 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。尚、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。

[0253] 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に入力され、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が色調整部 440及び生体機能演算部 450に送られる。

[0254] 色調整部 440は、分光画像信号∑F1乃至∑F3に対して後述する色調整演算を行レ、、色調演算された分光画像信号としての分光チャンネル画像信号 Rnbi、 Gnbi、 Be hをそれぞれ生成して切換部 439に送る。なお、本実施例においては図 51で表示モユタ 106の R、 G、 Bのチャンネルを明示していなレ、が、分光チャンネル画像信号 Rnb i、 Gnbi、 Bchはそれぞれ表示モニタ 106の R、 G、 Bのチャンネルに出力される。このため、表示モニタ 106での表示色に主眼をおいた表現として、分光チャンネル画像信号 Rnbi、 Gnbi、 Bchを表示モニタ 106の R、 G、 Bのチャンネルに出力するカラーチヤンネル画像信号とレ、うこともできる。

[0255] また、本実施例における生体機能演算部 450は、分光画像信号∑F1乃至∑F3に基づいて、生体機能を表す指標、より具体的には生体における血液中の酸素代謝機能を持つヘモグロビンの濃度に相関のある値（ヘモグロビンインデックス； IHb)を生体機能情報として演算等により算出する。また、生体機能演算部 450は算出された IHb値力擬似画像 (擬似カラー画像或いはグレースケール画像）等の生体機能画像（生体機能情報に含まれる）を生成して切換部 439に送る。尚、色調整部 440及び生体機能演算部 450の構成については、後述する。

[0256] 尚、切換部 439は、表示モニタ 106に通常画像、分光画像、生体機能画像（生体機能情報）の表示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、分光チャンネル画像信号 Rnbi、 Gnbi、 Bnbiの分光チヤンネル画像、生体機能画像から選択して表示させることができる。また、切換部 43 9によりいずれ力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。

[0257] 特に、表示モニタ 106に通常画像、分光チャンネル画像、生体機能画像を同時に表示可能とした場合には、ユーザは、一般的に観察を行っている通常画像に対して分光チャンネル画像及び生体機能画像を簡単に対比することができる。そしてユーザは、通常画像と分光チャンネル画像とのそれぞれの特徴（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る。従って本実施例は、診断上非常に有用である。

[0258] 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 51を参照して詳しく説明する。

[0259] 尚、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。

[0260] まず、光源部 41の動作を説明すると、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 力の光束は、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。

[0261] 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。

[0262] 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加算されて入力され、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、生成された輝度信号は、通常画像生成部 437に入力される。

[0263] また一方で、 CCD21で収集された信号は、各フィルタ毎に S/H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にて色信号処理が施された後、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信号が生成される。 Y信号、 R- Y信号、 B—Y信号は、切換部 439を介して、表示モニタ 106に出力され、表示モニタ 106に被検体の通常画像が表示される。 [0264] 次に、分光画像を観察する際の動作について説明する。尚、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。

[0265] 操作者は、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 10

4に設けられているスィッチ等を操作することにより、通常画像から分光画像を観察する指示をおこなう。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。

[0266] 具体的には、必要に応じて制御部 42は、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、制御部 42は、分光画像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制御するとともに、飽和しない範囲にて照明光量を変化させることもできる。

[0267] 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。

[0268] 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.積算することによって、図 2に示したように、信号強度を上げることができ、 S/Nが向上した分光画像を得ることができる。

[0269] 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 (ここではそれぞれの透過波長領域を 1 : 590 11〜620 11、 F2： 520nm〜560nm、 F3 : 400nrr！〜 440η m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。

[0270] ほ女 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。

[0271] 女 20]

尚、（6)式に示す光源のスペクトル S ( ;i )は図 9に示すものとなり、（7)式に示す注目する生体の反射スペクトル Η ( 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。

[0273] ほ女 21]

