CN101677755B - 图像生成装置 - Google Patents

图像生成装置 Download PDF

Info

Publication number
CN101677755B
CN101677755B CN2008800189533A CN200880018953A CN101677755B CN 101677755 B CN101677755 B CN 101677755B CN 2008800189533 A CN2008800189533 A CN 2008800189533A CN 200880018953 A CN200880018953 A CN 200880018953A CN 101677755 B CN101677755 B CN 101677755B
Authority
CN
China
Prior art keywords
mentioned
light
wavelength band
circuit
subject
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Active
Application number
CN2008800189533A
Other languages
English (en)
Other versions
CN101677755A (zh
Inventor
武井俊二
道口信行
山崎健二
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Olympus Corp
Original Assignee
Olympus Medical Systems Corp
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Olympus Medical Systems Corp filed Critical Olympus Medical Systems Corp
Publication of CN101677755A publication Critical patent/CN101677755A/zh
Application granted granted Critical
Publication of CN101677755B publication Critical patent/CN101677755B/zh
Active legal-status Critical Current
Anticipated expiration legal-status Critical

Links

Images

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B1/00—Instruments for performing medical examinations of the interior of cavities or tubes of the body by visual or photographical inspection, e.g. endoscopes; Illuminating arrangements therefor
    • A61B1/04—Instruments for performing medical examinations of the interior of cavities or tubes of the body by visual or photographical inspection, e.g. endoscopes; Illuminating arrangements therefor combined with photographic or television appliances
    • A61B1/05—Instruments for performing medical examinations of the interior of cavities or tubes of the body by visual or photographical inspection, e.g. endoscopes; Illuminating arrangements therefor combined with photographic or television appliances characterised by the image sensor, e.g. camera, being in the distal end portion
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B1/00—Instruments for performing medical examinations of the interior of cavities or tubes of the body by visual or photographical inspection, e.g. endoscopes; Illuminating arrangements therefor
    • A61B1/00064—Constructional details of the endoscope body
    • A61B1/00071—Insertion part of the endoscope body
    • A61B1/0008—Insertion part of the endoscope body characterised by distal tip features
    • A61B1/00096—Optical elements
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B1/00—Instruments for performing medical examinations of the interior of cavities or tubes of the body by visual or photographical inspection, e.g. endoscopes; Illuminating arrangements therefor
    • A61B1/04—Instruments for performing medical examinations of the interior of cavities or tubes of the body by visual or photographical inspection, e.g. endoscopes; Illuminating arrangements therefor combined with photographic or television appliances
    • A61B1/043—Instruments for performing medical examinations of the interior of cavities or tubes of the body by visual or photographical inspection, e.g. endoscopes; Illuminating arrangements therefor combined with photographic or television appliances for fluorescence imaging
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B1/00—Instruments for performing medical examinations of the interior of cavities or tubes of the body by visual or photographical inspection, e.g. endoscopes; Illuminating arrangements therefor
    • A61B1/06—Instruments for performing medical examinations of the interior of cavities or tubes of the body by visual or photographical inspection, e.g. endoscopes; Illuminating arrangements therefor with illuminating arrangements
    • A61B1/0638—Instruments for performing medical examinations of the interior of cavities or tubes of the body by visual or photographical inspection, e.g. endoscopes; Illuminating arrangements therefor with illuminating arrangements providing two or more wavelengths
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B1/00—Instruments for performing medical examinations of the interior of cavities or tubes of the body by visual or photographical inspection, e.g. endoscopes; Illuminating arrangements therefor
    • A61B1/06—Instruments for performing medical examinations of the interior of cavities or tubes of the body by visual or photographical inspection, e.g. endoscopes; Illuminating arrangements therefor with illuminating arrangements
    • A61B1/0646—Instruments for performing medical examinations of the interior of cavities or tubes of the body by visual or photographical inspection, e.g. endoscopes; Illuminating arrangements therefor with illuminating arrangements with illumination filters
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B1/00—Instruments for performing medical examinations of the interior of cavities or tubes of the body by visual or photographical inspection, e.g. endoscopes; Illuminating arrangements therefor
    • A61B1/06—Instruments for performing medical examinations of the interior of cavities or tubes of the body by visual or photographical inspection, e.g. endoscopes; Illuminating arrangements therefor with illuminating arrangements
    • A61B1/0655—Control therefor

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Medical Informatics (AREA)
  • Optics & Photonics (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • Radiology & Medical Imaging (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Endoscopes (AREA)
  • Studio Devices (AREA)
  • Image Input (AREA)
  • Investigating, Analyzing Materials By Fluorescence Or Luminescence (AREA)

Abstract

本发明的图像生成装置的特征在于，具有：第一光源部，其向被摄体射出第一波长频带的光；第二光源部，其向被摄体射出作为第一波长频带的一部分的第二波长频带的光；摄像部，其拍摄被摄体的像，并将被摄体的像作为摄像信号而输出；光截止滤波器部，其被设置在被摄体与摄像部之间，使在被摄体上反射的第二波长频带的光截止；以及补偿处理部，其根据摄像信号对被摄体的像中与通过光截止滤波器部而被截止的第二波长频带相当的成分进行补偿处理，其中上述被摄体的像是在利用第一波长频带的光照明的状态下由摄像部拍摄到的像。

