WO2006025334A1 - 内視鏡装置 - Google Patents

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WO2006025334A1
WO2006025334A1 PCT/JP2005/015671 JP2005015671W WO2006025334A1 WO 2006025334 A1 WO2006025334 A1 WO 2006025334A1 JP 2005015671 W JP2005015671 W JP 2005015671W WO 2006025334 A1 WO2006025334 A1 WO 2006025334A1
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light
band
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illumination light
narrow band
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PCT/JP2005/015671
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French (fr)
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Kazuhiro Gono
Mutsumi Ohshima
Shoichi Amano
Kenji Yamazaki
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Olympus Corporation
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    • A61B1/044—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 absorption imaging

Definitions

  • the present invention relates to an endoscope apparatus that captures and processes an image of a living tissue.
  • an endoscope apparatus that emits illumination light to obtain an endoscopic image in a body cavity is widely used.
  • an electronic endoscope having an imaging means for guiding an illumination light such as a light source device into a body cavity using a light guide or the like and imaging an object by the return light is used.
  • an endoscopic image is displayed on the observation monitor by processing the imaging signal of the imaging means, and the observation site such as a diseased part is observed.
  • the light absorption characteristics and the scattering characteristics differ depending on the wavelength of the light to be irradiated.
  • illumination light in the visible light region is discretely separated.
  • a narrow-band light endoscope has been proposed that irradiates biological tissue with narrow-band RGB plane sequential light with spectral characteristics to obtain tissue information in the desired deep part of the biological tissue.
  • a CCD of a color chip in particular, a CCD of a complementary color filter
  • light of R narrow band component is transmitted as a plurality of color filters and extracted as image information, so image information by light of R narrow band component is extracted.
  • the configuration of the image information processing system becomes complicated in order to separate the image information of the G narrow band component and the B narrow band component.
  • An object of the present invention is to provide an endoscope apparatus capable of obtaining desired deep tissue information in the vicinity of the surface layer.
  • An endoscope apparatus of the present invention is
  • Illumination light supply means for supplying illumination light
  • An endoscope having an imaging unit that irradiates the subject with the illumination light and images the subject with return light;
  • 2-band limiting means for limiting the illumination light to narrow band light of two band regions and irradiating the subject with the subject;
  • the first band area image data and the second band area image data are generated by narrow band light of the two band areas which the two band limiting means limitedly irradiates, and the first band area image data and the second band area image data are generated.
  • FIG. 1 is a block diagram showing a configuration of an endoscope apparatus according to Embodiment 1 of the present invention.
  • FIG. 2 The block diagram which shows the structure of the rotation filter of FIG.
  • FIG. 3 A diagram showing the spectral characteristics of the first filter set of the rotation filter of FIG.
  • FIG. 4 A diagram showing the spectral characteristics of the second filter set of the rotation filter of FIG.
  • FIG. 5 A diagram showing a layer direction structure of a living tissue observed by the endoscope apparatus of FIG.
  • FIG. 6 illustrates the reaching state of the illumination light of the endoscope apparatus power of Fig. 1 in the layer direction of the living tissue.
  • FIG. 7 A first view showing each band image by surface sequential light transmitted through the first filter set of FIG. 3.
  • FIG. 8 each band image by surface sequential light transmitted through the first filter set of FIG. Fig. 9 is a third diagram showing each band image by surface sequential light transmitted through the first filter set of Fig. 3.
  • FIG. 10 A first diagram showing each band image by plane sequential light transmitted through the second filter set of FIG.
  • FIG. 11 A second diagram showing each band image by surface sequential light transmitted through the second filter set of FIG.
  • FIG. 12 A first diagram illustrating a method of manufacturing the second filter set of FIG.
  • FIG. 13 A second diagram illustrating the method of manufacturing the second filter set of FIG.
  • FIG. 14 A third diagram illustrating the method of manufacturing the second filter set of FIG.
  • FIG. 15 A fourth diagram for explaining a method of manufacturing the second filter set of FIG.
  • FIG. 16 A fifth diagram for explaining a method of manufacturing the second filter set of FIG.
  • FIG. 17 A sixth diagram for explaining a method of manufacturing the second filter set of FIG.
  • FIG. 18 A seventh diagram illustrating the method of manufacturing the second filter set of FIG.
  • FIG. 19 A configuration diagram showing a configuration of a modified example of the endoscope apparatus of FIG.
  • FIG. 21 A diagram showing the spectral transmission characteristics of the first interference film filter that realizes the narrow band limit filter of Fig. 19.
  • ⁇ 24 A diagram showing the spectral transmission characteristic of the variation of the narrow band limiting filter of FIG. 20
  • FIG. 25 A block diagram showing a configuration of a first modification of the rotary filter of FIG.
  • FIG. 26 A configuration diagram showing a configuration of a second modification of the rotary filter of FIG.
  • FIG. 28 A block diagram showing a configuration of an endoscope apparatus provided with a second embodiment of the present invention.
  • ⁇ 29 A diagram showing the configuration of a filter array of color separation filters provided in a solid-state imaging device ⁇ 30] A characteristic diagram showing the spectral characteristics of a narrow band filter
  • FIG. 31 A diagram showing a configuration example of a dimming signal generation circuit
  • FIG. 34 A schematic configuration diagram of a conventional surface-sequential type endoscope apparatus
  • FIG. 35 A schematic configuration diagram of a conventional simultaneous endoscope apparatus
  • FIG. 36 A block diagram showing a configuration of an endoscope apparatus provided with a third embodiment of the present invention
  • FIG. 37 Diagram showing the configuration and transmission characteristics of a rotary filter
  • FIG. 38 A circuit diagram showing a configuration of a dimming signal generation circuit
  • FIG. 39 A block diagram showing the configuration of a video processor of a modification
  • FIG. 40 A block diagram showing a configuration of an endoscope apparatus provided with a fourth embodiment of the present invention
  • FIG. 42 A characteristic diagram showing an example of spectral characteristics of a narrow band filter
  • FIG. 43 A flowchart for explaining the operation of the present embodiment 4.
  • FIG. 48 A block diagram showing the configuration of a video signal processing apparatus according to the prior art
  • FIG. 51 A diagram showing the front panel of the light source device of FIG.
  • FIG. 52 A diagram showing the front panel of the video processor of FIG.
  • FIG. 53 A configuration diagram showing a configuration of the endoscope apparatus of FIG.
  • FIG. 54 A configuration diagram showing the configuration of the rotation filter of FIG.
  • FIG. 55 A diagram showing the spectral characteristics of the first filter set of the rotation filter of FIG. 54.
  • FIG. 56 A diagram showing the spectral characteristics of the second filter set of the rotation filter of FIG. 54.
  • FIG. 53 Diagram showing the layer direction structure of living tissue observed by the endoscope apparatus of FIG. 53 ⁇ 58] Diagram showing the reaching state of illumination light of the endoscope apparatus of FIG. 53 in the layer direction of living tissue [FIG. 59] A first diagram showing respective band images of plane-sequential light transmitted through the first filter set of FIG.
  • FIG. 60 A second view showing each band image by plane-sequential light transmitted through the first filter set of FIG. 55.
  • FIG. 61 A third view showing each band image by plane sequential light transmitted through the first filter set of FIG.
  • FIG. 62 A first diagram showing each band image by plane-sequential light transmitted through the second filter set of FIG. 56.
  • FIG. 63 A second view showing each band image by surface sequential light transmitted through the second filter set of FIG. 56.
  • FIG. 64 A block diagram showing the configuration of the white balance circuit of FIG. 53.
  • ⁇ 65 an external appearance view showing an external appearance configuration of a first modified example of the endoscope apparatus of FIG. 50
  • FIG. 67 A configuration diagram showing a configuration of a simultaneous type endoscope device which is a modification of the endoscope device of FIG. 53.
  • FIG. 68 A block diagram showing the configuration of the white balance circuit of FIG.
  • ⁇ 69 A configuration diagram showing a configuration of a white balance circuit according to Embodiment 7 of the present invention
  • ⁇ 70 A configuration diagram showing a configuration of an endoscope apparatus according to Embodiment 8 of the present invention
  • FIG. 71 A configuration diagram showing the configuration of the rotation filter of FIG. 70
  • FIG. 72 shows the spectral characteristics of the first filter set of the rotation filter of FIG. 71.
  • FIG. 73 A diagram showing the spectral characteristics of the second filter set of the rotation filter of FIG. 71.
  • FIG. 76 A first diagram showing each band image of plane-sequential light transmitted through the first filter set of FIG. 72.
  • FIG. 77 A second diagram showing each band image by plane sequential light transmitted through the first filter set of FIG. 72.
  • FIG. 78 A third diagram showing each band image by plane sequential light transmitted through the first filter set of FIG. 72.
  • FIG. 79 A first diagram showing each band image by plane-sequential light transmitted through the second filter set of FIG. 73.
  • FIG. 80 A second diagram showing each band image of plane-sequential light transmitted through the second filter set of FIG. 73.
  • FIG. 81 A third view showing each band image by surface sequential light transmitted through the second filter set of FIG. 73.
  • FIG. 82 A block diagram showing the configuration of the white balance circuit of FIG. 70.
  • FIG. 83 A block diagram showing a configuration of a modification of the white balance circuit of FIG. 82.
  • FIG. 84 A configuration diagram showing a configuration of a first modified example of the endoscope apparatus of FIG. 70.
  • FIG. 85 A block diagram showing the configuration of the white balance circuit of FIG. 84.
  • FIG. 86 A configuration diagram showing a configuration of a second modification of the endoscope apparatus of FIG. 70.
  • FIG. 87 A block diagram showing the configuration of the white balance circuit of FIG. 86.
  • FIG. 88 A block diagram showing a configuration of a modification of the white balance circuit of FIG. 86.
  • FIG. 1 is a configuration diagram showing a configuration of an endoscope apparatus
  • FIG. 2 is a configuration diagram showing a configuration of a rotary filter of FIG.
  • Fig. 4 shows the spectral characteristics of the first filter set of the rotary filter of Fig. 4
  • Fig. 4 shows the spectral characteristics of the second filter set of the rotary filter of Fig. 2
  • Fig. 5 shows the observation by the endoscope apparatus of Fig. 1
  • FIG. 6 is a view showing the layer direction structure of the living tissue
  • FIG. 6 is a view explaining the reaching state of the illumination light from the endoscope apparatus of FIG. 1 in the layer direction of the living tissue;
  • FIG. 8 is a first diagram showing each band image by plane sequential light transmitted through the set
  • Fig. 8 is a second diagram showing each band image by plane sequential light transmitted through the first filter set of Fig. 3
  • FIG. 10 is a third diagram showing each band image by plane sequential light transmitted through the first filter set of FIG. 3.
  • FIG. 10 is plane sequential light transmitted through the second filter set of FIG.
  • First diagram showing each band image, 11 is the frame sequential light transmitted through the second filter set of Figure 4
  • Figure 12 is a first diagram illustrating the method of making the second set of filters of Figure 4;
  • Figure 13 is a method of making the second set of filters of Figure 4;
  • FIG. 14 is a third diagram illustrating the method of manufacturing the second filter set of FIG. 4, and FIG.
  • FIG. 15 is a fourth diagram illustrating the method of manufacturing the second filter set of FIG. 16 is a fifth diagram illustrating the method of manufacturing the second filter set of FIG. 4,
  • FIG. 17 is a sixth diagram illustrating the method of manufacturing the second filter pair of FIG. 4, and
  • FIG. 18 is a diagram of FIG. A seventh diagram for explaining a method of manufacturing the second filter set
  • FIG. 19 is a block diagram showing a configuration of a modification of the endoscope apparatus of FIG. 1
  • FIG. 20 is a spectral transmission characteristic of the narrow band limiting filter of FIG.
  • FIG. 21 shows the spectral transmission characteristics of the first interference film filter for realizing the narrow band limiting filter of FIG. 19.
  • FIG. 22 shows the second interference for realizing the narrow band limiting filter of FIG.
  • FIG. 21 shows the spectral transmission characteristics of the first interference film filter for realizing the narrow band limiting filter of FIG. 19.
  • FIG. 23 shows the spectral transmission characteristic of the filter
  • FIG. 23 shows the spectral transmission characteristic of the third interference film filter that realizes the narrow band limiting filter of FIG. 19, and
  • FIG. 24 shows a modification of the narrow band limiting filter of FIG.
  • FIG. 25 is a diagram showing the configuration of the first modification of the rotary filter in FIG. 1
  • FIG. 26 is a diagram showing the configuration of the second modification of the rotary filter in FIG.
  • FIG. 27 is a view showing the configuration of the endoscope apparatus when the rotary filter of FIG. 26 is used.
  • an endoscope apparatus 1 of the present embodiment is an electronic endoscope 3 having a CCD 2 as an imaging means for inserting a body cavity and imaging tissue in the body cavity, and an electronic endoscope A light source device 4 for supplying illumination light to 3 and an imaging signal from the CCD 2 of the electronic endoscope 3 are subjected to signal processing to display an endoscopic image on the observation monitor 5 or to code an endoscopic image. It consists of a video processor 7 that outputs the compressed image to the image filing device 6.
  • the light source device 4 includes a xenon lamp 11 for emitting illumination light, a heat ray cut filter 12 for cutting off a heat ray of white light, and an iris device for controlling the amount of white light through the heat ray cut filter 12.
  • the rotary filter 14 converts illumination light into surface sequential light, and the condenser lens which makes surface sequential light ⁇ light through the rotational filter 14 on the incident surface of the light guide 15 disposed in the electronic endoscope 3 And a control circuit 17 for controlling the rotation of the rotation filter 14.
  • the rotary filter 14 is formed in a disk shape and has a double structure with the center as the rotation axis, and the outer diameter portion has a color reproduction as shown in FIG. R1 filter which constitutes a first set of filters for outputting plane-sequential light of suitable overlapped spectral characteristics Section 14rl, Gl filter section 14gl, Bl filter section 14bl are arranged, and a narrow band of two bands of discrete spectral characteristics as shown in FIG. G2 filter section 14g2 and B2 filter section 14b2 and light shielding filter section 14Cut, which constitute a second filter set for outputting area-sequential light, are disposed!,.
  • R1 filter which constitutes a first set of filters for outputting plane-sequential light of suitable overlapped spectral characteristics Section 14rl, Gl filter section 14gl, Bl filter section 14bl are arranged, and a narrow band of two bands of discrete spectral characteristics as shown in FIG. G2 filter section 14g2 and B2 filter section
  • the wavelength range ⁇ 11 to ⁇ 12 of the B 2 filter unit 14 b 2 is 405 to 425 nm
  • the wavelength range ⁇ 21 to ⁇ 22 of the G 2 filter unit 14 g 2 is 530 to 550 nm.
  • the wavelength range ⁇ ⁇ 12 may be 400 to 440 nm, and the wavelength range 21 to 22 may be 530 to 550 nm.
  • the rotary filter 14 is controlled by the drive of the rotary filter motor 18 by the control circuit 17 and rotated, and also moves in the radial direction (vertical movement in the light path of the rotary filter 14
  • the mode switching motor is controlled by a control signal from the mode switching circuit 42 in the video processor, which will be described later, in which the first filter set or the second filter set of the rotary filter 14 is selectively moved to the light path. Performed by 19.
  • Electric power is supplied to the xenon lamp 11, the aperture device 13, the rotary filter motor 18, and the mode switching motor 19 from the power supply unit 10.
  • the video processor 7 comprises a CCD driving circuit 20 for driving the CCD 2, an amplifier 22 for amplifying an imaging signal obtained by imaging a body cavity tissue by the CCD 2 via the objective optical system 21, and an imaging signal via the amplifier 22.
  • Process circuit 23 that performs correlation double sampling and noise removal, etc., A ZD conversion that converts the image pickup signal that has passed through the process circuit 23 into image data of a digital signal, and white balance processing to image data of even AZD conversion.
  • White balance circuit W.
  • Image processing circuit 30 for reading out each image data of surface sequential light in the case string, gamma correction processing, edge enhancement processing, color processing, etc., and converting image data from the image processing circuit 30 into an analog signal Do DZA times 31, 32, 33, a coding circuit 34 for encoding image data from the image processing circuit 30, and a synchronization signal synchronized with the rotation of the rotary filter 14 from the control circuit 17 of the light source device 4
  • a timing generator (TG) 35 for outputting a timing signal to each of the above circuits.
  • the electronic endoscope 2 is provided with a mode switching switch 41, and an output of the mode switching switch 41 is output to a mode switching circuit 42 in the video processor 7.
  • the mode switching circuit 42 of the video processor 7 outputs a control signal to the light control circuit 43, the light control control parameter switching circuit 44, and the mode switching motor 19 of the light source device 4.
  • the dimming control parameter switching circuit 44 outputs a dimming control parameter according to the first filter set or the second filter set of the rotary filter 14 to the dimming circuit 43, and the dimming circuit 43 outputs the mode switching circuit 42 from the mode switching circuit 42.
  • the diaphragm device 13 of the light source device 4 is controlled based on the light control control signal from the light control control signal switching circuit 44 and the light adjustment control parameter switching circuit 44 to perform appropriate brightness control.
  • the tissue 51 in the body cavity often has an absorber distribution structure such as a blood vessel different in the depth direction, for example.
  • an absorber distribution structure such as a blood vessel different in the depth direction, for example.
  • many capillaries 52 are distributed, and in this layer, in addition to the capillaries, the vessels 53 are thicker than the capillaries, and further, the vessels are thicker in the deep layer. 54 will be distributed.
  • the depth of light in the depth direction of the tissue 51 in the body cavity depends on the wavelength of the light, and as shown in FIG. 6, the illumination light including the visible region is blue (B (B In the case of light with a short wavelength such as color, the light penetrates only to the near surface due to the absorption and scattering characteristics of biological tissue, and it is absorbed and scattered in the range of the depth to that extent, and it is emitted from the surface Light is observed.
  • B blue
  • the light reaches a deeper position than the region where blue (B) light reaches, and is absorbed and scattered in that region and exits from the surface. Light is observed.
  • red (R) light having a wavelength longer than that of green (G) light reaches a deeper range.
  • the mode switching circuit in the video processor 7 is positioned on the light path of the illumination light, being the first filter thread of the rotary filter 14 R1 filter 14rl, Gl filter 14gl, Bl filter 14bl. Controls the mode switching motor 19 by the control signal.
  • a band image having shallow and middle layer tissue information including much tissue information in the shallow layer as shown in FIG. 7 is captured as an imaging signal captured by the CCD 4 by the B1 filter unit 14bl,
  • the mode switching switch 41 of the electronic endoscope 3 when the mode switching switch 41 of the electronic endoscope 3 is pressed, the signal is inputted to the mode switching circuit 42 of the video processor 7.
  • the mode switching circuit 42 outputs a control signal to the mode switching motor 19 of the light source device 4 to move the first filter set of the rotary filter 14 that was on the light path at the time of normal observation, and thereby the second filter set.
  • the rotary filter 14 is driven relative to the light path so as to be disposed on the light path.
  • the G2 filter section 14 g 2 and B 2 filter section 14 b 2 and the light shielding filter section 14 Cut at the time of narrow band light observation of the tissue 51 in the body cavity by the second filter set are discrete. Because it is a narrow band surface sequential light of two bands of spectral characteristics and each wavelength range does not overlap,
  • a band image having tissue information in a shallow layer as shown in FIG. 10 is captured as an imaging signal imaged by the CCD 4 by the B2 filter unit 14b2,
  • a band image having tissue information in the middle layer as shown in FIG. 11 is captured as an imaging signal imaged by the CCD 4 by the G2 filter unit 14g2.
  • the amount of light transmitted by the second set of filters is reduced relative to the amount of light transmitted by the first set of filters because the band is narrowed.
  • the control parameter switching circuit 44 outputs a light control control parameter corresponding to the first filter set or the second filter set of the rotary filter 14 to the light control circuit 43, whereby the light control circuit 43 Since the aperture stop device 13 is controlled, image data with sufficient brightness can be obtained even during narrowband light observation.
  • the image processing circuit 30 is used as R channel G narrow band image data, G channel B narrow band image data, and B channel B narrow band image data in colorization of an image during narrow band light observation. Generate a color image of RGB 3 channels.
  • the image processing circuit 30 For the G narrow band image data (G) and the B narrow band image data (B), the image processing circuit 30 generates a color image (R ′ G ′, Generate ').
  • an interference film filter having spectral transmittance characteristics as shown in FIG. 13 and FIG. 14 for B narrow-band light For deposition of G narrow band light, deposition of an interference film filter having spectral transmittance characteristics as shown in FIGS. 15 and 16 For spectral narrow transmittance, and spectral transmission characteristics as shown in FIG.
  • the B2 filter portion 14b2 is manufactured by vapor deposition of an interference film filter having spectral transmittance characteristics as shown in FIG. 13 and FIG.
  • the filter portion 14g2 is manufactured by vapor deposition of an interference film filter having spectral transmittance characteristics as shown in FIG. 15 and FIG.
  • the production method usually involves deposition of a multilayer interference film filter.
  • several layers of films are deposited to narrow its spectral transmittance characteristics.
  • it can be used for the identification and diagnosis of diseases that involve disorder in cell arrangement near the mucous membrane surface, such as early stage cancer.
  • the light source device 4 supplies plane sequential light, and video
  • the plane-sequential type endoscope apparatus that simultaneously performs plane-sequential image information with the processor 7 has been described as an example, the present invention is not limited to this and is also applicable to a simultaneous endoscope apparatus. .
  • a light source device 4a for supplying white light, an electronic endoscope 3a having a color chip 100 in front of the imaging surface of the CCD 2, and an imaging signal from the electronic endoscope 3a The present embodiment can also be applied to a simultaneous endoscope apparatus la comprising a video processor 7a that performs signal processing.
  • the white light from the xenon lamp 11 through the heat ray cut filter 12 is controlled by the diaphragm device 13 so that the amount of light is controlled and the incident surface of the light guide 15 disposed in the electronic endoscope 3a is It is emitted.
  • a narrow band limiting filter 14a is provided on the optical path of the white light so as to convert it into two band narrow band light Al, A2 of discrete spectral characteristics as shown in FIG.