1 0 0 V 0.625 -3.907 -0.05

Α = ΚΑ = 0 1.07 0 -3.097 0.631 -1.661

0 0 1.57八 0.036 -5.146 0.528 ,

( 0.625 -3.907 -0.050、

-3.314 0.675 -1.777 •(21) 0.057 -8.079 0.829 ₇ 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。

[0274] 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。

[0275] 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レ、血管 54が分布するようになる。

[0276] 一方、光は体腔内組織 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。

[0277] 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、

[0278] 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。

[0279] 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。

[0280] 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、各波長域がオーバ一ラップしてレ、なレ、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、

[0281] 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（表示モニタ 106の Rチャンネルに出力される）分光チャンネル画像信号 Rnbiに、分光画像信号 F2を (表示モニタ 10 6の Gチャンネルに出力される）分光チャンネル画像信号 Gnbiに、分光画像信号 F3 を（表示モニタ 106の Bチャンネルに出力される）分光チャンネル画像信号 Bnbi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。

[0282] 色調整咅 440は、図 53に示すように、 3 X 3のマトリックス回路 61と、 3 X 3のマトリツタス回路 61の前後に設けた 3糸且の LUT62a, 62b, 62c, 63a, 63b, 63cと、 LUT6 2a, 62b, 62c, 63a, 63b, 63cのテープノレデータや 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で構成されている。

[0283] 色変換処理回路 440aに入力される分光画像信号 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等が行われる

[0284] 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。

[0285] これら LUT62a, 62b, 62c, 63a, 63b, 63cのテープノレデータや 3 X 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。

[0286] 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レ、て行われる。

[0287] これら制御信号を受けた係数変更回路 63は、予め色調整部 440内に格納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る。 [0288] 次に具体的な色変換処理内容について述べる。式（22)は色変換式の一例を示す

[0289] [数 22]

この式（22)による処理は、表示モニタ 106の R、 G、 Bの各カラーチャンネルにそれぞれ出力される分光チャンネル画像信号 Rnbi、 Gnbi、 Bnbiとして、分光画像信号 Fl 乃至 F3を波長の短い順に割り当てる色変換である。

[0290] このようにして分光チャンネル画像信号 Rnbi、 Gnbi、 Bnbiに対応する分光チャンネル画像を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、表示色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、表示色（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。

[0291] 尚、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で色変換処理手段を構成してもよレヽ。

[0292] 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を示した力図 54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 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。

[0293] 一方、分光チャンネル画像の観察画像に対し、操作者は、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、生体機能演算部 450への演算指示を行うと、分光画像信号 F1乃至 F 3のうちの 2つのバンド画像情報を用いて、図 55に示す IHb値算出回路 450aにて IH b値が演算される。 [0294] 従来の IHb値演算では、式（34)が使われているが、この式は Gバンド画像が血液情報を強く反映することを利用している。

[0295] 一方、フィルタを狭帯域化すると、 B画像には表面上の毛細血管が強く反映される

。従って、 Bと Gの画像は、血液が存在する深さが異なり、 Bが表層、 Gがそれより深い層位置の情報を反映することになる。

[0296] ほ女 34]

IHb = 32 X Log (R/G) …（34)

よって、生体機能演算部 450では、 R帯域に相当する分光画像信号 F1を R信号、 G帯域に相当する分光画像信号 F2を G信号、 B帯域に相当する分光画像信号 F3を B信号として扱う。そして、 IHb算出回路 450aに設けたセレクタ 451の動作を操作スイッチ等からの指示によって切替えることで、生体機能演算部 450は、式（34)による G情報に基づいた粘膜中層の IHb値と、式 (35)による B情報に基づいた粘膜表層の IHb値とを切替えて演算する。

[0297] これにより、ユーザは、生体組織の組織表面近くの所望の深部の組織情報を分離して確認することができる。

[0298] [数 35]

IHb = 32 X Log (R/B) …（35)