Description

图像生成装置
技术领域
本发明涉及一种图像生成装置，特别是涉及一种获取与具有特定波长频带的激励光相应的从被摄体发出的自身荧光的像并且能够生成与该自身荧光的像相应的图像的图像生成装置。 
背景技术
以往在医疗领域等广泛使用着如下的内窥镜装置：获取被检体内部的被摄体的像，并且能够生成与该被摄体的像相应的图像。特别是在用户进行生物体内的检查以及观察等处理的用途中主要使用着医疗领域的内窥镜装置。 
作为使用了医疗领域的内窥镜装置的观察，一般众所周知的例如除了普通观察以外，还存在荧光观察，该普通观察对生物体内的被摄体照射白色光，获取与用肉眼观察大致同样的被摄体的像，该荧光观察对生物体内的被摄体照射具有特定波长频带的激励光，获取与该激励光相应的从被摄体发出的自身荧光的像。 
并且，例如日本特开2006-166940号公报所记载的内窥镜装置具备如下结构：能够在对上述的普通观察和荧光观察这两个观察模式进行切换的同时，对生物体内的被摄体进行多方面的观察。 
日本特开2006-166940号公报所记载的内窥镜装置构成为为了防止在荧光观察时在被摄体上反射的激励光影响到该被摄体的自身荧光的像而在该被摄体与摄像元件之间具备使该激励光的波长频带截止的激励光截止滤波器。 
但是，由于通过上述激励光截止滤波器而被截止的上述激励光的波长频带是蓝色频带的一部分，导致在摄像元件中被受光的各光中蓝色光的受光量减少。其结果，日本特开2006-166940号公报所记载的内窥镜装置具有如下问题：导致在普通观察时所得到的被摄体的像的色彩再现性下降。
本发明是鉴于上述的点而完成的，其目的在于提供一种如下的图像生成装置：在被摄体与摄像元件之间具备用于使规定波长频带的光截止的结构的情况下，能够获取再现了不具有该结构的情况下的色调的被摄体的像。 
发明内容
本发明的第一方式的图像生成装置的特征在于，具有：第一光源部，其向被摄体射出第一波长频带的光作为用于照明该被摄体的照明光；第二光源部，其向上述被摄体射出作为上述第一波长频带的一部分的第二波长频带的光；摄像部，其拍摄上述被摄体的像，并将所拍摄的上述被摄体的像作为摄像信号进行输出；光截止滤波器部，其被设置在上述被摄体与上述摄像部之间，使在上述被摄体上反射的上述第二波长频带的光截止；以及补偿处理部，其根据上述摄像信号对上述被摄体的像中的与通过上述光截止滤波器部而被截止的上述第二波长频带相当的成分进行补偿处理，其中，上述被摄体的像是在利用上述第一波长频带的光照明的状态下由上述摄像部拍摄到的像。 
本发明的第二方式的图像生成装置的特征在于，具有：光源部，其射出用于照明被摄体的第一波长频带的光和作为上述第一波长频带的一部分的第二波长频带的光；摄像部，其拍摄上述被摄体的像，并将所拍摄的上述被摄体的像作为摄像信号进行输出；光截止部，其被设置在上述被摄体与上述摄像部之间，将在上述被摄体上反射的上述第二波长频带的光截止；以及补偿处理部，其根据上述摄像信号对上述被摄体的像进行补偿处理，该被摄体的像是在利用上述第一波长频带的光照明的状态下通过上述光截止部而从上述被摄体发出的光中的上述第二波长频带被截止并由上述摄像部拍摄到的像。 
附图说明
图1是表示本发明的第一实施方式所涉及的内窥镜装置的要部结构的一例的图。 
图2是表示图1的旋转滤波器的具体结构的一例的图。 
图3是表示图2的第一滤波器群所具有的各滤波器的透过特性的一例的图。 
图4是表示图2的第二滤波器群所具有的各滤波器的透过特性以及图1的内窥镜所具有的激励光截止滤波器的透过特性的一例的图。 
图5是表示在图1的对比度变换电路进行对比度变换处理时所使用的变换表的一例的图。 
图6是表示在图1的对比度变换电路进行对比度变换处理时所使用的变换表的与图5不同的例子的图。 
图7是表示由图1的噪声降低电路进行的处理的一例的流程图。 
图8是表示关注像素和与该关注像素邻接的8个像素之间的位置关系的图。 
图9是表示本发明的第二实施方式所涉及的内窥镜装置的要部结构的一例的图。 
图10是表示图9的旋转滤波器的具体结构的一例的图。 
图11是表示图10的第三滤波器群所具有的各滤波器的透过特性以及图9的内窥镜所具有的激励光截止滤波器的透过特性 的一例的图。 
图12是表示在图9的对比度变换电路进行对比度变换处理时所使用的滤波器的一例的图。 
图13是表示本发明的第三实施方式所涉及的内窥镜装置的要部结构的一例的图。 
图14是表示对毛细血管集聚的区域照射的白色光在该区域发生反射而得到的光即反射光的光能量分布以及该光能量分布中的图13的激励光截止滤波器的频带的图。 
图15是表示图13的色彩变换电路所进行的色彩变换处理的一例的图。 
图16是表示本发明的第三实施方式所涉及的内窥镜装置的要部结构的与图13不同的例子的图。 
图17是表示对毛细血管集聚的区域照射的白色光在该区域发生反射而得到的光即反射光的光能量分布以及该光能量分布中的图16的激励光截止滤波器的频带的图。 
图18是表示图16的色彩变换电路所进行的色彩变换处理的一例的图。 
图19是表示本发明的第四实施方式所涉及的内窥镜装置的要部结构的一例的图。 
图20是表示图19的光源装置所具有的旋转滤波器的结构的一例的图。 
图21是表示图19的激光光源所发出的激光的波长频谱的一例的图。 
图22是表示图19的激光截止滤波器的透过特性的一例的图。 
图23是表示对毛细血管集聚的区域照射的白色光在该区域发生反射而得到的光即反射光的光能量分布以及该光能量分布 中的图19的激光截止滤波器的频带的图。 
具体实施方式
下面，参照附图说明本发明的实施方式。 
(第一实施方式) 
图1至图8涉及本发明的第一实施方式。图1是表示本发明的第一实施方式所涉及的内窥镜装置的要部结构的一例的图。图2是表示图1的旋转滤波器的具体结构的一例的图。图3是表示图2的第一滤波器群所具有的各滤波器的透过特性的一例的图。图4是表示图2的第二滤波器群所具有的各滤波器的透过特性以及图1的内窥镜所具有的激励光截止滤波器的透过特性的一例的图。图5是表示在图1的对比度变换电路进行对比度变换处理时所使用的变换表的一例的图。图6是表示在图1的对比度变换电路进行对比度变换处理时所使用的变换表的与图5不同的例子的图。图7是表示由图1的噪声降低电路进行的处理的一例的流程图。图8是表示关注像素和与该关注像素邻接的8个像素之间的位置关系的图。 
如图1所示，本实施方式所涉及的作为图像生成装置的内窥镜装置1具有以下部分来构成要部：电子内窥镜2，其被***到生物体内，并且拍摄该生物体内的被摄体101，作为摄像信号进行输出；光源装置3，其发出观察用的照明光；处理器4，其对从电子内窥镜2输出的摄像信号实施各种信号处理；监视器5，其根据从处理器4输出的影像信号来对该被摄体的像进行图像显示；以及数字归档装置6，其根据从处理器4输出的图像数据来存储该被摄体的像的图像。 
电子内窥镜2具有被***到体腔内的细长的***部2a以及被设置在该***部2a的后端的操作部2b。另外，向***部2a的前端部2c传输从光源装置3提供的照明光的光导件15贯穿于***部2a的内部。并且，在光导件15的后端设置有相对于光源装置3安装和拆卸自如地连接的未图示的光导件连接器。根据这种结构，从光源装置3提供的照明光通过光导件15传输，在经过被设置在***部2a的前端部2c的照明光学***21之后向生物体内的被摄体101射出。
作为光源部的光源装置3具有：灯7，其作为发出白色光的光源，例如由氙气灯等构成；灯驱动电路8，其与处理器4的控制相应地驱动灯7；光圈11，其被设置在灯7的射出光路上，根据处理器4的控制来调整灯7所发出的白色光的射出量；旋转滤波器12，其使通过了光圈11的白色光成为面顺次的照明光；马达13，其与处理器4的控制相应地使旋转滤波器12旋转；马达14，其与处理器4的控制相应地使旋转滤波器12和旋转用马达13沿与灯7的射出光路垂直的方向移动；以及聚光光学***16，其对通过了旋转滤波器12的照明光进行聚光，并提供给被连接到光源装置3上的光导件15的入射侧端面。 
旋转滤波器12如图2所示那样被构成为以中心为旋转轴的圆盘状，具有：第一滤波器群12A，其具备沿着内周侧的圆周方向设置的多个滤波器；以及第二滤波器群12B，其具备沿着外周侧的圆周方向设置的多个滤波器。此外，在旋转滤波器12中，设配置有第一滤波器群12A以及第二滤波器群12B的各滤波器的部分以外的部分由遮蔽光的部件构成。 
第一滤波器群12A构成为具有各自沿着旋转滤波器12的内周侧的圆周方向设置的R滤波器12r、G滤波器12g以及B滤波器12b，其中，该R滤波器12r使红色波长频带的光透过，该G滤波器12g使绿色波长频带的光透过，该B滤波器12b使蓝色波长频带的光透过。 
R滤波器12r具有如下的结构：作为红色区域的波长频带的光，例如如图3所示那样，主要使600nm到700nm的光(R光)透过。另外，G滤波器12g具有如下的结构：作为绿色区域的波长频带的光，例如如图3所示那样，主要使500nm到600nm的光(G光)透过。并且，B滤波器12b具有如下的结构：作为蓝色区域的波长频带的光，例如如图3所示那样，主要使400nm到500nm的光(B光)透过。 
第二滤波器群12B构成为具有各自沿着旋转滤波器12的外周侧的圆周方向设置的Bn1滤波器12b1和Gn滤波器12g1，该Bn1滤波器12b1使蓝色并且窄频带的光透过，该Gn滤波器12g1使绿色并且窄频带的光透过。 
Bn1滤波器12b1具有如下的结构：作为蓝色且窄频带的光并且作为能够使被摄体101产生自身荧光的光，例如如图4所示那样，使B光的短波长侧的光(Bn1光)透过。 
另外，Gn滤波器12g1具有如下的结构：作为绿色并且窄频带的光，例如如图4所示那样，使波长540nm附近的光(Gn光)透过。 
此外，在图1示出的光源装置3中，在马达13上安装有齿条14a，在马达14上安装有齿轮14b。另外，齿条14a被安装成与齿轮14b螺纹结合。根据这种结构，齿条14a与马达14以及齿轮14b的旋转连动地进行移动，另外，旋转滤波器12和旋转用马达13与齿条14a的移动连动地沿图1内的箭头方向(与灯7的射出光路垂直的方向)移动。 
另一方面，在***部2a的前端部2c上设置有照明光学***21、激励光截止滤波器22、对物光学***23以及CCD(电荷耦合元件)24，该照明光学***21对被摄体101射出通过光导件15传输的照明光，该对物光学***23使经过了激励光截止滤波器22 的被摄体101的像成像，该CCD(电荷耦合元件)24被配置在对物光学***23的成像位置上。 
作为光截止滤波器部的激励光截止滤波器22被配置在对物光学***23的光入射侧(CCD 24的前级)，是被设定成上述Bn 1光的波长频带的透过率大致为0的光学元件。即，激励光截止滤波器22具有用于使在被摄体101反射的Bn1光截止的结构。此外，图4示出本实施方式中的激励光截止滤波器22的透过特性的一例。 
作为摄像部的CCD 24与从处理器4输出的驱动信号相应地进行驱动，拍摄经过激励光截止滤波器22(以及对物光学***23)后的被摄体101的像，并且将所拍摄的该被摄体101的像作为摄像信号输出到处理器4。 
另外，在电子内窥镜2的操作部2b中设置有存储器31和观察模式切换开关32，该存储器31例如保存有型号、ID、色彩平衡校正用参数以及电子快门速度等信息作为电子内窥镜2的内窥镜信息，该观察模式切换开关32能够与用户的操作相应地输出用于将内窥镜装置1的观察模式切换为普通观察模式和荧光观察模式中的某一个的指示信号。 
处理器4具有前处理电路33、A/D变换电路34、色彩平衡校正电路35、对比度变换电路36、噪声降低电路37、选择器38、同时化电路39、图像处理电路40、D/A变换电路41以及编码电路52。 
前处理电路33对来自CCD 24的摄像信号实施放大处理等的前处理并进行输出。 
A/D变换电路34对来自前处理电路33的摄像信号实施A/D变换并进行输出。 
色彩平衡校正电路35具有未图示的矩阵电路以及未图示的 AGC电路，并且根据后述的CPU 44的控制，将包含在上述内窥镜信息中的色彩平衡校正用参数应用到该矩阵电路和该AGC电路的同时，对来自A/D变换电路34的摄像信号实施例如白平衡以及增益调整等色彩平衡处理并输出。 
作为补偿处理部的对比度变换电路36根据后述的观察模式切换电路45的控制，对与来自色彩平衡校正电路35的摄像信号相应的被摄体101的像中的B光的像的成分(以后简记为B成分)实施作为补偿处理的后述的对比度变换处理并输出。 
作为噪声降低处理部的噪声降低电路37根据后述的观察模式切换电路45的控制，对与来自色彩平衡校正电路35的摄像信号相应的被摄体101的像中的通过对比度变换电路36输出的B成分实施后述的噪声降低处理并输出。 
选择器38根据后述的观察模式切换电路45的控制，选择性地输出与各观察模式相应的摄像信号。 
同时化电路39例如构成为具有帧存储器等，根据后述的观察模式切换电路45以及被设置在该观察模式切换电路45上的未图示的定时发生器的控制，将来自选择器38的摄像信号同时化的同时逐帧输出。 
图像处理电路40根据后述的观察模式切换电路45的控制，对来自同时化电路39的摄像信号实施例如强调处理等图像处理并输出。 
D/A变换电路41对来自图像处理电路40的摄像信号实施D/A变换，将该D/A变换后的摄像信号作为影像信号输出。由此，在监视器5上对与上述影像信号相应的被摄体101的像进行图像显示。 
编码电路52对来自D/A变换电路41的摄像信号实施(压缩处理等的)编码处理，将该编码处理后的摄像信号作为图像数据 输出。由此，将与上述图像数据相应的被摄体101的像的图像保存到数字归档装置6中。 
另外，处理器4具有CPU 44、观察模式切换电路45、CCD驱动器46、调光电路49、电子快门控制电路50以及马达控制电路51。 