  • the narrow band light A1 and the narrow band light A2 of the narrow band limiting filter 14a can be realized by vapor deposition of a plurality of interference film filters having spectral transmittance characteristics as shown in FIG. 21 to FIG.
  • the wavelength range of the narrow band light A1 and the wavelength range of the narrow band light A2 are shown in FIG. 21 to FIG.
  • Narrow band light Al 405 to 425 nm
  • narrow band light A2 530 to 550 nm
  • Narrow band light Al 405 to 425 nm
  • narrow band light A2 490 to 510 nm
  • Narrow band light Al 405 to 425 nm
  • narrow band light A2 440 to 460 nm
  • Narrow band light Al 440 to 460 nm
  • narrow band light A2 530 to 550 nm
  • each combination of, but it may include near ultraviolet region or near infrared region.
  • the image of the tissue 51 in the body cavity is imaged by the CCD 2 through the color chip 100.
  • the image data from the AZD converter 24 is separated into the luminance signal Y and the color difference signals Cr and Cb by the YZC separation circuit 101, converted into RGB signals by the RGB matrix circuit 102, and white balance It is output to the circuit 25.
  • the other configuration and operation are the same as the endoscope apparatus of FIG.
  • the information obtained at the narrow band light observation does not include the tissue information by R narrow band light, and the light of R narrow band component is To obtain desired deep tissue information in the vicinity of the mucous membrane surface without separating Have the effect of facilitating information processing.
  • the spectral transmission characteristics of the B2 filter unit 14b2 and the G2 filter unit 14g2 in the second filter set of the rotary filter 14 are shown in FIG. It may be smaller than the light spectral product.
  • the spectral product SG of G-band light in incident light to the CCD 2 is set to / J more than the spectral product SB of B-band light. For example, it is assumed that 0.10 ⁇ SG / SB ⁇ 0.35.
  • ⁇ ⁇ ⁇ indicates integral calculation in the wavelength range of G narrow band light and ⁇ narrow band light, respectively.
  • the transmittance of a narrow band limiting filter is designed to suppress noise in the R and B signals when shooting with a white cap (standard white plate), so the white balance correction value is almost RGB Make it equal.
  • the B signal becomes relatively darker because the absorbance by Hb (hemoglobin) is higher in B-band light than in G-band light when observing the mucous membrane of a living being.
  • Hb hemoglobin
  • the transmittance adjustment is not appropriate, the saturation point of Y / Cr / Cb differs for each signal, and the YCrCb signal power is converted to an RGB signal converted by linear operation.
  • the color reproducibility will deteriorate.
  • the G band transmission rate lower than that of the B band, it is possible to reduce the difference between G and B signal outputs when observing the mucous membrane of a living body, and as a result, the gain of the B signal can be reduced. , Noise can be suppressed.
  • the second filter set of the rotary filter 14 is composed of G2 filter sections 14g2 and B2 filter sections 14b2 and light shielding filter sections 14Cut (see FIG. 2), as shown in FIG. 25.
  • the B2 filter unit 14b2 may be further disposed in the light shielding filter unit 14Cut, and the second filter set may be configured by the B2 filter unit 14b2, the G2 filter unit 14g2, and the B2 filter unit 14b2.
  • the B2 filter unit 14b2 performs imaging with the CCD 4 twice in one field period, arithmetically processes this imaging signal, and performs B addition processing, for example, to improve the brightness of a narrow-band B image, and average processing. As a result, the SN can be improved.
  • the double-structured rotary filter 14 in FIG. 1 is rotated only by the first filter set that also has a single-layered R1 filter section 14rl, G1 filter section 14gl, and B1 filter section 14bl shown in FIG.
  • the narrow band limiting filter 14a shown in FIG. 19 can be inserted and removed on the optical axis in front of the incident light axis of the rotary filter 140, as shown in FIG. In this case, it is necessary to provide the color chip 100 on the front of the CCD 2.
  • the video processor 7 having the configuration shown in FIG. 1 makes it possible to perform normal plane sequential light observation and narrowband plane sequential light observation. Become.
  • FIGS. 28 to 35 relate to Embodiment 2 of the present invention
  • FIG. 28 shows a configuration of an endoscope apparatus provided with Embodiment 1 of the present invention
  • FIG. 29 shows a color separation filter provided in a solid-state imaging device.
  • FIG. 30 shows the configuration of the filter array
  • FIG. 30 shows the spectral characteristics of the narrow band filter
  • FIG. 31 shows the configuration of the dimming signal generation circuit
  • FIG. 32 shows a flowchart for explaining the operation of this embodiment.
  • FIG. 33 shows the configuration of the periphery of the light control signal generation circuit in the modification
  • FIG. 34 shows the configuration of a schematic configuration diagram of a conventional surface-sequential type endoscope apparatus, and FIG. The schematic block diagram of an endoscope apparatus is shown.
  • FIG. 34 shows a schematic configuration of a conventional endoscope apparatus 1070 which can obtain a normal light observation image and a narrow band light observation image by adopting a surface sequential method.
  • the light source device 1071 generates broad-band R, G, B surface-sequential illumination light during normal light observation, and narrow-band R, G, B surface sequential illumination light during narrow-band light observation. It generates and illuminates the subject.
  • the illuminated subject is imaged frame-sequentially by the CCD 1072.
  • the image pickup surface of the CCD 1072 is a CCD not provided with a color filter for color separation, that is, a monochrome CCD.
  • the frame sequential imaging signal photoelectrically converted by the CCD 1072 is input to the CDS circuit 1074 of the video processing circuit 1073, and after the signal component is extracted, the signal component is input to the AZD conversion circuit 1075 and the brightness detection circuit 1076. It is input.
  • the surface-sequential analog signal input to the AZD conversion circuit 1075 is converted to a digital signal, and then input to the simultaneous output circuit 1077 to be converted to a synchronized RGB signal.
  • the RGB signal output from the simultaneous input circuit 1077 is expanded by the expansion circuit 1078, input to the enhancement circuit 1079, edge-emphasized, and output from the output terminal to a motor (not shown). Endoscope image power color display of normal light observation mode or narrow band light observation mode.
  • the luminance detection circuit 1076 generates a light adjustment reference signal by integrating the input plane-sequential R, G, and B signals, etc., and adjusts the difference signal from the reference brightness value. It is output to the light source device 1071 as an optical signal. Then, the illumination light amount of the light source device 1071 is adjusted by the light adjustment signal.
  • the dimming reference signal generated at the time of normal light observation is more appropriate
  • light control could be performed, when narrow band light observation is performed, illumination light of narrow band is used, so the amount of illumination light decreases, and in the means for generating the same light control reference signal as in normal light observation, appropriate light control is performed. I can not do light.
  • the brightness of the image could be defined by the luminance level consisting of all color component signals at the time of normal light observation, a specific color signal is important at the time of narrow band light observation. There are cases where such image information may be obtained, and if the light control reference signal is generated as in the normal light observation, there is a disadvantage that light control can not be properly performed over a wide light amount range.
  • an endoscope apparatus of a conventional example which adopts a surface sequential method and can obtain a normal light observation image and a narrow band light observation image
  • Japanese Patent Application Laid-Open No. 2002-95635 there is, for example, Japanese Patent Application Laid-Open No. 2002-95635.
  • the dimming control parameter in the common dimming circuit is changed during normal light observation and narrow band light observation.
  • FIG. 35 shows a schematic configuration of a conventional endoscope apparatus 1080 of the conventional type that performs normal light observation and narrow-band light observation using an endoscope equipped with an imaging unit provided with an optical filter. Show.
  • the light source device 1081 generates illumination light of white light at the time of normal light observation, and generates illumination light of narrow bands of R, G, and B at the narrow band light observation to illuminate the subject.
  • An illuminated subject is imaged by a CCD 1083 provided with a color filter 1082 on the imaging surface, and an imaging signal photoelectrically converted by the CCD 1083 is input to a CDS circuit 1085 of an image processing circuit 1084 to obtain a signal component. Is extracted and input to the YZC separation circuit 1086 and to the luminance detection circuit 1087.
  • the imaging signal input to the YZC separation circuit 1086 is separated into the luminance signal Y and the color difference signals Cr and Cb, and then input to the first matrix circuit 1088 to be converted into an RGB signal.
  • This The RGB signal is input to the second matrix circuit 1089, and is converted into a luminance signal Y and color difference signals R-Y and B-Y.
  • the luminance signal Y and the color difference signals R ⁇ Y and B ⁇ Y are subjected to enlargement processing by the enlargement circuit 1090 and then input to the enhancement circuit 1091 and edge-emphasized, and then input to the third matrix circuit 1092. After being converted into RGB signals (three primary color signals), they are output from the output end to a monitor (not shown), and an endoscopic image in the normal light observation mode or the narrow band light observation mode is displayed in color.
  • RGB signals three primary color signals
  • the luminance detection circuit 1087 integrates the input CDS output signal or the like to calculate an average value in the CDS output signal to generate a dimming reference signal, and generates a dimming reference signal with the reference brightness value.
  • the difference signal is output to the light source device 1081 as a dimming signal. Then, the amount of illumination light from the light source device 1081 is adjusted by the light adjustment signal.
  • the light control reference signal is provided with a common circuit configuration in normal light observation and narrow band light observation. There is a defect that it is difficult to properly control light during narrow band light observation because of generation.
  • an endoscope apparatus capable of appropriately adjusting light even when the normal light observation and the narrow band light observation are performed is / is provided. With the goal.
  • an endoscope apparatus 1001 provided with the second embodiment is inserted into a body cavity or the like, and an electronic endoscope (hereinafter simply referred to as an endoscope) 1002 for performing an endoscopic examination.
  • a light source device 1003 for supplying illumination light to the endoscope 1002;
  • a video processor 1004 for driving an imaging unit built in the endoscope 1002 and performing signal processing on an output signal of the imaging unit;
  • a video signal output from the video processor 1004 is input, and a monitor 1005 for displaying an endoscopic image captured by an imaging device is provided.
  • the endoscope 1002 has an elongated insertion portion 1007, an operation portion 1008 provided at the rear end of the insertion portion 1007, and a universal cable 1009 extended from the operation portion 1008.
  • the light guide connector 1011 at the end of the universal cable 1009 is detachably connected to the light source device 1 003, and the signal connector is detachably connected to the video processor 1004.
  • a light guide 1013 for transmitting illumination light is inserted into the insertion portion 1007, and the light guide connector 1011 at the near end of the light guide 1013 is connected to the light source device 1003 to provide a light source device. Illumination light from 1003 is supplied to the light guide 1013
  • the light source device 1003 generates illumination light of white light (visible region) as normal illumination light in the normal light observation mode and supplies it to the light guide 1013, and narrow band light in the narrow band light observation mode. Generates illumination light and supplies it to the light guide 1013.
  • An instruction to switch between the normal light observation mode and the narrow band light observation mode can be given by, for example, a mode switching switch 1014 by a scope switch or the like provided in the operation unit 1008 of the endoscope 1002.
  • the mode switching switch 1014 may be a foot switch instead of the scope switch provided on the endoscope 2 or may be provided on the front panel of the video processor 1004, as shown in the figure.
  • a keyboard for example, a keyboard
  • the mode switching signal by the mode switching switch 1014 is input to the control circuit 1015 in the video processor 1004, and when the mode switching signal is input, the control circuit 1015 controls the filter insertion and removal mechanism 1016 of the light source 1003. And selectively switch between normal illumination light and narrowband illumination light.
  • control circuit 1015 controls the switching of the characteristics of the video signal processing system in the video processor 1004 in conjunction with the switching control of the illumination light supplied from the light source device 3 to the light guide 1013. Do also.
  • the light source device 1003 incorporates a lamp 1020 for generating illumination light, and the lamp 1020 generates illumination light covering a wavelength region of visible light (such as red, green, blue, etc.).
  • the illumination light is cut into infrared light by the infrared cut filter 1021 to be substantially white illumination light, and then enters the diaphragm 1022.
  • the aperture drive circuit 23 controls the aperture of the aperture 1022. Then, the amount of illumination light passing through the diaphragm 1022 is controlled.
  • the illumination light that has passed through the diaphragm 1022 does not pass through the narrow band filter 1024 or the narrow band filter 1024 that is inserted into the illumination light path by a filter removal mechanism 1016 configured by a plunger or the like.
  • the light is incident on the condenser lens 1025, is condensed by the condenser lens 1025, and is incident on the end face of the light guide 1013 on the hand side, that is, the incident end face.
  • FIG. 30 shows an example of the spectral characteristics of the narrow band filter 1024.
  • This narrow band filter 1 This narrow band filter 1
  • 024 shows trimodal filter characteristics, and for example, has narrow band transmission filter characteristic portions Ra, Ga and Ba in red, green and blue wavelength ranges, respectively.
  • narrow band transmission filter characteristic portions Ra, Ga, and Ba each have a central wavelength
  • It has a band pass characteristic of 600 nm, 540 nm, 420 nm, and a half width of 20 to 40 nm.
  • the narrow band filter 1024 is disposed in the illumination light path, the narrow band illumination light of three bands transmitted through the narrow band transmission filter characteristic portion Ra, Ga, and Ba is transmitted to the light guide 1013. It is incident.
  • the illumination light from the light guide 1013 is transmitted to the tip end surface by the light guide 1013 and emitted to the outside through an illumination lens 1027 attached to an illumination window provided at the tip end 1026 of the insertion portion 1007. It illuminates the surface of the living tissue such as the affected area inside.
  • an observation window is provided adjacent to the illumination window, and an objective lens 1028 is attached to the observation window.
  • the objective lens 1028 forms an optical image by light reflected from the living tissue.
  • a charge coupled device (abbreviated as CCD) 1029 is disposed as a solid-state imaging device at the imaging position of the objective lens 1028, and photoelectric conversion is performed by the CCD 1029.
  • a complementary color filter shown in FIG. 29 is attached as a color separation filter for optically separating colors in units of pixels.
  • Mg magenta
  • G green
  • Cy cyan
  • Y e yellow
  • the CCD 1029 is connected to one end of a signal line, and a signal connector to which the other end of the signal line is connected is connected to the video processor 1004 to drive the CCD in the video processor 10 or 14. It is connected to the circuit 1031 and the CDS circuit 1032.
  • the CCD 1029 receives the CCD drive signal from the CCD drive circuit 1031, and the imaging signal photoelectrically converted is input to the CDS circuit 1032. After the imaging signal power signal component is extracted by the CDS circuit 1032 and converted into a baseband signal, the signal is input to a YZC separation / simultaneous detection circuit 1033 that simultaneously performs YZC separation and a light control signal.
  • a light control circuit 1034 is composed of a selector 1035 and an integration circuit 1036 that constitute a light control signal generation circuit 1034.
  • the control circuit 1015 controls the color difference signals Cr and Cb in the YZC separation and coincidence circuit 1033. Change the passband of the lowpass filter to pass band to wide band and increase its resolution (resolution).
  • the first matrix circuit 1038 converts the input luminance signal Y and color difference signals Cr and Cb into color signals R, G and B, and converts the converted color signals R, G and B into a second matrix circuit. Output to 1039.
  • the first matrix circuit 1038 converts the input luminance signal Y and color difference signals Cr and Cb into color signals R, G and B having no color mixing.
  • the second matrix circuit 1039 outputs the luminance signal Y and the color difference signal R ⁇ from the color signals R, G, B.
  • the second matrix circuit 1039 converts the color signals R, G and B into the luminance signal Y and the color difference signals R ⁇ Y and ⁇ by a known method in the normal light observation mode.
  • Band light In the detection mode the matrix coefficient is changed by the control circuit 1015, and the ratio of the G. B color signal as the short wavelength to the long wavelength R color signal, in particular, the ratio of the B color signal of the shortest wavelength Do a conversion to make it bigger.
  • control circuit 1015 increases the weight of the color signals R, G, and B particularly to the luminance signal ⁇ ! ! ⁇ And color difference signal! Make ⁇ ⁇ ⁇ be generated.
  • the conversion equation in this case is as follows using a matrix of 3 rows and 3 columns A and K.
  • the matrix K is made up of, for example, three real coefficients kl to k3 (the other coefficient components are 0), and the conversion equation such as this equation (2) gives R To suppress the color signal, and to increase the weighting of the G and B color signals on the short wavelength side. In the normal light observation mode, conversion is performed without the matrix K in equation (2).
  • A is a matrix for converting RGB signals into Y color difference signals, and the following known operation coefficient (3) or the like is used.
  • the luminance signal Y and color difference signals R-Y and B-Y output from the second matrix circuit 1039 are input to the enlargement circuit 1040 and enlargement processing is performed.
  • the luminance signal Y is also input to the selector 35.
  • the output signal of the enlarging circuit 1040 is input to the emphasizing circuit 41, and the structure emphasizing process is performed.
  • An output signal of the emphasizing circuit 1041 is input to a third matrix circuit 1042.
  • the Also, the luminance signal Y component may be emphasized by the emphasis circuit 1041.
  • the third matrix circuit 1042 converts the luminance signal ⁇ and the color difference signals R ⁇ Y and B ⁇ Y input to the third matrix circuit 1042 into color signals R, G and B, and the output force is also monitored 100 Output to 5 Then, an endoscopic image captured by the CCD 1029 is displayed on the display surface of the monitor 1005.
  • the control circuit 1015 controls signal selection by the selector 1035 by the mode switching signal.
  • the control circuit 1015 when switched to the narrow band light observation mode, causes the luminance circuit Y output from the second matrix circuit 1039 to pass through the selector 1035 and the integration circuit 1036 and the modulation circuit 1036. Switch to be input to the light circuit 1037.
  • the integrating circuit 1036 which integrates the input signal and outputs an average value may be an averaging circuit which generates an average value.
  • control circuit 1015 is switched so that the output signal of the CDS circuit 1032 is input to the integrating circuit 1036 and the dimmer circuit 1037 through the selector 1035.
  • the configuration of the light adjustment signal generation circuit 1034 will be described with reference to FIG. 31 below.
  • the light adjustment signal generation circuit 1034 in the present embodiment averages the output signal of the CDS circuit 1032 in the normal light observation mode.
  • a dimming reference signal ⁇ 11> is generated, and in the narrowband light observation mode, the luminance signal output through the second matrix circuit 1039 is averaged to generate a dimming reference signal Ynbi>.
  • the ratio of each color signal in the light adjustment reference signal ⁇ Ynbi> is adjusted by performing conversion such as increasing the ratio of color signals on the short wavelength side by the second matrix circuit 1039. Different from signal ⁇ Yn>.
  • FIG. 31 shows a configuration example of the dimming signal generation circuit 1034.
  • the signal selected by the selector 1035 as described above is input to the integration circuit 1036, and the dimming reference signal ⁇ >> or ⁇ Ynbi> integrated and averaged in a predetermined cycle is used in the present specification and drawings. It becomes Yn> / ⁇ Ynbi> and is input to the subtraction circuit 1045 which comprises the light control circuit 1037.
  • the integration circuit 36 incorporates an SZH circuit for sample Z hold (SZH), and integrates at a predetermined cycle by the SZH control signal Ssh from the control circuit 1015. The integrated value is output to the subtraction circuit 1045.
  • This subtraction circuit 1045 is a reference value corresponding to the appropriate brightness generated by the reference value generation circuit (target value generation circuit) 1046 from the light adjustment reference signal Yn> / ⁇ Ynbi>.
  • Target value A value obtained by subtracting EnZEnbi is output to the diaphragm drive circuit 1023 of the light source device 1003 as a dimming signal.
  • En is a reference value in the normal light observation mode
  • Enbi is a reference value in the narrowband light observation mode.
  • control circuit 1015 switches between the selector 1035 and the reference value EnZEnbi by the switching control signal Sc in conjunction with the mode switching signal. Further, a control signal Ssh is applied to the integration circuit 1036 to sample and hold the light adjustment reference signal Yn> / ⁇ Ynbi> integrated in a predetermined cycle and output the result to the subtraction circuit 1045.
  • the light control signal output from the light control circuit 1037 is output to the diaphragm drive circuit 1023.
  • the diaphragm drive circuit 1023 reduces the aperture of the diaphragm 1022 when the dimming signal is, for example, a positive value, and conversely, enlarges the aperture of the diaphragm 1022 when the dimming signal is a negative value. Adjust the amount of light and perform automatic light control so that the light control reference signal Yn> / ⁇ Ynbi> becomes the appropriate brightness reference value EnZEnbi.
  • the endoscopic image picked up by the CCD 1029 and displayed on the monitor 1005 always maintains proper brightness.
  • the three primary color signals R, G, and B which are actually input to the R, G, and B channels of the monitor 1005, are also used in the narrowband light observation mode, and the equation (1) is adopted.
  • G, B, and B signals weighting varies depending on the coefficient), and in particular, the ratio by B signal becomes the largest, and an endoscopic image corresponding to the structure of a capillary or the like near the living body surface by B signal Easy to identify, it will be able to be displayed in the state.
  • the signals respectively input to the R, G, and B channels of the monitor 1005 in the narrowband light observation mode are actually G, B, and B signals, and the visibility is improved.
  • the operator connects the endoscope 2 to the light source device 1003 and the video processor 1004 as shown in FIG. 28 and turns on the power, whereby the control circuit 1015 of the video processor 1004 performs the initial setting process.
  • the operation mode of the light source device 3 and the video processor 1004 is set to, for example, the normal light observation mode as shown in step S1.
  • the light source device 1003 is set in a state in which the narrow band filter 1024 is decoupled from the illumination optical path power, and the endoscope 100 under the white illumination light. By this, the imaging is performed.
  • each unit on the video processor 1004 side is also set to perform signal processing in the normal light observation mode.
  • control circuit 1015 controls signal switching of the selector 35 so that the output signal from the CDS circuit 1032 is input to the integrating circuit 1036 side. Then, a light adjustment reference signal signal Yn> is generated from the output signal of the CDS circuit 1032, and a light adjustment signal obtained by subtracting the brightness reference value En by the light adjustment circuit 1037 is sent to the diaphragm drive circuit 1023 of the light source device 1003.