具体的には、 IHb算出回路 450aは、図 55に示すように、セレクタ 451、除算器 452、対数変換部 453、乗算器 454にて構成されている。 R信号としての分光画像信号 F1 と、セレクタ 451で選択された G信号としての分光画像信号 F2、或いは B信号としての分光画像信号 F3とが除算器 452に入力され、除算器 452により R/G或いは R/ Bが算出される。

[0299] 除算器 452の出力は、 Log変換部 453に入力され、 Log変換部 453により ROM上の変換テーブル等を用いて対数変換が行われる。対数変換された信号は、乗算器 4 54にて所定の係数との乗算が行われ、画素毎の IHb値が算出されることになる。

[0300] そして、演算された画素毎の IHb値に基づいて疑似カラー画像等が生成され、疑似カラー画像等が切換部 439を介して表示モニタ 106に出力される。例えば、図 55 に示すように、表示モニタ 106には、画面左側に通常のカラー画像 106Aが表示され、その右側に分光チャンネル画像による観察画像 106Cが表示され、観察画像 106 Bの下部に IHb値に基づく生体機能画像 106Cが表示される。

[0301] このように表示モニタ 106には、通常の画像と、所望の深部の組織情報の観察に適した色調に色変換された観察画像と、この観察画像に対応した組織の IHb値による生体機能情報とが同時に表示される。そして本実施例によれば、術者による診断能を向上させることができる。

[0302] 例えば、式（22)による色変換処理により、分光画像信号 F2を分光チャンネル画像信号 Gnbi (表示モニタ 106の Gチャンネル）に割り付け、赤色系パターンの観察画像で中層付近にある血管網を表示し、同時に、分光画像信号 F1，F2による G情報に基づいた粘膜中層の IHb値を算出して生体機能画像を表示する。この表示により術者は、ヘモグロビン分布による血行動態の変化を容易に把握することが可能となる。

[0303] このとき、粘膜表面付近に存在する血管網は、観察画像では黄色系のパターンとして表現される力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。粘膜表面付近のパターンの変化は、特に、早期病変の発見鑑別診断にとって重要である。

[0304] そこで、観察画像で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、以下の式（23)に示す変換を行う一方、分光画像信号 F1，F3による B情報に基づいた粘膜表層の IHb値を算出し、生体機能画像を表示することが有効となる。

[0305] [数 23]

Rnbi、

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チャンネル画像信号 Gnbi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ィッチ（図示せず）に連動して画像処理手段内では、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。

[0307] ここでいうスルー動作とは、 3 X 3マトリックス回路 61には単位行歹 U、 LUT62a, 62b , 62c, 63a, 63b, 63cは非変換テープルを搭載した状態をいう。デフォルト値には、マトリックス係数に、例えば ω =0. 2、 ω =0. 8という設定値を与えるということで

G Β

ある。

[0308] 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 =0. 4、 ω =

G B

0. 6などとレ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 Ί補正テーブル、 Ύ補正テーブルが適用される。

[0309] 尚、生体機能演算部 450には、 IHb算出回路 450aに加え、画像全体における IHb の平均値， IHbの標準偏差， IHbの尖度等の特徴量を演算する演算部を設け、これらの数値を IHb値に基づく生体機能画像と共に表示モニタ 106の画面に表示するようにしても良い。

[0310] 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。

[0311] 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。

[0312] しかも、本実施例によれば、同一の表示モニタ上に、通常のカラー画像に加えて、観察に適した色調の観察画像と、 IHb値に基づく疑似画像等の生体機能情報とを同時に表示することにより、例えばうつ血状態等を容易に把握することが可能となる。従つて、従来のように、頻繁に各種の画像を切換える必要がなぐ本実施例では容易に各画像を比較対照することができ、診断能の向上という効果がある。

[0313] (実施例 8)

図 57は本発明の実施例 8に係るマトリックス演算部の構成を示すブロック図である。実施例 8は、実施例 7とほとんど同じであるので、実施例 7と異なる点のみ説明し、同一の構成には同じ符号をつけ、その説明は省略する。