CPU 44读入被保存到电子内窥镜2的存储器31中的内窥镜信息，并且对处理器4的各部分进行基于所读入的该内窥镜信息的控制。 
观察模式切换电路45根据来自观察模式切换开关32的指示信号和CPU 44的控制，进行用于将处理器4的观察模式切换为普通观察模式或荧光观察模式的控制。另外，观察模式切换电路45具有未图示的定时发生器，该定时发生器能够生成用于指示处理器4的各部分进行处理或动作的定时的定时信号。 
CCD驱动器46根据电子快门控制电路50的控制来输出驱动信号，由此对CCD 24的驱动状态进行控制使得拍摄被摄体101的定时为后述规定的定时。 
调光电路49根据来自色彩平衡校正电路35的摄像信号和观察模式切换电路45的控制来控制光圈11的光圈量使得从光源装置3射出的照明光为适当的光量。 
电子快门控制电路50根据CPU 44和观察模式切换电路45的控制，对CCD驱动器46进行在与包含在上述内窥镜信息中的电子快门速度相应的每个规定定时输出驱动信号的控制使得该电子快门速度与CCD 24中的电荷蓄积时间大致一致。 
马达控制电路51根据观察模式切换电路45的控制来控制马达14，由此将被配置在灯7的射出光路上的滤波器群变更为第一滤波器群12A或第二滤波器群12B。然后，通过由马达控制电路51进行的上述控制，从光源装置3射出与处理器4的观察模式相 应的照明光。 
接着，说明本实施方式的内窥镜装置1的作用。 
首先，用户接通内窥镜装置1的各部分、即内窥镜2、光源装置3、处理器4、监视器5以及数字归档装置6的电源，将该各部分设为起动状态。此外，在上述起动状态、即电源接通之后的状态下，设内窥镜2、光源装置3以及视频处理器4被设定为普通观察模式。 
在处理器4被设定为普通观察模式的情况下，观察模式切换电路45根据从观察模式切换开关32输出的指示信号来对处理器4的各部分进行控制使得处理器4的各部分进行与普通观察模式相应的动作。 
马达控制电路51根据观察模式切换电路45的控制来控制马达14，由此将第一滤波器群12A配置在灯7的射出光路上。由此，作为与处理器4的观察模式相应的照明光，从光源装置3重复射出R光、G光以及B光的面顺次的照明光。并且，R光、G光以及B光的面顺次的照明光在通过光导件15传输之后，经过照明光学***21向被摄体101射出。 
另一方面，CCD 24与从CCD驱动器46输出的驱动信号相应地进行动作，并且在每个规定的定时拍摄由R光、G光以及B光依次照明的被摄体101的像，并将所拍摄的该被摄体101的像作为摄像信号输出到前处理电路33。 
从CCD 24输出的摄像信号在通过前处理电路33实施前处理、通过A/D变换电路34实施A/D变换、通过色彩平衡校正电路35实施色彩平衡处理之后，被输入到对比度变换电路36和调光电路49。 
调光电路49根据来自色彩平衡校正电路35的摄像信号和观察模式切换电路45的控制来控制光圈11的光圈量使得从光源装 置3射出的照明光为适于普通观察的光量。 
另一方面，对比度变换电路36根据观察模式切换电路45的控制，使与来自色彩平衡校正电路35的摄像信号相应的被摄体101的像中的R光的像的成分(以后简记为R成分)以及G光的像的成分(以后简记为G成分)通过的同时，对B成分实施对比度变换处理。 
另外，被输入到对比度变换电路36的B成分是通过激励光截止滤波器22而短波长侧的频带被截止的成分。因此，例如在被摄体101中包含生物体组织表层的毛细血管的情况下，血红蛋白量较多的部分(毛细血管的部分)与血红蛋白量较少的部分(毛细血管以外的部分)之间的对比度下降，其结果，导致输出难以观察那样的被摄体101的像。 
鉴于上述的点，本实施方式的对比度变换电路36例如进行如下的处理作为对比度变换处理：使用如图5所示的变换表，变换被输入的B成分的亮度并输出。具体地说，对比度变换电路36进行如下的处理作为对比度变换处理：使用如图5所示的变换表，降低被输入的B成分的亮度中的黑电平的同时进行输出。 
并且，通过由对比度变换电路36进行上述对比度变换处理，在普通观察模式时所获取的被摄体101的像中血红蛋白量较多的部分与血红蛋白量较少的部分之间的对比度提高。 
此外，对比度变换电路36并不限于进行使用如图5所示的变换表的处理作为对比度变换处理，例如也可以进行使用如图6所示的按照伽马变换的变换表的处理。 
另外，噪声降低电路37根据观察模式切换电路45的控制，对实施了上述对比度变换处理后的B成分实施噪声降低处理。 
在此，说明噪声降低电路37的噪声降低处理的具体例。 
首先，噪声降低电路37在来自对比度变换电路36的B成分 中设定关注像素i，并且将i的值设为1(图7的步骤S1和步骤S2)。 
此外，在本实施方式中，设来自对比度变换电路36的B成分具有N个像素。与此同时，设变量i是满足1≤i≤N的整数。 
之后，噪声降低电路37对相互处于如图8所示的位置关系的、关注像素i以及与该关注像素i邻接的8个像素(像素i1～像素i8)进行检测，并且计算这些9个像素的亮度的平均值作为平均值aAi(图7的步骤S3)。 
另外，噪声降低电路37计算像素i1、i3、i4、i5、i6以及i8这6个像素的亮度的平均值作为平均值aHi，计算像素i1、i2、i3、i6、i7以及i8这6个像素的亮度的平均值作为平均值aVi，计算像素i2、i4、i5以及i7这4个像素的亮度的平均值作为平均值aSi(图7的步骤S4)。 
并且，噪声降低电路37计算从像素i1、i4以及i6这3个像素的亮度的平均值中减去像素i3、i5以及i8这3个像素的亮度的平均值而得到的值AbsH的绝对值|AbsH|作为差绝对值gHi，计算从像素i1、i2以及i3这3个像素的亮度的平均值中减去像素i6、i7以及i8这3个像素的亮度的平均值而得到的值AbsV的绝对值|AbsV|作为差绝对值gVi(图7的步骤S5)。并且，噪声降低电路37计算从像素i2和i4这2个像素的亮度的平均值中减去像素i5和i7这2个像素的亮度的平均值而得到的值AbsS1的绝对值|AbsS1|作为差绝对值gS1i，计算从像素i2和i5这2个像素的亮度的平均值中减去像素i4和i7这2个像素的亮度的平均值而得到的值AbsS2的绝对值|AbsS2|作为差绝对值gS2i(图7的步骤S5)。 
噪声降低电路37通过比较在图7的步骤S5中计算出的各差绝对值gHi、gVi、gS1i以及gS2i来检测该各差绝对值中的具有最大值的一个差绝对值gMAXi(图7的步骤S6)。 
之后，噪声降低电路37检测平均值aHi、aVi以及aSi中的与 一个差绝对值gMAXi对应的平均值(图7的步骤S7)。 
具体地说，在上述一个差绝对值gMAXi是差绝对值gHi的情况下，噪声降低电路37检测出平均值aHi作为图7的步骤S7的处理结果。另外，在上述一个差绝对值gMAYi是差绝对值gVi的情况下，噪声降低电路37检测出平均值aVi作为图7的步骤S7的处理结果。并且，在上述一个差绝对值gMAXi是差绝对值gS1i或gS2i的情况下，噪声降低电路37检测出平均值aSi作为图7的步骤S7的处理结果。 
噪声降低电路37检测一个差绝对值gMAXi是否小于阈值Th(图7的步骤S8)。然后在检测出一个差绝对值gMAXi小于阈值Th的情况下，噪声降低电路37将关注像素i判断为不是构成边缘的像素，并且将平均值aAi设为该关注像素i的亮度值(图7的步骤S9)。另外，在检测出一个差绝对值gMAXi为阈值Th以上的情况下，噪声降低电路37将关注像素i判断为是构成边缘的像素，并且将平均值aHi、aVi以及aSi中的与一个差绝对值gMAXi相对应的一个平均值设为关注像素i的亮度值(图7的步骤S10)。 
具体地说，在检测出一个差绝对值gMAXi是差绝对值gHi并且该差绝对值gHi为阈值Th以上的情况下，噪声降低电路37将关注像素i判断为是构成垂直方向的边缘的像素，并且将平均值aHi设为关注像素i的亮度值。 
另外，在检测出一个差绝对值gMAXi是差绝对值gVi并且该差绝对值gVi为阈值Th以上的情况下，噪声降低电路37将关注像素i判断为是构成水平方向的边缘的像素，并且将平均值aVi设为关注像素i的亮度值。 
另外，在检测出一个差绝对值gMAXi是差绝对值gS1i并且该差绝对值gS1i为阈值Th以上的情况下，噪声降低电路37将关注像素i判断为是构成斜方向的边缘的像素，并且将平均值aSi 设为关注像素i的亮度值。 
并且，在检测出一个差绝对值gMAXi是差绝对值gS2i并且该差绝对值gS2i为阈值Th以上的情况下，噪声降低电路37将关注像素i判断为是构成斜方向的边缘的像素，并且将平均值aSi设为关注像素i的亮度值。 
然后，在检测出不是变量i＝N(图7的步骤S11)的情况下，噪声降低电路37对变量i的值加1，并且重复进行图7的步骤S3到步骤S11的处理(图7的步骤S12)。另外，在检测出变量i＝N(图7的步骤S11)的情况下，噪声降低电路37结束一系列的噪声降低处理。 
通过由噪声降低电路37进行如上所述的噪声降低处理，能够降低在普通观察模式时所获取的被摄体101的像中特别是在边缘部所产生的噪声。 
从对比度变换电路36输出的R成分和G成分以及从噪声降低电路37输出的B成分经过选择器38，在通过同时化电路39进行同时化、通过图像处理电路40实施图像处理、通过D/A变换电路41实施D/A变换之后，被输出到监视器5。 
然后，通过在处理器4中进行如上所述的处理等，在监视器5上对再现了内窥镜2不具有激励光截止滤波器22的情况下的色调的被摄体101的像进行图像显示。 
另外，用户通过操作观察模式切换开关32来将内窥镜装置1的观察模式从普通观察模式切换为荧光观察模式。 
在处理器4被设定为荧光观察模式的情况下，观察模式切换电路45根据从观察模式切换开关32输出的指示信号来对处理器4的各部分进行控制使得处理器4的各部分进行与荧光观察模式相应的动作。 
马达控制电路51根据观察模式切换电路45的控制来控制马 达14，由此将第二滤波器群12B配置在灯7的射出光路上。由此，作为与处理器4的观察模式相应的照明光，从光源装置3重复射出Bn1光和Gn光的面顺次的照明光。并且，Bn1光和Gn光的面顺次的照明光在通过光导件15传输之后，经过照明光学***21向被摄体101射出。 
另一方面，CCD 24与从CCD驱动器46输出的驱动信号相应地进行动作，并且在每个规定的定时拍摄由Bn1光和Gn光依次照明的被摄体101的像，将所拍摄的该被摄体101的像作为摄像信号输出到前处理电路33。 
从CCD 24输出的摄像信号在通过前处理电路33实施前处理、通过A/D变换电路34实施A/D变换、通过色彩平衡校正电路35实施色彩平衡处理之后，被输入到对比度变换电路36和调光电路49。 
此外，设荧光观察时的摄像信号所具有的Bn1光的像的成分以及Gn光的像的成分以通过色彩平衡校正电路35的色彩平衡处理被变换为红、绿以及蓝色成分的状态输出。 
调光电路49根据来自色彩平衡校正电路35的摄像信号和观察模式切换电路45的控制来控制光圈11的光圈量使得从光源装置3射出的照明光为适于荧光观察的光量。 
另外，对比度变换电路36和噪声降低电路37在荧光观察模式中使被输入的摄像信号通过的同时向选择器38输出。 
之后，经过了选择器38的摄像信号在通过同时化电路39进行同时化、通过图像处理电路40实施图像处理、通过D/A变换电路41实施D/A变换之后，被输出到监视器5。由此，在监视器5上对由被摄体101发出的荧光的像进行图像显示。 
如上所述，在本实施方式的内窥镜装置1中，在普通观察模式时进行对通过激励光截止滤波器22而被截止的频带的色调进行补偿那样的处理。因此，本实施方式的内窥镜装置1在普通观察模式中能够获取再现了在被摄体101与CCD 24之间不具有激励光截止滤波器22的情况下的色调的被摄体101的像。
(第二实施方式) 
图9至图12涉及本发明的第二实施方式。图9是表示本发明的第二实施方式所涉及的内窥镜装置的要部结构的一例的图。图10是表示图9的旋转滤波器的具体结构的一例的图。图11是表示图10的第三滤波器群所具有的各滤波器的透过特性以及图9的内窥镜所具有的激励光截止滤波器的透过特性的一例的图。图12是表示在图9的对比度变换电路进行对比度变换处理时所使用的滤波器的一例的图。 
此外，关于具有与第一实施方式相同的结构的部分，省略详细说明。另外，本实施方式的内窥镜装置的结构与第一实施方式的内窥镜装置的结构大致相同。因此，以后主要说明具有与第一实施方式的内窥镜装置不同的结构或作用的部分。 
如图9所示，本实施方式所涉及的作为图像生成装置的内窥镜装置1A具有以下部分构成要部：电子内窥镜2A，其设置有激励光截止滤波器22A来代替电子内窥镜2中的激励光截止滤波器22；光源装置3A，其设置有旋转滤波器112来代替光源装置3中的旋转滤波器12；处理器4A，其设置有对比度变换电路36A来代替处理器4中的对比度变换电路36；监视器5；以及数字归档装置6。 
如图10所示，作为光源部的光源装置3A的旋转滤波器112具有第一滤波器群12A和第三滤波器群12C，该第三滤波器群12C具备沿外周侧的圆周方向设置的多个滤波器。此外，在旋转滤波器112中，设配置有第一滤波器群12A以及第三滤波器群12C的各滤波器的部分以外的部分由遮蔽光的部件构成。 
第三滤波器群12C构成为具有各自沿着旋转滤波器112的外周侧的圆周方向设置的Bn2滤波器12b2和Gn滤波器12g1，该Bn2滤波器12b2使蓝色并且窄频带的光透过。 
Bn2滤波器12b2具有如下的结构：作为蓝色且窄频带的光并且作为能够使被摄体101发出自身荧光的光，例如如图11所示那样，使B光的长波长侧的光(Bn2光)透过。 
