JP4500207B2

JP4500207B2 - 生体観測装置

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Publication number: JP4500207B2
Application number: JP2005141534A
Authority: JP
Inventors: 和弘後野; 睦巳大島; 正一天野; 智也高橋
Original assignee: Olympus Medical Systems Corp
Current assignee: Olympus Medical Systems Corp
Priority date: 2005-05-13
Filing date: 2005-05-13
Publication date: 2010-07-14
Anticipated expiration: 2025-05-13
Also published as: CN101175435A; CN101175435B; JP2006314629A

Description

本発明は、生体を撮像して得られるカラー画像信号を利用して、信号処理により擬似的な狭帯域フィルタを生成し、分光画像としてモニタ上に表示する生体観測装置に関する。

従来より、生体観測装置として、照明光を照射し体腔内の内視鏡画像を得る内視鏡装置が広く用いられている。この種の内視鏡装置では、光源装置からの照明光を体腔内にライトガイド等を用い導光しその戻り光により被写体を撮像する撮像手段を有する電子内視鏡が用いられ、ビデオプロセッサにより撮像手段からの撮像信号を信号処理することにより観察モニタに内視鏡画像を表示し患部等の観察部位を観察するようになっている。

内視鏡装置において通常の生体組織観察を行う場合は、１つの方式としては、光源装置で可視光領域の白色光を発光し、例えばＲＧＢ等の回転フィルタを介することで面順次光を被写体に照射し、この面順次光による戻り光をビデオプロセッサで同時化し画像処理することでカラー画像を得ている。また、内視鏡装置において通常の生体組織観察を行う場合は、別の方式としては、内視鏡の撮像手段の撮像面の前面にカラーチップを配し、光源装置で可視光領域の白色光を発光し、該白色光による戻り光をカラーチップにて各色成分毎に分離することで撮像し、ビデオプロセッサで画像処理することによってカラー画像を得ている。

生体組織は、照射される光の波長により光の吸収特性及び散乱特性が異なるため、例えば特開２００２−９５６３５号公報において、可視光領域の照明光を離散的な分光特性の狭帯域なＲＧＢ面順次光を生体組織に照射し、生体組織の所望の深部の組織情報を得る狭帯域光内視鏡装置が提案されている。
また、特開２００３−９３３３６号公報において、可視光領域の照明光による画像信号を信号処理し離散的な分光画像を生成し、生体組織の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。
特開２００２−９５６３５号公報特開２００３−９３３３６号公報

しかしながら、例えば上記特開２００３−９３３３６号公報に記載の装置では、信号処理により分光画像を得ることで、狭帯域なＲＧＢ光を生成するためのフィルタを必要としないが、得られた分光画像を単にモニタに出力しているために、モニタに表示される画像が生体組織の所望の深部の組織情報の観察に適した色調の画像とならず、視認性が良好とは言えない虞れがある。

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

本発明の第１の生体観測装置は、被検体である生体に光を照射する照明部と、前記照射光に基づいて前記生体から反射される光を光電変換し、撮像信号を生成する撮像部と、前記照明部及び／または前記撮像部の動作を制御し、表示装置へ前記撮像信号を出力する信号処理制御部と、を具備し、前記信号処理制御部は、前記撮像信号から光学的波長狭帯域の画像に対応する分光信号を信号処理によって生成する分光信号生成部と、前記分光信号を前記表示装置へ出力する際に当該分光信号を形成する複数の帯域ごとに異なった色調を割り付ける色調整部と、前記表示装置へ出力される信号の画質を調整する画質調整部と、前記撮像信号及び／または分光信号の信号レベルを増幅させる信号増幅部と、を備え、前記信号増幅部は、前記撮像信号と分光信号とでその増幅制御を変化させるものであって、前記増幅制御は、前記照明部から照射される光量を制御する光量制御部による光量制御ができなくなった場合に増幅機能が増幅動作を開始するときの追従速度であることを特徴とする。
本発明の第２の生体観測装置は、被検体である生体に光を照射する照明部と、前記照射光に基づいて前記生体から反射される光を光電変換し、撮像信号を生成する撮像部と、前記照明部及び／または前記撮像部の動作を制御し、表示装置へ前記撮像信号を出力する信号処理制御部と、を具備し、前記信号処理制御部は、前記撮像信号から光学的波長狭帯域の画像に対応する分光信号を信号処理によって生成する分光信号生成部と、前記分光信号を前記表示装置へ出力する際に当該分光信号を形成する複数の帯域ごとに異なった色調を割り付ける色調整部と、前記表示装置へ出力される信号の明るさ及び／またはＳ／Ｎ比を改善する画質調整部と、を具備し、前記画質調整部は、撮像信号の輝度信号及び／または分光信号の輝度信号の重み付け加算を行うことを特徴とする。
本発明の第３の生体観測装置は、被検体である生体に光を照射する照明部と、前記照射光に基づいて前記生体から反射される光を光電変換し、撮像信号を生成する撮像部と、前記照明部及び／または前記撮像部の動作を制御し、表示装置へ前記撮像信号を出力する信号処理制御部と、を具備し、前記信号処理制御部は、前記撮像信号から光学的波長狭帯域の画像に対応する分光信号を信号処理によって生成する分光信号生成部と、前記分光信号を前記表示装置へ出力する際に当該分光信号を形成する複数の帯域ごとに異なった色調を割り付ける色調整部と、前記表示装置へ出力される信号の明るさ及び／またはＳ／Ｎ比を改善する画質調整部と、を具備し、前記画質調整部は、撮像信号または該撮像信号から所定の変換によって生成された信号に対して空間周波数特性を変更する制御を行うことを特徴とする。

本発明によれば、信号処理により得られた分光画像に基づく生体組織の所望の深部の組織情報を観察に適した色調の画像情報に調整し、かつ表示出力される信号の画質を向上させることができるという効果がある。

以下、図面を参照しながら本発明の実施例について述べる。

図１ないし図２６は本発明の実施例１に係わり、図１はカラー画像信号から分光画像信号を作成する際の信号の流れを示す概念図、図２は分光画像信号の積分演算を示す概念図、図３は電子内視鏡装置の外観を示す外観図、図４は図３の電子内視鏡装置の構成を示すブロック図、図５は図４のチョッパーの外観を示す外観図、図６は図３のＣＣＤの撮像面に配置される色フィルタの配列を示す図、図７は図６の色フィルタの分光感度特性を示す図、図８は図４のマトリックス演算部の構成を示す構成図、図９は光源のスペクトルを示すスペクトル図、図１０は生体の反射スペクトルを示すスペクトル図である。
図１１は図４の電子内視鏡装置により観察する生体組織の層方向構造を示す図、図１２は図４の電子内視鏡装置からの照明光の生体組織の層方向への到達状態を説明する図、図１３は白色光の各バンドの分光特性を示す図、図１４は図１３の白色光による各バンド画像を示す第１の図、図１５は図１３の白色光による各バンド画像を示す第２の図、図１６は図１３の白色光による各バンド画像を示す第３の図、図１７は図８のマトリックス演算部で生成された分光画像の分光特性を示す図、図１８は図１７の各分光画像を示す第１の図、図１９は図１７の各分光画像を示す第２の図、図２０は図１７の各分光画像を示す第３の図である。
図２１は図４の色調整部の構成を示すブロック図、図２２は図２１の色調整部の作用を説明する図、図２３は図４の色調整部の変形例の成を示すブロック図、図２４は図１７の分光画像の第１の変形例の分光特性を示す図、図２５は図１７の分光画像の第２の変形例の分光特性を示す図、図２６は図１７の分光画像の第３の変形例の分光特性を示す図である。
本発明の実施例における生体観測装置としての電子内視鏡装置では、照明用光源から被検体である生体に光を照射し、その照射光に基づいて生体から反射される光を撮像部である固体撮像素子にて受光し光電変換することにより、カラー画像信号である撮像信号を生成し、その撮像信号から光学的波長狭帯域の画像に対応する分光信号である分光画像信号を信号処理によって生成するようになっている。

以下、本発明に係る実施例１について説明する前に、本発明の基礎となるマトリックス算出方法について説明する。ここで、マトリックスとは、カラー画像（以下通常画像と呼ぶ）を生成するために取得されるカラー画像信号から、分光画像信号を生成する際に用いられる所定の係数である。
また、このマトリックスの説明に続き、より正確な分光画像信号を求めるための補正方法、生成された分光画像信号のＳ／Ｎ比を向上させるＳ／Ｎ比の改善方法について説明する。なお、この補正方法、Ｓ／Ｎ比の改善方法に関しては、必要に応じて使用すれば良い。また、以下、ベクトル及び行列（マトリックス）は太文字あるいは「」（例えば、行列Ａを“Ａの太文字”あるいは“「Ａ」”と表記）で、それ以外は文字修飾なしで表記する。