[0314] 本実施例は、主として実施例 7とマトリックス演算部 436が異なるものである。実施例

7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、本実施例では、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ェアによる処理）により行う。

[0315] 本実施例におけるマトリックス演算部 436の具体的な構成を図 57に示す。本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。

[0316] 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の出力力図 51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。

[0317] 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 151からマトリックス「Α'」の各係数が画像メモリ 50に記憶された RG Β画像データと、乗算器で乗算される。

[0318] 尚、図 57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。マトリツタ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の出力力 S、乗算器 54bで、また、乗算器 53c、 53f、 5 3iの出力は、乗算器 54cでそれぞれ乗算される。

[0319] 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。

[0320] 本実施例によると、実施例 7の場合と同様、血管パターンが鮮明に表示される分光観察画像を得ることができると共に、この分光観察画像に関連した生体機能情報を表示することができる。

[0321] また、本実施例では、実施例 7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。

[0322] また、マトリックス係数を結果の値のみ、即ち、マトリックスお'」としてではなぐ S ( λ )、H ( )、R ( ;i )、G ( ;i )、B ( ;i

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 ( ;i )のみの変更等が可能である。

[0323] (実施例 9)

図 58及び図 59は本発明の実施例 9に係り、図 58は電子内視鏡装置の構成を示すブロック図、図 59は図 58の CCDの電荷蓄積時間を示す図である。

実施例 9は、実施例 7とほとんど同じ構成であるので、実施例 7と異なる点のみ説明し、同一の構成要素には同じ符号をつけてその説明は省略する。

本実施例は、実施例 7とは光源部 41および CCD21が異なる。実施例 7では、 CC D21は図 6で示した色フィルタが設けられたものであり、この色フィルタによってカラ一撮像信号を生成するいわゆる同時式であったのに対し、本実施例は、照明光を R GBの順に照明してカラー撮像信号を生成するいわゆる面順次式の CCD21を用いる。

[0324] 図 58に示すように、本実施例における光源部 41は、ランプ 15の前面に絞り 25が設けられ、絞り 25のさらに前面に、 RGBフィルタ 23が設けられている。また、絞り 25は、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 力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。また、 RGB 回転フイノレタ 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。

[0325] 本実施例における光源部 41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なって、光源部 41から出力される。

[0326] 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。 CCD21 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、 S/H回路 433a乃至 433cにそれぞれ入力される。

[0327] 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、 CCD2

1で得られた信号は、 SZH回路 433aに入力されることになる。尚、その他の動作については実施例 7と同様であるため、ここでは省略する。

[0328] 本実施例によると、実施例 7の場合と同様、血管パターンが鮮明に表示される分光観察画像を得ることができると共に、この分光観察画像に関連した生体機能情報を表示することができる。

[0329] また、本実施例では、実施例 7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力 Sできる。尚、このメリットとは、例えば後述するする実施例 10のようなものが挙げられる。

[0330] また、上述の実施例では、 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.調節していた。これに対し、 CCDの電子シャッターを調整する方法もある。 CCD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され、その電荷量を信号としている。この電荷を蓄積する電荷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。

[0331] この電子シャッターを調節することで、電荷の蓄積量即ち信号量を調整することができる。このため、図 59に示すように、電荷蓄積時間を順次変化させた状態で RGB のカラー画像を得ることで、照明光量を制御した場合と同様の分光画像を得ることができる。

[0332] 即ち、上述のそれぞれの実施例において、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、 RGBカラー信号の飽和を避けることが可能である。

[0333] (実施例 10) 図 60は本発明の実施例 10に係る CCDの電荷蓄積時間を示す図である。

実施例 10は、実施例 9とほとんど同じ構成であるので、実施例 9と異なる点のみ説明し、同一の構成要素には同じ符号をつけその説明は省略する。

[0334] 本実施例は、主として実施例 9と同様、面順次方式を利用したものであり、また、この利点を生力、したものである。実施例 9での電子シャッター制御による電荷蓄積時間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ができるものである。