  • the aperture stop 1022 is controlled to obtain an appropriate amount of illumination light.
  • the operator can perform an endoscopic examination in an illumination state in which an image of appropriate brightness can be obtained.
  • the operator operates the mode switching switch 1014 in order to observe in more detail the running condition of the blood vessels on the surface of the tissue to be examined such as the affected area in the body cavity.
  • control circuit 1015 monitors whether mode switching switch 1014 is operated or not, and when mode switching switch 1014 is not operated, the state is maintained and the mode is switched. If the changeover switch 1014 is operated, the process proceeds to the next step S3.
  • step S3 the control circuit 1015 changes the operation mode of the light source device 1003 and the video processor 1004 to the setting state of the narrow band light observation mode.
  • the control circuit 1015 controls the light source device 1003 so that the narrow band filter 1024 is disposed in the illumination light path as indicated by a two-point chain line in FIG. As shown by the transmission characteristic in FIG. 30, by arranging the narrow band filter 1024 in the illumination light path, illumination is performed by the narrow band illumination light by the narrow band transmission filter characteristic portions Ra, Ga and Ba. Further, the control circuit 1015 changes the setting of each part in the video processor 4. Specifically, the control circuit 1015 particularly changes the matrix coefficient of the second matrix circuit 1039 in the luminance signal Ynbi (narrow band It changes so that the ratio of the signal component by the color signal B by the transmission filter characteristic part Ba becomes large.
  • the selector 1035 is switched, and the luminance signal Ynbi from the second matrix circuit 1039 is input to the integration circuit 1036 through the selector 1035, and becomes a light adjustment reference signal Ynbi>, and further the brightness is adjusted by the light adjustment circuit 1037.
  • the light control signal is generated by subtracting the reference value Enbi of.
  • the illumination light amount is adjusted by this dimming signal. Then, the illumination light amount is set to an appropriate amount that facilitates diagnosis in this narrowband light observation mode.
  • the matrix coefficient of the second matrix circuit 1039 is particularly changed so that the ratio of the signal component by the color signal B becomes large. Because of this, it is possible to easily identify and observe the running state of capillaries in the vicinity of the surface layer of the living tissue imaged under the illumination light of B by the narrow band transmission filter characteristic part Ba.
  • the band characteristics at the time of generating the color difference signals Cr and Cb in the YZC separation and coincidence circuit 1033 are wide band, the running state of the capillary and the narrow band transmission filter characteristic portion Ga It is possible to improve the resolution of the running state of blood vessels on the deep side of the surface layer captured under the illumination light of G.
  • control circuit 1015 monitors whether mode switching switch 14 is operated or not, and if mode switching switch 1014 is not operated, the state is maintained, If the changeover switch 1014 is operated, the process returns to the next step S1.
  • the light control signal suitable for light control is generated from each luminance signal. So, we can obtain an endoscopic image with a brightness that is suitable for the reason.
  • the normal simultaneous color imaging function is maintained, and in the narrow band light observation mode, the setting of the coefficient etc. of each part in the video processor 1004 is changed.
  • the observation function can be sufficiently secured.
  • FIG. 33 shows the configuration of the peripheral portion of the dimming signal generation circuit 1034 B in the modification.
  • the color signals R, G and B of the first matrix circuit 1038 are respectively input to the multipliers 1047a, 1047b and 1047c, and are output from the ROM 1048 storing the multiplication coefficients and After each multiplication, they are added by an adder circuit 1049.
  • the ROM 1048 stores the coefficient in the normal light observation mode and the coefficient in the narrowband light observation mode, and the control circuit 1015 reads out the corresponding coefficient and multiplies it in conjunction with the mode switching signal. Output to the control units 1047a, 1047b and 1047c.
  • the ratio of 5: 9: 3 is calculated from the ROM 1048 (5/17: 9/17: 3/17 when the average is calculated) force S, Multipliers 1047a, 1047b, and 1047c are input and multiplied by the R, G, and B color signals, respectively, and then added by an adder circuit 1049.
  • coefficients of a ratio of 0: 5: 12 from the ROM 1048 (if averaged, 0/17: 5/17: 12/17) multipliers 1047 & 1047b , 1047c and multiplied by the R, G, B color signals, respectively, and then these are added by the adder circuit 1049.
  • the output signal Yn or Ynbi (that is, Yn / Ynbi) of the addition circuit 1049 is input to the integration circuit 1036 and integrated to become the dimming reference signal Yn> // Ynbi>. It is input to the circuit 1037.
  • the other configuration is the same as that of the second embodiment.
  • the ratio of the color signal is appropriately set to generate the dimming reference signal in each of the normal light observation mode and the narrow band light observation mode. As you do, you can get a bright image that is easy to diagnose in each mode. I will be happy to be there.
  • the narrowband filter section Ra As described above, in the narrowband light observation mode, signal processing is performed to suppress the R color signal by the narrowband transmission filter section Ra, so the narrowband shown in FIG. 30 is obtained.
  • a narrow band filter not having the transmission characteristics of the narrow band transmission filter section Ra may be adopted as the filter 1024.
  • the narrow band filter is a bimodal filter having narrow band transmission filter sections Ga and Ba, and the cost can be further reduced.
  • FIGS. 36 to 39 A third embodiment of the present invention will now be described with reference to FIGS. 36 to 39. Since the third embodiment is almost the same as the second embodiment, only different points will be described, and the same configuration will be denoted by the same reference numerals and description thereof will be omitted.
  • FIG. 36 shows a configuration of an endoscope apparatus 101B provided with Example 3 of the present invention.
  • the second embodiment is a simultaneous endoscope apparatus 1001 that performs color imaging using a simultaneous endoscope 1002 equipped with a color filter (optical filter for color separation).
  • This is a surface-sequential type endoscope apparatus 1001B that performs color imaging in a surface-sequential manner using a filter! /, A surface-sequential-type endoscope 1002B.
  • this endoscope apparatus 1001B includes an endoscope 1002B, a light source apparatus 1003B for supplying illumination light to the endoscope 1002B, and an imaging means incorporated in the endoscope 1002B. And an image signal output from the video processor 1004B are input to display an endoscopic image captured by the imaging device.
  • a monitor 1005 is provided.
  • a CCD 1029 not having the color separation filter 1030 that is, a monochrome CCD is employed instead of the C-CD 1029 provided with the color separation filter 1030 in the endoscope 1002 of FIG.
  • a rotary filter 1051 is disposed in the light path between the aperture 1022 and the filter 1024, and this rotary filter 105 1 is fixed by the motor 1052. It is rotated at speed.
  • R, G, B filters 1053 R, 1053 B, 1053 B, which transmit light in each of R, G, B bands respectively, are circumferentially distributed. Attached There is.
  • the transmission characteristics of these R, G, and B finoretors 1053R, 1053B, and 1053B are shown in FIG. 37 (B).
  • the transmission portions Rb, Gb, and Bb transmit the R, G, and B wavelength bands in a wide band, respectively. Is equipped.
  • broadband R. G and B illumination light transmitted through the R, G and B filters 1053 R, 1053 B and 1053 B of the rotation filter 1051 is supplied to the light guide 1013 in a surface-sequential manner.
  • a narrow band filter 1024 is further disposed in the light path, and the wide band R, G, and R transmitted through the R, G, B filters 1053R, 1053B, 1053B of the rotary filter 1051.
  • the B illumination light is further converted into narrow band R, G, B illumination light by the narrow band filter 1024, and is supplied to the light guide 1013 in a surface-sequential manner.
  • the CCD 1029 is driven by the CCD driving circuit 1031, and an imaging signal captured by the CCD 1029 is input to the CDS circuit 1032 and subjected to CDS processing.
  • An output signal of the CDS circuit 1032 is input to an AZD conversion circuit 1054 and converted into a digital signal, and is also input to a light adjustment circuit 1057 through a detection circuit 1056 constituting a light adjustment signal generation circuit 1055. Ru.
  • the digital signal generated by the AZD conversion circuit 1054 is input to the simultaneous input circuit 1058, and the R, G, B color component images captured plane-sequentially in the memory constituting the simultaneous input circuit 1058. Are temporarily stored, and simultaneously read out and simultaneously output R, G, B signals are output to the matrix circuit 1059.
  • the matrix coefficient of this matrix circuit 1059 is changed by the control circuit 1015 in the normal light observation mode and the narrow band light observation mode. Specifically, in the normal light observation mode, the matrix coefficient is changed to have a function similar to that of the second matrix circuit 1039 of the second embodiment in the power narrow band light observation mode which is a matrix of units.
  • the output signal of the matrix circuit 1059 is subjected to enlargement processing and emphasis processing by the enlargement circuit 1040 and the emphasis circuit 1041 as in the second embodiment, and the output terminal force is also output to the monitor 1005.
  • FIG. 38 shows a circuit example of the dimming signal generation circuit 1055.
  • Face-sequential R, G, B signals are
  • the gain control signal S gc from the control circuit 1015 is applied to a gain control terminal of the GCA 1061 which is input to, for example, a gay control amplifier (abbreviated as GCA) 1061 constituting the wave circuit 1056.
  • GCA gay control amplifier
  • the gain (amplification factor) at the time of amplifying and outputting the input signal is variably controlled by the signal level of the gain control signal Sgc in the GCA 1061.
  • the gain control signal Sgc changes every signal period of the plane-sequential input signal, and in the normal light observation mode, the gain of the GCA 1061 is, for example, 5 for the R, G, and B input signals.
  • the ratio is set to 9: 3.
  • the ratio setting in the case of averaging (normalization) is 5/17: 9/17: 3Z17.
  • the gain of the GCA 1061 is set to, for example, a ratio of 0: 5: 12 with respect to the R, G, B input signals.
  • the ratio setting in the case of averaging is 0Z17: 5Z17: 12Z17.
  • the output signal of the GCA 1061 is input to an integrating circuit 1036 and integrated to generate a light adjustment reference signal ⁇ ⁇ > / ⁇ Ynbi>.
  • a dimming control signal Yn> / ⁇ Ynbi> output from this integration circuit 1036 is a dimming circuit
  • Reference value EnZ of reference value generation circuit 1046 which is input to subtraction circuit 1045 constituting 1057
  • the signal obtained by subtracting Enbi is output to the diaphragm drive circuit 1023 as a dimming signal.
  • the reference value E is also variably set by the switching control signal Sc from the control circuit 1015 according to the normal light observation mode and the narrow band light observation mode.
  • the detection circuit 1056 may be configured by a multiplier and a coefficient unit.
  • the amount of illumination light is appropriately determined in each of the normal light observation mode and the narrow band light observation mode. Can be adjusted automatically.
  • FIG. 39 shows a configuration of a video processor 1004C of a modification. This video processor 1
  • 004C is the one to which the dimming signal generation circuit 1034 in the second embodiment which was simultaneous type is applied And a field sequential dimming signal generation circuit 1034 C similar to the dimming signal generation circuit 1034.
  • this video processor 1004 C adopts the second matrix circuit 1039 of the second embodiment in place of the matrix circuit 1059 in the video processor 1004 B of FIG.
  • the second matrix circuit 1039 outputs R, G, and R outputted from the simultaneous input circuit 1058.
  • the matrix coefficient of the second matrix circuit 1039 is switched by the control circuit 1015 in conjunction with the mode switching as in the second embodiment.
  • the second matrix circuit 1039 also converts the RGB signal power into the brightness signal Y and the color difference signals R ⁇ Y and B ⁇ Y, but in the narrow band light observation mode, the second embodiment Convert as shown in Equation (2).
  • the luminance signal Ynbi in the narrow band light observation mode is a dimming signal generation circuit 10
  • 34C is integrated by the integrating circuit 1036 via the selector 1035 to be a light control reference signal Ynbi>, and is input to the light control circuit 1037 to be a light control signal.
  • the output signal of the CDS circuit 1032 is a dimming signal generation circuit.
  • the light is integrated by the integrating circuit 1036 through the selector 1035 constituting the 1034 C to be the light control reference signal Yn>, and is input to the light control circuit 1037 to be the light control signal.
  • the output signal of the emphasizing circuit 1041 is input to the third matrix circuit 1042 and converted to color signal RGB, and the output terminal force is also output to the monitor 1005.
  • the narrow band transmission filter unit Ra does not have the transmission characteristics of the narrow band transmission filter unit Ra.
  • a bimodal filter having Ga and Ba may be used.
  • FIG. 40 to 48 relate to Embodiment 4 of the present invention
  • FIG. 40 shows a configuration of an endoscope apparatus provided with Embodiment 4 of the present invention
  • FIG. 41 shows a color separation filter provided for a solid-state imaging device.
  • 42 shows the configuration of the filter arrangement
  • FIG. 42 shows an example of the spectral characteristics of the narrow band filter
  • FIG. FIG. 44 shows a flowchart for explaining the operation of the embodiment
  • FIG. 44 shows signal bands in the luminance signal and the color difference signal
  • FIG. 45 shows the coefficients of the second matrix circuit set in the first modification in consideration of the characteristics of FIG. 46 shows the spectral characteristics of the narrow band filter in the second modification
  • FIG. 47 shows the coefficients of the second matrix circuit set in the case of FIG. 46
  • FIG. 48 shows the video signal of the conventional example.
  • the block diagram which shows the structure of a processing apparatus is shown.
  • a simultaneous endoscope apparatus When performing endoscopic examination by employing an electronic endoscope, a simultaneous endoscope apparatus that performs color imaging using an imaging element provided with a color optical filter under white light.
  • a field-sequential type endoscope apparatus that generates a color image by performing imaging under R, G, B plane-sequential illumination light using a monochrome imaging device, and both signal processing systems It differs in
  • narrow-band images are generated using plane-sequential and narrow-band illumination light
  • narrow-band images are used instead of R, G, and B plane-sequential illumination lights. If it is changed to illumination light, it is possible to obtain a narrow band image relatively easily without requiring a large change in the signal processing system.
  • FIG. 48 shows the configuration of a video signal processing apparatus 2081 for a conventional simultaneous electronic endoscope.
  • a color imaging signal imaged by a charge coupled device (abbreviated as CCD) 2083 provided with a color separation filter 2082 is input to a CDS circuit 2084 in the video signal processing device 2081, subjected to C DS processing, and basebandd. Signal components are extracted.
  • CCD charge coupled device
  • An output signal of the CDS circuit 2084 is input to an AZD conversion circuit 2085, and the analog signal power is also converted into a digital signal.
  • This digital signal is input to the YZC separation circuit 2086.
  • the luminance signal Y and the line sequential color signal color difference signal And c).
  • the luminance signal Y is input to the selector 2088 through the ⁇ circuit 2087 (this luminance signal is Yh), and is input to the first low pass filter (abbreviated as LPF) 2089.
  • the LPF 2089 is set to a wide band, and the luminance signal Y 1 of the band set by the LPF 2089 is input to the first matrix circuit 2090.
  • the color signal C is input to the (line sequential) simultaneous input circuit 2092 through the second LPF 2091.
  • the second LPF 2091 has a lower band than the first LPF 2089.
  • First matrix circuit 2090 converts luminance signal Y 1 and color difference signals Cr and Cb into three primary color signals R 1, Gl and B 1, and outputs the result to ⁇ circuit 2093.
  • the three primary color signals R2, G2 and ⁇ 2 that have been ⁇ -negated by the ⁇ circuit 2093 are input to the second matrix circuit 2094, and the second matrix circuit 2094 generates the luminance signal Ynbi, the color difference signal R ⁇ Y, and ⁇ . It is converted to a cocoon.
  • the second matrix circuit 2094 by the second matrix circuit 2094, the three primary color signals R2, G2, ⁇ 2 are converted into the luminance signal Ynbi and the color difference signals RY, BY so as to obtain natural tone.
  • the luminance signal Ynbi output from the second matrix circuit 2094 is input to the enlargement circuit 2095 through the selector 2088, and the color difference signals R ⁇ Y and ⁇ are input to the enlargement circuit 2095.
  • the selector 2088 selects the ⁇ -corrected luminance signal Yh from the YZC separation circuit 2086 and the luminance signal Ynbi input through the second matrix circuit 2094 and outputs the same to the enlargement circuit 2095.
  • the luminance signal YhZYnbi subjected to enlargement processing by this enlargement circuit 2095 is input to the third matrix circuit 2097 through the emphasis circuit 2096, and the color difference signals R-Y and B-Y subjected to the enlargement processing by the enlargement circuit 2095 are The signal is input to the third matrix circuit 2097 without passing through the emphasizing circuit 2096.
  • the signal is converted into three primary color signals R, G, B by this third matrix circuit 2097 and output to a color monitor (not shown).
  • the selector 2088 selects the luminance signal Yh side in the case of normal light observation with normal light, and the second matrix circuit 2094 in the case of narrow band light observation with illumination of narrow band light.
  • the selected luminance signal that is, Ynbi is selected.
  • NBI observation narrow band light observation
  • the present embodiment and the fifth embodiment to be described later are made in view of the above-mentioned point, and can cope with normal light observation and can obtain an endoscopic image with good image quality even in narrow band light observation.
  • An object of the present invention is to provide an endoscope apparatus.
  • an endoscope apparatus 2001 provided with the fourth embodiment is inserted into a body cavity or the like, and an electronic endoscope (hereinafter simply referred to as an endoscope) 2002 for performing an endoscopic examination.
  • a light source device 2003 for supplying illumination light to the endoscope 2002, and an imaging means for driving an imaging means built in the endoscope 2002, and a video signal for endoscope for performing signal processing on an output signal of the imaging means A video processor 2004 as a processing device, and a monitor 2 005 for displaying an endoscopic image captured by an imaging means by receiving a video signal output from the video processor 2004 are provided.
  • the endoscope 2002 has an elongated insertion portion 2007, an operation portion 2008 provided at the rear end of the insertion portion 2007, and a universal cable 2009 extended from the operation portion 2008,
  • the light guide connector 2011 at the end of the universal cable 2009 is detachably connected to the light source device 2 003, and the signal connector is detachably connected to the video processor 2004.
  • a light guide 2013 for transmitting illumination light is inserted into the insertion portion 2007, and the light guide connector 2011 at the end on the near side of the light guide 2013 is connected to the light source device 2003 to provide a light source device.
  • Illumination light from 2003 is supplied to light guide 2013 [0198]
  • the light source device 2003 generates illumination light of white light (visible region) as normal illumination light in the normal light observation mode and supplies the illumination light to the light guide 2013, and narrow band light in the narrow band light observation mode. It generates illumination light and supplies it to the light guide 2013.
  • An instruction to switch between the normal light observation mode and the narrow band light observation mode can be given by, for example, a mode switching switch 2014 by a scope switch or the like provided in the operation unit 2008 of the endoscope 2002.
  • the mode switching switch 2014 may be a foot switch in addition to the scope switch provided on the endoscope 2002, or may be provided on the front panel of the video processor 2004, or not shown.
  • the switching signal by the mode switching switch 2014 is input to the control circuit 2015 in the video processor 2004, and when the switching signal is input, the control circuit 2015 controls the filter insertion and removal mechanism 2016 of the light source device 2003, Selectively switch between normal illumination light and narrowband illumination light.
  • control circuit 2015 controls the switching of the characteristics of the video signal processing system in the video processor 2004 in conjunction with the switching control of the illumination light supplied from the light source device 3 to the light guide 2013. Do also. Then, by switching the characteristics of the video signal processing system by the switching operation by the mode switching switch 2014, signal processing suitable for each of the normal light observation mode and the narrow band light observation mode can be performed.
  • the light source device 2003 incorporates a lamp 2020 that generates illumination light, and the lamp 2020 generates illumination light including a visible light region.
  • the illumination light is cut into infrared light by the infrared cut filter 2021 to be illumination light close to the wavelength band of substantially white light, and then enters the diaphragm 2022.
  • the aperture drive circuit 2023 adjusts the aperture of the diaphragm 2022 to control the amount of light passing therethrough.
  • the illumination light that has passed through the aperture 2022 passes through the narrow band filter 2024, which is inserted into and removed from the illumination light path by the filter removal mechanism 2016 configured of a plunger or the like (in the narrow band observation mode), or Without passing through the narrow band filter 2024 (in the normal light observation mode), it enters the condenser lens 2025, is condensed by the condenser lens 2025, and enters the end face of the light guide 201 13, ie, the incident end face. Be done.
  • FIG. 41 shows an example of the spectral characteristics of the narrow band filter 2024.
  • This narrow band filter 2 024 shows trimodal filter characteristics, and for example, has narrow band transmission filter characteristic portions Ra, Ga and Ba in red, green and blue wavelength ranges, respectively.
  • narrow band transmission filter characteristic portions Ra, Ga, and Ba have central wavelengths of 600 nm, 540 nm, and 420 nm, respectively, and have band pass characteristics with a half width of 20 to 40 nm.
  • the narrow band filter 2024 when the narrow band filter 2024 is disposed in the illumination light path, the narrow band illumination light of the three bands transmitted through the narrow band transmission filter characteristic portion Ra, Ga, and Ba is transmitted to the light guide 2013. It is incident.
  • the illumination light from the light guide 2013 is transmitted to the tip end surface by the light guide 2013 and emitted to the outside through the illumination lens 2027 attached to the illumination window provided at the tip 2020 of the insertion portion 2007, and the body cavity It illuminates the surface of the living tissue such as the affected area inside.
  • an observation window is provided adjacent to the illumination window, and an objective lens 2028 is attached to the observation window.
  • the objective lens 2028 forms an optical image by the reflected light from the living tissue.
  • a charge coupled device (abbreviated as CCD) 2029 is disposed as a solid-state imaging device at the image forming position of the objective lens 2028, and photoelectric conversion is performed by the CCD 2029.
  • a complementary color system filter shown in FIG. 42 is attached as a color separation filter 2030 which optically separates colors in units of pixels.
  • Mg magenta
  • G green
  • Cy cyan
  • Y e yellow
  • the force of sequentially adding the pixels of two columns adjacent in the vertical direction and sequentially reading out is shifted at this time to read out the columns of pixels in the odd field and the even field. .