（マトリックス算出方法）
図１は、カラー画像信号（ここでは、説明を簡単にするために、Ｒ・Ｇ・Ｂとするが、後述する実施例のように、補色型固体撮像素子においては、Ｇ・Ｃｙ・Ｍｇ・Ｙｅの組合せでも良い）から、より光学的波長狭帯域の画像に対応する分光画像信号を生成する際の信号の流れを示した概念図である。
まず、電子内視鏡装置は、Ｒ・Ｇ・Ｂのそれぞれのカラー感度特性を数値データ化する。ここで、Ｒ・Ｇ・Ｂのカラー感度特性とは、白色光の光源を用い、白色の被写体を撮像する時にそれぞれ得られる波長に対する出力の特性である。

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

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

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

となるマトリックスの要素を求めればよい。

上の最適化の命題の解は数学的には、以下のように与えられる。Ｒ・Ｇ・Ｂのカラー感度特性を表すマトリックスを「Ｃ」、抽出したい狭帯域パンドパスフィルタの分光特性を表すマトリックスを「Ｆ」、求める係数マトリックスを「Ａ」とすると、
［数２］

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

［数３］

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

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

で与えられる。

（５）式にて求められたマトリックス「Ａ」について、電子内視鏡装置は、（３）式の左辺の変換を行うことで、抽出したい狭帯域パンドパスフィルタＦ1・Ｆ2・Ｆ3の特性を近似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。

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

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

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

従って、実際の処理において、（３）式に示した命題をより正確に解くためには、ＲＧＢ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。
ここで、カラー感度特性をそれぞれＲ（λ）、Ｇ（λ）、Ｂ（λ）とし、照明光の分光特性の一例をＳ（λ）、生体の反射特性の一例をＨ（λ）とする。なお、この照明光の分光特性および生体の反射特性は、必ずしも検査を行う装置、被検体の特性でなくてもよく、例えば予め取得しておいた一般的な特性としても良い。

これらの係数を用いると、補正係数ｋR・ｋG・ｋBは、
［数６］
ｋR＝（∫Ｓ（λ）×Ｈ（λ）×Ｒ（λ）ｄλ）^−１
ｋG＝（∫Ｓ（λ）×Ｈ（λ）×Ｇ（λ）ｄλ）^−１
ｋB＝（∫Ｓ（λ）×Ｈ（λ）×Ｂ（λ）ｄλ）^−１ …（６）
で与えられる。感度補正マトリックスを「Ｋ」とすると、以下のように与えられる。

［数７］

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

［数８］

また、実際に最適化を行う場合、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が負になることも許容されることが付加される。電子内視鏡装置は、ブロードな分光感度特性から狭帯域な分光感度特性を生成するためには、図１に示すように目標とするＦ1・Ｆ2・Ｆ3の特性に、負の感度特性を付加することで、感度を有する帯域を近似した成分を生成することができる。

（Ｓ／Ｎ比の改善方法）
次に、生成された分光画像信号のＳ／Ｎ比及び精度を向上させる方法について説明する。このＳ／Ｎ比の改善方法は、前述した処理方法に付加することにより、さらに以下の課題を解決するものである。
（ｉ）前述のマトリックス算出方法における原信号（Ｒ・Ｇ・Ｂ）のいずれかが仮に飽和状態となると、処理方法におけるフィルタＦ1乃至Ｆ3の特性が、構造を効率よく抽出できるフィルタの特性（理想とする特性）と大きく異なってしまう可能性がある（Ｒ・Ｇ・Ｂの中、２つの信号だけで生成される場合は、その２つの原信号がいずれも飽和していないことが必要である）。
（ｉｉ）カラー画像信号から分光画像信号への変換の際に、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比が良くない。

このＳ／Ｎ比改善の方法とは、図２に示されるように、照明光の照射を通常画像（一般的なカラー画像）の１フィールド（１フレーム）中に数回（例えばn回、nは２以上の整数）に分けて照射する（照射強度をそれぞれの回で変化させても良い。図２においては、Ｉ0乃至Ｉnで示されている。なお、これは照明光の制御のみで実現可能である。）。
これにより、電子内視鏡装置は、１回の照射強度を小さくすることができ、ＲＧＢ信号のいずれもがそれぞれ飽和状態となるのを抑えることができる。また、数回に分割された画像信号は、後段でn枚分の加算を行う。これにより、電子内視鏡装置は、信号成分を大きくしてＳ／Ｎ比を向上させることができる。図２で、積算部４３８ａ乃至４３８ｃはＳ／Ｎ比を改善する画質調整部として機能する。

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

ここで、上述のマトリックス算出方法の変形例について説明する。
（マトリックス算出方法の変形例）
カラー画像信号をＲ，Ｇ，Ｂ、推定する分光画像信号をＦ1，Ｆ2，Ｆ3とする。なお、厳密には、カラー画像信号Ｒ，Ｇ，Ｂは、画像上の位置ｘ，ｙの関数でもあるので、例えばＲ（ｘ，ｙ）と表記すべきだが、ここでは省略する。
Ｒ，Ｇ，ＢからＦ1，Ｆ2，Ｆ3を計算する３×３の行列「Ａ」を推定することが目標となる。「Ａ」が推定されれば、Ｒ，Ｇ，ＢからＦ1，Ｆ2，Ｆ3の計算は、以下の（９）式で可能となる。

［数９］

ここで、以下のデータの表記を定義する。

被検体の分光特性：Ｈ（λ）、「Ｈ」＝（Ｈ（λ1）,Ｈ（λ2）,…,Ｈ（λn））^ｔ
λは波長であり、ｔは行列演算における転置を表す。同様に、
照明光の分光特性：Ｓ（λ）、「Ｓ」＝（Ｓ（λ1）,Ｓ（λ2）,…,Ｓ（λn））^ｔ
ＣＣＤの分光感度特性：Ｊ（λ）、「Ｊ」＝（Ｊ（λ1）,Ｊ（λ2）,…,Ｊ（λn））^ｔ
色分解を行うフィルタの分光特性：原色の場合
Ｒ（λ）、「Ｒ」＝（Ｒ（λ1）,Ｒ（λ2）,…,Ｒ（λn））^ｔ
Ｇ（λ）、「Ｇ」＝（Ｇ（λ1）,Ｇ（λ2）,…,Ｇ（λn））^ｔ
Ｂ（λ）、「Ｂ」＝（Ｂ（λ1）,Ｂ（λ2）,…,Ｂ（λn））^ｔ
「Ｒ」、「Ｇ」、「Ｂ」は（１０）式に示すように、行列「Ｃ」で１つにまとめられる。

［数１０］

画像信号Ｒ，Ｇ，Ｂ、分光信号Ｆ1，Ｆ2，Ｆ3を行列で以下のように表記する。

［数１１］

画像信号「Ｐ」は次式で計算される。

［数１２］

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

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

［数１４］

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

（１４）式を（１２）式に代入すると、次式を得る。

［数１５］

ここで、３×３の行列「Ｍ」は、行列「ＣＳＪＤ」の計算結果を１つにまとめた行列を示す。

同様に、（１４）式を（１３）式に代入して、次式を得る。

［数１６］

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

［数１７］

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

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

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

次に、本発明に係る実施例１における電子内視鏡装置の具体的な構成について、図３を参照して説明する。なお、以下に示す他の実施例でも同様の構成である。
図３に示すように、電子内視鏡装置１００は、内視鏡１０１と、内視鏡装置本体１０５と、表示装置としての表示モニタ１０６とを有している。また、内視鏡１０１は、被検体の体内に挿入される挿入部１０２と、挿入部１０２の先端に設けられた先端部１０３と、挿入部１０２の先端側とは反対側に設けられ、先端部１０３の湾曲動作等を指示するためのアングル操作部１０４と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の画像は、内視鏡装置本体１０５にて所定の信号処理がなされ、表示モニタ１０６において、処理された画像が表示される。