[0335] すなわち、本実施例では、 CCD21の電荷蓄積時間を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。尚、その他の構成は、実施例 9と同様であるため、ここでは省略する。

[0336] 本実施例の動作としては、図 60に示すように、 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、 CCDドライブ回路 431は、 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。

[0337] 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 td r、 tdg、 tdb (尚、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、

女 25]

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

の演算を行うので、図 60での RGB別の電子シャッター制御による電荷蓄積時間を女 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 7乃至実施例 9と同様の分光画像を得ること力 Sできる。

[0338] 本実施例によると、実施例 9と同様、血管パターンが鮮明に表示される分光観察画像を得ることができると共に、この分光観察画像に関連した生体機能情報を表示すること力 Sできる。また、本実施例では、実施例 9と同様、カラー撮像信号の作成に面順次方式を利用しており、またさらに電子シャッターを用いてカラー撮像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 436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化することが可能である。

[0339] (実施例 11)

図 61及び図 62は本発明の実施例 11に係り、図 61は色フィルタの配列を示す図、図 62は図 61の色フィルタの分光感度特性を示す図である。

[0340] 実施例 11は、実施例 7とほとんど同じであるので、実施例 7と異なる点のみ説明し、同一の構成要素には同じ符号をつけその説明は省略する。

[0341] 本実施例は、主として実施例 7と CCD21に設けられた色フィルタが異なるものである。実施例 7では、図 6で示したように RGB原色型色フィルタが用いられるのに対し、本実施例では、補色型の色フィルタを用いる。

[0342] この補色型の色フィルタの配列は図 61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。尚、原色型色フィルタの各要素と補色型色フィルタの各要素の関係は、 Mg = R + B、 Cy=G + B、 Ye = R + Gとなる。

[0343] この場合、内視鏡装置本体 105は、 CCD21の全画素読み出しを行レ、、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、原色型色フィルタについての（1)式〜（8)式及び（19)式〜（21)式について、補色型色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。

[0344] [数 27]

"_{2 3}、

わ, b₂ 3

G Mg Cy Ye = (F, Fつ F, .(27) も C (F F₂ F₃ •(28)

ほ女 29]

k =(ί S(^)XH(1)X

k XMg

k = XYe (29)

Ye

女 30]

0 0

0 0 0

K (30)

0 0 ん 0

、c 0 0 女 31]

Z-0.413 -0.678 4.385、

-0.040 -3.590 2.085

A (31)

-0.011 -2.504 -1.802

、0.332 3.233 -3.310ノ

[数 32]

1 0 0 0

0 0.814 0 0

K .(32)

0 0 0.730 0

0 0 0 0.598 女 33] 1 0 0 0 V-0.413 -0.678 4.385 \

0 0.814 0 0 -0.040 -3.590 2.085

Α' = KA =

0 0 0.730 0 -0.011 -2.504 -1.802

0 0 0.598八 0.332 3.233 -3.310；し 0.413 -0.678 4.385

-0.033 -2.922 1.697

-0.008 -1.828

、 0.109 1.933

ー(33) また、図 62は、補色型色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。

[0345] 尚、補色型色フィルタを用いる場合には、図 51で示される S/H回路は、それぞれ R'G' Bではなぐ G'Mg' Cy Yeについて行われることは言うまでもない。

[0346] また、補色型色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、補色色フィルタの数力 ¾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、とレ、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。

[0347] 本実施例によると、実施例 7の場合と同様、血管パターンが鮮明に表示される分光観察画像を得ることができると共に、この分光観察画像に関連した生体機能情報を表示することができる。また、本実施例では、補色型色フィルタを用いた場合のメリットを享受すること力 Sできる。

[0348] 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逸脱しない範囲内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 7で示すと図 51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（図示しない)を設ける。