  • the luminance signal and the color difference signal are generated as is known by the color separation circuit on the subsequent stage side.
  • the CCD 2029 is connected to one end of a signal line, and the signal connector to which the other end of the signal line is connected is connected to the video processor 2004, whereby the CCD in the video processor 2 004, a drive circuit It is connected to 2031 and CDS circuit 2032.
  • Each endoscope 2002 includes an ID generation unit 2033 that generates identification information (ID) unique to the endoscope 2002.
  • ID identification information
  • the ID generated by the ID generation unit 2033 is input to the control circuit 2015,
  • the control circuit 2015 identifies the type of the endoscope 2002 connected to the video processor 2004 by the ID, the type of the number of pixels of the CCD 2029 in which the endoscope 2 is built, and the like.
  • control circuit 2015 controls the CCD driving circuit 2031 so as to drive the CCD 2029 of the identified endoscope 2002 appropriately.
  • the CCD 2029 receives the CCD drive signal from the CCD drive circuit 2031, and the imaging signal photoelectrically converted is input to the correlated double sampling circuit (abbreviated as CDS circuit) 2032.
  • the imaging signal power is also extracted by the CDS circuit 2032 and converted to a baseband signal, and then input to the AZD conversion circuit 2034 and converted to a digital signal, and also input to the brightness detection circuit 2035. , Brightness (average brightness of the signal) is detected.
  • the brightness signal detected by the brightness detection circuit 2035 is input to the light control circuit 2036, and a light control signal for light control is generated based on the difference with the reference brightness (target value of light control).
  • the light control signal from the light control circuit 2036 is input to the diaphragm drive circuit 23, and the aperture of the diaphragm 2022 is adjusted so as to be the reference brightness.
  • the luminance signal Y is input to the selector 39 via the ⁇ circuit 2038 (this luminance signal is referred to as Yh) and a first low pass filter (abbreviated as LPF) 2041 for limiting the pass band of the signal. It is input.
  • the LPF 2041 is set to a wide pass band corresponding to the luminance signal Y, and the luminance signal Y1 of the band set by the pass band characteristic of the LPF 2041 is input to the first matrix circuit 2042. Ru.
  • the color difference signals Cr and Cb are input to the (line sequential) simultaneous input circuit 2044 via the second LPF 2043 which limits the pass band of the signals.
  • the second LPF 2043 has its passband characteristic changed by the control circuit 2015 according to the observation mode. Specifically, in the normal light observation mode, the second LPF 2043 is set to a lower band than the first LPF 2041.
  • the second LPF 2043 is changed to a band wider than the low band in the normal light observation mode.
  • the second LPF 2043 is set (changed) to be substantially the same as the first LPF 2041.
  • the second LPF 2043 forms processing characteristic changing means for changing the processing characteristic for limiting the pass band to the color difference signals Cr and Cb in conjunction with the switching of the observation mode! / Scold.
  • the simultaneous calculation circuit 2044 generates the simultaneously output color difference signals Cr and Cb, and the color difference signals Cr and Cb are input to the first matrix circuit 2042.
  • the first matrix circuit 2042 converts the luminance signal Y and the color difference signals Cr and Cb into three primary color signals R, G and B, and outputs them to the ⁇ circuit 2045.
  • the first matrix circuit 2042 is controlled by the control circuit 2015, and matrix coefficients (determining conversion characteristics) according to the characteristics of the color separation filter 2030 of the CCD 20 29 and the characteristics of the narrow band filter 2024. By changing the value of, it is converted into three primary color signals Rl, Gl, B1 in which no color mixing or color mixing is almost eliminated.
  • the characteristics of the color separation filter 2030 of the CCD 2029 mounted on the endoscope 2002 may differ depending on the endoscope 2002 actually connected to the video processor 2004, and the control circuit 2015
  • the coefficients of the first matrix circuit 2042 are changed according to the characteristics of the color separation filter 2030 of the CCD 2029 actually used according to By doing this, it is possible to appropriately cope with the case where the types of imaging means actually used are different, to prevent generation of false color, and to convert into three primary color signals Rl, Gl, B1 without color mixing. be able to.
  • a color signal captured under narrow band light of a specific color is a different color, particularly in the narrow band light observation mode. It has the effect of effectively preventing discrimination due to color signals captured under narrowband light.
  • the ratio of the image component corresponding to the specific narrow band light of interest is increased at the subsequent stage side, and the image component corresponding to the specific narrow band light of interest is displayed. It is also possible to display using only one, and it is also possible to display an image that clearly reflects the features of the image component corresponding to the specific narrowband light of interest.
  • the gamma circuit 2045 is also controlled by the control circuit 2015. Specifically, in the narrowband light observation mode, it is changed to the ⁇ characteristic emphasizing the characteristic of the ⁇ correction more than that in the normal light observation mode. As a result, the contrast on the low signal level side is enhanced, and display characteristics can be more easily identified.
  • the three primary color signals R2, G2 and ⁇ 2 that are ⁇ -corrected by the ⁇ circuit 2045 are input to the second matrix circuit 2046, and the second matrix circuit 2046 transmits the luminance signal ⁇ and the color difference signals RY and B ⁇ . Converted to Y
  • control circuit 2015 performs the second matrix circuit so as to simply convert the three primary color signals R2, G2, B2 into the luminance signal Y and the color difference signals R-Y, B-Y in the normal light observation mode. Set the matrix coefficient of 2046.
  • Control circuit 2015 changes the matrix coefficient of second matrix circuit 2046 in the narrow-band light observation mode, and also changes the power in the normal-light observation mode, to generate a B signal from the three primary color signals R2, G2, B2 in particular.
  • the luminance signal Ynbi and the color difference signals R-Y and B-Y with an increased ratio (weighting) to Y are generated.
  • A is a matrix for converting RGB signals to Y color difference signals, and known operational coefficients (5) as follows are used.
  • the luminance signal Ynbi output from the second matrix circuit 2046 is input to the selector 2039.
  • the selector 2039 is controlled by the control circuit 2015 to switch. That is, the luminance signal Yh is selected in the normal light observation mode, and the luminance signal Ynbi is selected in the narrowband light observation mode.
  • the color difference signals R ⁇ Y and B ⁇ Y output from the second matrix circuit 2046 are input to the enlargement circuit 2047 together with the luminance signal Yh or Ynbi (denoted as YhZ Ynbi) that has passed through the selector 2039. Ru.
  • the luminance signal YhZYnbi subjected to enlargement processing by this enlargement circuit 2047 is edge-emphasized by the emphasizing circuit 2048, and then input to the third matrix circuit 2049, and the color difference signal R-- subjected to enlargement processing by the enlargement circuit 2047.
  • Y, B ⁇ Y are input to the third matrix circuit 2049 without passing through the emphasizing circuit 48.
  • the signal is converted into an analog video signal by the DZA conversion circuit (not shown) and output to the monitor 2005 from the video signal output end. .
  • the outline enhancement may also be changed by the enhancement circuit 2048 according to the type of the CCD 2029, color separation filter 2030, etc. .
  • the luminance signal Ynbi is emphasized. This In the case of using the equation (5), as described later, processing is performed to emphasize the structure of fine blood vessels and the like near the surface of the living body by the B signal, and the image component of interest is clearly displayed. I will be happy.
  • the three primary color signals R, G and B actually input to the R, G and B channels of the video signal output terminal force monitor 5 adopt the equation (5) in the narrow band light observation mode.
  • G, B, and B signals weighting varies depending on the coefficient), and in particular, the ratio by B signal is the largest, and an endoscopic image corresponding to a structure such as a capillary near the living body surface by B signal It will be possible to display in an easily identifiable state.
  • the signals respectively input to the RGB channels of the monitor 5 in the narrowband light observation mode are actually G, B and B signals (aside from the values of the coefficients).
  • the signal processing system of the video processor 2004 (more specifically, the Y ZC separation circuit) can be performed so that signal processing suitable for each observation mode can be performed in conjunction with switching of the observation mode. It is characterized in that processing characteristic changing means for changing the processing characteristic in the signal processing system of 2037 or later is formed.
  • the processing characteristic suitable for both observation modes can be performed by changing the processing characteristic of the processing circuit that is almost common, rather than providing a dedicated processing circuit for each observation mode, so that a simple configuration can be obtained. It is characterized by the fact that it is possible to properly cope with both observation modes.
  • the operator connects the endoscope 2002 to the light source device 2003 and the video processor 2 004 as shown in FIG. 40, and turns on the power, whereby the control circuit 1205 of the video processor 2004 processes the initial setting.
  • the normal light observation mode is set as the operation mode of the light source device 2003 and the video processor 2004.
  • the light source device 2003 is set in a state where the narrow band filter 2024 is decoupled from the illumination light path force as shown by the solid line in FIG. 40, and under white illumination light,
  • the imaging is performed by the endoscope 2002.
  • each unit on the video processor 2004 side is also set to perform signal processing in the state of the normal light observation mode.
  • the operator can perform an endoscopic examination by inserting the insertion portion 2007 of the endoscope 2002 into the body cavity of the patient.
  • the operator operates the mode switching switch 2014 in order to observe in more detail the running condition of the blood vessels on the surface of the tissue to be examined such as the affected area in the body cavity.
  • control circuit 2015 monitors whether mode switching switch 2014 is operated or not, and if mode switching switch 2014 is not operated, the state is maintained and the mode is changed. If the changeover switch 2014 is operated, the process proceeds to the next step S23.
  • control circuit 2015 changes the operation mode of light source device 2003 and video processor 2004 to the setting state of the narrowband light observation mode.
  • control circuit 2015 controls light source device 3 so that narrow band filter 2024 is disposed in the illumination light path as shown by the two-dot chain line in FIG. As shown by the transmission characteristic in FIG. 41, the narrow band filter 2024 is disposed in the illumination light path, whereby illumination is performed by the narrow band illumination light by the narrow band transmission filter characteristic portions Ra, Ga, and Ba.
  • control circuit 2015 changes the setting of each part in video processor 2004. Specifically, control circuit 2015 performs wide-band operation on the band characteristics of LPF 2043, and the matrix coefficient of first matrix circuit 2042 Is changed so that color mixing does not occur, and the ⁇ characteristic of the ⁇ circuit 2045 is changed, and the matrix coefficient of the second matrix circuit 2046 is especially selected (by the narrow band transmission filter characteristic portion Ba). A change is made to be large, and a change setting such as switching of the selector 2039 so that the luminance signal Ynbi is selected is performed.
  • the matrix coefficient of the second matrix circuit 2046 is changed to a processing characteristic in which the ratio of the signal component by the B color signal is particularly large. Therefore, it is easy to identify the state of running of capillaries in the vicinity of the surface of the living tissue obtained by the color signal of B captured under the illumination light of B by the narrow band transmission filter characteristic part Ba. it can.
  • the band characteristic of the signal passing of the LPF 2043 is wide band, the running state of the capillary blood vessel and the illumination light of G close to the luminance signal by the narrow band transmission filter characteristic portion Ga are obtained.
  • resolution (resolution) of the blood vessel traveling state and the like can be improved, so that diagnosis is easy, image quality is good, and an image is obtained.
  • control circuit 2015 monitors whether mode switching switch 2014 has been operated or not, and if mode switching switch 2014 is not operated, the state is maintained. When the mode switching switch 2014 is operated, the process returns to the next step S21.
  • the present embodiment operating in this manner, in the normal light observation mode, the existing simultaneous color imaging function is maintained, and in the narrow band light observation mode, even in the video processor 2004, By changing the processing characteristics such as changing the setting of the coefficient of each part, it is possible to sufficiently secure the observation function in the narrow band light observation mode.
  • both the normal light observation mode and the narrowband light observation mode can be easily coped with. It becomes a very convenient and useful device at the time of inspection.
  • the light source device 2003 by providing means for inserting and removing the narrow band filter 202 into the light path in addition to the illumination means for ordinary light, the light source device for narrow band light can be formed easily. .
  • the multiplication process can be reduced by performing the calculation by the first matrix circuit 2042 as follows.
  • the first matrix circuit 2042 described above generates the three primary color signals Rl, Gl, B1 from the luminance signal Y and the color difference signals Cr, Cb to be input.
  • the matrix calculation expression by the first matrix circuit 2042 is generally as follows using a matrix M (matrix coefficients ml 1 to m33) of 3 rows and 3 columns.
  • the luminance signal Y and the color difference signals Cr and Cb input to the first matrix circuit 2042 have characteristics as schematically shown in FIG.
  • the ratio (ratio) of the contribution of the luminance signal Y and the color difference signals Cr and Cb to each of the R, G and B bands in FIG. 44 is considered as follows. It can be approximated.
  • the coefficient ml 3 can be approximated to 0.
  • the ratio contributed by the color difference signal Cr in the G band can be small enough to approximate 0. That is, the coefficient m22 can be approximated to zero.
  • the ratio to which the color difference signal Cr contributes in the band B can be sufficiently small and approximated to 0 as compared with the other ones. That is, the coefficient m32 can be approximated to zero.
  • the coefficients of this matrix M are shown in FIG. 45 (A). Further, the coefficients of matrix M may be approximated as shown in FIG. 45 (B), FIG. 45 (C) and FIG. 45 (D) from the characteristics of FIG. By approximating in this manner, the configuration of the multiplier by the first matrix circuit 2042 can be further reduced or simplified, and high speed processing and cost reduction can be achieved.
  • the narrow band filter 2024 may use a bimodal filter as described below.
  • the narrow band filter 2024B in the second modified example one having a transmission characteristic as shown in FIG. 46 may be adopted.
  • the narrow band filter 2024B is a bimodal filter, and has narrow band transmission filter characteristic portions Ga and Ba in the G and B wavelength regions. That is, Example 4 The narrow-band transmission filter characteristic portion Ra of the three-peak narrow-band filter 2024 in FIG.
  • the narrow band transmission filter characteristic parts Ga and Ba have band pass characteristics with center wavelengths of 420 nm and 540 nm, respectively, and half widths of 20 to 40 nm.
  • the narrow band filter 2024 B when the narrow band filter 2024 B is disposed in the illumination light path, the narrow band illumination light of two bands transmitted through the narrow band transmission filter characteristic portion Ga and Ba is incident on the light guide 2013. Be done.
  • the matrix calculation equation by the first matrix circuit 2042 is generally as follows using a matrix M of 2 rows and 3 columns.
  • the luminance signal Y and the color difference signals Cr and Cb input to the first matrix circuit 2042 have the characteristics as shown in FIG. Then, the coefficients m22 and m32 can be approximated to 0 by performing the same approximation as that of the equation (7).
  • FIGS. 47 (B) and 47 (C) This is shown in Fig. 47 (A). Also, by performing another approximation method, a matrix M of coefficients as shown in FIGS. 47 (B) and 47 (C) can be adopted.
  • FIG. 49 shows the fifth embodiment of the present invention.
  • An endoscope apparatus 2001B provided is shown.
  • the fifth embodiment is almost the same as the fourth embodiment, so only the different points will be described, the same reference numerals will be given to the same components, and the description will be omitted.
  • the endoscope apparatus 2001B has a configuration adopting a video processor 2004B in which a part of the video processor 4 in FIG. 40 is changed.
  • This video processor 2004B is the video processor 2004 of FIG. 40 [Kooh! /
  • control circuit 2015 is the same as changing the ⁇ characteristic of ⁇ circuit 2045 and the matrix coefficient of second matrix circuit 2046 by the switching signal by mode switching switch 2014 as described in the fourth embodiment.
  • the matrix coefficient of the matrix circuit 2051 is changed.
  • the matrix circuit 2051 suppresses the color-free conversion, the change of the ⁇ characteristic, and the color signal on the long wavelength side (short wavelength side). Processing that emphasizes the color signal) is performed collectively by changing the coefficients.
  • an AGC circuit 2052 is provided between the AZD conversion circuit 2034 and the YZC separation circuit 2037 for auto gain control of the signal level of the input signal.
  • the brightness detection circuit 2035 receives the output signal of the CDS circuit 2032 and the luminance signal Ynbi from the matrix circuit 2051.
  • the control circuit 2015 changes the AGC gain and tracking speed of the AGC circuit 2052 in accordance with the observation mode by switching the mode switching switch 2014.
  • the control circuit 2015 sets the AGC gain of the AGC circuit 2051 larger than that in the normal light observation mode, for example, the tracking speed of AGC gain control as the light source device 2003 Set slower than the aperture control speed of the 2022 aperture. In this manner, the light adjustment operation by the aperture 2022 is given priority over the gain control operation of the signal by the AGC circuit 2052.
  • the reference brightness (the target value of light control) is also switched between the normal light observation mode and the special light observation mode.
  • the AGC circuit 2052 functions, so (the aperture 2022 It is possible to prevent the SZN from being deteriorated due to the operation of the AGC circuit 2052 before it is released, and an endoscopic image of appropriate brightness can be obtained.
  • FIG. 50 is an external view showing an appearance configuration of an endoscope apparatus
  • FIG. 51 is a view showing a front panel of the light source device of FIG. 53 shows the front panel of the video processor
  • FIG. 53 shows the configuration of the endoscope apparatus of FIG. 50
  • FIG. 54 shows the configuration of the rotary filter of FIG. 53
  • FIG. FIG. 56 shows the spectral characteristics of the first filter set of the rotary filter
  • FIG. 56 shows the spectral characteristics of the second filter set of the rotary filter of FIG. 54
  • FIG. 57 is observed by the endoscope apparatus of FIG.
  • FIG. 58 is a view showing the layer direction structure of a living tissue
  • FIG. 58 is a view for explaining the reaching state of illumination light of the endoscope apparatus of FIG. 53 in the direction of the living tissue
  • FIG. 59 is a first filter of FIG. The first figure showing each band image by sequential light
  • FIG. 60 shows the plane sequential light transmitted through the first filter set of FIG. 61 is a third diagram showing respective band images by plane sequential light transmitted through the first filter set of FIG. 55
  • FIG. 62 is a second diagram showing the second filter of FIG.
  • FIG. 63 is a first view showing each band image by plane sequential light transmitted through the set
  • FIG. 63 is a second view showing each band image by plane sequential light transmitted through the second filter set of FIG. 56
  • FIG. 65 is a block diagram showing the configuration of the white balance circuit of FIG. 53, FIG.
  • FIG. 65 is an appearance diagram showing an appearance configuration of a first modified example of the endoscope device of FIG. 50, and FIG. 66 is a second of the endoscope device of FIG.
  • FIG. 67 is a block diagram showing the configuration of a simultaneous-type endoscope apparatus which is a modification of the endoscope apparatus of FIG. 53, and FIG. 68 is a view of the white balance circuit of FIG. It is a block diagram showing composition.
  • NBI observation narrow-band light observation
  • NBI observation narrow band light observation
  • the reproducibility of the mucous membrane information by the narrow band light is stable.
  • a video signal by R light can not be obtained with the plane-sequential narrow band light, so the G signal output is R with the same white balance correction value as normal light.
  • the division by the signal output causes the problem that the correction value to the R signal can not be calculated.
  • the same correction value calculation method as normal light can not be adopted.
  • the present embodiment and the seventh embodiment described later are made in view of the above circumstances, and provide an endoscope apparatus capable of switching to white balance according to normal light observation and narrow band light observation. For the purpose of doing!
  • the endoscope apparatus 3001 of the present embodiment includes an electronic endoscope 3003 having a CCD 3002 described later as an imaging unit which is inserted into a body cavity and images tissue in the body cavity; A light source unit 3004 for supplying illumination light to the endoscope 3003, and a video processor 3007 for processing the image pickup signal from the CCD 3002 of the electronic endoscope 3003 and displaying an endoscope image on the observation monitor 3005 Ru.
  • Front panels 3004a and 3007a are provided on the front of the light source 3004 and the video processor 3007, and the front panel 3004a of the light source 3004 is provided with an endoscope 3001 as shown in FIG.
  • a narrow band light observation mode display notifying a narrow band light observation mode ⁇ 3004b power is provided, and a white balance of an imaging signal from the CCD 3002 is shown in FIG.
  • a narrow-band light observation mode display unit 7300b is provided to notify the narrow-band light observation mode in the endoscope apparatus 1 and the white balance switch 3007c for instructing acquisition of the narrow-band light observation mode.
  • the white cap 3045 is inserted into the penetration portion 3003a of the electronic endoscope 3 003 before the second white balance processing is completed. There was a risk that the second white balance processing could not be performed properly.
  • the narrow band light observation mode is notified by the narrow band light observation mode display units 3004 b and 3007 b provided on the front panels 3004 a and 3007 a, thereby performing white balance processing by the narrow band light.
  • the narrow band light observation mode display section 3004 b and 3 007 b make it possible to view the state during execution.
  • the video processor 3007 is configured to be able to encode an endoscopic image and output it as a compressed image to the image filing device 3006.
  • the light source device 3004 includes a xenon lamp 3011, which emits illumination light, a heat ray cut filter 3012, which blocks a heat ray of white light, and a diaphragm device 3013, which controls the amount of white light through the heat ray cut filter 3012.
  • a rotating filter 3014 that converts illumination light into a plane-sequential light
  • a condenser lens 3016 that condenses the plane-sequential light through the rotating filter 3014 on the incident surface of a light guide 3015 disposed in the electronic endoscope 3003
  • a control circuit 3017 that controls the rotation of the rotation filter 3014.
  • the rotary filter 3014 is formed in a disk shape and has a double structure with the center as the rotation axis, and the outer diameter portion is suitable for color reproduction as shown in FIG.
  • the first filter set for outputting plane-sequential light with overlapped spectral characteristics R1 filter portion 3014rl, Gl filter portion 3014gl, Bl filter portion 3014bl are disposed, and the inner diameter portion is shown in FIG. G2 filter unit 3014 that forms a second set of filters for outputting narrow band surface sequential light having discrete spectral characteristics from which desired layer yarn texture information can be extracted.
  • a g2, B2 filter unit 3014b2 and a light shielding filter unit 3014 Cut are disposed.
  • the rotary filter 3014 is controlled by the control circuit 3017 to drive and control the rotary filter motor 3018, and is moved in the radial direction (movement perpendicular to the optical path of the rotary filter 3014).