作为光截止滤波器部的激励光截止滤波器22A被配置在对物光学***23的光入射侧(CCD 24的前级)，是被设定成上述Bn2光的波长频带的透过率大致为0的光学元件。即，激励光截止滤波器22A具有用于使在被摄体101上反射的Bn2光截止的结构。此外，图11示出本实施方式中的激励光截止滤波器22A的透过率的一例。 
作为补偿处理部的对比度变换电路36A根据观察模式切换电路45的控制，对与来自色彩平衡校正电路35的摄像信号相应的被摄体101的像中的B成分实施后述的对比度变换处理作为补偿处理并输出。 
接着，说明本实施方式的内窥镜装置1A的作用。 
首先，用户接通内窥镜装置1A的各部分、即内窥镜2A、光源装置3A、处理器4A、监视器5以及数字归档装置6的电源，将该各部分设为起动状态。此外，在上述起动状态、即电源接通之后的状态下，设内窥镜2A、光源装置3A以及视频处理器4A被设定为普通观察模式。 
在处理器4A被设定为普通观察模式的情况下，观察模式切换电路45根据从观察模式切换开关32输出的指示信号对处理器4A的各部分进行控制使得处理器4A的各部分进行与普通观察模式相应的动作。 
马达控制电路51根据观察模式切换电路45的控制来控制马 达14，由此将第一滤波器群12A配置在灯7的射出光路上。由此，作为与处理器4A的观察模式相应的照明光，从光源装置3A重复射出R光、G光以及B光的面顺次的照明光。并且，R光、G光以及B光的面顺次的照明光在由光导件15传输之后，经过照明光学***21向被摄体101射出。 
另一方面，CCD 24与从CCD驱动器46输出的驱动信号相应地进行动作，并且在每个规定的定时拍摄由R光、G光以及B光依次照明的被摄体101的像，将所拍摄的该被摄体101的像作为摄像信号输出到前处理电路33。 
从CCD 24输出的摄像信号在通过前处理电路33实施前处理、通过A/D变换电路34实施A/D变换、通过色彩平衡校正电路35实施色彩平衡处理之后，被输入到对比度变换电路36A和调光电路49。 
调光电路49根据来自色彩平衡校正电路35的摄像信号和观察模式切换电路45的控制来控制光圈11的光圈量使得从光源装置3射出的照明光为适于普通观察的光量。 
另一方面，对比度变换电路36A根据观察模式切换电路45的控制，使与来自色彩平衡校正电路35的摄像信号相应的被摄体101的像中的R成分和G成分通过的同时，对B成分实施对比度变换处理。 
另外，被输入到对比度变换电路36A的B成分是通过激励光截止滤波器22A而长波长侧的频带被截止的成分。因此，例如在被摄体101中包含生物体组织表层的毛细血管的情况下，血红蛋白量较多的部分(毛细血管的部分)与血红蛋白量较少的部分(毛细血管以外的部分)之间的对比度变得过高，其结果，导致输出难以观察那样的被摄体101的像。 
鉴于上述的点，本实施方式的对比度变换电路36A例如进行如下处理作为对比度变换处理：使用如图12所示的低通滤波器，变换被输入的B成分的亮度并输出。具体地说，对比度变换电路36A进行如下的处理作为对比度变换处理：使用如图12所示的低通滤波器，降低被输入的B成分中的毛细血管部分的对比度的同时(除去高频成分的同时)输出。
并且，通过由对比度变换电路36A进行上述对比度变换处理，在普通观察模式时所获取的被摄体101的像中，血红蛋白量较多的部分与血红蛋白量较少的部分之间的对比度改善。 
之后，从对比度变换电路36A输出的B成分在通过噪声降低电路37实施第一实施方式的说明中已经记述的噪声降低处理之后，被输入到选择器38。 
从对比度变换电路36A输出的R成分和G成分以及从噪声降低电路37输出的B成分经过选择器38，在通过同时化电路39进行同时化、通过图像处理电路40实施图像处理、通过D/A变换电路41实施D/A变换之后，被输出到监视器5。 
并且，通过处理器4A进行如上所述的处理等，在监视器5上对再现了内窥镜2A不具有激励光截止滤波器22A的情况下的色调的被摄体101的像进行图像显示。 
另外，用户通过操作观察模式切换开关32来将内窥镜装置1A的观察模式从普通观察模式切换到荧光观察模式。 
在处理器4A被设定为荧光观察模式的情况下，观察模式切换电路45根据从观察模式切换开关32输出的指示信号对处理器4A的各部分进行控制使得处理器4A的各部分进行与荧光观察模式相应的动作。 
马达控制电路51根据观察模式切换电路45的控制来控制马达14，由此将第三滤波器群12C配置在灯7的射出光路上。由此，作为与处理器4A的观察模式相应的照明光，从光源装置3A重复射出Bn2光和Gn光的面顺次的照明光。并且，Bn2光和Gn光的面顺次的照明光在通过光导件15传输之后，经过照明光学***21向被摄体101射出。
另一方面，CCD 24与从CCD驱动器46输出的驱动信号相应地进行动作，并且在每个规定的定时拍摄由Bn2光和Gn光依次照明的被摄体101的像，将所拍摄的该被摄体101的像作为摄像信号输出到前处理电路33。 
从CCD 24输出的摄像信号在通过前处理电路33实施前处理、通过A/D变换电路34实施A/D变换、通过色彩平衡校正电路35实施色彩平衡处理之后，被输入到对比度变换电路36A和调光电路49。 
此外，设荧光观察时的摄像信号所具有的Bn2光的像的成分和Gn光的像的成分以通过色彩平衡校正电路35的色彩平衡处理被变换为红、绿以及蓝色成分的状态输出。 
调光电路49根据来自色彩平衡校正电路35的摄像信号和观察模式切换电路45的控制来控制光圈11的光圈量使得从光源装置3A射出的照明光为适于荧光观察的光量。 
另外，在荧光观察模式中，对比度变换电路36A和噪声降低电路37使被输入的摄像信号通过的同时向选择器38输出。 
之后，经过选择器38的摄像信号在通过同时化电路39进行同时化、通过图像处理电路40实施图像处理、通过D/A变换电路41实施D/A变换之后，被输出到监视器5。由此，在监视器5上对被摄体101所发出的荧光的像进行图像显示。 
如上所述，在本实施方式的内窥镜装置1A中，在普通观察模式时进行对通过激励光截止滤波器22A而被截止的频带的色调进行补偿那样的处理。因此，本实施方式的内窥镜装置1A在普通观察模式中能够获取再现了在被摄体101与CCD 24之间不具有激励光截止滤波器22A的情况下的色调的被摄体101的像。 
(第三实施方式) 
图13至图18涉及本发明的第三实施方式。图13是表示本发明的第三实施方式所涉及的内窥镜装置的要部结构的一例的图。图14是表示对毛细血管集聚的区域照射的白色光在该区域发生反射而得到的光即反射光的光能量分布以及该光能量分布中的图13的激励光截止滤波器的频带的图。图15是表示图13的色彩变换电路所进行的色彩变换处理的一例的图。图16是表示本发明的第三实施方式所涉及的内窥镜装置的要部结构的与图13不同的例子的图。图17是表示对毛细血管集聚的区域照射的白色光在该区域发生反射而得到的光即反射光的光能量分布以及该光能量分布中的图16的激励光截止滤波器的频带的图。图18是表示图16的色彩变换电路所进行的色彩变换处理的一例的图。 
此外，关于具有与上述的各实施方式相同的结构的部分，省略详细说明。另外，本实施方式的内窥镜装置的结构与上述的各实施方式的内窥镜装置的结构大致相同。因此，以后主要说明具有与上述各实施方式的内窥镜装置都不同的结构或作用的部分。 
如图13所示，本实施方式所涉及的作为图像生成装置的内窥镜装置1B具有电子内窥镜2、光源装置3、处理器4B、监视器5以及数字归档装置6来构成要部。 
如图13所示，处理器4B具有与从处理器4中去除对比度变换电路36并且在处理器4中的同时化电路39的后级以及图像处理电路40的前级配置了色彩变换电路61的处理器同样的结构。 
作为补偿处理部的色彩变换电路61根据从色彩平衡校正电路35输出的各色彩平衡系数和观察模式切换电路45的控制，对 与来自同时化电路39的摄像信号相应的被摄体101的像实施作为补偿处理的后述的色彩变换处理并输出。此外，上述色彩平衡系数是在色彩平衡校正电路35的色彩平衡处理中使用的系数。并且，以后将对于R成分的色彩平衡系数记为kR，将对于G成分的色彩平衡系数记为kG，以及将对于B成分的色彩平衡系数记为kB。另外，色彩变换电路61具有未图示的存储器，该存储器保存有用于进行上述色彩变换处理的各种参数等。 
接着，说明本实施方式的内窥镜装置1B的作用。 
首先，用户接通内窥镜装置1B的各部分、即内窥镜2、光源装置3、处理器4B、监视器5以及数字归档装置6的电源，将该各部分设为起动状态。此外，在上述起动状态、即电源接通之后的状态下，设内窥镜2、光源装置3以及视频处理器4B被设定为普通观察模式。 
在处理器4B被设定为普通观察模式的情况下，观察模式切换电路45根据从观察模式切换开关32输出的指示信号对处理器4B的各部分进行控制使得处理器4B的各部分进行与普通观察模式相应的动作。 
马达控制电路51根据观察模式切换电路45的控制来控制马达14，由此将第一滤波器群12A配置在灯7的射出光路上。由此，作为与处理器4B的观察模式相应的照明光，从光源装置3重复射出R光、G光以及B光的面顺次的照明光。并且，R光、G光以及B光的面顺次的照明光在通过光导件15传输之后，经过照明光学***21向被摄体101射出。 
另一方面，CCD 24与从CCD驱动器46输出的驱动信号相应地进行动作，并且在每个规定的定时拍摄由R光、G光以及B光依次照明的被摄体101的像，将所拍摄的该被摄体101的像作为摄像信号输出到前处理电路33。 
从C CD 24输出的摄像信号以通过前处理电路33实施前处理、通过A/D变换电路34实施A/D变换、通过色彩平衡校正电路35实施色彩平衡处理后的状态输出。 
调光电路49根据来自色彩平衡校正电路35的摄像信号和观察模式切换电路45的控制来控制光圈11的光圈量使得从光源装置3射出的照明光为适于普通观察的光量。 
另一方面，来自色彩平衡校正电路35的摄像信号中的R成分和G成分通过选择器38输出到同时化电路39。另外，来自色彩平衡校正电路35的摄像信号中的B成分在通过噪声降低电路37实施上述噪声降低处理之后，通过选择器38输出到同时化电路39。然后，同时化电路39将被输入的R成分、G成分以及B成分同时化的同时向色彩变换电路61输出。 
在此，说明由处理器4B的色彩变换电路61进行的色彩变换处理的具体例。 
首先，色彩变换电路61通过将从色彩平衡校正电路35输出的色彩平衡系数kR、kG以及kB应用到下述数式(1)至数式(3)，分别计算R成分值Rb、G成分值Gb以及考虑了激励光截止滤波器22的情况下的B成分值Bb1。 
Rb＝A×I(PR)×kR    …(1) 
Gb＝A×I(PG)×kG    …(2) 
Bb1＝A×I(PB1)×kB  …(3) 
此外，上述数式(1)中的光能量常数PR表示根据红色频带的光能量分布而计算出的中央值，该红色频带是对毛细血管集聚的区域照射的白色光在该区域发生反射而得到的光即反射光的频带中表示为图14内的R的频带。 
另外，上述数式(2)中的光能量常数PG表示根据绿色频带的光能量分布而计算出的中央值，该绿色频带是对毛细血管集聚 的区域照射的白色光在该区域发生反射而得到的光即反射光的频带中表示为图14内的G的频带。 
另外，上述数式(3)中的光能量常数PB1表示根据从蓝色频带中去除表示为图14的Bf1的频带即通过激励光截止滤波器22被截止的频带而得到的频带、即表示为图14的B1的频带的光能量分布而计算出的中央值，该蓝色频带是对毛细血管集聚的区域照射的白色光在该区域发生反射而得到的光即反射光的频带中表示为图14的B的频带。 
并且，上述数式(1)至数式(3)中的A/D变换系数A表示由A/D变换电路34对摄像信号实施A/D变换时所使用的变换系数。 
另外，上述数式(1)至数式(3)中的光电流值I(PR)、I(PG)以及I(PB1)是作为下述数式(4)中的光能量值P分别代入上述光能量常数PR、PG以及PB1而被计算出的值。 
I(P)＝(1/ηe)(Pλ/hc)…(4) 
其中，在上述数式(4)中，设η表示量子效率，e表示单位电荷，λ表示赋予上述各光能量常数的波长，h表示普朗克常数，c表示光的速度。接着，色彩变换电路61通过将使用从色彩平衡校正电路35输出的色彩平衡系数kR、kG及kB以及上述数式(1)至数式(3)计算出的成分值Rb、Gb以及Bb1应用到下述数式(5)和(6)，将该各成分值变换为xy坐标空间的坐标值Xc和Yc。 
Xc＝0.6Rb-0.28Gb-0.32Bb1…(5) 
Yc＝0.2Rb-0.52Gb+0.31Bb1…(6) 
另一方面，在将根据对毛细血管集聚的区域照射的白色光在该区域发生反射而得到的光即反射光的频带中表示为图14内的B的频带的蓝色频带的光能量分布而计算出的中央值设为光能量常数PB的情况下，色彩变换电路61通过将该光能量常数PB 应用到下述数式(7)，来计算不考虑激励光截止滤波器22的情况下的B成分值Bb。 
Bb＝A×I(PB)×kB  …(7) 
此外，上述数式(7)中的光电流值I(PB)是作为上述数式(4)中的光能量值P代入上述光能量常数PB而计算出的值。 
并且，色彩变换电路61通过将使用从色彩平衡校正电路35输出的色彩平衡系数kR、kG及kB以及上述数式(1)、数式(2)以及数式(7)计算出的成分值Rb、Gb以及Bb应用到下述数式(8)和(9)，将该各成分值变换为xy坐标空间的坐标值X0和Y0。 
X0＝0.6Rb-0.28Gb-0.32Bb  …(8) 
Y0＝0.2Rb-0.52Gb+0.31Bb  …(9) 
并且，色彩变换电路61通过将从色彩平衡校正电路35输出的色彩平衡系数kR、kG及kB以及上述光能量常数PR、PG以及PB1应用到下述数式(10)和(11)，来计算xy坐标空间的坐标值Xσ和Yσ。 
Xσ＝0.6×[A×I(PR+σR)×kR]-0.28×[A×I(PG+σG)×kG] 