次に、図４を参照して、内視鏡装置本体１０５について詳しく説明する。なお、図４は、同時式の電子内視鏡装置１００のブロック図である。
図４に示すように、内視鏡装置本体１０５は、主に照明部としての光源部４１と、制御部４２と、本体処理装置４３から構成されている。制御部４２及び本体処理装置４３は、前記光源部４１及び／または撮像部としてのＣＤＤ２１の動作を制御し、表示装置である表示モニタ１０６へ撮像信号を出力する信号処理制御部を構成している。
なお、本実施例では、１つのユニットである内視鏡装置本体１０５内に光源部４１と画像処理等を行う本体処理装置４３を有するものとして説明を行うが、これらの光源部４１と本体処理装置４３は、内視鏡装置本体１０５とは別のユニットとして、取り外し可能なように構成されていても良い。

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光量制御部としてのチョッパー１６と、チョッパー１６を駆動するためのチョッパー駆動部１７とを有している。

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＝２πｒ×θ0度／３６０度、幅＝ｒ0−ｒaである。また、同様に、半径ｒaから半径ｒbの間では、最大の長さ＝２πｒa×２θ1度／３６０度、幅＝ｒa−ｒb、半径ｒbから半径ｒcの間では、最大の長さ＝２πｒb×２θ2度／３６０度、幅＝ｒb−ｒcという構成である（それぞれの半径は、ｒ0＞ｒa＞ｒb＞ｒcとする）。

なお、チョッパー１６における切り欠き部の長さ、幅は一例であり、本実施例に限定されるわけではない。
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１６０ａを有する。なお、制御部４２は、この突起部１６０ａにより光が遮断された時にフレームを切換えることにより、１フレーム前と１フレーム後に照射される光の間隔を最小限にし、被検体の動き等によるブレを最小限にするものである。
また、チョッパー駆動部１７は図４における矢印で示されるように、ランプ１５に対する方向に移動が可能な構成となっている。

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。

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比としては不十分である可能性があることと、分光画像の生成に必要なＲＧＢ信号のいずれかの信号が飽和している場合には正しい演算が行われたことにはならないので、照明光量を制御する必要がある。この光量調節をチョッパー１６およびチョッパー駆動部１７が担うことになる。また、光源部４１にコネクタ１１を介して接続された内視鏡１０１は、先端部１０３に対物レンズ１９及びＣＣＤ等の固体撮像素子２１（以下、単にＣＣＤと記載する）を備えている。ＣＣＤ２１は、照明部を構成する光源部４１からの照射光に基づいて被検体である生体から反射される光を光電変換し、撮像信号を生成する撮像部を構成するものである。本実施例におけるＣＣＤは単板式（同時式電子内視鏡用に用いられるＣＣＤ）であり、原色型である。なお、図６はＣＤＤの撮像面に配置される色フィルタの配列を示している。また、図７は図６の色フィルタにおけるＲＧＢそれぞれの分光感度特性を示している。

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。また、本体処理装置４３は、光源部４１と同様、コネクタ１１を介して内視鏡１０１に接続される。本体処理装置４３は、ＣＣＤ２１を駆動するためのＣＣＤドライブ回路４３１を備えている。また、本体処理装置４３は、通常画像を得るための信号回路系として輝度信号処理系と色信号処理系を有する。

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いＲＧＢ信号を生成するサンプルホールド回路（Ｓ／Ｈ回路）４３３ａ乃至４３３ｃと、Ｓ／Ｈ回路４３３ａ乃至４３３ｃの出力に接続され、色信号の生成を行う色信号処理部４３５を有する。
そして、前記輝度信号処理系の出力と前記色信号処理系の出力から１つの通常画像を生成する通常画像生成部４３７が設けられ、通常画像生成部４３７から切換部４３９を介して、表示モニタ１０６にＹ信号、Ｒ−Ｙ信号、Ｂ−Ｙ信号が送られる。

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

なお、本実施例では、このマトリックス演算の方法として、電子回路処理（電子回路を用いたハードウェアによる処理）を用いた方法について説明するが、後述の実施例のように、数値データ処理（プログラムを用いたソフトウェアによる処理）を用いた方法であっても良い。また、実施するにあたっては、これらの方法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の回路図を示している。ＲＧＢ信号はそれぞれ抵抗群３１ａ乃至３１ｃを介して、増幅器３２ａ乃至３２ｃに入力される。それぞれの抵抗群は、ＲＧＢ信号がそれぞれ接続される複数の抵抗を有しており、それぞれの抵抗の抵抗値はマトリクス係数に応じた値となっている。即ち、それぞれの抵抗によりＲＧＢ信号の増幅率を変化させ、増幅器で加算（減算でも良い）する構成となっている。それぞれの増幅器３２ａ乃至３２ｃの出力は、マトリックス演算部４３６の出力となる。つまり、このマトリックス演算部４３６は、いわゆる重み付け加算処理を行っている。なお、ここで用いられるそれぞれの抵抗における抵抗値を可変としても良い。

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

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

次に、本実施の形態における電子内視鏡装置１００の動作について図４を参照して詳しく説明する。
なお、以下においては、まず通常画像を観察する際の動作について説明し、後に分光画像を観察する際の動作について説明する。

まず、光源部４１の動作を説明する。制御部４２からの制御信号に基づいて、チョッパー駆動部１７は、所定の位置に設定され、チョッパー１６を回転させる。ランプ１５からの光束は、チョッパー１６の切り欠き部を通過し、集光レンズにより、内視鏡１０１と光源部４１の接続部にあるコネクタ１１内に設けられた光ファイババンドルであるライトガイド１４の入射端に、集光される。
集光された光束は、ライトガイド１４を通り、先端部１０３に設けられた照明光学系から被検体の体内に照射される。照射された光束は、被検体内で反射し、対物レンズ１９を介して、ＣＣＤ２１において図６で示した色フィルタ別に信号が収集される。

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

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

次に、分光画像を観察する際の動作について説明する。なお、通常画像の観察と同様の動作を行うものに関しては、ここでは省略する。
操作者は、内視鏡装置本体１０５に設けられているキーボードあるいは内視鏡１０１の操作部１０４に設けられているスイッチ等を操作することにより、通常画像から分光画像を観察する指示を行う。この時、制御部４２は、光源部４１および本体処理装置４３の制御状態を変更する。
具体的には、必要に応じて、光源部４１から照射される光量を変更する。上述のように、ＣＣＤ２１からの出力が飽和することは望ましくないため、分光画像の観察時は通常画像の観察時に比して照明光量を小さくする。また、制御部４２は、ＣＣＤからの出力信号が飽和しないように光量を制御するとともに、飽和しない範囲にて照明光量を変化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への制御変更としては、切換部４３９から出力される信号を通常画像生成部４３７の出力から色調整部４４０の出力に切換える。また、Ｓ／Ｈ回路４３３ａ乃至４３３ｃの出力は、マトリックス演算部４３６で増幅・加算処理が行われ、それぞれの帯域に応じて積算部４３８ａ乃至４３８ｃに出力され、積算処理後に色調整部４４０に出力される。チョッパー１６で、照明光量を小さくした場合でも、積算部４３８ａ乃至４３８ｃにて、保存・積算することで、図２に示したように、信号強度を上げることができ、また、Ｓ／Ｎ比が向上した分光画像を得ることができる。

以下、本実施例における具体的なマトリックス演算部４３６のマトリックス処理について記載する。本実施例では、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Ｆ1：590nm〜620nm、Ｆ2：520nm〜560nm、Ｆ3：400nm〜440nmとした）に近いバンドパスフィルタ（以下擬似バンドパスフィルタと呼ぶ）を作成しようとした場合、前述の（１）式から（５）式に示した内容により、以下のマトリックスが最適となる。

［数１９］

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

［数２０］

なお、（６）式に示す光源のスペクトルＳ（λ）は図９に示すものであり、（７）式に示す注目する生体の反射スペクトルＨ（λ）は図１０に示すものである、という先見情報を使用している。

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

［数２１］

このマトリックス演算を行うことにより擬似フィルタ特性（図７にはフィルタ擬似Ｆ1乃至Ｆ3の特性として示されている）が得られる。即ち、上述のマトリックス処理は、カラー画像信号に、上述のようにして予め生成された擬似バンドパスフィルタ（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一例を以下に示す。
図１１に示すように、体腔内組織４５は、例えば深さ方向に異なった血管等の吸収体分布構造を持つ場合が多い。粘膜表層付近には主に毛細血管４６が多く分布し、またこの層より深い中層には毛細血管の他に毛細血管より太い血管４７が分布し、さらに深層にはさらに太い血管４８が分布するようになる。