  • the first filter set or the second filter set of the rotary filter 3014 is selectively moved on the optical path) by the mode switching motor 3019 according to a control signal from the mode switching circuit 3042 in the video processor 3007 described later. .
  • Power is supplied from a power supply unit 3010 to the xenon lamp 3011, the diaphragm device 3013, the rotary filter motor 3018, and the mode switching motor 3019.
  • the video processor 3007 includes a CCD driving circuit 3020 for driving the CCD 3002, an amplifier 3022 for amplifying an imaging signal obtained by imaging a body cavity tissue by the CCD 3002 via the objective optical system 3021, and imaging via the amplifier 3022.
  • a process circuit 3023 for performing correlation double sampling and noise removal on a signal AZD transformation 3024 for converting an imaging signal passed through the process circuit 3023 into image data of a digital signal, and image data from the AZD transformation 3024
  • White balance circuit (WB) 3025 that performs white balance processing on the image sensor
  • selector 3026 for synchronizing surface sequential light with the rotation filter 3014, simultaneous memories 3027, 3028, 3029, simultaneous memories 3027, 3028,
  • An image processing circuit 3030 for reading out each image data of the Uchikawa page secondary light in the casement yarn 3029 and performing gamma correction processing, edge enhancement processing, color processing and the like, and an image from the image processing circuit 3030 DZA circuits 3031, 3032, and 3033 for converting data into analog signals, a code circuit 3034 for encoding image data from the image processing circuit 3030, and the rotation of the '1' circuit of the light source device 3004
  • a timing generator (TG) 3035 is provided, which receives a synchronization
  • the electronic endoscope 3002 is provided with a mode switching switch 3041, and the output of the mode switching switch 3041 is output to the mode switching circuit 3042 in the video processor 3007.
  • the mode switching circuit 3042 of the video processor 3007 outputs control signals to the white balance circuit (WB) 3025, the light control circuit 3043, the light control control parameter switching circuit 3044, and the mode switching motor 3019 of the light source 3004. ing.
  • the dimming control parameter switching circuit 3044 is a first filter of the rotary filter 3014.
  • the dimmer control parameter corresponding to the second set of filters or the second filter set is output to the dimmer circuit 3043, and the dimmer circuit 3043 receives the control signal from the mode switch circuit 3042 and the dimmer control parameter switch circuit 3044.
  • the diaphragm device 3013 of the light source device 3004 is controlled based on the light adjustment control parameter to perform appropriate brightness control.
  • the intraorbital lumen weave 3051 has an absorber distribution structure such as blood vessels different in the depth direction, for example.
  • a large number of capillaries 3052 are distributed, and in this layer, in the middle layer, in addition to the capillaries, a diameter of 3053 and a diameter larger than that of capillaries are distributed. 3054 will be distributed.
  • the depth of light in the depth direction of the body cavity tissue 3051 depends on the wavelength of the light, and as shown in FIG. 58, the illumination light including the visible region is blue (B )
  • the illumination light including the visible region is blue (B )
  • B the illumination light including the visible region
  • the illumination light including the visible region
  • light with a short wavelength such as color light can only penetrate to the near surface due to the absorption and scattering characteristics of biological tissue, and it is absorbed and scattered in the depth range to that extent and exits from the surface Light is observed.
  • green (G) light having a wavelength longer than that of blue (B) light the light travels deeper than the deep light reach of blue (B) light, and is absorbed and scattered in that area. Light is observed.
  • red (R) colored light which has a longer wavelength than green (G) colored light, reaches a deeper range.
  • the mode switching in the video processor 3007 is positioned on the light path of the illumination light so as to be located at the first filter of the rotary filter 3014: R1 filter 3014rl, G1 filter 3014gl, B1 filter 3014bl.
  • a circuit 3042 controls the mode switching motor 3019 by a control signal.
  • the R1 filter unit 3014rl, the G1 filter unit 301 4gl, and the B1 filter unit 3014bl in the normal observation of the intracorporeal tissue 3051 have overlapping wavelength bands as shown in FIG. 55.
  • a band image having shallow and middle layer tissue information including much tissue information in the shallow layer as shown in FIG. 59 is imaged in an imaging signal imaged by the CCD 3004 by the B1 filter unit 3014bl,
  • the mode switching switch 3041 of the electronic endoscope 3003 when the mode switching switch 3041 of the electronic endoscope 3003 is pressed, the signal is inputted to the mode switching circuit 3042 of the video processor 3007.
  • the mode switching circuit 3042 outputs a control signal to the mode switching motor 3019 of the light source device 3004 to move the first filter set of the rotary filter 3014 that was on the optical path during normal observation, and the second filter set.
  • the rotary filter 3014 is driven relative to the light path so as to be located on the light path.
  • the G2 filter unit 3014g2 and the B2 filter unit 3014b2 and the light shielding filter unit 3014Cut at the time of narrow band light observation of the intracorporeal tissue 3051 by the second filter set have discrete illumination spectra as shown in FIG. Because it is a narrow-band surface-sequential light with characteristics, and the wavelength regions do not overlap,
  • a band image having tissue information in a shallow layer as shown in FIG. 62 is captured as an imaging signal imaged by the CCD 3004 by the B2 filter unit 3014 b 2,
  • the white balance circuit 3025 has a white balance correction unit 30.
  • a white balance is obtained by attaching a cylindrical white cap 3045 having a white inside to the tip of the penetration portion 3003a of the electronic endoscope 3003 before examination. .
  • the white balance switch 3007C provided on the front panel 3007a of the video processor 3007 is pressed When the light source device 3003 The first filter set of the filter 3014 is placed on the light path, and the white balance circuit 3025 of the video processor 3007 obtains the first white balance by the ordinary light. Then, when the white balance with normal light is acquired, the second filter set of the rotary filter 3014 is disposed on the light path in the light source device 3003, and the white balance circuit 3025 of the video processor 3007 uses narrow band light. The second white balance is acquired.
  • the narrow band observation mode display unit 3004 b provided on the front panel 3004 a of the light source device 3003 and the front panel 3007 a of the video processor 3007 are provided during the first and second white balance acquisitions.
  • the band light observation mode display unit 3007 b lights up in a predetermined color.
  • the first white balance acquisition may be performed by setting the color to be lit during the first white balance acquisition and the color to light during the second white balance acquisition as different colors.
  • the color that lights up during the period is green, and the color that lights up during the second white balance acquisition is white.
  • the white balance correction value calculation unit 3081 switches the method of calculating the white balance correction value according to the mode detection signal which is a control signal from the mode switching circuit 3042.
  • the method of white balance is switched between the normal light and the narrow band light, the correction of the R signal is performed even when the number of bands of the irradiation light by the narrow band light is two bands. This makes it possible to avoid the situation where values can not be calculated, and to obtain white balance. In addition, it is clear visually that white balance is working, and color coding allows you to visually grasp what action is being performed.
  • the acquisition processing of the white balance is performed by lighting on the narrow band light observation mode display units 4b and 7b. Not limited to this, as shown in FIG. 65, the light source device 3003 and Loudspeakers 3061 and 3062 may be provided in the video processor 3007 to notify by sound.
  • the same sound may be announced between the first and second white balance acquisitions, or the sound generated between the first white balance acquisition and the second white balance acquisition.
  • the sound generated by can be a different sound! White balance is working! /, It can be recognized as a sound, and you can look at the device! /, Without it, you can figure out what action is taking place.
  • a message window 3063 may be displayed on the observation monitor 3005, and words such as “during white balance operation” may be displayed on the message window 3063.
  • the same wording may be announced, for example, “in white balance operation” or displayed during the first acquisition of the white balance, for example “white balance”
  • You may change the wording to be displayed during the first acquisition of the white balance for example, the wording for display such as "White balance for one movement”.
  • White balance is activated and displayed on the observation monitor 5 as character information, which makes it easier to visually recognize.
  • the light source device 3004 supplies the surface sequential light
  • the video processor 3007 simultaneously performs the surface sequential image information to perform the image display and the endoscopy
  • the mirror device has been described as an example, the present invention is not limited to this, and is applicable to a simultaneous endoscope device.
  • the present embodiment can also be applied to a simultaneous endoscope apparatus 300 la including a video processor 3007a that processes signals.
  • the white light from the xenon lamp 3011 through the heat ray cut filter 3012 is controlled by the diaphragm device 3013 so that the amount of light is controlled and the electronic endoscope 3003a is disposed. It is emitted to the incident surface of it guide 3015.
  • a narrow band limiting filter 3014a is provided on the optical path of the white light so as to convert it into narrow band light having discrete spectral characteristics as shown in FIG.
  • an image of a body cavity tissue 3051 is imaged by the CCD 3002 via the color chip 3100.
  • the image data from the AZD converter 3024 is separated into the luminance signal Y and the color difference signals Cr and Cb by the YZC separation circuit 3101, converted into RGB signals by the RGB matrix circuit 31 02, and white balance circuit It is output to 3025.
  • Other configurations and actions are the same as the endoscope apparatus of FIG.
  • the white balance circuit 3025 obtains white balance for each of the RGB signals from the RGB matrix circuit 3 102 as shown in FIG.
  • the white balance acquisition method at this time is the same as that of this embodiment.
  • FIG. 69 is a block diagram showing a configuration of a white balance circuit according to Embodiment 7 of the present invention.
  • the seventh embodiment is almost the same as the sixth embodiment, and therefore, only different points will be described, and the same reference numerals will be given to the same configuration and the description will be omitted.
  • the white balance circuit 3025 of this embodiment includes an RZGZB signal generation unit 3082 as shown in FIG. 69, and the RZGZB signal generation unit 3082 Depending on the input of the field sequential RZGZB signal, depending on the observation mode
  • the white balance correction unit 3080 outputs the white balance to the white balance correction unit 3080.
  • FIG. 70 is a block diagram showing the configuration of the endoscope apparatus
  • FIG. 71 is a block diagram showing the configuration of the rotary filter of FIG. 70
  • FIG. FIG. 73 shows the spectral characteristics of the first filter set of the rotation filter
  • FIG. 73 shows the spectral characteristics of the second filter set of the rotation filter of FIG. 71
  • FIG. 74 shows the observation by the endoscope apparatus of FIG.
  • FIG. 75 is a view showing the layer direction structure of a living tissue
  • FIG. 75 is a view for explaining the reaching state of illumination light of the endoscope apparatus of FIG. 70 in the direction of the living tissue
  • FIG. 76 is a first filter of FIG.
  • Fig. 77 is a second view showing respective band images by plane sequential light transmitted through the first filter group of Fig. 72.
  • Fig. 78 is a first figure showing respective band images by sequential light.
  • FIG. 79 is a third diagram showing each band image by plane-sequential light transmitted through the first filter set of FIG. 72, and
  • FIG. 79 is a diagram showing the second filter set of FIG.
  • FIG. 80 is a first diagram showing each band image by plane sequential light;
  • FIG. 80 is a second diagram showing each band image by plane sequential light transmitted through the second filter set of FIG. 73;
  • Fig. 82 is a block diagram showing the configuration of the white balance circuit of Fig. 70, and
  • Fig. 83 is a configuration of a modification of the white balance circuit of Fig. 82.
  • FIG. 84 is a block diagram showing the configuration of the first modified example of the endoscope apparatus of FIG. 70.
  • FIG. 85 is a block diagram showing the configuration of the white balance circuit of FIG.
  • FIG. 87 is a block diagram showing the configuration of the white balance circuit of FIG. 86.
  • FIG. 88 is a block diagram showing the configuration of a modification of the white balance circuit of FIG. 86.
  • the endoscope apparatus 4001 of this example is an electronic endoscope 4003 having a CCD 4002 as an imaging means for inserting a body cavity and imaging tissue in the body cavity, and an electronic endoscope 40
  • a light source device 4004 for supplying illumination light to the 03, and an imaging signal from the CCD 4002 of the electronic endoscope 4003 are processed to display an endoscope image on the observation monitor 4005 or an endoscope image can be encoded.
  • a video processor 4007 that outputs the compressed image to the image filing device 4006.
  • a light source device 4004 includes a xenon lamp 4011, which emits illumination light, a heat ray cut filter 4012, which blocks heat rays of white light, and a diaphragm device 4013, which controls the amount of white light through the heat ray cut filter 4012.
  • the rotation filter 4014 turns the illumination light into a plane-sequential light, and the rotation filter 4014 is placed on the incident surface of the light guide 4015 disposed in the electronic endoscope 4003.
  • a condenser lens 4016 for condensing surface sequential light and a control circuit 4017 for controlling the rotation of the rotation filter 4014 are provided.
  • rotary filter 4014 has a double structure with a disk shape and a rotation axis at the center, and the outer diameter portion is suitable for color reproduction as shown in FIG. 72.
  • R1 filter part 4014rl, Gl filter part 4014gl, and Bl filter part 4014bl are arranged to form a first set of filters for outputting surface sequential light of overlapped spectral characteristics.
  • G2 filter section 40 14g2, B2 filter section 4014b2, R2 which constitutes a second filter set for outputting narrow band surface sequential light of discrete spectral characteristics from which desired deep layer structure information can be extracted as shown in A filter 4014r2 is arranged.
  • the rotation filter 4014 is controlled by the control circuit 4017 to drive and control the rotation filter motor 4018, and is moved in the radial direction (movement perpendicular to the light path of the rotation filter 4014).
  • the mode switching motor 4019 is controlled by a control signal from the mode switching circuit 4042 in the video processor 4007 described later, in which the first filter set or the second filter set of the rotary filter 4014 is selectively moved on the optical path. To be done.
  • Power is supplied from a power supply unit 4010 to the xenon lamp 4011, the aperture device 4013, the rotary filter motor 4018, and the mode switching motor 4019.
  • the video processor 4007 includes a CCD driving circuit 4020 for driving the CCD 4002, an amplifier 4022 for amplifying an imaging signal obtained by imaging a body cavity tissue by the CCD 4002 via the objective optical system 4021, and imaging via the amplifier 4022.
  • Process data 4022 for performing correlation double sampling and noise removal on a signal AZD transformation 4024 for converting an imaging signal passed through the process circuit 4023 into digital signal image data, and image data from the AZD transformation 4024
  • White balance circuit (WB) 4025 that performs white balance processing on the image
  • selector 4026 for synchronizing surface sequential light by the rotation filter 4014, simultaneous memories 4027, 4028, 4029, simultaneous memories 4027, 4028,
  • An image processing circuit 4030 for reading out each image data of the surface light of the page next to the surface of the casein 4029 and performing image processing such as gamma correction processing, edge enhancement processing, color processing, and image processing from the image processing circuit 4030 DZA circuits 4031, 4032, and 4033 for converting data into analog signals, a code circuit 4034 for coding image data of the image processing circuit 4030, and so forth, and the “1” control circuit 4017 for the light source device 4004.
  • the electronic endoscope 4002 is provided with a mode switching switch 4041, and the output of the mode switching switch 4041 is output to the mode switching circuit 4042 in the video processor 4007.
  • the mode switching circuit 4042 of the video processor 4007 outputs control signals to the white balance circuit (WB) 4025, the light adjustment circuit 4043, the light adjustment control parameter switching circuit 4044, and the mode switching motor 4019 of the light source device 4004.
  • the dimming control parameter switching circuit 4044 outputs a dimming control parameter according to the first filter set or the second filter set of the rotary filter 4014 to the dimming circuit 4043, and the dimming circuit 4043 is a mode switching circuit.
  • the diaphragm device 4 013 of the light source device 4004 is controlled based on the control signal from the light source 4042 and the light adjustment control parameter from the light adjustment control parameter switching circuit 4044 to perform appropriate brightness control.
  • the tissue or lumen 4051 has a distribution structure of absorbing bodies such as blood vessels different in the depth direction, for example.
  • a large number of capillaries 4052 are distributed, and in this layer, in the middle layer, in addition to the capillaries, a diameter of 4053 is distributed. 4054 will be distributed.
  • the depth of light in the depth direction of the body cavity tissue 4051 depends on the wavelength of the light, and the illumination light including the visible region is blue (B as shown in FIG. 75).
  • the illumination light including the visible region is blue (B as shown in FIG. 75).
  • the illumination light including the visible region is blue (B as shown in FIG. 75).
  • the mode switching in the video processor 4007 is positioned on the light path of the illumination light so as to be positioned at the R1 filter 4014rl, G1 filter 4014gl, B1 filter 4014bl which is the first filter thread of the rotation filter 4014
  • a circuit 4042 controls the mode switching motor 4019 by the control signal.
  • the Rl filter section 4014 rl, the G1 filter section 401 4 gl, and the B1 filter 4014 section bl in the normal observation of the intracorporeal tissue 4051 have overlapping wavelength bands, as shown in FIG.
  • a band image having shallow and middle layer tissue information including much tissue information in the shallow layer as shown in FIG. 76 is imaged as an imaging signal imaged by the CCD 4004 by the B1 filter unit 4014bl,
  • the mode switching switch 4041 of the electronic endoscope 4003 when the mode switching switch 4041 of the electronic endoscope 4003 is pressed, the signal is inputted to the mode switching circuit 4042 of the video processor 4007.
  • the mode switching circuit 4042 outputs a control signal to the mode switching motor 4019 of the light source device 4004 to move the first filter set of the rotary filter 4014 that was on the light path during normal observation, and the second filter set.
  • the rotary filter 4014 is driven relative to the light path so as to be located on the light path.
  • G2 filter section 4014g2, B2 filter section 4014b2, R2 filter 4014r2 at the time of narrow band light observation of intracorporeal tissue 4051 by the second filter set has discrete spectral characteristics as shown in FIG. 73.
  • a band image having tissue information in a shallow layer as shown in FIG. 79 is captured as an imaging signal imaged by the CCD 4004 by the B2 filter unit 4014b2,
  • a band image having tissue information in the middle layer as shown in FIG. 80 is captured as an imaging signal captured by the CCD 4004 by the G2 filter unit 4014g2, (6) Further, a band image having tissue information in a deep layer as shown in FIG. 81 is captured as an imaging signal imaged by the CCD 4004 by the R2 filter 4014r2.
  • the white balance circuit 4025 includes a white noise correction unit 4080, a selector 4081, a normal light correction value storage unit 4082, a look-up table (LUT) 4083, and a narrow band light correction value.
  • a storage unit 4084 is included.
  • a white cap (not shown) is attached to the tip of the electronic endoscope 4003 to obtain white balance with normal light.
  • a normal surface sequential RZGZB signal which is image data from the AZD converter 4024 when the white cap is attached, is input to the white balance correction unit 4080 to perform white balance with respect to the normal surface sequential RZGZB signal. While storing the correction value for normal light in the white balance in the correction value storage unit for normal light 4082 via the selector 4081, the white balance R and ZG ′ ZB ′ signals are output to the selector 4026.
  • the white balance circuit 4025 reads out the narrow band light correction value based on the normal light correction value from the LUT 4083 and stores it in the narrow band light correction value storage unit 4084.
  • the white balance correction unit 4080 calculates the correction values of R and B from the ratio G / R, G / B of the average values of the normal surface sequential RZGZB signals, and is detected by the mode switching circuit 4042. If the observation mode is the normal light mode, the normal light correction value is stored in the normal light correction value storage unit 4082, and if the narrow band light mode, the narrow band light correction value is obtained from the normal light correction value and the LUT 3083 The light is recorded in the light correction value storage unit 4084. The correction value from the normal light correction value storage unit 4082 or narrow band light correction value storage unit 4084 is sent to the white balance correction unit 4080 according to the observation mode detected by the selector 4081, and correction is performed by the white balance correction unit 4 080. The values are multiplied to output the R 'and B "signals. At this time, the G signal is output as it is.
  • the present invention is not limited to this. As shown in FIG. 83, the present invention is based on the normal light correction value.
  • the correction value coefficient k is stored in the LUT 4083 and the narrow band light correction value calculation unit 4085
  • Narrow band light correction value kX Normal light correction value
  • the narrow band light correction value may be calculated to store the narrow band light correction value storage unit 4084. Note that k is a constant.
  • the light source apparatus 4004 supplies surface sequential light.
  • the field sequential endoscope apparatus has been described by way of example in which the video processor 4007 simultaneously performs field sequential image information to perform image display, but the present invention is not limited to this and is also applicable to simultaneous endoscope systems. Ru.
  • a light source device 4004a for supplying white light an electronic endoscope 4003a provided with a color chip 4100 on the front of the imaging surface of the CCD 4002, and an electronic endoscope 4003a
  • the present embodiment can also be applied to a simultaneous endoscope apparatus 4001a including a video processor 4007a that processes signals.
  • the white light from the xenon lamp 4011 through the heat ray cut filter 4012 is emitted to the incident surface of the light guide 4015 disposed in the electronic endoscope 4003a with the light amount controlled by the diaphragm device 4013. Be done.
  • a narrow band limiting filter 4014a is provided on the optical path of the white light so as to be converted into narrow band light of discrete spectral characteristics as shown in FIG. 73 so as to be removable.
  • the image of the tissue 4051 in the body cavity is imaged by the CCD 4002 via the color chip 4100.
  • the image data from the AZD converter 4024 is separated into the luminance signal Y and the color difference signals Cr and Cb by the YZC separation circuit 4101, converted into RGB signals by the RGB matrix circuit 41 02, and white balance circuit It is output to 4025.
  • the other configuration and action are the same as the endoscope apparatus of FIG.
  • the white balance circuit 4025 obtains white balance for each of the RGB signals from the RGB matrix circuit 4 102 as shown in FIG.
  • the white balance acquisition method at this time is the same as that of this embodiment.
  • a scope ID storage unit 4110 that stores scope IDs that also provide various
  • the normal light correction value storage unit 4082 uses the normal light correction value to generate the LUT4083.
  • the narrow band light correction value may be read out and stored in the narrow band light correction value calculator 4085.
  • the correction coefficient k based on the normal light correction value in the scope ID output to the white balance circuit 4025 is stored in the LUT 4083 and the narrow band light correction value calculation unit As mentioned at 4085
  • Narrow band light correction value kX Normal light correction value
  • the narrow band light correction value may be calculated and stored in the narrow band light correction value storage unit 4084. Note that k is a constant.