-0.32×[A×I(PB1+σB1)×kB]…(10) 
Yσ＝0.2×[A×I(PR+σR)×kR]-0.52×[A×I(PG+σG)×kG] 
+0.31×[A×I(PB1+σB1)×kB]…(11) 
此外，上述数式(10)和(11)中的标准偏差σR是根据对毛细血管集聚的区域照射的白色光在该区域发生反射而得到的光即反射光的频带中表示为图14内的R的频带的红色频带的光能量分布而计算出的值。另外，上述数式(10)和(11)中的标准偏差σG是根据对毛细血管集聚的区域照射的白色光在该区域发生反射而得到的光即反射光的频带中表示为图14内的G的频带的绿色频带的光能量分布而计算出的值。另外，上述数式(10)和(11) 中的标准偏差σB1是根据从对毛细血管集聚的区域照射的白色光在该区域发生反射而得到的光即反射光的频带中表示为图14的B的频带的蓝色频带中去除表示为图14的Bf1的频带即通过激励光截止滤波器22被截止的频带而得到的频带、即表示为图14的B1的频带的光能量分布而计算出的值。 
并且，上述数式(10)和(11)中的光电流值I(PR+σR)、I(PG+σG)以及I(PB1+σB1)是作为上述数式(4)中的光能量值P分别代入(PR+σR)、(PG+σG)以及(PB1+σB1)的值而计算出的值。 
之后，色彩变换电路61使用下述数式(12)和(13)进行xy坐标空间中的色域判断。 
(X0-Xc)+(Y0-Yc)≤(Xc-Xσ)2+(Yc-Yσ)2…(12) 
(X0-Xc)+(Y0-Yc)＞(Xc-Xσ)2+(Yc-Yσ)2…(13) 
在各坐标值X0、Xc、Xσ、Y0、Yc以及Yσ满足上述数式(12)的关系的情况下，色彩变换电路61使用后述的数式(14)和(15)的同时对被输入的摄像信号进行处理。另外，在各坐标值X0、Xc、Xσ、Y0、Yc以及Yσ满足上述数式(13)的关系的情况下，色彩变换电路61不对被输入的摄像信号进行以后的处理而使该摄像信号通过的同时进行输出。 
色彩变换电路61在检测到各坐标值X0、Xc、Xσ、Y0、Yc以及Yσ满足上述数式(12)的关系的情况下，通过将被输入的摄像信号的R成分值Ri、G成分值Gi以及B成分值Bi应用到下述数式(14)和(15)，来将该各成分值变换为xy坐标空间的坐标值Xi和Yi。 
Xi＝0.6Ri-0.28Gi-0.32Bi…(14) 
Yi＝0.2Ri-0.52Gi+0.31Bi…(15) 
并且，色彩变换电路61使用下述数式(16)和(17)将坐标值 Xi和Yi变换为坐标值Xe和Ye。 
Xe＝Xi+Xc  …(16) 
Ye＝Yi+Yc  …(17) 
之后，色彩变换电路61根据坐标值Xe和Ye、使用下述数式(18)、(19)以及(20)来计算色彩变换处理后的R成分值Re、G成分值Ge以及B成分值Be，并且向图像处理电路40输出所计算出的各成分值。 
Re＝1.43Xe-0.8Ye+2.0(1-Xe-Ye)…(18) 
Ge＝0.18Xe+0.02Ye+0.57(1-Xe-Ye)…(19) 
Be＝-0.61Xe-1.5Ye+3.3(1-Xe-Ye)…(20) 
另外，在内窥镜装置1B的结构中，被输入到色彩变换电路61的B成分是通过激励光截止滤波器22而短波长侧的频带被截止的成分。因此，例如在被摄体101中包含生物体组织表层的毛细血管的情况下，导致血红蛋白量较多的部分(毛细血管的部分)与血红蛋白量较少的部分(毛细血管以外的部分)之间的对比度下降。由此，导致在被摄体101中的特别是毛细血管集聚的区域中输出红色色调较强的像作为该毛细血管的像。鉴于上述的点，内窥镜装置1B的色彩变换电路61作为上述色彩变换处理，对存在于色彩空间中的规定区域内的像素进行例如图15所示那样的坐标变换，由此能够将红色色调较强的毛细血管的像再现为具有本来的色调的像的同时输出。 
然后，从色彩变换电路61输出的R成分Re、G成分Ge以及B成分Be在通过图像处理电路40实施图像处理、通过D/A变换电路41实施D/A变换之后，被输出到监视器5。 
通过处理器4B进行如上所述的处理等，在监视器5上对再现了内窥镜2不具有激励光截止滤波器22的情况下的色调的被摄体101的像进行图像显示。
另外，用户通过操作观察模式切换开关32来将内窥镜装置1B的观察模式从普通观察模式切换到荧光观察模式。 
在处理器4B被设定为荧光观察模式的情况下，观察模式切换电路45根据从观察模式切换开关32输出的指示信号对处理器4B的各部分进行控制使得处理器4B的各部分进行与荧光观察模式相应的动作。 
马达控制电路51根据观察模式切换电路45的控制来控制马达14，由此将第二滤波器群12B配置在灯7的射出光路上。由此，作为与处理器4B的观察模式相应的照明光，从光源装置3重复射出Bn1光和Gn光的面顺次的照明光。并且，Bn1光和Gn光的面顺次的照明光在通过光导件15传输之后，经过照明光学***21向被摄体101射出。 
另一方面，CCD 24与从CCD驱动器46输出的驱动信号相应地进行动作，并且在每个规定的定时拍摄由Bn1光和Gn光依次照明的被摄体101的像，将所拍摄的该被摄体101的像作为摄像信号输出到前处理电路33。 
从CCD 24输出的摄像信号以通过前处理电路33实施前处理、通过A/D变换电路34实施A/D变换、通过色彩平衡校正电路35实施色彩平衡处理后的状态输出。 
调光电路49根据来自色彩平衡校正电路35的摄像信号和观察模式切换电路45的控制来控制光圈11的光圈量使得从光源装置3射出的照明光为适于荧光观察的光量。 
另一方面，来自色彩平衡校正电路35的摄像信号中的R成分和G成分通过选择器38输出到同时化电路39。另外，来自色彩平衡校正电路35的摄像信号中的B成分在通过噪声降低电路37(不通过噪声降低电路37实施上述噪声降低处理)输出之后， 通过选择器38输出到同时化电路39。然后，同时化电路39将被输入的R成分、G成分以及B成分同时化的同时输出到色彩变换电路61。 
在荧光观察模式中，色彩变换电路61使被输入的摄像信号通过的同时向图像处理电路40输出。 
之后，从色彩变换电路61输出的摄像信号在通过图像处理电路40实施图像处理、通过D/A变换电路41实施D/A变换之后，被输出到监视器5。由此，在监视器5上对被摄体101所发出的荧光的像进行图像显示。 
此外，在普通观察模式中B成分的长波长侧被截止的结构、即如图16的内窥镜装置1C那样的结构中也能够应用上述色彩变换处理。 
如图16所示，内窥镜装置1C具有内窥镜2A、光源装置3A、处理器4B、监视器5以及数字归档装置6来构成要部。在此，说明内窥镜装置1C的作用。 
首先，用户接通内窥镜装置1C的各部分、即内窥镜2A、光源装置3A、处理器4B、监视器5以及数字归档装置6的电源，将该各部分设为起动状态。此外，在上述起动状态、即电源接通之后的状态下，设内窥镜2A、光源装置3A以及视频处理器4B被设定为普通观察模式。 
在处理器4B被设定为普通观察模式的情况下，观察模式切换电路45根据从观察模式切换开关32输出的指示信号对处理器4B的各部分进行控制使得处理器4B的各部分进行与普通观察模式相应的动作。 
马达控制电路51根据观察模式切换电路45的控制来控制马达14，由此将第一滤波器群12A配置在灯7的射出光路上。由此，作为与处理器4B的观察模式相应的照明光，从光源装置3重复 射出R光、G光以及B光的面顺次的照明光。并且，R光、G光以及B光的面顺次的照明光在通过光导件15传输之后，经过照明光学***21向被摄体101射出。 
另一方面，CCD 24与从CCD驱动器46输出的驱动信号相应地进行动作，并且在每个规定的定时拍摄由R光、G光以及B光依次照明的被摄体101的像，将所拍摄的该被摄体101的像作为摄像信号输出到前处理电路33。 
从CCD 24输出的摄像信号以通过前处理电路33实施前处理、通过A/D变换电路34实施A/D变换、通过色彩平衡校正电路35实施色彩平衡处理后的状态输出。 
调光电路49根据来自色彩平衡校正电路35的摄像信号和观察模式切换电路45的控制来控制光圈11的光圈量使得从光源装置3射出的照明光为适于普通观察的光量。 
另一方面，来自色彩平衡校正电路35的摄像信号中的R成分和G成分通过选择器38输出到同时化电路39。另外，来自色彩平衡校正电路35的摄像信号中的B成分在通过噪声降低电路37实施上述噪声降低处理之后，通过选择器38输出到同时化电路39。然后，同时化电路39将被输入的R成分、G成分以及B成分同时化的同时向色彩变换电路61输出。 
色彩变换电路61对被输入的摄像信号的各成分实施上述色彩变换处理，将该色彩变换处理后的各成分输出到图像处理电路40。 
具体地说，色彩变换电路61通过在上述各数式中将光能量常数PB1替换为后述的光能量常数PB2、将标准偏差σB1替换为后述的标准偏差σB2、将色彩成分值Bb1替换为色彩成分值Bb2的同时进行一系列的处理，来对被输入的摄像信号的各成分实施上述色彩变换处理。 
此外，上述光能量常数PB2表示根据从对毛细血管集聚的区域照射的白色光在该区域发生反射而得到的光即反射光的频带中表示为图17的B的频带的蓝色频带中去除表示为图17的Bf2的频带即通过激励光截止滤波器22A被截止的频带而得到的频带、即表示为图17的B2的频带的光能量分布而计算出的中央值。 
另外，上述标准偏差σB2是根据从对毛细血管集聚的区域照射的白色光在该区域发生反射而得到的光即反射光的频带中表示为图17的B的频带的蓝色频带中去除表示为图17的Bf2的频带即通过激励光截止滤波器22A被截止的频带而得到的频带、即表示为图17的B2的频带的光能量分布而计算出。 
另外，在内窥镜装置1C的结构中，被输入到色彩变换电路61的B成分是通过激励光截止滤波器22A而长波长侧的频带被截止的成分。因此，例如在被摄体101中包含生物体组织表层的毛细血管的情况下，导致血红蛋白量较多的部分(毛细血管的部分)与血红蛋白量较少的部分(毛细血管以外的部分)之间的对比度下降。由此，导致在被摄体101中特别是在毛细血管集聚的区域中输出红色色调较弱的像作为该毛细血管的像。 
鉴于上述的点，内窥镜装置1C的色彩变换电路61对存在于色彩空间中的规定的区域内的像素进行例如图18所示的坐标变换来作为上述色彩变换处理，由此能够将红色色调较弱的毛细血管的像再现为具有本来的色调的像的同时进行输出。 
然后，从色彩变换电路61输出的R成分、G成分以及B成分在通过图像处理电路40实施图像处理、通过D/A变换电路41实施D/A变换之后，被输出到监视器5。 
通过处理器4B进行如上所述的处理等，在监视器5上对再现了内窥镜2A不具有激励光截止滤波器22A的情况下的色调的被摄体101的像进行图像显示。 
此外，由于在荧光观察模式中内窥镜装置1C的各部分所进行的处理以及动作等与内窥镜装置1B的各部分所进行的处理以及动作等相同，因此在此省略说明。 
如上所述，在本实施方式的内窥镜装置1B(内窥镜装置1C)中，在普通观察模式时进行对通过激励光截止滤波器22(激励光截止滤波器22A)而被截止的频带的色调进行补偿那样的处理。因此，本实施方式的内窥镜装置1B(内窥镜装置1C)在普通观察模式中能够获取再现了在被摄体101与CCD 24之间不具有激励光截止滤波器22(激励光截止滤波器22A)的情况下的色调的被摄体101的像。 
(第四实施方式) 
图19至图23涉及本发明的第四实施方式。图19是表示本发明的第四实施方式所涉及的内窥镜装置的要部结构的一例的图。图20是表示图19的光源装置所具有的旋转滤波器的结构的一例的图。图21是表示图19的激光光源所发出的激光的波长频谱的一例的图。图22是表示图19的激光截止滤波器的透过特性的一例的图。图23是表示对毛细血管集聚的区域照射的白色光在该区域发生反射而得到的光即反射光的光能量分布以及该光能量分布中的图19的激光截止滤波器的频带的图。 
此外，关于具有与上述的各实施方式相同的结构的部分，省略详细说明。另外，本实施方式的内窥镜装置的结构与上述的各实施方式的内窥镜装置的结构大致相同。因此，以后主要说明具有与上述的各实施方式的内窥镜装置都不同的结构或作用的部分。 
如图19所示，本实施方式所涉及的作为图像生成装置的内窥镜装置1D具有以下部分构成要部：电子内窥镜2B；光源装置 3B；激光光源3C，其发出使用于光线电力疗法(以后略记为PDT)的光；处理器4C；监视器5；以及数字归档装置6。 
除了光导件15以外，向***部2a的前端部2c传输从激光光源3C提供的光的光导件15A贯穿于电子内窥镜2B中的***部2a的内部。并且，在光导件15A的后端设置有相对于激光光源3C安装和拆卸自如地进行连接的未图示的光导件连接器。根据这种结构，从激光光源3C提供的光在通过光导件15A被传输之后，向生物体内的被摄体101射出。 
如图19所示，作为光源部的光源装置3B具有与从光源装置3中除去马达14、齿条14a以及齿轮14b并且设置有旋转滤波器212来代替光源装置3中的旋转滤波器12的光源装置相同的结构。 
如图20所示，旋转滤波器212被构成为以中心为旋转轴的圆盘状，具有第一滤波器群12A，该第一滤波器群12A具备沿外周侧的圆周方向设置的多个滤波器。此外，在旋转滤波器212中，设配置有第一滤波器群12A的各滤波器的部分以外的部分由遮蔽光的部件构成。另外，设旋转滤波器212中的第一滤波器群12A的各滤波器的透过率与图3所示的透过率相同。 
作为光源部的激光光源3C选择性地对光导件15A提供例如550nm～650nm频带中的一个波长的相干性较高的激光使得能够与在PDT时投放到生物体内的被摄体101的各种药剂相对应。此外，设上述一个波长是用户通过操作例如被设置在处理器4C上的未图示的开关等而选择的波长。另外，图21示出激光光源3C所发出的激光的波长频谱的一例。 