[0350] 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ようにしても良い。そして、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 51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。

[0351] 図 63は、臨床に適用するまでの流れを示す。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）をキーボ一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、 ' CCDの色フィルタの特性等と共に、マトリックス「A'」が算出され、図 61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「A'」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。

[0352] 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。

[0353] 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。

[0354] 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

[0355] カラー画像信号 (生体信号)から電気的な信号処理により分光画像信号 (分光信号 )を生成し、さらに色調の調整手段や係数切替手段を設けているので、観察しようとする生体組織が異なるような場合にも信頼性が高い状態を確保でき、操作性が良い状態での画像表示ができる。

本出願は、 2005年 5月 12日に日本国に出願された特願 2005— 140379号、 200 5年 5月 12日に日本国に出願された特願 2005— 140383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、図面に引用されたものとする。

Claims

請求の範囲

[1] 白色光の照明光により照明された被検体を、複数の広帯域の波長透過特性の色フィルタを備えた第 1の撮像装置により撮像した第 1の撮像信号、若しくは可視領域をカバーする互いに異なる複数の広帯域の波長領域の面順次照明光により照明された被検体を、第 2の撮像装置により撮像した第 2の撮像信号に対する信号処理を行レ、、表示装置にカラー画像として表示するためのカラー画像信号を生成するカラー画像信号生成部と、

前記第 1の撮像信号若しくは前記第 2の撮像信号に基づき、前記カラー画像信号の生成に用いられる色信号若しくは前記カラー画像信号に対する信号処理により、狭帯域の波長領域の照明光により照明された被検体を撮像した場合に得られる狭帯域の画像信号に対応する分光画像信号を生成する分光画像信号生成部と、前記分光画像信号に対して、表示装置に分光画像として表示させる際の表示色変換を行う表示色変換部と、

前記分光画像信号生成部における前記分光画像信号の生成特性の変更設定をする特性変更設定部、前記表示色変換の変更設定する表示色変更設定部、表示装置に表示される画像を含む情報の切替及び/又は確認の指示操作を行うためのィンターフェース部とにおける前記特性変更設定部、前記表示色変更設定部、及び前記インターフェース部との少なくとも一つと、

を具備することを特徴とする生体観測装置。

[2] 前記表示色変更設定部は、前記表示色変換の特性を変更するための複数の変換用係数を格納した係数格納部と、前記表示色変換部で表示色変換に使用される変換用係数の変換に用いられる変換用係数を切替設定する係数切替設定部と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] 前記第 1の撮像装置、若しくは前記第 2の撮像装置で撮像するために用いられる前記照明光を発生する光源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。

[4] 前記第 1の撮像装置、若しくは前記第 2の撮像装置は内視鏡に設けられ、前記内視鏡が着脱自在に接続される接続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。

[5] 前記特性変更設定部は、前記第 1の撮像装置若しくは前記第 2の撮像装置と、前記第 1の撮像装置若しくは前記第 2の撮像装置による撮像に用いられる前記照明光を発生する光源部との少なくとも一方に対応する情報に基づき、前記特性変更設定部による前記生成特性の変更設定を自動若しくは手動で行うことを特徴とする請求項 1記載の生体観測装置。

[6] 前記分光画像信号生成部は、前記分光画像信号の生成特性を変更する複数の係数を格納する係数格納部を有し、前記特性変更設定部は、前記係数格納部に対して前記生成特性の変更設定に用いられる係数を切替設定する係数切替設定部であることを特徴とする請求項 1記載の生体観測装置。

[7] 前記係数格納部に格納される前記複数の係数は、前記被検体としての生体の分光反射特性に対応した種類、又は生体における観察対象部位の名称、又は生体の粘膜組織の種類に対応した複数の生体用係数を含むことを特徴とする請求項 6記載の生体観測装置。