  • the present invention is not limited to this and can be applied to the simultaneous type.

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Abstract

　本発明の内視鏡装置では、回転フィルタの第２のフィルタ組による体腔内組織の狭帯域光観察時におけるＧ2フィルタ部，Ｂ2フィルタ部、遮光フィルタ部は、照明光を離散的な分光特性の２バンドの狭帯域な面順次光とし、Ｂ2フィルタ部によるＣＣＤで撮像される撮像信号は浅層での組織情報を有するバンド画像となり、Ｇ2フィルタ部によるＣＣＤで撮像される撮像信号は中層での組織情報を有するバンド画像となる。これにより、安価かつ簡単な構成により粘膜表層付近の所望の深部の組織情報を得る。

Description

内視鏡装置
技術分野
[0001] 本発明は、生体組織の像を撮像し信号処理する内視鏡装置に関する。
背景技術
[0002] 従来より、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、光源装置力もの照明光を体腔内にライトガイド等 を用い導光しその戻り光により被写体を撮像する撮像手段を有する電子内視鏡が用 いられ、ビデオプロセッサにより撮像手段力 の撮像信号を信号処理することにより 観察モニタに内視鏡画像を表示し患部等の観察部位を観察するようになっている。
[0003] 内視鏡装置にお!ヽて通常の生体組織観察を行う場合は、光源装置で可視光領域 の白色光を発光し、例えば RGB等の回転フィルタを介することで面順次光を被写体 に照射し、この面順次光による戻り光をビデオプロセッサで同時ィ匕し画像処理するこ とでカラー画像を得たり、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 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 口セッサで画像処理することでカラー画像を得ている。
[0004] 一方、生体組織では、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号公報では、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] カラーチップの CCD、特に補色フィルタの CCDでは、 R狭帯域成分の光は、複数 のカラーフィルタを透過して画像情報として抽出されるため、 R狭帯域成分の光によ る画像情報を G狭帯域成分及び B狭帯域成分の画像情報カゝら分離するためには、 画像情報処理系の構成が複雑になるといった問題がある。
[0006] また、 R狭帯域、 G狭帯域、 B狭帯域の 3つのバンドの狭帯域面順次光を生成する 光学フィルタの構成も複雑化する。
[0007] 本発明は、上記事情に鑑みてなされたものであり、安価かつ簡単な構成により粘膜 表層付近の所望の深部の組織情報を得ることのできる内視鏡装置を提供するを目的 とする。
発明の開示
課題を解決するための手段
[0008] 本発明の内視鏡装置は、
照明光を供給する照明光供給手段と、
前記照明光を被写体に照射し戻り光により前記被写体を撮像する撮像手段を有す る内視鏡と、
前記照明光を 2つのバンド域の狭帯域光に制限して前記被写体に照射する 2帯域 制限手段と、
前記 2帯域制限手段が制限して照射した 2つのバンド域の狭帯域光による第 1バン ド域画像データ及び第 2バンド域画像データを生成すると共に、前記第 1バンド域画 像データ及び前記第 2バンド域画像データより表示手段に表示する 3チャンネル色 画像データを生成する信号処理手段と
を備えて構成される。
[0009] 本発明によれば、安価かつ簡単な構成により粘膜表層付近の所望の深部の組織 情報を得ることができるという効果がある。
図面の簡単な説明
[0010] [図 1]本発明の実施例 1に係る内視鏡装置の構成を示す構成図
[図 2]図 1の回転フィルタの構成を示す構成図
[図 3]図 2の回転フィルタの第 1のフィルタ組の分光特性を示す図
[図 4]図 2の回転フィルタの第 2のフィルタ組の分光特性を示す図
[図 5]図 1の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 6]図 1の内視鏡装置力 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 7]図 3の第 1のフィルタ組を透過した面順次光による各バンド画像を示す第 1の図 [図 8]図 3の第 1のフィルタ組を透過した面順次光による各バンド画像を示す第 2の図 [図 9]図 3の第 1のフィルタ組を透過した面順次光による各バンド画像を示す第 3の図 [図 10]図 4の第 2のフィルタ組を透過した面順次光による各バンド画像を示す第 1の 図
[図 11]図 4の第 2のフィルタ組を透過した面順次光による各バンド画像を示す第 2の 図
[図 12]図 4の第 2のフィルタ組の製作方法を説明する第 1の図
[図 13]図 4の第 2のフィルタ組の製作方法を説明する第 2の図
[図 14]図 4の第 2のフィルタ組の製作方法を説明する第 3の図
[図 15]図 4の第 2のフィルタ組の製作方法を説明する第 4の図
[図 16]図 4の第 2のフィルタ組の製作方法を説明する第 5の図
[図 17]図 4の第 2のフィルタ組の製作方法を説明する第 6の図
[図 18]図 4の第 2のフィルタ組の製作方法を説明する第 7の図
圆 19]図 1の内視鏡装置の変型例の構成を示す構成図
圆 20]図 19の狭帯域制限フィルタの分光透過特性を示す図
[図 21]図 19の狭帯域制限フィルタを実現する第 1の干渉膜フィルタの分光透過特性 を示す図
圆 22]図 19の狭帯域制限フィルタを実現する第 2の干渉膜フィルタの分光透過特性 を示す図
圆 23]図 19の狭帯域制限フィルタを実現する第 3の干渉膜フィルタの分光透過特性 を示す図
圆 24]図 20の狭帯域制限フィルタの変型例の分光透過特性を示す図
[図 25]図 1の回転フィルタの第 1の変形例の構成を示す構成図
[図 26]図 1の回転フィルタの第 2の変形例の構成を示す構成図
圆 27]図 26の回転フィルタを用いた際の内視鏡装置の構成を示す図
圆 28]本発明の実施例 2を備えた内視鏡装置の構成を示すブロック図。
圆 29]固体撮像素子に設けられた色分離フィルタのフィルタ配列の構成を示す図 圆 30]狭帯域用フィルタの分光特性を示す特性図
[図 31]調光信号生成回路の構成例を示す図
圆 32]本実施例 2の動作説明用のフローチャート図 圆 33]変形例における調光信号生成回路周辺部の構成を示す図
[図 34]従来の面順次式の内視鏡装置の概略構成図
[図 35]従来の同時式の内視鏡装置の概略構成図
圆 36]本発明の実施例 3を備えた内視鏡装置の構成を示すブロック図
[図 37]回転フィルタの構成及び透過特性を示す図
[図 38]調光信号生成回路の構成を示す回路図
[図 39]変形例のビデオプロセッサの構成を示すブロック図
圆 40]本発明の実施例 4を備えた内視鏡装置の構成を示すブロック図
圆 41]固体撮像素子に設けられた色分離フィルタのフィルタ配列の構成を示す図
[図 42]狭帯域用フィルタの分光特性例を示す特性図
[図 43]本実施例 4の動作説明用のフローチャート図
圆 44]輝度信号と色差信号における信号帯域を示す図
圆 45]図 44の特性を考慮して第 1変形例において設定される第 2マトリックス回路の 係数を示す図
圆 46]第 2変形例における狭帯域用フィルタの分光特性を示す特性図
圆 47]図 46の場合において設定される第 2マトリックス回路の係数を示す図
[図 48]従来例の映像信号処理装置の構成を示すブロック図
圆 49]本発明の実施例 5を備えた内視鏡装置の構成を示すブロック図
圆 50]本発明の実施例 1に係る内視鏡装置の外観構成を示す外観図
[図 51]図 50の光源装置のフロントパネルを示す図
[図 52]図 50のビデオプロセッサのフロントパネルを示す図
[図 53]図 50の内視鏡装置の構成を示す構成図
[図 54]図 53の回転フィルタの構成を示す構成図
[図 55]図 54の回転フィルタの第 1のフィルタ組の分光特性を示す図
[図 56]図 54の回転フィルタの第 2のフィルタ組の分光特性を示す図
圆 57]図 53の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 圆 58]図 53の内視鏡装置力もの照明光の生体組織の層方向への到達状態を説明 する図 [図 59]図 55の第 1のフィルタ組を透過した面順次光による各バンド画像を示す第 1の 図
[図 60]図 55の第 1のフィルタ組を透過した面順次光による各バンド画像を示す第 2の 図
[図 61]図 55の第 1のフィルタ組を透過した面順次光による各バンド画像を示す第 3の 図
[図 62]図 56の第 2のフィルタ組を透過した面順次光による各バンド画像を示す第 1の 図
[図 63]図 56の第 2のフィルタ組を透過した面順次光による各バンド画像を示す第 2の 図
[図 64]図 53のホワイトバランス回路の構成を示すブロック図
圆 65]図 50の内視鏡装置の第 1の変形例の外観構成を示す外観図
圆 66]図 50の内視鏡装置の第 2の変形例の外観構成を示す外観図
[図 67]図 53の内視鏡装置の変形例である同時式の内視鏡装置の構成を示す構成 図
[図 68]図 67のホワイトバランス回路の構成を示すブロック図
圆 69]本発明の実施例 7に係るホワイトバランス回路の構成を示す構成図 圆 70]本発明の実施例 8に係る内視鏡装置の構成を示す構成図
[図 71]図 70の回転フィルタの構成を示す構成図
[図 72]図 71の回転フィルタの第 1のフィルタ組の分光特性を示す図
[図 73]図 71の回転フィルタの第 2のフィルタ組の分光特性を示す図
圆 74]図 70の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 圆 75]図 70の内視鏡装置力もの照明光の生体組織の層方向への到達状態を説明 する図
[図 76]図 72の第 1のフィルタ組を透過した面順次光による各バンド画像を示す第 1の 図
[図 77]図 72の第 1のフィルタ組を透過した面順次光による各バンド画像を示す第 2の 図 [図 78]図 72の第 1のフィルタ組を透過した面順次光による各バンド画像を示す第 3の 図
[図 79]図 73の第 2のフィルタ組を透過した面順次光による各バンド画像を示す第 1の 図
[図 80]図 73の第 2のフィルタ組を透過した面順次光による各バンド画像を示す第 2の 図
[図 81]図 73の第 2のフィルタ組を透過した面順次光による各バンド画像を示す第 3の 図
[図 82]図 70のホワイトバランス回路の構成を示すブロック図
[図 83]図 82のホワイトバランス回路の変形例の構成を示すブロック図
[図 84]図 70の内視鏡装置の第 1の変形例の構成を示す構成図
[図 85]図 84のホワイトバランス回路の構成を示すブロック図
[図 86]図 70の内視鏡装置の第 2の変形例の構成を示す構成図
[図 87]図 86のホワイトバランス回路の構成を示すブロック図
[図 88]図 86のホワイトバランス回路の変形例の構成を示すブロック図
発明を実施するための最良の形態
[0011] 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。
[0012] (実施例 1)
図 1ないし図 27は本発明の実施例 1に係わり、図 1は内視鏡装置の構成を示す構 成図、図 2は図 1の回転フィルタの構成を示す構成図、図 3は図 2の回転フィルタの第 1のフィルタ組の分光特性を示す図、図 4は図 2の回転フィルタの第 2のフィルタ組の 分光特性を示す図、図 5は図 1の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 6は図 1の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 7は図 3の第 1のフィルタ組を透過した面順次光による各バンド画 像を示す第 1の図、図 8は図 3の第 1のフィルタ組を透過した面順次光による各バンド 画像を示す第 2の図、図 9は図 3の第 1のフィルタ組を透過した面順次光による各バ ンド画像を示す第 3の図、図 10は図 4の第 2のフィルタ組を透過した面順次光による 各バンド画像を示す第 1の図、図 11は図 4の第 2のフィルタ組を透過した面順次光に よる各バンド画像を示す第 2の図、図 12は図 4の第 2のフィルタ組の製作方法を説明 する第 1の図、図 13は図 4の第 2のフィルタ組の製作方法を説明する第 2の図、図 14 は図 4の第 2のフィルタ組の製作方法を説明する第 3の図、図 15は図 4の第 2のフィ ルタ組の製作方法を説明する第 4の図、図 16は図 4の第 2のフィルタ組の製作方法 を説明する第 5の図、図 17は図 4の第 2のフィルタ組の製作方法を説明する第 6の図 、図 18は図 4の第 2のフィルタ組の製作方法を説明する第 7の図、図 19は図 1の内視 鏡装置の変形例の構成を示す構成図、図 20は図 19の狭帯域制限フィルタの分光 透過特性を示す図、図 21は図 19の狭帯域制限フィルタを実現する第 1の干渉膜フィ ルタの分光透過特性を示す図、図 22は図 19の狭帯域制限フィルタを実現する第 2 の干渉膜フィルタの分光透過特性を示す図、図 23は図 19の狭帯域制限フィルタを 実現する第 3の干渉膜フィルタの分光透過特性を示す図、図 24は図 20の狭帯域制 限フィルタの変形例の分光透過特性を示す図、図 25は図 1の回転フィルタの第 1の 変形例の構成を示す構成図、図 26は図 1の回転フィルタの第 2の変形例の構成を示 す構成図、図 27は図 26の回転フィルタを用いた際の内視鏡装置の構成を示す図で ある。
[0013] 図 1に示すように、本実施の形態の内視鏡装置 1は、体腔内に挿入し体腔内組織 を撮像する撮像手段として CCD2を有する電子内視鏡 3と、電子内視鏡 3に照明光 を供給する光源装置 4と、電子内視鏡 3の CCD2からの撮像信号を信号処理して内 視鏡画像を観察モニタ 5に表示したり内視鏡画像を符号ィ匕して圧縮画像として画像 フアイリング装置 6に出力するビデオプロセッサ 7とから構成される。
[0014] 光源装置 4は、照明光を発光するキセノンランプ 11と、白色光の熱線を遮断する熱 線カットフィルタ 12と、熱線カットフィルタ 12を介した白色光の光量を制御する絞り装 置 13と、照明光を面順次光にする回転フィルタ 14と、電子内視鏡 3内に配設された ライトガイド 15の入射面に回転フィルタ 14を介した面順次光^^光させる集光レンズ 16と、回転フィルタ 14の回転を制御する制御回路 17とを備えて構成される。
[0015] 回転フィルタ 14は、図 2に示すように、円盤状に構成され中心を回転軸とした 2重構 造となっており、外側の径部分には図 3に示すような色再現に適したオーバーラップ した分光特性の面順次光を出力するための第 1のフィルタ組を構成する R1フィルタ 部 14rl, Glフィルタ部 14gl, Blフィルタ部 14blが配置され、内側の径部分には図 4に示すような所望の層糸且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 域な面順次光を出力するための第 2のフィルタ組を構成する G2フィルタ部 14g2, B2 フィルタ部 14b2、遮光フィルタ部 14Cutが配置されて!、る。
[0016] なお、例えば B2フィルタ部 14b2の波長域 λ 11〜 λ 12は 405〜425nm, G2フィル タ部 14g2の波長域 λ 21〜 λ 22は 530〜550nmとしている。
[0017] なお、波長域 λ ΐΐ〜え 12を 400〜440nmに、波長域え 21〜え 22を 530〜550n mにしてもよい。
[0018] そして、回転フィルタ 14は、図 1に示すように、制御回路 17により回転フィルタモー タ 18の駆動制御がなされ回転され、また径方向の移動（回転フィルタ 14の光路に垂 直な移動であって、回転フィルタ 14の第 1のフィルタ組あるいは第 2のフィルタ組を選 択的に光路上に移動）が後述するビデオプロセッサの 7内のモード切替回路 42から の制御信号によりモード切替モータ 19によって行われる。
[0019] なお、キセノンランプ 11、絞り装置 13、回転フィルタモータ 18及びモード切替モー タ 19には電源部 10より電力が供給される。
[0020] ビデオプロセッサ 7は、 CCD2を駆動する CCD駆動回路 20と、対物光学系 21を介 して CCD2により体腔内組織を撮像した撮像信号を増幅するアンプ 22と、アンプ 22 を介した撮像信号に対して相関 2重サンプリング及びノイズ除去等を行うプロセス回 路 23と、プロセス回路 23を経た撮像信号をデジタル信号の画像データに変換する A ZD変 と、 AZD変 力もの画像データにホワイトバランス処理を施すホ ワイトバランス回路 (W. Β. ) 25と、回転フィルタ 14による面順次光を同時ィ匕するため のセレクタ 26及び同時ィ匕メモリ 27、 28, 29と、同時ィ匕メモリ 27、 28, 29に格糸内され た面順次光の各画像データを読み出しガンマ補正処理、輪郭強調処理、色処理等 を行う画像処理回路 30と、画像処理回路 30からの画像データをアナログ信号に変 換する DZA回路 31, 32, 33と、画像処理回路 30からの画像データを符号化する 符号ィ匕回路 34と、光源装置 4の制御回路 17からの回転フィルタ 14の回転に同期し た同期信号を入力し各種タイミング信号を上記各回路に出力するタイミングジエネレ ータ (T. G. ) 35とを備えて構成される。 [0021] また、電子内視鏡 2には、モード切替スィッチ 41が設けられており、このモード切替 スィッチ 41の出力がビデオプロセッサ 7内のモード切替回路 42に出力されるようにな つている。ビデオプロセッサ 7のモード切替回路 42は、制御信号を調光回路 43,調 光制御パラメータ切替回路 44及び光源装置 4のモード切替モータ 19に出力するよう になっている。調光制御パラメータ切替回路 44は、回転フィルタ 14の第 1のフィルタ 組あるいは第 2のフィルタ組に応じた調光制御パラメータを調光回路 43に出力し、調 光回路 43はモード切替回路 42からの制御信号及び調光制御パラメータ切替回路 4 4からの調光制御パラメータに基づき光源装置 4の絞り装置 13を制御し適正な明るさ 制御を行うようになって 、る。
[0022] 次に、このように構成された本実施の形態の内視鏡装置の作用について説明する
[0023] 図 5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 、中層には毛細血管の他に毛細血管より太 、血管 53が分布し、さら に深層にはさらに太 、血管 54が分布するようになる。
[0024] 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 6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。
[0025] 通常観察時には、照明光の光路上に回転フィルタ 14の第 1のフィルタ糸且である R1 フィルタ 14rl, Glフィルタ 14gl, Blフィルタ 14blに位置するようにビデオプロセッサ 7の内のモード切替回路が制御信号によりモード切替モータ 19を制御する。
[0026] 体腔内組織 51の通常観察時における R1フィルタ部 14rl, Glフィルタ部 14gl, Bl フィルタ 14部 blは、図 3に示したように各波長域がオーバーラップして 、るために、 (1) B1フィルタ部 14blによる CCD4で撮像される撮像信号には図 7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、 G1フィルタ 14glによる CCD4で撮像される撮像信号には図 8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 R1フィルタ 14rlによる CCD4で撮像される撮像信号には図 9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。
[0027] そしてビデオプロセッサ 7により、これら RGB撮像信号を同時化して信号処理するこ 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。
[0028] 一方、電子内視鏡 3のモード切替スィッチ 41が押されると、その信号がビデオプロ セッサ 7のモード切替回路 42に入力される。モード切替回路 42は、光源装置 4のモ ード切替モータ 19に制御信号を出力することで、通常観察時に光路上にあった回転 フィルタ 14の第 1のフィルタ組を移動させ第 2のフィルタ組を光路上に配置するように 回転フィルタ 14を光路に対して駆動する。
[0029] 第 2のフィルタ組による体腔内組織 51の狭帯域光観察時における G2フィルタ部 14 g2, B2フィルタ部 14b2、遮光フィルタ部 14Cutは、照明光を図 4に示したように離散 的な分光特性の 2バンドの狭帯域な面順次光とし各波長域がオーバーラップしてい ないために、
(4) B2フィルタ部 14b2による CCD4で撮像される撮像信号には図 10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、
(5)また、 G2フィルタ部 14g2による CCD4で撮像される撮像信号には図 11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る。
[0030] この時、図 3及び図 4から明らかなように、第 1のフィルタ組による透過光量に対して 第 2のフィルタ組による透過光量は、その帯域が狭くなるため減少するため、調光制 御パラメータ切替回路 44は、回転フィルタ 14の第 1のフィルタ組あるいは第 2のフィ ルタ組に応じた調光制御パラメータを調光回路 43に出力することで、調光回路 43は 絞り装置 13を制御するので、狭帯域光観察時においても十分な明るさの画像デー タが得られる。
[0031] また、画像処理回路 30は、狭帯域光観察時での画像のカラー化において、 Rチヤ ンネル G狭帯域画像データ、 Gチャンネル B狭帯域画像データ、 Bチャンネル B狭帯域画像データとして、 RGB3チャンネルのカラー画像を生成する。
[0032] すなわち、 G狭帯域画像データ (G)及び B狭帯域画像データ (B)に対して、画像 処理回路 30は以下の式（1)により RGB3チャンネルのカラー画像 (R' G' , Β' )を 生成する。
[数 1]
Figure imgf000013_0001
[0033] 例えば、 hll = l hl2 = 0 h21 = 0 h22 = l. 2 h31 = 0 h32 = 0. 8とする。