另一方面，在***部2a的前端部2c上设置有照明光学***21、激光截止滤波器22B、对物光学***23以及CCD 24，该对物光学***23使经过激光截止滤波器22B的被摄体101的像成 像，该CCD 24被配置在对物光学***23的成像位置上。 
作为光截止滤波器部的激光截止滤波器22B被配置在对物光学***23的光入射侧(CCD 24的前级)，是被设定成在PDT中使用的各种激光的波长频带(例如550nm～650nm的频带)的透过率大致为0的光学元件。即，激光截止滤波器22B具有用于使在被摄体101反射的上述激光截止的结构。此外，图22示出本实施方式中的激光截止滤波器22B的透过特性的一例。 
另外，在电子内窥镜2B的操作部2b中设置有存储器31和模式切换开关32A，该存储器31保存有第一实施方式的说明中已经记述的内窥镜信息，该模式切换开关32A能够与用户的操作相应地输出用于将内窥镜装置1D的模式切换为普通观察模式以及PDT模式中的某一个模式的指示信号。 
如图19所示，处理器4C具有与从处理器4B中去除马达控制电路51并且设置有模式切换电路45A来代替处理器4B的观察模式切换电路45的处理器相同的结构。 
模式切换电路45A根据来自模式切换开关32A的指示信号和CPU 44的控制来进行用于将处理器4C的模式切换为普通观察模式或PDT模式的控制。另外，模式切换电路45A具有未图示的定时发生器，该定时发生器能够生成用于指示从激光光源3C射出激光的定时以及处理器4C的各部分进行处理或动作的定时进行的定时信号。 
接着，说明本实施方式的内窥镜装置1D的作用。 
首先，用户接通内窥镜装置1D的各部分、即内窥镜2B、光源装置3B、激光光源3C、处理器4C、监视器5以及数字归档装置6的电源，将该各部分设为起动状态。此外，在上述起动状态、即电源接通之后的状态下，设内窥镜2B、光源装置3B、激光光源3C以及处理器4C被设定为普通观察模式。 
在处理器4C被设定为普通观察模式的情况下，模式切换电路45A根据从模式切换开关32A输出的指示信号对处理器4C的各部分进行控制使得处理器4C的各部分进行与普通观察模式相应的动作。另外，模式切换电路45A在普通观察模式中对激光光源3C进行使激光的射出停止的控制。 
从光源装置3B提供的R光、G光以及B光的面顺次的照明光在通过光导件15传输之后，经过照明光学***21向被摄体101射出。 
另一方面，CCD 24与从CCD驱动器46输出的驱动信号相应地进行动作，并且在每个规定的定时拍摄由R光、G光以及B光依次照明的被摄体101的像，将所拍摄的该被摄体101的像作为摄像信号输出到前处理电路33。 
从CCD 24输出的摄像信号以通过前处理电路33实施前处理、通过A/D变换电路34实施A/D变换、通过色彩平衡校正电路35实施色彩平衡处理后的状态输出。 
调光电路49根据来自色彩平衡校正电路35的摄像信号和模式切换电路45A的控制来控制光圈11的光圈量使得从光源装置3B射出的照明光为适于普通观察的光量。 
另一方面，来自色彩平衡校正电路35的摄像信号中的R成分和G成分通过选择器38被输出到同时化电路39。另外，来自色彩平衡校正电路35的摄像信号中的B成分在通过噪声降低电路37实施上述噪声降低处理之后，通过选择器38被输出到同时化电路39。然后，同时化电路39将被输入的R成分、G成分以及B成分同时化的同时向色彩变换电路61输出。 
在此，说明由处理器4C的色彩变换电路61进行的色彩变换处理的具体例。 
首先，色彩变换电路61通过将从色彩平衡校正电路35输出 的色彩平衡系数kR、kG以及kB应用到下述数式(21)至数式(23)，分别计算考虑了激光截止滤波器22B的情况下的R成分值Rb1、考虑了激光截止滤波器22B的情况下的G成分值Gb1和B成分值Bb。 
Rb1＝A×I(PR1)×kR    …(21) 
Gb1＝A×I(PG1)×kG    …(22) 
Bb＝A×I(PB)×kB  …(23) 
此外，上述数式(21)中的光能量常数PR1表示根据从对毛细血管集聚的区域照射的白色光在该区域发生反射而得到的光即反射光的频带中表示为图23的R的频带的红色频带中去除表示为图23的Lf的频带即通过激光截止滤波器22B被截止的频带而得到的频带、即表示为图23的R1的频带的光能量分布而计算出的中央值。 
另外，上述数式(22)中的光能量常数PG1表示根据从对毛细血管集聚的区域照射的白色光在该区域发生反射而得到的光即反射光的频带中表示为图23的G的频带的绿色频带中去除表示为图23的Lf的频带即通过激光截止滤波器22B被截止的频带而得到的频带、即表示为图23的G1的频带的光能量分布而计算出的中央值。 
另外，上述数式(21)和(22)中的光电流值I(PR1)和I(PG1)是作为上述数式(4)中的光能量值P分别代入上述光能量常数PR1和PG1而计算出的值。 
接着，色彩变换电路61通过将使用从色彩平衡校正电路35输出的色彩平衡系数kR、kG及kB以及上述数式(21)至数式(23)计算出的成分值Rb1、Gb1及Bb应用到下述数式(24)和(25)，将该各成分值变换为xy坐标空间的坐标值Xc和Yc。 
Xc1＝0.6Rb1-0.28Gb1-0.32Bb…(24) 
Yc1＝0.2Rb1-0.52Gb1+0.31Bb  …(25) 
另一方面，色彩变换电路61通过将第三实施方式的说明中已经记述的光能量常数PR和PG分别应用到下述数式(26)和(27)，计算不考虑激光截止滤波器22B的情况下的R成分值Rb和不考虑激光截止滤波器22B的情况下的G成分值Gb。 
Rb＝A×I(PR)×kB  …(26) 
Gb＝A×I(PG)×kB  …(27) 
并且，色彩变换电路61通过将使用从色彩平衡校正电路35输出的色彩平衡系数kR、kG及kB以及上述数式(23)、数式(26)以及数式(27)计算出的成分值Rb、Gb以及Bb应用到下述数式(28)和(29)，将该各成分值变换为xy坐标空间的坐标值X0和Y0。 
X0＝0.6Rb-0.28Gb-0.32Bb  …(28) 
Y0＝0.2Rb-0.52Gb+0.31Bb  …(29) 
并且，色彩变换电路61通过将从色彩平衡校正电路35输出的色彩平衡系数kR、kG及kB以及上述光能量常数PR1、PG1及PB应用到下述数式(30)和(31)来计算xy坐标空间的坐标值Xσ1和Yσ1。 
Xσ1＝0.6×[A×I(PR1+σR1)×kR]-0.28×[A×I(PG1+σG1)×kG]-0.32 
×[A×I(PB+σB)×kB]…(30) 
Yσ1＝0.2×[A×I(PR1+σR1)×kR]-0.52×[A×I(PG1+σG1)×kG]+0.31 
×[A×I(PB+σB)×kB]…(31) 
此外，上述数式(30)和(31)中的标准偏差σR1是根据从对毛细血管集聚的区域照射的白色光在该区域发生反射而得到的光即反射光的频带中表示为图23的R的频带的红色频带中去除表示为图23的Lf的频带即通过激光截止滤波器22B被截止的频带而得到的频带、即表示为图23的R1的频带的光能量分布而计算 出的值。 
另外，上述数式(30)和(31)中的标准偏差σG1是根据从对毛细血管集聚的区域照射的白色光在该区域发生反射而得到的光即反射光的频带中表示为图23的G的频带的绿色频带中去除表示为图23的Lf的频带即由激光截止滤波器22B进行了截止的频带而得到的频带、即表示为图23的G1的频带的光能量分布而计算出的值。 
另外，上述数式(30)和(31)中的标准偏差σB是根据对毛细血管集聚的区域照射的白色光在该区域发生反射而得到光即反射光的频带中表示为图23内的B的频带的蓝色频带的光能量分布而计算出的值。并且，上述数式(30)和(31)中的光电流值I(PR1+σR1)、I(PG1+σG1)以及I(PB+σB)是作为上述数式(4)中的光能量值P分别代入(PR1+σR1)、(PG1+σG1)以及(PB+σB)的值而计算出的值。 
之后，色彩变换电路61使用下述数式(32)和(33)进行xy坐标空间中的色域判断。 
(X0-Xc1)+(Y0-Yc1)≤(Xc1-Xσ1)2+(Yc1-Yσ1)2
…(32) 
(X0-Xc1)+(Y0-Yc1)＞(Xc1-Xσ1)2+(Yc1-Yσ1)2
…(33) 
在各坐标值X0、Xc1、Xσ1、Y0、Yc1以及Yσ1满足上述数式(32)的关系的情况下，色彩变换电路61使用后述的数式(34)和(35)的同时对被输入的摄像信号进行处理。另外，在各坐标值X0、Xc1、Xσ1、Y0、Yc1以及Yσ1满足上述数式(33)的关系的情况下，色彩变换电路61不对被输入的摄像信号进行以后的处理而使该摄像信号通过的同时输出。 
色彩变换电路61在检测到各坐标值X0、Xc1、Xσ1、Y0、Yc1 以及Yσ1满足上述数式(32)的关系的情况下，通过将被输入的摄像信号的R成分值Ri1、G成分值Gi1以及B成分值Bi1应用到下述数式(34)和(35)，将该各成分值变换为xy坐标空间的坐标值Xi1和Yi1。 
Xi1＝0.6Ri1-0.28Gi1-0.32Bi1…(34) 
Yi1＝0.2Ri1-0.52Gi1+0.31Bi1…(35) 
并且，色彩变换电路61使用下述数式(36)和(37)，将坐标值Xi1和Yi1变换为坐标值Xe1和Ye1。 
Xe1＝Xi1+Xc1…(36) 
Ye1＝Yi1+Yc1…(37) 
之后，色彩变换电路61根据坐标值Xe1和Ye1、使用下述数式(38)、(39)以及(40)来计算色彩变换处理后的R成分值Re1、G成分值Ge1以及B成分值Be1，并且将所计算出的各成分值输出到图像处理电路40。 
Re1＝1.43Xe1-0.8Ye1+2.0(1-Xe1-Ye1) 
…(38) 
Ge1＝0.18Xe1+0.02Ye1+0.57(1-Xe1-Ye1) 
…(39) 
Be1＝-0.61Xe1-1.5Ye1+3.3(1-Xe1-Ye1) 
…(40) 
另外，在内窥镜装置1D的结构中，被输入到色彩变换电路61的R成分是通过激光截止滤波器22B而短波长侧的频带被截止的成分。另外，在内窥镜装置1D的结构中，被输入到色彩变换电路61的G成分是通过激光截止滤波器22B而长波长侧的频带被截止后的成分。因此，例如在被摄体101中包含生物体组织表层的毛细血管的情况下，导致血红蛋白量较多的部分(毛细血管的部分)与血红蛋白量较少的部分(毛细血管以外的部分)之间的对比度下降。 
鉴于上述的点，内窥镜装置1D的色彩变换电路61对存在于色彩空间中的规定区域内的像素进行坐标变换来作为上述色彩变换处理，由此能够将毛细血管的像再现为具有本来的色调的像的同时输出。 
然后，从色彩变换电路61输出的R成分Re1、G成分Ge1以及B成分Be1在通过图像处理电路40实施图像处理、通过D/A变换电路41实施D/A变换之后，被输出到监视器5。 
然后，通过处理器4C进行以上所述的处理等，在监视器5上对再现了内窥镜2B不具有激光截止滤波器22B的情况下的色调的被摄体101的像进行图像显示。 
另外，用户通过操作模式切换开关32A来将内窥镜装置1D的模式从普通观察模式切换到PDT模式。此外，用户在进行上述切换操作之前将PDT用的药剂投放到生物体内的被摄体101，并且进行设定使得从激光光源3C射出与该药剂相应的一个波长相干的激光。 
在处理器4C被设定为PDT模式的情况下，模式切换电路45A根据从模式切换开关32A输出的指示信号对处理器4C的各部分进行控制使得处理器4C的各部分进行与PDT模式相应的动作。 
激光光源3C根据模式切换电路45A的控制，射出与由用户预先设定的上述一个波长相干的激光。并且，上述激光在通过光导件15A被传输之后，从内窥镜2B的前端部2c向被摄体101射出。 
另一方面，CCD 24与从CCD驱动器46输出的驱动信号相应地进行动作，并且在每个规定的定时拍摄由R光、G光以及B光依次照明的被摄体101的像，将所拍摄的该被摄体101的像作为摄像信号输出到前处理电路33。 
从CCD 24输出的摄像信号以通过前处理电路33实施前处理、通过A/D变换电路34实施A/D变换、通过色彩平衡校正电路35实施色彩平衡处理后的状态输出。 
调光电路49根据来自色彩平衡校正电路35的摄像信号和模式切换电路45A的控制来控制光圈11的光圈量使得从光源装置3B射出的照明光为适于PDT的光量。 
另一方面，来自色彩平衡校正电路35的摄像信号中的R成分和G成分通过选择器38被输出到同时化电路39。另外，来自色彩平衡校正电路35的摄像信号中的B成分在噪声降低电路37中通过(不通过噪声降低电路37实施上述噪声降低处理)并输出之后，通过选择器38被输出到同时化电路39。然后，同时化电路39将被输入的R成分、G成分以及B成分同时化的同时输出到色彩变换电路61。 
在PDT模式中，色彩变换电路61使被输入的摄像信号通过的同时输出到图像处理电路40。 
之后，从色彩变换电路61输出的摄像信号在通过图像处理电路40实施图像处理、通过D/A变换电路41实施D/A变换之后，被输出到监视器5。由此，在监视器5上对PDT模式中的被摄体101的像进行图像显示。 
如上所述，在本实施方式的内窥镜装置1D中，在普通观察模式时进行对通过激光截止滤波器22B而被截止的频带的色调进行补偿那样的处理。因此，本实施方式的内窥镜装置1D在普通观察模式中能够获取再现了在被摄体101与CCD 24之间不具有激光截止滤波器22B的情况下的色调的被摄体101的像。 
此外，当然本发明并不限定于上述实施方式，在不脱离发明要旨的范围内能够进行各种变更、应用。 
本申请主张2007年6月20日在日本申请的专利申请2007-163074号的优先权，在本申请说明书、权利要求书、附图中引用了上述公开内容。 