[8] 前記係数格納部に格納される前記複数の係数は、前記被検体としての生体における複数の異なる特徴量に対応して前記分光画像信号の生成特性を変更する複数の特徴量用係数を含むことを特徴とする請求項 6記載の生体観測装置。

[9] 前記係数格納部に格納される前記複数の変換用係数は、前記被検体としての生体における分光反射特性が異なる複数の特徴量に対応した特徴量用係数を含むことを特徴とする請求項 2記載の生体観測装置。

[10] 前記特徴量用係数は、前記生体の表面から深さ方向に分布する血管構造を観測するための前記分光画像信号を生成する血管用係数に設定されることを特徴とする請求項 8記載の生体観測装置。

[11] 前記特徴量用係数は、前記生体の表面からの深さ方向に分布する血管構造を観測するための前記分光画像信号の表示色を設定するための血管用係数に設定されることを特徴とする請求項 9記載の生体観測装置。

[12] さらに、前記分光画像信号における明るさが基準値以下か否力 ^判定する明るさ判定部を有し、前記明るさ判定部による判定結果に応じて、前記分光画像信号の生成特性を切り替えることを特徴とする請求項 1記載の生体観測装置。

[13] さらに、前記分光画像信号における明るさが基準値以下の場合に判定信号を出力する明るさ判定部を有し、前記判定信号により前記表示装置に表示される画像を強制的に前記分光画像から前記カラー画像に切り替えることを特徴とする請求項 1記載の生体観測装置。

[14] さらに、前記分光画像信号が所定の色調値に該当するか否かを判定する色調判定部を有し、前記色調判定部による判定結果に応じて、前記分光画像信号の生成特性を切り替えることを特徴とする請求項 1記載の生体観測装置。

[15] さらに、前記分光画像信号の色調値が、前記被検体に、染色用の色素、残渣、及び胆汁の少なくとも 1つが存在している場合の特定色調値を検出する特定色調値検出部を有し、前記特定色調値検出部により検出される特定色調値が所定量以上の場合に、表示装置に表示される前記分光画像を前記カラー画像に強制的に切り替えることを特徴とする請求項 1記載の生体観測装置。

[16] 前記特性変更設定部は、前記照明光を発生する光源部に搭載されている光源の種類及び分光特性の違いの少なくとも一方を検出する光源種類/分光特性検出部を有し、前記光源種類/分光特性検出部による検出結果に応じて前記分光画像信号の生成特性を変更することを特徴とする請求項 1記載の生体観測装置。

[17] 前記インターフェース部は、前記表示装置に表示される前記カラー画像及び前記分光画像の少なくとも一方の表示状態を制御する表示状態制御部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。

[18] 前記表示状態制御部は、前記表示装置に表示される前記カラー画像及びと前記分光画像との両画像を同時表示及び一方の画像のみの表示の少なくとも一方の表示の選択を行う表示選択部を有することを特徴とする請求項 17記載の生体観測装置。

[19] 前記表示状態制御部は、前記カラー画像信号及び/又は分光画像信号に対して表示装置上に表示される際の画像サイズを変更する画像サイズ変更部を有し、前記画像サイズ変更部で変更された画像サイズのカラー画像信号及び/又は分光画像信号を表示装置に出力可能にしたことを特徴とする請求項 17記載の生体観測装置

[20] 前記カラー画像及び前記分光画像の一方の画像が前記表示装置に、ユーザにより観察される観察画像として表示されるように、前記一方の画像を前記表示装置で表示させる選択を行う観察画像選択部と、前記観察画像選択部により選択された一方の画像が少なくとも生成されるように前記カラー画像信号生成部若しくは前記分光画像信号生成部を動作状態となるように制御する制御部とを備えた観察画像モード設定部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。

[21] 前記観察画像モード設定部は、前記生体観測装置の電源投入時に、前記観察画像選択部からの選択操作に応じて、前記表示装置に表示される観察画像を、前記力ラー画像若しくは前記分光画像に設定することを特徴とする請求項 19記載の生体観測装置。