[0034] 図 12に示すような従来の 3バンドの狭帯域な面順次光を得るためには、 B狭帯域光 用に図 13及び図 14に示すような分光透過率特性を有する干渉膜フィルタの蒸着、 G狭帯域光用に図 15及び図 16に示すような分光透過率特性を有する干渉膜フィル タの蒸着、 R狭帯域光用に図 17及び図 18に示すような分光透過率特性を有する干 渉膜フィルタの蒸着が必要となる力 本実施例においては、 B2フィルタ部 14b2は、 図 13及び図 14に示すような分光透過率特性を有する干渉膜フィルタの蒸着により 製作され、 G2フィルタ部 14g2は、図 15及び図 16に示すような分光透過率特性を有 する干渉膜フィルタの蒸着により製作される。
[0035] このように光学フィルタを製作する場合、通常は多層干渉膜フィルタの蒸着による 場合が多ぐその製造方法ではその分光透過率特性を狭帯域ィ匕するのに、何層もの 膜を蒸着せねばならず、そのためコスト増やフィルタの厚みが増すという問題がある 力 本実施例では、必要最小限度の多層干渉膜フィルタの蒸着により、粘膜表層付 近の所望の深部の組織情報を得ることができ、例えば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できる。
[0036] なお、上記実施例の内視鏡装置 1では、光源装置 4が面順次光を供給し、ビデオ プロセッサ 7で面順次画像情報を同時ィ匕して画像ィ匕する面順次式内視鏡装置を例と して説明したが、これに限らず、同時式内視鏡装置にも適用可能である。
[0037] すなわち、図 19に示すように、白色光を供給する光源装置 4aと、 CCD2の撮像面 の前面にカラーチップ 100を備えた電子内視鏡 3aと、電子内視鏡 3aから撮像信号を 信号処理するビデオプロセッサ 7aとからなる同時式内視鏡装置 laにも本実施例を適 用することができる。
[0038] 光源装置 4aでは、熱線カットフィルタ 12を介したキセノンランプ 11からの白色光が 絞り装置 13により光量が制御され電子内視鏡 3a内に配設されたライトガイド 15の入 射面に出射される。この白色光の光路上に図 20に示すような離散的な分光特性の 2 バンドの狭帯域光 Al, A2に変換する狭帯域制限フィルタ 14aが揷脱可能に設けら れている。
[0039] なお、狭帯域制限フィルタ 14aの狭帯域光 A1及び狭帯域光 A2は、図 21ないし図 23に示すような分光透過率特性を有する複数の干渉膜フィルタの蒸着により実現で きる。ここで、狭帯域光 A1の波長域及び狭帯域光 A2の波長域として、
狭帯域光 Al =405〜425nm,狭帯域光 A2 = 530〜550nm
狭帯域光 Al =405〜425nm,狭帯域光 A2=490〜510nm
狭帯域光 Al =405〜425nm,狭帯域光 A2=440〜460nm
狭帯域光 Al =440〜460nm,狭帯域光 A2 = 530〜550nm
の各組み合わせを想定して ヽるが、近紫外域あるいは近赤外域を含んでもょ ヽ。
[0040] 電子内視鏡 3aでは、体腔内組織 51の像がカラーチップ 100を介して CCD2で撮 像される。
[0041] ビデオプロセッサ 7aでは、 AZD変換器 24からの画像データが YZC分離回路 10 1により輝度信号 Yと色差信号 Cr、 Cbに分離され、 RGBマトリックス回路 102により RG B信号に変換され、ホワイトバランス回路 25に出力される。その他の構成及び作用は 図 1の内視鏡装置と同じである。
[0042] また、 R狭帯域成分の光が体腔内組織 51が照射されないので、狭帯域光観察時 に得られる情報には R狭帯域光による組織情報は含まれず、 R狭帯域成分の光によ る画像情報を分離することなく粘膜表層付近の所望の深部の組織情報を得ることが でき、情報処理が容易になるといった効果を有する。
[0043] なお、回転フィルタ 14の第 2のフィルタ組における B2フィルタ部 14b2及び G2フィル タ部 14g2の分光透過特性を図 24に示すようにして、 G狭帯域での分光積を B狭帯 域光での分光積よりも小さくしても良い。狭帯域制限フィルタ 14aの狭帯域光 Al (B 狭帯域光に相当）及び狭帯域光 A2 (G狭帯域光に相当）についても同様である。
[0044] あるいは、 CCD2への入射光における、 G帯域光の分光積 SGを B帯域光での分光 積 SBよりも/ J、さくする。例えば、 0.10≤SG/SB≤0.35とする。
[0045] SG= J ¾(λ)άλ
SB= _f BSU)d
S(l)=Lamp(l) XLIRCut(l) XNBIFilter(l)
XLG(l) XIRCut(l) XYagCut(l)
Lamp( ):ランプの分光特性
LIRCut (λ) :光源装置内の熱線カットフィルタの分光特性
NBIFilter (λ) :狭帯域制限フィルタ (ΝΒΙフィルタ）の分光特性
LG ( λ )：ライトガイドの分光特性
IRCut (λ) :内視鏡内赤外光カットフィルタの分光特性
YagCut (λ) :内視鏡内レーザ光カットフィルタの分光特性
ここで、 ί ίΒは各々 G狭帯域光、 Β狭帯域光での波長域における積分演算を示 す。
[0046] 従来、狭帯域制限フィルタ (ΝΒΙフィルタ）の透過率の設計は、ホワイトキャップ (標準 白色板)撮影時の R、 B信号におけるノイズを抑制するため、ホワイトバランスの補正 値が RGBでほぼ等しくなるようにして 、た。
[0047] し力しながら、生体粘膜観察時には Hb (ヘモグロビン）による吸光度が G帯域光より も B帯域光で高いため、 B信号が相対的に暗くなる。色変換処理により NBIの粘膜情 報の視認性を向上させるためには、 G、 B信号の明るさをほぼ等しくする必要があるが 、 B信号をゲインアップする必要があるため、 B信号のノイズが目立ってしまうという問 題があった。さらに補色フィルタの CCDでは、透過率調整が適切でないと、 Y/Cr/Cb の飽和点が各信号毎に異なり、 YCrCb信号力 線形演算により変換した RGB信号に おいて、色再現性が悪化してしまう。
[0048] そこで、 G狭帯域での分光積を B狭帯域光での分光積よりも小さくすることで、 NBI による良好な画質を得ることが可能となる。
[0049] すなわち、 G帯域の透過率を B帯域よりも下げることにより、生体粘膜観察時の G、 B 信号出力の差を少なくすることが可能となり、その結果、 B信号のゲインを小さくできる ため、ノイズを抑制することができる。
[0050] また、生体粘膜観察時に、 Y/Cr/Cbの飽和点の差を縮めることができるため、変換 後の RGB信号において、明るさ対して信号出力がリニアに変化する範囲（レンジ)を 広げることが可能となり、この結果、色再現性のレンジも広がる。
[0051] なお、図 1において、回転フィルタ 14の第 2のフィルタ組を G2フィルタ部 14g2, B2 フィルタ部 14b2、遮光フィルタ部 14Cutにより構成するとしたが（図 2参照）、図 25に 示すように、遮光フィルタ部 14Cut部分にさらに B2フィルタ部 14b2を配置し、第 2の フィルタ組を B2フィルタ部 14b2、 G2フィルタ部 14g2, B2フィルタ部 14b2により構成 してもよく、このように構成することで、 B2フィルタ部 14b2による CCD4での撮像が 1 フィールド期間に 2度実施され、この撮像信号を演算処理し、例えば B加算処理する ことで狭帯域 B画像の明るさの改善や、平均処理することにより SN向上が可能となる。
[0052] また、図 1における 2重構造の回転フィルタ 14を、図 26に示す 1重構造の R1フィル タ部 14rl, G1フィルタ部 14gl, B1フィルタ部 14bl力もなる第 1のフィルタ組のみで 回転フィルタ 140を構成すると共に、図 27に示すように、この回転フィルタ 140の入 射光軸前段に図 19で示した狭帯域制限フィルタ 14aを光軸上に挿脱可能に配置し て光源装置 4を構成してもよぐこの場合、 CCD2の前面にカラーチップ 100を設ける 必要がなぐ図 1に示した構成のビデオプロセッサ 7により、通常面順次光による観察 と狭帯域面順次光による観察が可能となる。
[0053] (実施例 2)
図 28ないし図 35は本発明の実施例 2に係わり、図 28は本発明の実施例 1を備え た内視鏡装置の構成を示し、図 29は固体撮像素子に設けられた色分離フィルタのフ ィルタ配列の構成を示し、図 30は狭帯域用フィルタの分光特性を示し、図 31は調光 信号生成回路の構成を示し、図 32は本実施例の動作説明用のフローチャートを示し 、図 33は変形例における調光信号生成回路周辺部の構成を示し、図 34は従来の面 順次式の内視鏡装置の概略構成図の構成を示し、図 35は従来の同時式の内視鏡 装置の概略構成図を示す。
[0054] 近年、撮像手段を備えた電子内視鏡は、各種の内視鏡検査等において広く採用さ れるようになった。
[0055] また、最近においては、狭帯域の照明光を用いて狭帯域光観察画像を得る内視鏡 装置が実用化されている。
[0056] 図 34は、面順次方式を採用し、通常光観察像と狭帯域光観察像とを得ることがで きる従来例の内視鏡装置 1070の概略の構成を示す。
[0057] 光源装置 1071は、通常光観察時には広帯域の R, G, Bの面順次の照明光を発 生し、狭帯域光観察時には狭帯域の R, G, Bの面順次の照明光を発生し、被写体を 照明する。
[0058] 照明された被写体は、 CCD1072により面順次で撮像される。この CCD1072の撮 像面には色分離用のカラーフィルタが設けてない CCD、つまりモノクロの CCDである 。この CCD1072により光電変換された面順次の撮像信号は、映像処理回路 1073 の CDS回路 1074に入力され、信号成分が抽出された後、 AZD変換回路 1075に 入力されると共に、明るさ検波回路 1076に入力される。
[0059] AZD変換回路 1075に入力された面順次のアナログ信号は、デジタル信号に変 換された後、同時ィ匕回路 1077に入力され、同時化された RGB信号に変換される。こ の同時ィ匕回路 1077から出力される RGB信号は、拡大回路 1078により拡大処理さ れた後、強調回路 1079に入力され、輪郭強調された後、出力端から図示しないモ- タに出力され、通常光観察モード或いは狭帯域光観察モードの内視鏡画像力カラー 表示される。
[0060] また、輝度検波回路 1076は、入力された面順次の R、 G、 B信号を積分する等して 調光基準信号を生成し、基準の明るさの値との差分の信号を調光信号として光源装 置 1071に出力する。そして、この調光信号により、光源装置 1071による照明光量を 調整する。
[0061] 従来例においては、通常光観察時において生成された調光基準信号により適切に 調光することができたが、狭帯域光観察時においては、狭帯域の照明光となるため、 照明光量が低下し、通常光観察時と同じ調光基準信号の生成手段では、適切な調 光を行えない。
[0062] また、通常光観察時にお!ヽては、各色成分信号全体からなる輝度レベルでその画 像の明るさを規定できたが、狭帯域光観察時においては、特定の色信号が重要な画 像情報となる場合があるため、通常光観察時と同じように調光基準信号を生成したの では、広い光量範囲にわたって適正に調光することができない欠点があった。
[0063] つまり、通常光観察時では、各信号の平均値により調光することができるが、狭帯 域光観察時には特定の色成分の画像情報が重要となるため、単に各信号の平均値 では適正な調光を行うことができない欠点がある。
なお、面順次方式を採用し、通常光観察像と狭帯域光観察像とを得ることができる 従来例の内視鏡装置として、例えば日本国特開 2002— 95635号公報があり、この 公報では通常光観察時と狭帯域光観察時において、共通の調光回路における調光 制御パラメータを変更して 、る。
[0064] この公報の従来例によれば、図 34の回路構成の場合よりは、改善できるが、やはり 共通の調光回路を採用しているため、調光制御パラメータを変更しても狭帯域光観 察時においては適正に調光することが困難になる欠点がある。
[0065] 一方、図 35は光学フィルタを備えた撮像手段を搭載した内視鏡により、通常光観 察と狭帯域光観察とを行う同時式の従来例の内視鏡装置 1080の概略の構成を示 す。
[0066] 光源装置 1081は、通常光観察時には白色光の照明光を発生し、狭帯域光観察時 には R、 G, Bの狭帯域の照明光を発生し、被写体を照明する。
[0067] 照明された被写体は、撮像面にカラーフィルタ 1082を設けた CCD1083により撮 像され、この CCD1083により光電変換された撮像信号は、映像処理回路 1084の C DS回路 1085に入力され、信号成分が抽出された後、 YZC分離回路 1086に入力 されると共に、輝度検波回路 1087に入力される。
[0068] YZC分離回路 1086に入力された撮像信号は、輝度信号 Yと色差信号 Cr, Cb〖こ 分離された後、第 1マトリックス回路 1088に入力され、 RGB信号に変換される。この RGB信号は、第 2マトリックス回路 1089に入力され、輝度信号 Yと色差信号 R— Y, B— Yに変換される。
[0069] この輝度信号 Yと色差信号 R— Y, B— Yは、拡大回路 1090により拡大処理された 後、強調回路 1091に入力され、輪郭強調された後、第 3マトリックス回路 1092に入 力され、 RGB信号 (3原色信号）に変換された後、出力端から図示しないモニタに出 力され、通常光観察モード或いは狭帯域光観察モードの内視鏡画像がカラー表示さ れる。
[0070] また、輝度検波回路 1087は、入力された CDS出力信号を積分する等して、 CDS 出力信号における平均値を算出して調光基準信号を生成し、基準の明るさの値との 差分の信号を調光信号として光源装置 1081に出力する。そして、この調光信号によ り、光源装置 1081による照明光量を調整する。
[0071] 図 35に示した同時方式の場合においても、面順次方式の場合において説明した のと同様に、通常光観察時と狭帯域光観察時とで共通の回路構成で調光基準信号 を生成しているため、狭帯域光観察時においては適正に調光することが困難になる 欠点がある。
[0072] 本実施例 2及び後述する実施例 3では、通常光観察時と狭帯域光観察時との!/、ず れにおいても適切に調光することができる内視鏡装置を提供することを目的とする。
[0073] 図 28に示すように実施例 2を備えた内視鏡装置 1001は、体腔内等に挿入され、内 視鏡検査を行う電子内視鏡 (以下、単に内視鏡と略記） 1002と、この内視鏡 1002に 照明光を供給する光源装置 1003と、内視鏡 1002に内蔵された撮像手段を駆動す ると共に、撮像手段の出力信号に対する信号処理を行うビデオプロセッサ 1004と、 このビデオプロセッサ 1004から出力される映像信号が入力されることにより、撮像手 段により撮像した内視鏡画像を表示するモニタ 1005とを備えている。
[0074] 内視鏡 1002は、細長の挿入部 1007と、この挿入部 1007の後端に設けられた操 作部 1008と、この操作部 1008から延出されたユニバーサルケーブル 1009とを有し 、このユニバーサルケーブル 1009の端部のライトガイドコネクタ 1011は、光源装置 1 003に着脱自在に接続され、信号コネクタは、ビデオプロセッサ 1004に着脱自在に 接続される。 [0075] 上記挿入部 1007内には、照明光を伝送するライトガイド 1013が挿通され、このラ イトガイド 1013における手元側の端部のライトガイドコネクタ 1011を光源装置 1003 に接続することにより、光源装置 1003からの照明光がライトガイド 1013に供給される
[0076] 光源装置 1003は、通常光観察モード時には、通常照明光としての白色光 (可視領 域)の照明光を発生して、ライトガイド 1013に供給し、狭帯域光観察モード時には、 狭帯域の照明光を発生して、ライトガイド 1013に供給する。
[0077] 通常光観察モードと狭帯域光観察モードの切替指示は、例えば内視鏡 1002の操 作部 1008に設けたスコープスィッチ等によるモード切替スィッチ 1014により行うこと ができる。なお、モード切替スィッチ 1014は、内視鏡 2に設けたスコープスィッチで構 成する他に、フットスィッチにより構成しても良いし、ビデオプロセッサ 1004のフロント パネルに設けても良 、し、図示しな!、キーボードにより構成する等しても良!、。
[0078] このモード切替スィッチ 1014によるモード切替信号は、ビデオプロセッサ 1004内 の制御回路 1015に入力され、モード切替信号が入力されると、この制御回路 1015 は、光源装置 1003のフィルタ挿脱機構 1016を制御して、通常照明光と、狭帯域照 明光とを選択的に切り替える。
[0079] また、後述するように、この制御回路 1015は、光源装置 3からライトガイド 1013に 供給する照明光の切替制御に連動して、ビデオプロセッサ 1004内の映像信号処理 系の特性を切り替える制御も行う。
[0080] 光源装置 1003は、照明光を発生するランプ 1020を内蔵し、このランプ 1020は、 ( 赤、緑、青等の）可視光の波長領域をカバーする照明光を発生する。この照明光は、 赤外カットフィルタ 1021により赤外光がカットされて略白色の照明光にされた後、絞 り 1022に入射される。この絞り 1022は、絞り駆動回路 23により、その開口量が制御 される。そして、この絞り 1022を通過する照明光量が制御される。
[0081] この絞り 1022を通過した照明光は、プランジャなどにより構成されるフィルタ揷脱機 構 1016により照明光路中に挿脱される狭帯域用フィルタ 1024を通して、或いは狭 帯域用フィルタ 1024を通さないで集光レンズ 1025に入射され、この集光レンズ 102 5により集光されてライトガイド 1013の手元側の端面、つまり入射端面に入射される。 [0082] 図 30は、狭帯域用フィルタ 1024の分光特性の 1例を示す。この狭帯域用フィルタ 1
024は、 3峰性フィルタ特性を示し、例えば、赤、緑、青の各波長域におけるそれぞ れ狭帯域透過フィルタ特性部 Ra, Ga, Baを有する。
[0083] より具体的には、狭帯域透過フィルタ特性部 Ra, Ga, Baは、それぞれ中心波長が
600nm、 540nm、 420nmであり、その半値幅が 20〜40nmのバンドパス特性を有 する。
[0084] 従って、狭帯域用フィルタ 1024が照明光路中に配置された場合には、この狭帯域 透過フィルタ特性部 Ra, Ga, Baを透過した 3バンドの狭帯域照明光がライトガイド 10 13に入射される。
[0085] これに対して、狭帯域用フィルタ 1024を照明光路中に配置しない場合には、白色 光がライトガイド 1013に供給されることになる。
[0086] ライトガイド 1013からの照明光は、ライトガイド 1013によりその先端面に伝送され、 挿入部 1007の先端部 1026に設けた照明窓に取り付けた照明レンズ 1027を経て外 部に出射され、体腔内の患部等の生体組織の表面を照明する。
[0087] 先端部 1026には、照明窓に隣接して観察窓が設けてあり、この観察窓には対物レ ンズ 1028が取り付けられている。この対物レンズ 1028は、生体組織からの反射光に よる光学像を結像する。この対物レンズ 1028の結像位置には、固体撮像素子として 電荷結合素子（CCDと略記） 1029が配置されており、この CCD1029により光電変 換される。
[0088] この CCD1029の撮像面には、光学的に色分離する色分離フィルタ 1030として例 えば図 29に示す補色系フィルタが各画素単位で取り付けてある。
[0089] この補色系フィルタは、各画素の前に、マゼンタ（Mg)、グリーン（G)、シアン（Cy) 、イエロ（Ye)の 4色のカラーチップが、水平方向には、 Mgと Gとが交互に配置され、 縦方向には、 Mg、 Cy、 Mg、 Yeと G、 Ye、 G、 Cyとの配列順で、それぞれ配置され ている。
そして、この補色系フィルタを用いた CCD1029の場合、縦方向に隣接する 2列の 画素を加算して順次読み出す力 このとき奇数フィールドと偶数フィールドで画素の 列をずらして読み出すようにする。そして、後段側での色分離回路により、公知のよう に輝度信号と色差信号とが生成されることになる。
[0090] 上記 CCD1029は、信号線の一端と接続されており、この信号線の他端が接続さ れた信号コネクタをビデオプロセッサ 1004に接続することにより、ビデオプロセッサ 1 0お 4内の CCD駆動回路 1031と CDS回路 1032とに接続される。
[0091] CCD1029は、 CCD駆動回路 1031からの CCD駆動信号の印加により、光電変換 された撮像信号は、 CDS回路 1032に入力される。 CDS回路 1032により、撮像信号 力 信号成分が抽出されてベースバンドの信号に変換された後、 YZC分離と同時 ィ匕とを行う YZC分離 ·同時ィ匕回路 1033に入力されると共に、調光信号を生成する 調光信号生成回路 1034を構成するセレクタ 1035、積分回路 1036を経て調光回路 1037〖こ人力される。
[0092] YZC分離 ·同時化回路 1033は、輝度信号 Yと線順次の色差信号を生成した後、 それぞれ図示しないローパスフィルタを通して所定帯域の輝度信号 Yと線順次の色 差信号にする。さらに線順次の色差信号に対しては、図示しない遅延線等を用いて 同時ィ匕した色差信号 Cr( = 2R— G) , Cb ( = 2B-G)にして、輝度信号 Yと共に第 1 マトリックス回路 1038に出力する。
[0093] なお、モード切替スィッチ 1014の操作により、通常光観察モードから狭帯域光観 察モードに切り替えられた場合、制御回路 1015は、 YZC分離 ·同時ィ匕回路 1033 における色差信号 Cr, Cbを通すローパスフィルタの通過帯域を広帯域に変更して、 その分解能 (解像度)を高くする。
[0094] この第 1マトリックス回路 1038は、入力される輝度信号 Yと色差信号 Cr, Cbとから 色信号 R、 G、 Bに変換し、変換した色信号 R、 G、 Bを第 2マトリックス回路 1039に出 力する。
[0095] この第 1マトリックス回路 1038は、入力される輝度信号 Yと色差信号 Cr, Cbを、混 色の無い色信号 R、 G、 Bに変換する。
[0096] また、第 2マトリックス回路 1039は、色信号 R、 G、 Bから輝度信号 Yと色差信号 R—
Υ, B— Yに変換する。
[0097] この場合、第 2マトリックス回路 1039は、通常光観察モード時には、色信号 R、 G、 Bから輝度信号 Yと色差信号 R— Y, Β—Υに公知の方法で変換するが、狭帯域光観 察モード時には、制御回路 1015によりマトリックス係数が変更され、長波長の Rの色 信号に対して、短波長となる G. Bの色信号の比率、特に最も短波長の Bの色信号の 比率を大きくする変換を行う。
つまり、狭帯域光観察モード時には、制御回路 1015は、色信号 R, G, Bから特に 信号に対する重み付けを大きくした輝度信号丫！！^及び色差信号！^ー ー丫が 生成されるようにする。
[0098] この場合における変換式は、 3行 3列のマトリックス A、 Kを用いると、以下のようにな る。
[数 2]
Figure imgf000023_0001
[0099] ここで、マトリックス Kは、例えば 3個の実数係数 kl〜k3 (その他の係数成分は 0)か らなり、この式（2)ような変換式により、上記のように長波長の Rの色信号を抑圧し、逆 に短波長側の G, Bの色信号の重み付けを大きくする。なお、通常光観察モード時に は、式（2)におけるマトリックス Kを省いた変換を行う。