Claims (21)

1.一种图像生成装置，其特征在于，具有：
第一光源部，其向被摄体射出第一波长频带的光作为用于照明该被摄体的照明光；
第二光源部，其向上述被摄体射出作为上述第一波长频带的一部分的第二波长频带的光；
摄像部，其拍摄上述被摄体的像，并将所拍摄的上述被摄体的像作为摄像信号而输出；
光截止滤波器部，其被设置在上述被摄体与上述摄像部之间，将在上述被摄体上反射的上述第二波长频带的光截止；以及
补偿处理部，其进行对上述被摄体的两个部分间的亮度的明暗差进行校正的对比度变换处理以及对上述被摄体的两个部分间的色调的强弱进行校正的色彩变换处理中的任一个，来作为用于根据上述摄像信号对上述被摄体的像中的与通过上述光截止滤波器部而被截止的上述第二波长频带相当的成分进行补偿的补偿处理，其中，上述被摄体的像是在利用上述第一波长频带的光照明的状态下由上述摄像部拍摄到的像。
2.根据权利要求1所述的图像生成装置，其特征在于，
上述补偿处理部进行如下处理作为上述对比度变换处理：使与上述第二波长频带相当的成分的亮度的黑电平降低。
3.根据权利要求1所述的图像生成装置，其特征在于，
上述补偿处理部进行如下处理作为上述对比度变换处理：去除上述被摄体的两个部分中的一方的与上述第二波长频带相当的成分的高频成分。
4.根据权利要求2所述的图像生成装置，其特征在于，
还具有根据上述摄像信号进行噪声降低处理的噪声降低处理部，该噪声降低处理用于降低在利用上述第一波长频带的光照明的状态下由上述摄像部拍摄的上述被摄体的像中的在边缘部产生的噪声。
5.根据权利要求3所述的图像生成装置，其特征在于，
还具有根据上述摄像信号进行噪声降低处理的噪声降低处理部，该噪声降低处理用于降低在利用上述第一波长频带的光照明的状态下由上述摄像部拍摄的上述被摄体的像中的在边缘部产生的噪声。
6.根据权利要求1所述的图像生成装置，其特征在于，
上述第一波长频带是红色、绿色以及蓝色的各波长频带。
7.根据权利要求2所述的图像生成装置，其特征在于，
上述第一波长频带是红色、绿色以及蓝色的各波长频带。
8.根据权利要求3所述的图像生成装置，其特征在于，
上述第一波长频带是红色、绿色以及蓝色的各波长频带。
9.根据权利要求4所述的图像生成装置，其特征在于，
上述第一波长频带是红色、绿色以及蓝色的各波长频带。
10.根据权利要求5所述的图像生成装置，其特征在于，
上述第一波长频带是红色、绿色以及蓝色的各波长频带。
11.根据权利要求6所述的图像生成装置，其特征在于，
上述第二波长频带是上述蓝色的波长频带中的规定的波长频带。
12.根据权利要求7所述的图像生成装置，其特征在于，
上述第二波长频带是上述蓝色的波长频带中的规定的波长频带。
13.根据权利要求8所述的图像生成装置，其特征在于，
上述第二波长频带是上述蓝色的波长频带中的规定的波长频带。
14.根据权利要求9所述的图像生成装置，其特征在于，
上述第二波长频带是上述蓝色的波长频带中的规定的波长频带。
15.根据权利要求10所述的图像生成装置，其特征在于，
上述第二波长频带是上述蓝色的波长频带中的规定的波长频带。
16.根据权利要求11所述的图像生成装置，其特征在于，
上述规定的波长频带是能够使作为上述被摄体的生物体组织产生自身荧光的波长频带。
17.根据权利要求12所述的图像生成装置，其特征在于，
上述规定的波长频带是能够使作为上述被摄体的生物体组织产生自身荧光的波长频带。
18.根据权利要求13所述的图像生成装置，其特征在于，
上述规定的波长频带是能够使作为上述被摄体的生物体组织产生自身荧光的波长频带。
19.根据权利要求14所述的图像生成装置，其特征在于，
上述规定的波长频带是能够使作为上述被摄体的生物体组织产生自身荧光的波长频带。
20.根据权利要求15所述的图像生成装置，其特征在于，
上述规定的波长频带是能够使作为上述被摄体的生物体组织产生自身荧光的波长频带。
21.根据权利要求1所述的图像生成装置，其特征在于，
上述被摄体的两个部分中的一方是包含毛细血管的部分，并且上述被摄体的两个部分中的另一方是不包含毛细血管的部分。
CN2008800189533A 2007-06-20 2008-02-06 图像生成装置 Active CN101677755B (zh)