[22] 前記観察画像モード設定部は、前記カラー画像若しくは前記分光画像の選択に連動して、前記カラー画像若しくは前記分光画像を前記表示装置に出力するのに使用される前記カラー画像信号生成部及び分光画像信号生成部を含む信号処理部と、前記照明光を発生する光源部との少なくとも一方におけるパラメータを切り替えることを特徴とする請求項 19記載の生体観測装置。

[23] 前記観察画像モード設定部は、前記表示装置に表示される観察画像に関連する情報を表示する観察画像情報表示部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。

[24] 前記観察画像情報表示部は、前記表示装置に表示された観察画像が前記カラー画像若しくは分光画像のいずれであるかを前記表示装置上に明示的に表示することを特徴とする請求項 23記載の生体観測装置。

[25] 前記観察画像情報表示部は、生体観測装置に設けられたユーザが指示操作を行うための前記インターフェース部上に前記表示装置に表示された観察画像が前記力ラー画像若しくは分光画像のいずれであるかを明示的に表示することを特徴とする請求項 23記載の生体観測装置。

[26] 白色光の照明光により照明された被検体を、複数の広帯域の波長透過特性の色フィルタを備えた第 1の撮像装置により撮像した第 1の撮像信号、若しくは可視領域をカバーする互いに異なる複数の広帯域の波長領域の面順次照明光により照明された被検体を、第 2の撮像装置により撮像した第 2の撮像信号に対する信号処理を行レ、、表示装置にカラーの通常画像として表示するための通常画像信号を生成する通常画像信号生成部と、

前記第 1の撮像信号若しくは前記第 2の撮像信号に基づき、前記カラー画像信号の生成に用レ、られる色信号若しくは前記カラー画像信号に対する信号処理により、狭帯域の波長領域の照明光により照明された被検体を撮像した場合に得られる狭帯域の画像信号に対応する分光画像信号を生成する分光画像信号生成部と、前記分光画像信号に基づき被検体を生体とした場合における生体の血液に関連する生体機能情報を算出する生体機能情報算出部と、

を有することを特徴とする生体観測装置。

[27] 前記生体機能情報算出部は、算出した前記生体機能情報を表示装置に出力することを特徴とする請求項 26に記載の生体観測装置。

[28] 前記分光画像信号に対して、前記表示装置に分光画像として表示させる際の表示色の調整を行う色調整部を更に含むことを特徴とする請求項 26に記載の生体観測装置。

[29] 前記第 1の撮像装置、若しくは前記第 2の撮像装置で撮像するために用いられる前記照明光を発生する光源部を有することを特徴とする請求項 26に記載の生体観測装置。

[30] 前記第 1の撮像装置、若しくは前記第 2の撮像装置は内視鏡に設けられ、前記内視鏡が着脱自在に接続される接続部を有することを特徴とする請求項 26に記載の生体観測装置。

[31] 前記生体機能情報は、血液中に含まれるヘモグロビン濃度を表す指標としてのへモグロビンインデックスであることを特徴とする請求項 26に記載の生体観測装置。

[32] 前記生体機能情報は、血液中に含まれるヘモグロビン濃度を表す指標としてのへモグロビンインデックスであることを特徴とする請求項 28に記載の生体観測装置。

[33] 前記ヘモグロビンインデックスは、赤の波長帯域の分光画像信号と緑の波長帯域の分光画像信号との比の対数力算出されることを特徴とする請求項 31に記載の生体観測装置。

[34] 前記ヘモグロビンインデックスは、赤帯域の分光信号と青帯域の分光信号との比の対数力算出されることを特徴とする請求項 31に記載の生体観測装置。

[35] 前記生体機能情報算出部は、前記分光画像信号から前記ヘモグロビンインデッタスの画像情報を生成し、生成された前記画像情報を、表示装置に出力することを特徴とする請求項 31に記載の生体観測装置。