一方、体腔内組織４５に対する光の深さ方向の深達度は、光の波長に依存しており、可視域を含む照明光は、図１２に示すように、青（Ｂ）色のような波長が短い光の場合、生体組織での吸収特性及び散乱特性により表層付近までしか光は深達せず、そこまでの深さの範囲で吸収、散乱を受け、表面から出た光が観測される。また、青（Ｂ）色光より波長が長い、緑（Ｇ）色光の場合、青（Ｂ）色光が深達する範囲よりさらに深い所まで深達し、その範囲で吸収、散乱を受け、表面から出た光が観測される。さらにまた、緑（Ｇ）色光より波長が長い、赤（Ｒ）色光は、さらに深い範囲まで光が到達する。

体腔内組織５１の通常観察時におけるＲＧＢ光は、図１３に示すように、各波長域がオーバーラップしているために、
（１）Ｂ帯域光によりＣＣＤ２１で撮像される撮像信号には図１４に示すような浅層での組織情報を多く含む浅層及び中層組織情報を有するバンド画像が撮像され、
（２）また、Ｇ帯域光によりＣＣＤ２１で撮像される撮像信号には図１５に示すような中層での組織情報を多く含む浅層及び中層組織情報を有するバンド画像が撮像され、
（３）さらにＲ帯域光によりＣＣＤ２１で撮像される撮像信号には図１６に示すような深層での組織情報を多く含む中層及び深層組織情報を有するバンド画像が撮像される。
そして内視鏡装置本体１０５により、これらＲＧＢ撮像信号を信号処理することで、内視鏡画像としては所望あるいは自然な色再現の内視鏡画像を得ることが可能となる。

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

つぎに、このようにして得られた分光画像信号Ｆ1乃至Ｆ3に対して色調整部４４０は、最も単純な色変換の例として、分光画像信号Ｆ1をカラーチャンネルＲchに、分光画像信号Ｆ2をカラーチャンネルＧchに、分光画像信号Ｆ3をカラーチャンネルＢchに、それぞれ割り付け、切換部４３９を介して、表示モニタ１０６に出力する。
色調整部４４０は、図２１に示すように、３×３マトリックス回路６１と、３×３マトリックス回路６１の前後に設けた３組のＬＵＴ６２ａ，６２ｂ，６２ｃ，６３ａ，６３ｂ，６３ｃと、ＬＵＴ６２ａ，６２ｂ，６２ｃ，６３ａ，６３ｂ，６３ｃのテーブルデータや３×３マトリックス回路６１の係数を変更する係数変更回路６４と、を備えた色変換処理回路４４０ａで構成されている。
色変換処理回路４４０ａに入力する分光画像信号Ｆ1乃至Ｆ3は、各バンドデータ毎にＬＵＴ６２ａ，６２ｂ，６２ｃにより逆γ補正や、非線形なコントラスト変換処理等が行われる。

次に、３×３マトリックス回路６１にて、色変換が行われた後、後段のＬＵＴ６３ａ，６３ｂ，６３ｃにてγ補正や、適当な階調変換処理が行われる。
これらＬＵＴ６２ａ，６２ｂ，６２ｃ，６３ａ，６３ｂ，６３ｃのテーブルデータや３×３マトリックス回路６１の係数を、係数変更回路６４で変更することができる。

係数変更回路６４による変更は、内視鏡１０１の操作部等に設けられた処理変換スイッチ（図示せず）からの制御信号に基づいて行われる。
これら制御信号を受けた係数変更回路６４は、予め色調整部４４０内に記憶されている係数データから適切なデータを呼び出し、このデータで、現在の回路係数を書き換える。

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

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

これらカラーチャンネルＲch、Ｇch、Ｂchによるカラー画像で観察した場合、例えぱ図２２に示すような画像となる。太い血管が深い位置にあり、分光画像信号Ｆ3が反映され、カラーとしては青色系のパターンとして示される。中層付近にある血管網は分光画像信号Ｆ2が強く反映されるので、カラー画像としては赤色系のパターンとして示される。血管網の内、粘膜表面付近に存在するものは黄色系のパターンとして表現される。
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く、視認性が低いという傾向がある。

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

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

したがって、係数変更回路６４を通じてマトリックス係数を調整することで、ユーザは表示効果を調整することが可能となる。動作としては、内視鏡１０１の操作部に設けられたモード切替スイッチ（図示せず）に連動して色変換処理回路４４０ａ内では、スルー動作から、マトリックス係数がデフォルト値に設定される。
ここでいうスルー動作とは、３×３マトリックス回路６１には単位行列、ＬＵＴ６２ａ，６２ｂ，６２ｃ，６３ａ，６３ｂ，６３ｃは非変換テーブルを搭載した状態をいう。デフォルト値とは、マトリックス係数ωG，ωBに、例えばωG＝０．２、ωB＝０．８という設定値を与えるということである。

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

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

例えば、上記実施例では、３×３マトリックス回路６１を中心とした構成により色変換処理回路４４０ａを示したが、図２３に示すように、色変換処理回路４４０ａを各バンドに対応した３次元ＬＵＴ６５で置き換えても同様の効果を得ることができる。この場合、係数変更回路６４は、内視鏡１０１の操作部等に設けられた処理変換スイッチ（図示せず）からの制御信号に基づいてテーブルの内容を変更する動作を行なう。

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

また、擬似バンドパスフィルタＦ1乃至Ｆ3の第２の変形例として、図２５に示すように擬似バンドパスフィルタＦ2の代わりに、フィルタ特性が短波長域で近接する２つの擬似バンドパスフィルタＦ3a、Ｆ3bとしても良い。これは、この付近の波長帯域が生体の極表層付近までしか深達しないことを利用して、吸収特性より散乱特性の微妙な差を映像化するのに好適である。医学上は、早期ガンなど粘膜表層付近の細胞配列の乱れを伴う疾患の識別診断に利用することが想定される。
さらに、擬似バンドパスフィルタＦ1乃至Ｆ3の第３の変形例として、図２６に示すように所望の層組織情報が抽出可能な離散的な分光特性の２バンドの狭帯域のフィルタ特性の２つの擬似バンドパスフィルタＦ2、Ｆ3をマトリックス演算部４３６で生成するようにしてもよい。

図２６の擬似バンドパスフィルタＦ2、Ｆ3の場合、色調整部４４０は、狭帯域の分光画像観察時での画像のカラー化において、分光チャンネル画像Ｒch←分光画像信号Ｆ2、分光チャンネル画像Ｇch←分光画像信号Ｆ3、分光チャンネル画像Ｂch←分光画像信号Ｆ3として、ＲＧＢ３チャンネルのカラー画像を生成する。
すなわち、分光画像信号Ｆ2及び分光画像信号Ｆ3に対して、色調整部４４０は以下の式（２４）によりＲＧＢ３チャンネルのカラー画像（Ｒch、Ｇch、Ｂch）を生成する。

［数２４］

例えば、ｈ11＝１、ｈ12＝０、ｈ21＝０、ｈ22＝１．２、ｈ31＝０、ｈ32＝０．８とする。
例えば分光画像Ｆ3は中心波長が主に４１５ｎｍに相当する画像、分光画像Ｆ2は中心波長が主に５４０ｎｍに相当する画像である。

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

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

このように本実施例によれば、通常の電子内視鏡画像（通常画像）を生成するためのカラー画像信号を利用して、擬似的な狭帯域フィルタを生成することにより、分光画像用の光学的波長狭帯域バンドパスフィルタを用いずに、血管パターン等の所望の深部の組織情報を有する分光画像を得ることができると共に、色調整部４４０の色変換処理回路４４０ａのパラメータを分光画像に応じて設定することで、狭帯域の分光画像観察時の深達度情報という特徴を生かした表現方法を実現することが可能となり、生体組織の組織表面近くの所望の深部の組織情報を効果的に分離して視認することできる。

また、特に、色調整部４４０において、
（１）２バンドの分光画像の場合、例えば４１５ｎｍに相当する画像をカラーチャンネルＧch、Ｂchに、例えば５４０ｎｍに相当する画像をカラーチャンネルＲchに割り付けた場合、
あるいは、
（２）３バンドの分光画像の場合、例えば４１５ｎｍに相当する画像をカラーチャンネルＢchに、例えば４４５ｎｍに相当する画像をカラーチャンネルＧchに、例えば５００ｎｍに相当する画像をカラーチャンネルＲchに割り付けた場合、次の画像効果が得られる。