Applications Claiming Priority (3)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP163074/2007 2007-06-20
JP2007163074A JP2009000236A (ja) 2007-06-20 2007-06-20 画像生成装置
PCT/JP2008/051908 WO2008155927A1 (ja) 2007-06-20 2008-02-06 画像生成装置

Publications (2)

Publication Number Publication Date
CN101677755A CN101677755A (zh) 2010-03-24
CN101677755B true CN101677755B (zh) 2011-11-30

Family

ID=40156090

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
CN2008800189533A Active CN101677755B (zh) 2007-06-20 2008-02-06 图像生成装置

Country Status (6)

Country Link
US (1) US8542272B2 (zh)
EP (1) EP2156783A4 (zh)
JP (1) JP2009000236A (zh)
KR (1) KR101049615B1 (zh)
CN (1) CN101677755B (zh)
WO (1) WO2008155927A1 (zh)

Families Citing this family (11)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP5393525B2 (ja) * 2010-02-18 2014-01-22 オリンパスメディカルシステムズ株式会社 画像処理装置及び画像処理装置の作動方法
JP5591570B2 (ja) * 2010-03-23 2014-09-17 オリンパス株式会社 画像処理装置、画像処理方法及びプログラム
US9204113B1 (en) * 2010-06-28 2015-12-01 Ambarella, Inc. Method and/or apparatus for implementing high dynamic range image processing in a video processing system
JP5507376B2 (ja) * 2010-07-28 2014-05-28 三洋電機株式会社 撮像装置
JP5451802B2 (ja) * 2011-04-01 2014-03-26 富士フイルム株式会社 電子内視鏡システム及び電子内視鏡システムの校正方法
JP5951211B2 (ja) * 2011-10-04 2016-07-13 オリンパス株式会社 合焦制御装置及び内視鏡装置
CN103245640B (zh) * 2012-02-08 2015-09-30 鸿林堂科技股份有限公司 双光源灯箱实验***
CN108135460B (zh) * 2015-10-14 2019-12-24 奥林巴斯株式会社 内窥镜用光源装置和内窥镜***
JP6577887B2 (ja) * 2016-03-14 2019-09-18 富士フイルム株式会社 画像処理装置、内視鏡システム、画像処理方法、画像処理プログラム、及び記録媒体
CN107050657A (zh) * 2017-04-06 2017-08-18 中国人民解放军总医院 具有组织图像和光斑边界可视功能的光动力治疗***
CN108066894B (zh) * 2017-12-27 2024-01-12 深圳开立生物医疗科技股份有限公司 一种pdt掩膜板及pdt镜体

Citations (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN1572230A (zh) * 2003-06-17 2005-02-02 奥林巴斯株式会社 电子内窥镜设备
EP1728464A1 (en) * 2005-06-03 2006-12-06 Olympus Medical Systems Corp. Endoscope image pickup system

Family Cites Families (18)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4816909A (en) * 1986-12-17 1989-03-28 Olympus Optical Co., Ltd. Video endoscope system for use with different sizes of solid state devices
CA2042075C (en) * 1991-05-08 2001-01-23 Branko Palcic Endoscopic imaging system
US6285082B1 (en) * 1995-01-03 2001-09-04 International Business Machines Corporation Soft metal conductor
DE19549395A1 (de) * 1995-02-07 1996-10-31 Ldt Gmbh & Co Bilderzeugungssysteme zur Bestimmung von Sehfehlern an Probanden und für deren Therapie
US5647368A (en) * 1996-02-28 1997-07-15 Xillix Technologies Corp. Imaging system for detecting diseased tissue using native fluorsecence in the gastrointestinal and respiratory tract
JP2001128927A (ja) * 1999-11-05 2001-05-15 Fuji Photo Film Co Ltd 蛍光画像取得方法および装置
JP2001178672A (ja) * 1999-12-24 2001-07-03 Fuji Photo Film Co Ltd 蛍光画像表示装置
JP3958526B2 (ja) * 2001-02-28 2007-08-15 ペンタックス株式会社 電子内視鏡装置の観察部位表示システム
JP4294440B2 (ja) * 2003-10-30 2009-07-15 オリンパス株式会社 画像処理装置
JPWO2005053539A1 (ja) * 2003-12-02 2007-12-06 オリンパス株式会社 超音波診断装置
JP4504078B2 (ja) 2004-04-26 2010-07-14 オリンパス株式会社 エアギャップ可変式分光透過率可変素子のエアギャップ基準位置調整構造及びエアギャップ可変式分光透過率可変素子のエアギャップ基準位置調整構造を備えた光学装置
WO2006014598A2 (en) * 2004-07-08 2006-02-09 Imax Corporation Equipment and methods for the display of high resolution images using multiple projection displays
WO2006025334A1 (ja) * 2004-08-30 2006-03-09 Olympus Corporation 内視鏡装置
JP2006166940A (ja) 2004-12-10 2006-06-29 Olympus Corp 内視鏡照明装置
JP4786910B2 (ja) 2005-02-07 2011-10-05 Ｈｏｙａ株式会社 電子内視鏡
JP4723281B2 (ja) 2005-05-16 2011-07-13 Ｈｏｙａ株式会社 電子内視鏡システム
JP4716801B2 (ja) * 2005-06-16 2011-07-06 オリンパスメディカルシステムズ株式会社 内視鏡撮像システム
JP2007208413A (ja) * 2006-01-31 2007-08-16 Olympus Corp 色補正装置および色補正方法ならびに色補正プログラム

Patent Citations (2)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN1572230A (zh) * 2003-06-17 2005-02-02 奥林巴斯株式会社 电子内窥镜设备
EP1728464A1 (en) * 2005-06-03 2006-12-06 Olympus Medical Systems Corp. Endoscope image pickup system

Also Published As

Publication number Publication date
EP2156783A4 (en) 2013-11-20
JP2009000236A (ja) 2009-01-08
US20100073731A1 (en) 2010-03-25
KR101049615B1 (ko) 2011-07-14
EP2156783A1 (en) 2010-02-24
CN101677755A (zh) 2010-03-24
US8542272B2 (en) 2013-09-24
KR20090126263A (ko) 2009-12-08
WO2008155927A1 (ja) 2008-12-24

Similar Documents

Publication Publication Date Title
CN101677755B (zh) 图像生成装置
US8657737B2 (en) Electronic endoscope system, an electronic endoscope processor, and a method of acquiring blood vessel information
JP3869324B2 (ja) 蛍光観察用画像処理装置
EP3453308B1 (en) Endoscope system comprising a processor configured to calculate a signal ratio between color component values
US8979741B2 (en) Endoscopic apparatus
EP2409635B1 (en) Fluorescent image obtainment method and apparatus, fluorescence endoscope, and excitation-light unit
US8500632B2 (en) Endoscope and endoscope apparatus
JP5457247B2 (ja) 電子内視鏡システム、電子内視鏡用のプロセッサ装置、及び電子内視鏡システムの作動方法
JP5431252B2 (ja) 電子内視鏡システム、電子内視鏡用のプロセッサ装置、及び電子内視鏡システムの作動方法
JP5654511B2 (ja) 内視鏡システム、内視鏡システムのプロセッサ装置、及び内視鏡システムの作動方法
EP3257432B1 (en) Light source device and endoscope system
CN103533878B (zh) 医疗设备
CN103068298A (zh) 内窥镜装置
CN104274146A (zh) 内窥镜***及其工作方法
CN103153158A (zh) 内窥镜装置以及使用内窥镜显示被摄体图像的方法
CN101420901A (zh) 生物体观测***
US11882995B2 (en) Endoscope system
CN109381154B (zh) 内窥镜***
CN103654702A (zh) 内窥镜***及其工作控制方法、以及处理器装置
CN116869461A (zh) 内窥镜***、内窥镜图像的处理方法、设备及存储介质
JP5734060B2 (ja) 内視鏡システム及びその駆動方法
WO2020100184A1 (ja) 内視鏡用光源装置、内視鏡装置及び内視鏡用光源装置の作動方法
JP6005794B2 (ja) 内視鏡システム及びその駆動方法
CN113660895A (zh) 内窥镜***
JP2017012781A (ja) 内視鏡システム及びその駆動方法

Legal Events

Date Code Title Description
C06 Publication
PB01 Publication
C10 Entry into substantive examination
SE01 Entry into force of request for substantive examination
C14 Grant of patent or utility model
GR01 Patent grant
C41 Transfer of patent application or patent right or utility model
TR01 Transfer of patent right

Effective date of registration: 20151207

Address after: Tokyo, Japan, Japan

Patentee after: Olympus Corporation

Address before: Tokyo, Japan, Japan

Patentee before: Olympus Medical Systems Corp.