・生体組織の最表層の上皮、あるいは粘膜が低彩度の色で再現され、最表層の毛細血管が低輝度、つまり暗線として再現されることで、最表層の毛細血管の高い視認性が得られる。
・同時に、毛細血管より深い位置の血管が色相方向で青方向へ回転して再現されるため、最表層の毛細血管との識別がより容易になる。
また、前記チャンネルの割り当て方法によれば、大腸内視鏡検査において通常観察下では黄色調で観測される残渣および胆汁が赤色調で観測される。

図２７はマトリックス演算部の他の構成例を示すブロック図である。
マトリックス演算部４３６以外の構成は、図４と同様である。図２７に示すマトリックス演算部４３６の構成が、図８に示したマトリックス演算部４３６の構成と異なるのみである。異なる点のみ説明し、同一の構成には同じ符号をつけ説明は省略する。
図８では、マトリックス演算を電子回路による、いわゆるハードウェア処理により行うこととしたが、図２７では、このマトリックス演算を数値データ処理（プログラムを用いたソフトウェアによる処理）により行う。

図２７に示すマトリックス演算部４３６は、ＲＧＢそれぞれのカラー画像信号を記憶しておく画像メモリ５０を有する。また、式（２１）に示されたマトリックス「Ａ’」のそれぞれの値が数値データとして記憶されている係数レジスタ５１を有する。
係数レジスタ５１と画像メモリ５０は、乗算器５３ａ乃至５３ｉに接続され、さらに乗算器５３ａ、５３ｄ、５３ｇは、乗算器５４ａに接続され、乗算器５４ａの出力が、図４における積算部４３８ａと接続される。また、乗算器５３ｂ、５３ｅ、５３ｈは、乗算器５４ｂに接続され、その出力は積算部４３８ｂと接続される。また、乗算器５３ｃ、５３ｆ、５３ｉは、乗算器５４ｃに接続され、その出力が積算部４３８ｃと接続される。

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

なお、図２７には、Ｒ信号と各マトリックス係数が乗算器５３ａ乃至５３ｃで乗算される例が示されている。また、同図のように、Ｇ信号と各マトリックス係数が乗算器５３ｄ乃至５３ｆで乗算され、Ｂ信号と各マトリックス係数が乗算器５３ｇ乃至５３ｉで乗算される。マトリックス係数とそれぞれ乗算されたデータは、乗算器５３ａ、５３ｄ、５３ｇの出力が、乗算器５４ａで、乗算器５３ｂ、５３ｅ、５３ｈの出力が、乗算器５４ｂで、また、乗算器５３ｃ、５３ｆ、５３ｉの出力は、乗算器５４ｃでそれぞれ乗算される。乗算器５４ａの出力は、積算部４３８ａに送られる。また、乗算器５４ｂ、乗算器５４ｃの出力は、それぞれ積算部４３８ｂ、４３８ｃに送られる。

図２７の構成例によると、図８の構成例の場合と同様、血管パターンが鮮明に表示される分光画像を得ることができる。
また、図２７の構成例では、図８の構成例のようにハードウェアによってマトリックス処理を行うのではなく、ソフトウェアを用いて行うため、例えば、各マトリックス係数の変更などに迅速に対応することができる。
また、マトリックス係数を結果の値のみ、即ち、マトリックス「Ａ’」としてではなく、Ｓ（λ）、Ｈ（λ）、Ｒ（λ）、Ｇ（λ）、Ｂ（λ）別に記憶しておき、必要に応じて演算することによりマトリックス「Ａ’」を求めて使用するとした場合には、この中の１つの要素のみを変更することができ、利便性が向上する。例えば、照明光の分光特性Ｓ（λ）のみの変更等が可能である。

図２８は本発明の実施例２に係る電子内視鏡装置の構成を示すブロック図である。
実施例２は、実施例１とほとんど同様であるので、実施例１と異なる点のみ説明し、同一の構成要素には同一符号を付して説明は省略する。
本実施例は、実施例１とは、照明光量の制御を行う光源部４１が異なるものである。本実施例では、光源部４１から照射される光量の制御をチョッパーではなく、ランプ１５の電流制御により行う。具体的には、図２８に示されたランプ１５に光量制御部としての電流制御部１８が設けられている。

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

本実施例によると、実施例１と同様、血管パターンが鮮明に表示される分光画像を得ることができる。また、本実施の形態では、実施例１のようにチョッパーを用いた光量制御方法に比して、制御方法が簡単であるという利点がある。

図４の生体観測装置では、分光画像取得時に、光を所定の時間間隔で遮断し光量制御する図５のチョッパー１６を用いて、光量を少なくするように制御している。すなわち、適切なダイナミックレンジでＲ，Ｇ，Ｂ全ての色分解信号が撮影されるように光源からの光量を少なくするようにしている。
本発明の実施例３では、図４の生体観測装置におけるチョッパー１６の代替として、絞りバネ、シャッターなどの可動遮光部材や、メッシュターレット、ＮＤフィルタなどの遮光フィルタを使用した例を説明する。

図２９は絞りバネ６６の例を示している。絞りバネ６６は、中心軸６７を中心に回転し、先端部にはある大きさに集光した光束６８を遮断する遮断部６９と、出射光量を制御する切り欠き７０を有する絞り羽根部７１により、光を所定の時間間隔で遮断し光量制御する。
この絞りバネ６６は、光源部４１の出射光量を制御する調光の絞りバネと兼用としても良いし、別途遮断する機構としてもう一つ設けても良い。

図３０はシャッター６６Ａの例を示している。シャッター６６Ａは、絞りバネ６６の例と同様な形をしているが、遮断部６９に絞りバネ６６の切り欠き７０がない構造となっている。シャッター６６Ａの動作は、全開か全閉かの２つの動作状態を制御することにより、光を所定の時間間隔で遮断し光量制御する。
図３１はメッシュターレット７３の例を示している。回転板７４に開けた孔に格子間隔の大きいメッシュ７５やそれより格子間隔の小さいメッシュ７６が溶接などで取り付けられ、回転中心軸７７を中心に回転する。この時、メッシュの長さ、メッシュの粗さ、位置等を変え、光を所定の時間間隔で遮断し光量制御する。

図３２及び図３３は本発明の実施例４に係わり、図３２は電子内視鏡装置の構成を示すブロック図、図３３は図３２のＣＣＤの電荷蓄積時間を示す図である。
実施例４は、実施例１とほとんど同様であるので、実施例１と異なる点のみ説明し、同一の構成要素には同一符号をつけ説明は省略する。
本実施例は、主として実施例１とは光源部４１およびＣＣＤ２１が異なるものである。実施例１では、ＣＣＤ２１に図６で示したカラーフィルタが設けられ、このカラーフィルタによってカラー信号を生成するいわゆる同時式であったのに対し、本実施例４では、照明光を１フレームの期間にＲＧＢの順に照明してカラー信号を生成するいわゆる面順次式を用いる。

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

本実施例における光源部の動作としては、ランプ１５から出力された光束が、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回転フィルタ２３を介することによって、所定の時間毎にＲ・Ｇ・Ｂそれぞれの照明光として、光源部から出力される。また、それぞれの照明光は、被検体内で反射し、ＣＣＤ２１で受光される。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。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、ＣＣＤ２１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、その他の動作については実施例１と同様であるため、ここでは省略する。

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

図３４は本発明の実施例４の他の例であるＣＣＤの電荷蓄積時間を示す図である。本例は、図３３の例と同様に、面順次方式を利用し、かつ、この面順次方式の利点を生かしたものである。すなわち、図３３の例での電子シャッター制御による電荷蓄積時間にＲ，Ｇ，Ｂ毎に重み付けを加えることで、分光画像データの生成を簡素化することができるものである。図３４の例では、ＣＣＤ２１の電荷蓄積時間を１フレーム期間内にＲ，Ｇ，Ｂ毎に変化させることができるＣＣＤドライブ回路４３１を有していることになる。その他は、図３３の例と同様である。

図３４の例の動作としては、ＲＧＢ回転フィルタ２３を介してそれぞれの照明光が照射された場合に、ＣＣＤ２１における電子シャッターによる電荷蓄積時間を変化させる。ここで、照明光がＲ，Ｇ，Ｂのそれぞれの場合におけるＣＣＤ２１の電荷蓄積時間をｔｄr、ｔｄg、ｔｄb（なお同図ではＢのカラー画像信号は蓄積時間を設けていないためｔｄbは省略されている）とする。例えば、（２１）式にて示されたマトリックス処理を行う場合の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３３でのＲＧＢ別の電子シャッター制御による電荷蓄積時間を
［数２６］
ｔｄr：ｔｄg：ｔｄb＝０．０５０：１．７７７：０．８２９ …（２６）
となるように設定すれば良い。また、マトリックス演算部では、単にＲとＧ成分のみ反転させた信号とＢ成分を加算する。これにより、実施例１乃至実施例３と同様の分光画像を得ることができる。

図３３及び図３４の実施例４によると、血管パターンが鮮明に表示される分光画像を得ることができる。また、図３４の例では、カラー信号の作成に面順次方式を利用しており、さらに電子シャッターを用いてカラー信号毎に電荷蓄積時間を異ならせることができるため、これにより、マトリックス演算部においては、単に加算、差分処理を行うだけでよく、処理を簡略化することが可能である。すなわち、電子シャッター制御でマトリクス演算相当の動作を行え、処理を簡略化することができる。

なお、実施例１乃至３の光量制御と実施例４（図３３又は図３４の例）の電子シャッター（電荷蓄積時間）の制御とを同時に行うように構成できることは勿論である。また、前述したように、通常観察画像はチョッパー等による照明光量の制御で行い、分光観察画像を得る際には、電子シャッターによる制御を行うようにしてもよいことは勿論である。
次に、実施例５乃至実施例７として、通常画像の生体信号及び／または分光画像の分光信号の信号レベルを増幅させる信号増幅手段及びその増幅制御について説明する。

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

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

増幅機能の動作／非動作（オン／オフ）については、通常画像観察時には、ＡＧＣを動作させない場合が多い。これは通常光での観察では光量が十分あるためである。一方、分光画像観察時には、光量が不足するのでＡＧＣを動作させるようにする。

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

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

本実施例６では、信号増幅手段であるＡＧＣ回路は、チョッパー１６、ランプ電流制御部１８、或いは、絞り制御部２４等の光量制御手段と連動して動作するよう制御される。

前記連動動作の制御は、例えば、光量制御手段おいて出射光量が最大となった後にはじめて、信号増幅手段であるＡＧＣ回路が機能するよう動作させる。すなわち、光量制御手段が最大光量の制御とされて（例えば調光羽が開ききって）、光量が最大になっても画面が暗いときにはじめてＡＧＣを機能させる制御を行う。これにより、光量制御の範囲を広くすることができる。

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

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

次に、実施例８乃至実施例１１を参照して画質改善について説明する。

本発明の実施例８の生体観測装置の構成は、図３５が適用される。本実施例８は、広帯域輝度信号を分光画像の輝度成分に重み付け加算し、明るさとＳ／Ｎの向上を図るものである。
図３５において、電子内視鏡装置１００は、スコープ１０１、内視鏡装置本体１０５、表示モニタ１０６を有している。内視鏡装置本体１０５は、主に光源部４１、制御部４２、本体処理装置４３から構成されている。本体処理装置４３には、ＣＣＤ２１を駆動するためのＣＣＤドライブ回路４３１が設けられ、通常画像を得るための信号回路系と、分光画像を得るための信号回路系を有する。

通常画像を得るための信号回路系は、ＣＣＤ２１で得られた信号のサンプリング等を行いＲＧＢ信号を生成するＳ／Ｈ回路４３３ａ乃至４３３ｃ、Ｓ／Ｈ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。
一方、分光画像を得るための信号回路系として、Ｓ／Ｈ回路４３３ａ乃至４３３ｃの出力にマトリックス演算部４３６が設けられ、ＲＧＢ信号に対して所定のマトリックス演算が行われる。

色信号処理部４３５の出力とマトリックス演算部４３６の出力とは、切換部４５０を介してホワイトバランス処理（以下ＷＢ）回路４５１、γ補正回路４５２、及び色変換回路(1)４５３に供給し、Ｙ信号、Ｒ−Ｙ信号、Ｂ−Ｙ信号を生成し、さらに後述の強調された輝度信号ＹEH、Ｒ−Ｙ信号、Ｂ−Ｙ信号を生成して、色変換回路(2)４５５に供給し、Ｒ，Ｇ，Ｂ出力としてを表示モニタ１０６に送られる。

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

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

そこで、上記問題を解決するために、本発明の実施例８では、図３５に示すように以下の構成を追加している。
すなわち、
(1) 通常観察画像と分光画像を生成する際に、以下の回路ａ）〜ｃ）は共通に使用する構成とする。ａ）ＷＢ回路４５１、ｂ）γ補正回路４５２、ｃ）強調回路４５４。
(2) 明るさとＳ／Ｎを向上させるために、広帯域輝度信号生成部４４４を設けて、ＣＣＤの出力信号からＳ／Ｎの劣化していない広帯域輝度信号（ＹＨ）を生成し、分光画像の輝度成分Ｙとの重み付け加算を実施する。

つまり、上記広帯域輝度信号（ＹＨ）と、色変換部(1)４５３にて生成された分光画像(Ｆ1，Ｆ2，Ｆ3)における輝度信号（Ｙ）について、それぞれ重み付け回路(４４５, ４４６)にて重み付けを実施して、加算部４４７にて加算を実施し、加算後の輝度信号について、強調回路４５４により輪郭補正を実施する。即ち、広帯域輝度信号生成部４４４と、重み付け回路４４５，４４６と、加算部４４７とは、画質調整部を構成している。輪郭補正された輝度信号ＹEHは色変換部(2)４５５に供給され、その後、色変換部(2)４５５により、再度ＲＧＢに変換されて、表示モニタ１０６に出力される。

上記重み付け回路(４４５, ４４６)における重み付け係数は、観察モードや接続されるＣＣＤの画素数に応じて切り替えることが可能であり、分光画像のコントラスト劣化が問題の無い範囲で任意に設定することが可能、例えば、重み付け回路４４５の重み係数をα、重み付け回路４４６の重み係数をβとすると、以下の方法が考えられる。
Ａ）通常観察画像の表示時：α＝０、β＝１
Ｂ）ＣＣＤタイプＡ接続時における分光画像の表示時：α＝０．５、β＝０．５
Ｃ）ＣＣＤタイプＢ接続時における分光画像の表示時：α＝１、β＝０
本実施例８の構成による効果は、複数枚の画像を取得することなく、明るさとＳ／Ｎを向上することが可能となること、又、重み付けの係数は、接続ＣＣＤの種類により最適化が可能であるため、各ＣＣＤの画素数や分光特性に応じて、コントラスト劣化の影響が無い範囲で最適化が可能であること、である。

本発明の実施例９の生体観測装置の構成は、図３６又は図３７が適用される。本実施例９は、Ｓ／Ｎの改善を図るものである。
このＳ／Ｎ比改善の方法とは、図２に示されるように、照明光の照射を通常画像（一般的なカラー画像）の1フィールド（1フレーム）中に数回（例えばｎ回、ｎは２以上の整数）に分けて照射する（照射強度をそれぞれの回で変化させても良い。図２においては、I0乃至Inで示されている。なお、これは照明光の制御のみで実現可能である。）これにより、１回の照射強度を小さくすることができ、ＲＧＢ信号のいずれもがそれぞれ飽和状態となるのを抑えることができる。また、数回に分割された画像信号は、後段でn枚分の加算を行う。これにより、信号成分を大きくしてＳ／Ｎ比を向上させることができる。

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

しかしながら、上記構成に示す様に１フィールド期間内に複数回の撮像を実施する為には、以下の問題が有る。
(1)ＣＣＤの画素数が多くなればなるほど駆動周波数が高くなるため、本体処理装置（プロセッサ）に駆動回路を持っている構成では、ＣＣＤまでの接続ケーブルを高いドライブ能力を持つ回路にて駆動する必要があり、技術的な難易度が高い。
(2)駆動周波数が高くなるほど、不要な放射電磁界成分も高周波となり、ＥＭＣ（電磁波ノイズ）対策も困難となる。

上記問題を解決するために、本発明の実施例９では、以下の構成を追加する。
すなわち、例えば図４の構成に対して、図３６に示すように、ＣＣＤドライブ回路４３１を本体処理装置（プロセッサ）４３からスコープ１０１側に移設して、ＣＣＤドライブ回路４３１−ＣＣＤ２１間の接続ケーブルを極力短くする構成とする。
これにより、ケーブル長が短くなるので、駆動波形の歪みが小さくできる。不要なＥＭＣ放射が少なくなる。また、ＣＣＤドライブ回路４３１がスコープ１０１側にあるので、駆動回路に要求されるドライブ能力が低く設定できる。つまり、ドライブ能力が低くてもよく、コスト的にも有利である。

また、例えば図４の構成に対して、図３７に示すように、ＣＣＤドライブ回路４３１は本体処理装置（プロセッサ）４３に内蔵させるが、プロセッサ４３からは正弦波に近い波形にて駆動パルスを出力し、スコープ１０１先端のＣＣＤ近傍に設けた波形整形回路４５０にて波形の整形を行い、ＣＣＤ２１を駆動する構成とする。
これにより、プロセッサ４３からのＣＣＤ駆動パルスが正弦波に近い波形で出力可能な為、ＥＭＣ特性がよい。つまり、不要輻射電磁界を抑えることができる。

本発明の実施例１０の生体観測装置の構成は、図４，図２８又は図３２が適用される。そして、それらの構成において、ノイズ抑制回路は、分光画像観察時に必要なマトリックス演算部４３６内若しくはマトリックス演算部４３６の前段の入力部に設けられる。

分光画像観察時では、波長の帯域制限を行うため、通常画像観察時と比べて照明光量が小さい状態になることがある。その場合には、照明光量が小さいことによる明るさの不足分を撮像された画像を増幅することで電気的に補正できるが、単にＡＧＣ回路による増幅率アップ等では暗い画像部分でのノイズが目立つ画像になってしまう。そこで、ノイズ抑制回路を通すことにより、暗部領域におけるノイズを抑制しつつ、明部領域のコントラスト低下を低減する。ノイズ抑制回路については、特願2005-82544号の図５に記載されている。

図３８に示すノイズ抑制回路３６は、面順次のＲ，Ｇ，Ｂの画像データを扱う図３２に示すような生体観測装置に適用される回路であって、ノイズ抑制回路には、面順次のＲ，Ｇ，Ｂの画像データが入力される。
図３８において、ノイズ抑制回路３６は、撮像手段であるＣＣＤにより撮像された画像データに対して、複数の空間フィルタによるフィルタ処理を行うフィルタ処理部８１と、前記画像データの局所領域における明るさを算出する明るさ算出手段としての平均画素算出部８２と、前記フィルタ処理部８１の出力に対して、前記フィルタ処理部８１の出力及び／又は前記平均画素算出部８２の出力に応じた重み付けを行う重み付け部８３と、前記重み付け部８３の出力に対して、ノイズ抑制処理を施した画像データを生成するための逆フィルタ処理を行う逆フィルタ処理部８５と、を備えて構成されている。

フィルタ処理部８１におけるｐ個のフィルタ係数は、Ｒ，Ｇ，Ｂの入力画像データ毎に切り替えられるもので、フィルタ係数格納部８４から読み出されて各フィルタＡ1〜Ａｐに設定される。
平均画素値算出部８２は、フィルタ処理部８１で空間フィルタ処理に用いるのと同じ入力画像データのｎ×ｎ画素の小領域（局所領域）の画素値に対して平均値Ｐａｖを算出する。その平均値Ｐａｖ及びフィルタ処理部８１でのフィルタ処理結果の値に応じてルックアップテーブル（ＬＵＴ）８６から重み付け係数Ｗを読み出して重み付け部８３の重み付け回路Ｗ１、Ｗ２、…、Ｗｐに設定する。
図３８の回路により、画像データの局所領域の明るさに応じて空間フィルタによるノイズ抑制処理の重み付けを変えることにより、画像データのコントラストの低下を回避しながらノイズを抑制する。

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

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

ここで、生体観測装置が、現在、通常画像観察モードにあるとする。
この状態において、術者は、内視鏡１０１の挿入部１０２を患者の体腔内に挿入することにより、内視鏡検査を行うことができる。体腔内における患部等の検査対象組織の表面の血管の走行状態等をより詳しく観察しようと思う場合には、術者は、図示しないモード切替スイッチを操作する。
モード切替スイッチが操作されると、制御部４２は、光源部４１及び本体処理装置４３の動作モードを分光画像観察モードの設定状態に変更する。
具体的には、制御部４２は、光源部４１に対しては、光量を増加させるように光量制御を行い、本体処理装置４３に対しては、マトリックス演算部４３６内の空間周波数のＬＰＦの帯域特性を広帯域化するように変更し、また切換部４３９を制御してマトリックス演算部４３６を含む分光画像処理系に切り換える等の変更設定を行う。
このような変更設定を行うことにより、分光画像観察モードにおいて、生体組織の表層付近における毛細血管の走行状態を識別し易い状態で表示することができる。
また、ＬＰＦの信号通過の帯域特性を広帯域化しているので、毛細血管の走行状態や、特定色Ｇの照明光のもとで撮像したＧの色信号により得られるのと等価な、表層付近に近い血管走行状態などの分解能（解像度）を向上することができ、診断がし易い画質の良い画像が得られる。
このように動作する本実施例によれば、通常画像観察モードにおいて、既存の同時式によるカラー撮像機能を保持し、かつ分光画像観察モードにおいても本体処理装置４３内の各部の係数等の設定を変更する等の処理特性を変更することにより、分光画像観察モードによる観察機能を十分に確保することができる。

本発明の実施例１２の生体観測装置の構成は、図４，図２８又は図３２が適用される。そして、それらの構成においては、分光画像観察時であることを示すＮＢＩ表示を行う。
(1) 表示モニタ１０６に表示する場合
表示モニタ１０６上に、通常画像観察時は表示無し、分光画像観察時はＮＢＩの文字を表示する。或いは、文字表示に代えて、モニタの例えば四隅のいずれかに○等の印を表示してもよい。

(2) 内視鏡装置本体１０５のフロントパネルに表示する場合…図３９、図４０、図４１参照
操作パネル上に、単にＬＥＤを設け、通常画像観察時は消灯、分光画像観察時は点灯する。具体的には、図３９に示すように、ＮＢＩの文字の近傍にＬＥＤ点灯部９１を設け、通常画像観察時は消灯、分光画像観察時は点灯する。
図４０に示すように、ＮＢＩ文字自体９２が点灯、あるいは、ＮＢＩ文字以外の文字周辺部９３が点灯するようにＬＥＤを設け、通常画像観察時は消灯、分光画像観察時は点灯する。
図４１に示すように、ＮＢＩ文字自体９４が点灯、あるいは、ＮＢＩ文字以外の文字周辺部９５が点灯するようにＬＥＤを設け、通常画像観察時は緑色消灯、分光画像観察時は白色点灯等、色分け点灯する。

(3) 集中コントローラの画面上に表示する場合
生体観測装置を複数の装置からなるシステムで組み、それらを集中コントロールするコントローラー画面上に、図３９、図４０、図４１と同様に表示する。或いは、分光画像観察モードの切替スイッチ（即ちＮＢＩスイッチ）自体が、通常画像観察時は黒文字、分光画像観察時は反転文字で表示する。
(4) 上記以外の表示場所としては、キーボード、フットスイッチがある。

図４２及び図４３は本発明の実施例１３の生体観測装置に係り、図４２は色フィルタの配列を示す図、図４３は図４２に色フィルタの分光感度特性を示す図である。
実施例１３の生体観測装置は、実施例１とほとんど同様であるので、実施例１と異なる点のみ説明し、同一の構成要素には同一符号をつけ説明は省略する。
本実施例は、主として実施例１とＣＣＤ２１に設けられたカラーフィルタが異なるものである。実施例１では、図６で示したようにＲＧＢ原色型カラーフィルタが用いられるのに対し、本実施例では、補色型のカラーフィルタを用いる。

この補色型フィルタの配列は図４２に示されているように、Ｇ、Ｍｇ、Ｙｅ、Ｃｙの各要素から構成される。なお、原色型カラーフィルタの各要素と補色型カラーフィルタの各要素の関係は、Ｍｇ＝Ｒ＋Ｂ、Ｃｙ＝Ｇ＋Ｂ、Ｙｅ＝Ｒ＋Ｇとなる。
この場合、ＣＣＤ２１の全画素読み出しを行い、各色フィルタからの画像を信号処理又は画像処理することになる。また、原色型カラーフィルタについての（１）式〜（８）式及び（１９）式〜（２１）式について、補色型カラーフィルタの場合に変形すると、以下の（２７）式より（３３）式のようになる。但し、目標とする狭帯域のバンドパスフィルタの特性は同じとする。

［数２７］

［数２８］

［数２９］
ｋG＝（∫Ｓ（λ）×Ｈ（λ）×Ｇ（λ）ｄλ）^−１
ｋMg＝（∫Ｓ（λ）×Ｈ（λ）×Ｍｇ（λ）ｄλ）^−１
ｋCy＝（∫Ｓ（λ）×Ｈ（λ）×Ｃｙ（λ）ｄλ）^−１
ｋYe＝（∫Ｓ（λ）×Ｈ（λ）×Ｙｅ（λ）ｄλ）^−１ …（２９）
［数３０］

［数３１］

［数３２］

［数３３］

また、図４３に、補色型カラーフィルタを用いた場合の分光感度特性、目標とするバンドパスフィルタ及び上記（２７）式乃至（３３）式により求められ擬似バンドパスフィルタの特性を示す。
なお、補色型フィルタを用いる場合には、図４で示されるＳ／Ｈ回路は、それぞれＲ・Ｇ・Ｂではなく、Ｇ・Ｍｇ・Ｃｙ・Ｙｅについて行われることは言うまでもない。

本実施例によると、実施例１と同様、血管パターンが鮮明に表示される分光画像を得ることができる。また、本実施例では、補色型カラーフィルタを用いた場合のメリットを享受することができる。

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く、また趣旨を一脱しない範囲での変形も考えられる。
例えば、既に述べた全ての実施例に対して、臨床中その他のタイミングにて操作者自ら新規の擬似バンドパスフィルタを作成し、臨床に適用することもできる。即ち、実施例１で示すと図４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。

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

図４４に、適用までの流れを示す。この流れについて詳しく説明すると、まず、操作者は、目標となるバンドパスフィルタの情報（例えば波長帯域等）をキーボード等を介して入力する。これにより、すでに所定の記憶装置等に記憶されている光源・カラーフィルタの特性等と共に、マトリックス「Ａ’」が算出され、図４３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）が、スペクトル図としてモニタ上に表示される。

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「Ａ’」を使用する場合には、その設定を行い、このマトリックス「Ａ’」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「Ａ’」は、所定の記憶装置に記憶され、操作者の所定の操作に応じて、再度使用することができる。
これにより、操作者は既存のマトリックス「Ａ’」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。
本発明は、上述した実施例に限定されるものではなく、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。

本発明の実施例１に係るカラー画像信号から分光画像信号を作成する際の信号の流れを示した概念図。本発明の実施例１に係る分光画像信号の積分演算を示す概念図。本発明の実施例１に係る生体観測装置の外観を示す外観図。図３の生体観測装置の構成を示すブロック図。図４のチョッパーの外観を示す外観図。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６の色フィルタの分光感度特性を示す図。図４のマトリックス演算部の構成を示す構成図。本発明の実施例１に係る光源のスペクトルを示すスペクトル図。本発明の実施例１に係る生体の反射スペクトルを示すスペクトル図。図１１は図４の生体観測装置により観察する生体組織の層方向構造を示す図。図４の生体観測装置からの照明光の生体組織の層方向への到達状態を説明する図。白色光の各バンドの分光特性を示す図。図１３の白色光による各バンド画像を示す第１の図。図１３の白色光による各バンド画像を示す第２の図。図１３の白色光による各バンド画像を示す第３の図。図８のマトリックス演算部で生成された分光画像の分光特性を示す図。図１７の各分光画像を示す第１の図。図１７の各分光画像を示す第２の図。図１７の各分光画像を示す第３の図。図４の色調整部の構成を示すブロック図。図２１の色調整部の作用を説明する図。図４の色調整部の変形例の構成を示すブロック図。図１７の分光画像の第１の変形例の分光特性を示す図。図１７の分光画像の第２の変形例の分光特性を示す図。図１７の分光画像の第３の変形例の分光特性を示す図。本発明の実施例１に係るマトリックス演算部の他の構成例を示すブロック図。本発明の実施例２に係る生体観測装置の構成を示すブロック図。本発明の実施例４に係る生体観測装置における光量制御手段の一例を示す図。光量制御手段の他の例を示す図。光量制御手段のもう１つの例を示す図。本発明の実施例４に係る生体観測装置の構成を示すブロック図。図３２のＣＣＤの電荷蓄積時間を示す図。図３２の変形例であってＣＣＤの電荷蓄積時間を示す図。本発明の実施例８に係る生体観測装置における画質改善の一例を示す図。本発明の実施例９に係る生体観測装置における画質改善の一例を示す図。本発明の実施例９に係る生体観測装置における画質改善の他の例を示す図。本発明の実施例１０に係る生体観測装置における画質改善の一例を示す図。本発明の実施例１２に係る生体観測装置における画質改善の一例を示す図。本発明の実施例１２に係る生体観測装置における画質改善の他の例を示す図。本発明の実施例１２に係る生体観測装置における画質改善のもう１つの他の例を示す図。本発明の実施例１３に係る生体観測装置における色フィルタの配列を示す図。図４２の色フィルタの分光感度特性を示す図。本発明に係る生体観測装置におけるマトリックス演算の際のフローチャート。

符号の説明

１５…ランプ
１６…チョッパー
１８…電流制御部
２４…絞り制御部
４１…光源部
４２…制御部
４３…本体処理装置（プロセッサ）
１００…電子内視鏡装置（生体観測装置）
１０１…内視鏡
１０２…挿入部
１０３…先端部
１０４…アングル操作部
１０５…内視鏡装置本体
１０６…表示モニタ（表示装置）
４３６…マトリックス演算部
４４０…色調整部
４４０ａ…色変換処理回路
４４４…広帯域輝度信号生成部

Claims

被検体である生体に光を照射する照明部と、
前記照射光に基づいて前記生体から反射される光を光電変換し、撮像信号を生成する撮像部と、
前記照明部及び／または前記撮像部の動作を制御し、表示装置へ前記撮像信号を出力する信号処理制御部と、
を具備し、
前記信号処理制御部は、
前記撮像信号から光学的波長狭帯域の画像に対応する分光信号を信号処理によって生成する分光信号生成部と、
前記分光信号を前記表示装置へ出力する際に当該分光信号を形成する複数の帯域ごとに異なった色調を割り付ける色調整部と、
前記表示装置へ出力される信号の画質を調整する画質調整部と、
前記撮像信号及び／または分光信号の信号レベルを増幅させる信号増幅部と、
を備え
前記信号増幅部は、前記撮像信号と分光信号とでその増幅制御を変化させるものであって、
前記増幅制御は、前記照明部から照射される光量を制御する光量制御部による光量制御ができなくなった場合に増幅機能が増幅動作を開始するときの追従速度である
ことを特徴とする生体観測装置。
被検体である生体に光を照射する照明部と、
前記照射光に基づいて前記生体から反射される光を光電変換し、撮像信号を生成する撮像部と、
前記照明部及び／または前記撮像部の動作を制御し、表示装置へ前記撮像信号を出力する信号処理制御部と、
を具備し、
前記信号処理制御部は、
前記撮像信号から光学的波長狭帯域の画像に対応する分光信号を信号処理によって生成する分光信号生成部と、
前記分光信号を前記表示装置へ出力する際に当該分光信号を形成する複数の帯域ごとに異なった色調を割り付ける色調整部と、
前記表示装置へ出力される信号の明るさ及び／またはＳ／Ｎ比を改善する画質調整部と、
を具備し、
前記画質調整部は、撮像信号の輝度信号及び／または分光信号の輝度信号の重み付け加算を行うことを特徴とする生体観測装置。
被検体である生体に光を照射する照明部と、
前記照射光に基づいて前記生体から反射される光を光電変換し、撮像信号を生成する撮像部と、
前記照明部及び／または前記撮像部の動作を制御し、表示装置へ前記撮像信号を出力する信号処理制御部と、
を具備し、
前記信号処理制御部は、
前記撮像信号から光学的波長狭帯域の画像に対応する分光信号を信号処理によって生成する分光信号生成部と、
前記分光信号を前記表示装置へ出力する際に当該分光信号を形成する複数の帯域ごとに異なった色調を割り付ける色調整部と、
前記表示装置へ出力される信号の明るさ及び／またはＳ／Ｎ比を改善する画質調整部と、
を具備し、
前記画質調整部は、撮像信号または該撮像信号から所定の変換によって生成された信号に対して空間周波数特性を変更する制御を行うことを特徴とする生体観測装置。