[0100] 又、 Aは RGB信号から Y色差信号に変換する為のマトリックス (行列）であり、以下 の公知の演算係数 (3)等が用いられる。
[数 3]
A ■(3)
Figure imgf000023_0002
[0101] 第 2マトリックス回路 1039から出力される輝度信号 Y及び色差信号 R—Y、B—Yは 、拡大回路 1040に入力され、拡大処理が行われる。また、輝度信号 Yは、セレクタ 3 5に入力される。
[0102] 拡大回路 1040の出力信号は、強調回路 41に入力され、構造強調の処理が行わ れる。この強調回路 1041の出力信号は、第 3マトリックス回路 1042に入力される。な お、輝度信号 Y成分のみを強調回路 1041により強調処理しても良 、。
[0103] 第 3マトリックス回路 1042に入力された輝度信号 Υ及び色差信号 R—Y、 B— Yは、 第 3マトリックス回路 1042により、色信号 R、 G、 Bに変換され、出力端力もモニタ 100 5に出力される。そして、モニタ 1005の表示面に、 CCD1029により撮像した内視鏡 画像が表示される。
[0104] 上記制御回路 1015は、モード切替信号により、セレクタ 1035による信号選択を制 御する。
[0105] 具体的には、狭帯域光観察モードに切り替えられた場合には、制御回路 1015は、 第 2マトリックス回路 1039から出力される輝度信号 Yが、セレクタ 1035を経て積分回 路 1036及び調光回路 1037に入力されるように切り替える。なお、入力信号を積分 して平均値を出力する積分回路 1036は、平均値を生成する平均化回路でも良い。
[0106] 一方、通常光観察モード時には、制御回路 1015は、 CDS回路 1032の出力信号 がセレクタ 1035を経て積分回路 1036及び調光回路 1037に入力されるように切り替 える。
[0107] 以下の図 31により調光信号生成回路 1034の構成を説明するが、本実施例におけ る調光信号生成回路 1034は、通常光観察モード時には CDS回路 1032の出力信 号を平均化して調光基準信号 <丫11 >を生成し、狭帯域光観察モード時には第 2マト リックス回路 1039を経て出力される輝度信号を平均化して調光基準信号く Ynbi> を生成する。
[0108] 狭帯域光観察モード時には、第 2マトリックス回路 1039により短波長側の色信号の 比率を大きくする変換等を行うことにより、調光基準信号 < Ynbi>における各色信号 の比率は調光基準信号 < Yn >の場合と異なる。
[0109] 図 31は、この調光信号生成回路 1034の構成例を示す。
上記のようにセレクタ 1035により選択された信号が積分回路 1036に入力され、所 定周期で積分されて平均化された調光基準信号 <Υη>又は <Ynbi> (本明細書 及び図面中ではく Yn>/く Ynbi>と表記）となり、調光回路 1037を構成する減算 回路 1045に入力される。なお、積分回路 36は、サンプル Zホールド（SZH)する S ZH回路を内蔵し、制御回路 1015からの SZH制御信号 Sshにより所定周期で積分 した積分値を減算回路 1045に出力する。
[0110] この減算回路 1045は、調光基準信号く Yn>/く Ynbi>から、基準値発生回路（ 目標値発生回路） 1046により発生される適正な明るさに対応する基準値 (調光の目 標値) EnZEnbiを減算した値を調光信号として光源装置 1003の絞り駆動回路 102 3に出力する。
[0111] なお、 Enが通常光観察モード時における基準値であり、 Enbiが狭帯域光観察モ ード時における基準値である。このように調光基準となる目標値を通常光観察モード 時及び狭帯域光観察モード時それぞれで設定することにより、それぞれのモード〖こ お!、て適切な目標値に調光できるようにして 、る。
[0112] この場合、制御回路 1015は、モード切替信号に連動して、セレクタ 1035と基準値 EnZEnbiとを切替制御信号 Scで切り替える。また、積分回路 1036に対して所定周 期で積分された調光基準信号く Yn>/<Ynbi>をサンプル Zホールドして減算回 路 1045に出力させる制御信号 Sshを印加する。
[0113] 調光回路 1037から出力される調光信号は、絞り駆動回路 1023に出力される。
[0114] 絞り駆動回路 1023は、調光信号が例えば正の値の場合には絞り 1022の開口量 を小さくし、逆に負の値の場合には絞り 1022の開口量を大きくして、照明光量を調 整し、調光基準信号く Yn>/く Ynbi>が適正な明るさの基準値 EnZEnbiになるよ うに自動調光する。
[0115] この自動調光により、 CCD1029により撮像され、モニタ 1005に表示される内視鏡 画像は、常時適正な明るさが保たれるようになる。
[0116] なお、映像信号出力端力もモニタ 1005の R, G, Bの各チャンネルに実際に入力さ れる 3原色信号 R, G, Bは、狭帯域光観察モード時には、式（1)を採用した場合、 G , B, Bの信号 (重み付けは係数により異なるが）となり、特に B信号による比率が最も 大きくなり、 B信号による生体表層付近の毛細血管等の構造に対応した内視鏡画像 を識別し易 、状態で表示することができるようになる。
[0117] つまり、狭帯域光観察モード時におけるモニタ 1005の R、 G、 Bチャンネルにそれ ぞれ入力される信号は、実際には G, B, B信号となり、視認性が向上する。
[0118] 本実施例による作用を図 32を参照して以下に説明する。 [0119] 術者は、図 28に示すように内視鏡 2を光源装置 1003及びビデオプロセッサ 1004 に接続し、電源を投入することにより、ビデオプロセッサ 1004の制御回路 1015は、 初期設定の処理を開始し、ステップ S1に示すように、光源装置 3及びビデオプロセッ サ 1004の動作モードとして、例えば通常光観察モードの設定状態にする。
[0120] この状態において、光源装置 1003は、図 28に示すように狭帯域用フィルタ 1024 が照明光路力 離脱された状態に設定されており、白色照明光のもとで、内視鏡 10 02により撮像を行う状態となる。また、ビデオプロセッサ 1004側の各部も通常光観察 モードの状態で信号処理を行う設定状態になる。
[0121] この場合には、制御回路 1015は、 CDS回路 1032からの出力信号が積分回路 10 36側に入力されるようにセレクタ 35の信号切替を制御する。そして、 CDS回路 1032 の出力信号により、調光基準信号く Yn>を生成し、さらに調光回路 1037により明る さの基準値 Enを減算した調光信号を光源装置 1003の絞り駆動回路 1023に送り、 絞り 1022を適切な照明光量となるように制御する。
[0122] 術者は、内視鏡 1002の挿入部 1007を患者の体腔内に挿入することにより、適切 な明るさの画像が得られる照明状態で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、モード切替スィッチ 1014を操作する。
[0123] ステップ S2に示すように制御回路 1015は、モード切替スィッチ 1014が操作された か否かをモニタし、モード切替スィッチ 1014が操作されていない場合には、その状 態を維持し、モード切替スィッチ 1014が操作された場合には、次のステップ S3に進 む。
[0124] ステップ S3においては、制御回路 1015は、光源装置 1003及びビデオプロセッサ 1004の動作モードを狭帯域光観察モードの設定状態に変更する。
[0125] 具体的には、制御回路 1015は、光源装置 1003に対しては、図 28における 2点鎖 線で示すように狭帯域用フィルタ 1024が照明光路中に配置されるように制御する。 図 30にその透過特性を示すように狭帯域用フィルタ 1024が照明光路中に配置され ることにより、狭帯域透過フィルタ特性部 Ra, Ga, Baによる狭帯域照明光により、照 明が行われる。 [0126] また、制御回路 1015は、ビデオプロセッサ 4における各部の設定を変更する、具体 的には、制御回路 1015は、第 2マトリックス回路 1039のマトリックス係数を特に、輝 度信号 Ynbiにおける（狭帯域透過フィルタ特性部 Baによる）色信号 Bによる信号成 分の比率が大きくなるように変更する。
[0127] またセレクタ 1035を切り替えて第 2マトリックス回路 1039からの輝度信号 Ynbiがセ レクタ 1035を経て積分回路 1036に入力され、調光基準信号く Ynbi>となり、さら に調光回路 1037により明るさの基準値 Enbiを減算して調光信号が生成される。この 調光信号により照明光量を調整する。そして、この狭帯域光観察モードにおいて診 断を行い易い適切な照明光量に設定する。
[0128] また、上記信号処理系の変更設定を行うことにより、狭帯域光観察モードにおいて 、例えば第 2マトリックス回路 1039のマトリックス係数を特に色信号 Bによる信号成分 の比率が大きくなるように変更しているので、狭帯域透過フィルタ特性部 Baによる B の照明光のもとで撮像した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 、状態で観察することができる。
[0129] また、 YZC分離'同時ィ匕回路 1033における色差信号 Cr, Cbを生成する際の帯 域特性を広帯域ィ匕しているので、毛細血管の走行状態や、狭帯域透過フィルタ特性 部 Gaによる Gの照明光のもとで撮像した表層より深部側の血管走行状態などの分解 能を向上することができる。
[0130] 次のステップ S4において、制御回路 1015は、モード切替スィッチ 14が操作された か否かをモニタし、モード切替スィッチ 1014が操作されていない場合には、その状 態を維持し、モード切替スィッチ 1014が操作された場合には、次のステップ S1に戻 ることになる。
[0131] このように本実施例によれば、通常光観察モードにおいても狭帯域光観察モードに ぉ ヽてもそれぞれの輝度信号から調光に適した調光信号を生成するようにして ヽる ので、それぞ; ^察に適した明るさの内視鏡画像が得られる。
[0132] また、通常の同時式によるカラー撮像機能を保持し、かつ狭帯域光観察モードに おいてもビデオプロセッサ 1004内の各部の係数等の設定を変更することにより、狭 帯域光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。 [0133] 次に調光基準信号を生成する各色信号の寄与の比率を、通常光観察モード及び 狭帯域光観察モードそれぞれにおいて、適切に設定した具体例を説明する。
[0134] 図 33は変形例における調光信号生成回路 1034Bの周辺部の構成を示す。この調 光信号生成回路 1034Bにおいては、第 1マトリックス回路 1038の色信号 R, G, Bは 、それぞれ乗算器 1047a、 1047b, 1047cに入力され、乗算係数を格納した ROM 1048から出力される係数とそれぞれ乗算された後、加算回路 1049で加算される。
[0135] ROM1048には、通常光観察モード時における係数と、狭帯域光観察モード時に おける係数とが格納されており、制御回路 1015はモード切替信号に連動して、対応 する係数を読み出して乗算器 1047a、 1047b, 1047cに出力させる。
[0136] 具体的には、通常光観察モード時には、 ROM1048から5 : 9 : 3の比率の係数（平 均ィ匕した場合には、 5/17 : 9/17 : 3/17)力 S、乗算器 1047a、 1047b, 1047cに 入力され、 R, G, Bの色信号とそれぞれ乗算された後、加算回路 1049によりこれら が加算される。
[0137] 従って、通常光観察モード時における加算回路 1049から出力される平均化される 前の調光基準信号 Ynは、 Yn = 5RZ 17 + 9G/17 + 3B/ 17となる。
[0138] また、狭帯域光観察モード時には、 ROM1048から 0 : 5 : 12の比率の係数 (平均化 した場合に ίま、 0/17 : 5/17 : 12/17)カ 乗算器1047&、 1047b, 1047cに人力 され、 R, G, Bの色信号とそれぞれ乗算された後、加算回路 1049によりこれらが加 算される。
[0139] 従って、狭帯域光観察モード時における加算回路 49から出力される平均化される 前の調光基準信号 Ynbiは、 Ynbi=0 XRZl7 + 5GZl7+ 12BZl7となる。 こ のようにして、加算回路 1049の出力信号 Yn又は Ynbi (つまり Yn/Ynbi)は、積分回 路 1036に入力され、積分されてそれぞれ調光基準信号く Yn>/く Ynbi>となり、 調光回路 1037に入力される。
[0140] その他の構成は、実施例 2と同様である。
[0141] 本変形例によれば、実施例 2の場合と同様に、通常光観察モード時及び狭帯域光 観察モード時それぞれにおいて、色信号の比率を適切に設定して調光基準信号を 生成するようにして 、るので、各モードにぉ 、て診断し易い明るさの画像を得ることが でさるよう〖こなる。
[0142] なお、上記のように狭帯域光観察モード時において、狭帯域透過フィルタ部 Raによ る Rの色信号を抑圧した信号処理を行うようにしているので、図 30に示した狭帯域用 フィルタ 1024として、この狭帯域透過フィルタ部 Raの透過特性を有しな ヽ狭帯域用 フィルタを採用しても良い。この場合には狭帯域用フィルタは、狭帯域透過フィルタ 部 Ga, Baを有する 2峰性フィルタとなり、より低コスト化することができる。
[0143] (実施例 3)
次に図 36から図 39を参照して、本発明の実施例 3を説明する。実施例 3は、実施 例 2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。
[0144] 図 36は、本発明の実施例 3を備えた内視鏡装置 101Bの構成を示す。実施例 2で は、カラーフィルタ (色分離用光学フィルタ）を備えた同時式の内視鏡 1002を用いて カラー撮像を行う同時式の内視鏡装置 1001であったが、本実施例はカラーフィルタ を有しな!/、面順次式の内視鏡 1002Bを用いて面順次でカラー撮像を行う面順次式 の内視鏡装置 1001 Bである。
[0145] 図 36に示すようにこの内視鏡装置 1001Bは、内視鏡 1002Bと、この内視鏡 1002 Bに照明光を供給する光源装置 1003Bと、内視鏡 1002Bに内蔵された撮像手段を 駆動すると共に、撮像手段の出力信号に対する信号処理を行うビデオプロセッサ 10 04Bと、このビデオプロセッサ 1004Bから出力される映像信号が入力されることにより 、撮像手段により撮像した内視鏡画像を表示するモニタ 1005とを備えている。
[0146] 内視鏡 1002Bは、図 28の内視鏡 1002において、色分離フィルタ 1030を設けた C CD1029でなく、色分離フィルタ 1030を有しない CCD1029、つまりモノクロの CCD を採用している。
[0147] また、光源装置 1003Bは、図 28の光源装置 1003において、例えば絞り 1022とフ ィルタ 1024との間の光路中に回転フィルタ 1051が配置され、この回転フィルタ 105 1は、モータ 1052により一定速度で回転される。
[0148] この回転フィルタ 1051には、図 37 (A)に示すように R, G, Bの各帯域の光をそれ ぞれ透過する R, G, Bフィルタ 1053R, 1053B, 1053Bが周方向に取り付けられて いる。これら R, G, Bフィノレタ 1053R, 1053B, 1053Bの透過特'性は、図 37 (B)に 示すように、それぞれ R, G, Bの波長域を広帯域に透過する透過部 Rb, Gb, Bbを 備えている。
[0149] そして、通常光観察モード時には、回転フィルタ 1051の R, G, Bフィルタ 1053R, 1053B, 1053Bを透過した広帯域の R. G, B照明光が面順次でライトガイド 1013 に供給される。
[0150] 一方、狭帯域光観察モード時には、さらに狭帯域用フィルタ 1024が光路中に配置 され、回転フィルタ 1051の R, G, Bフィルタ 1053R, 1053B, 1053Bを透過した広 帯域の R, G, B照明光がさらに狭帯域用フィルタ 1024により狭帯域の R, G, B照明 光にされて面順次でライトガイド 1013に供給される。
[0151] また、本実施例におけるビデオプロセッサ 1004Bでは、 CCD駆動回路 1031により CCD1029を駆動し、 CCD1029により撮像された撮像信号は、 CDS回路 1032に 入力され、 CDS処理される。
[0152] この CDS回路 1032の出力信号は、 AZD変換回路 1054に入力され、デジタル信 号に変換されると共に、調光信号生成回路 1055を構成する検波回路 1056を経て 調光回路 1057に入力される。
[0153] AZD変換回路 1054により生成されたデジタル信号は、同時ィ匕回路 1058に入力 され、同時ィ匕回路 1058を構成するメモリに面順次で撮像された R, G, Bの色成分画 像が一時格納された後、同時に読み出されて同時ィ匕された R, G, B信号がマトリック ス回路 1059に出力される。
[0154] このマトリックス回路 1059のマトリックス係数は、制御回路 1015により通常光観察 モード時と狭帯域光観察モード時とで変更される。具体的には、通常光観察モード 時には、単位のマトリックスである力 狭帯域光観察モード時には実施例 2の第 2マト リックス回路 1039と類似した機能を持つようにマトリックス係数が変更される。
[0155] このマトリックス回路 1059の出力信号は、実施例 2と同様に拡大回路 1040,強調 回路 1041によりそれぞれ拡大処理と強調処理がされた後、出力端力もモニタ 1005 に出力される。
[0156] 図 38は調光信号生成回路 1055の回路例を示す。面順次の R, G, B信号は、検 波回路 1056を構成する例えばゲイコントロールアンプ (GCAと略記） 1061に入力さ れ、この GCA1061のゲイン制御端子には、制御回路 1015からのゲイン制御信号 S gcが印加される。 GCA1061は、ゲイン制御信号 Sgcの信号レベルにより、入力信号 を増幅して出力する際のゲイン (増幅率)が可変制御される。
[0157] ゲイン制御信号 Sgcは、面順次の入力信号の信号期間毎に変化し、通常光観察モ ード時には、例えば GCA1061のゲインが R, G, Bの入力信号に対して、例えば 5 : 9 : 3の比率に設定される。平均化 (規格化)した場合の比率設定では、 5/17 : 9/17 : 3Z17となる。
[0158] 一方、狭帯域光観察モード時には、例えば GCA1061のゲインが R, G, Bの入力 信号に対して、例えば 0: 5 : 12の比率に設定される。平均化した場合の比率設定で は、 0Z17 : 5Z17 : 12Z17となる。
[0159] また、上記 GCA1061の出力信号は、積分回路 1036に入力され、積分されて調 光基準信号 < Υη >/< Ynbi >が生成される。
[0160] 通常光観察モード時における調光基準信号 <Yn>は、 <Yn> = 5<R>Zl7
+ 9< G >Z17 + 3< B>Z17となる。
[0161] また、狭帯域光観察モード時における調光基準信号く Ynbi>は、く Ynbi> =0
X <R>Z17 + 5< G>Z17+ 12< B>Z17となる。
[0162] この積分回路 1036から出力される調光基準信号く Yn>/く Ynbi>は、調光回路
1057を構成する減算回路 1045に入力され、基準値発生回路 1046の基準値 EnZ
Enbiと減算された信号が調光信号として絞り駆動回路 1023に出力される。
[0163] また、基準値 Eも制御回路 1015からの切替制御信号 Scにより、その値が通常光観 察モード時及び狭帯域光観察モード時に応じて可変設定される。
[0164] なお、検波回路 1056を乗算器及び係数器により構成しても良い。
[0165] このような構成及び作用を有する本実施例によれば、実施例 2の変形例の場合と同 様に通常光観察モード時及び狭帯域光観察モード時それぞれにおいて、適切に照 明光量を自動調整することができる。
[0166] 図 39は、変形例のビデオプロセッサ 1004Cの構成を示す。このビデオプロセッサ 1
004Cは、同時式であった実施例 2における調光信号生成回路 1034を適用したもの で、この調光信号生成回路 1034に類似する面順次式の調光信号生成回路 1034C を有する。
[0167] このため、このビデオプロセッサ 1004Cは、図 36のビデオプロセッサ 1004Bにお いて、マトリックス回路 1059の代わりに、実施例 2の第 2マトリックス回路 1039を採用 している。この第 2マトリックス回路 1039は、同時ィ匕回路 1058から出力される R, G,
B信号カゝら輝度信号 Yと色差信号 R— Y, B— Yに変換する。
[0168] この場合、この第 2マトリックス回路 1039のマトリックス係数は、実施例 2のように、モ ード切替に連動して制御回路 1015により切り替えられる。
[0169] つまり、通常光観察モード時には、第 2マトリックス回路 1039は、 RGB信号力も輝 度信号 Yと色差信号 R— Y, B— Yに変換するが、狭帯域光観察モード時には、実施 例 2で説明した式 (2)のように変換する。
[0170] そして、狭帯域光観察モード時における輝度信号 Ynbiは、調光信号生成回路 10
34Cを構成するセレクタ 1035を介して積分回路 1036により積分されて調光基準信 号く Ynbi>となり、調光回路 1037に入力されて調光信号となる。
[0171] また、通常光観察モード時には CDS回路 1032の出力信号が、調光信号生成回路
1034Cを構成するセレクタ 1035を介して積分回路 1036により積分されて調光基準 信号く Yn>となり、調光回路 1037に入力されて調光信号となる。
[0172] なお、強調回路 1041の出力信号は、第 3マトリックス回路 1042に入力され、色信 号 RGBに変換された後、出力端力もモニタ 1005に出力される。
[0173] このような構成による変形例によれば、面順次式の場合であるが、実施例 2と同様 の作用効果が得られる。
[0174] なお、例えば、実施例 3においても、狭帯域用フィルタ 1024として、実施例 2で説 明したように狭帯域透過フィルタ部 Raの透過特性を有しな 、で、狭帯域透過フィルタ 部 Ga, Baを有する 2峰性フィルタを用いても良い。
[0175] (実施例 4)
図 40ないし図 48は本発明の実施例 4に係わり、図 40は本発明の実施例 4を備え た内視鏡装置の構成を示し、図 41は固体撮像素子に設けられた色分離フィルタのフ ィルタ配列の構成を示し、図 42は狭帯域用フィルタの分光特性例を示し、図 43は本 実施例の動作説明用のフローチャートを示し、図 44は輝度信号と色差信号における 信号帯域を示し、図 45は図 44の特性を考慮して第 1変形例において設定される第 2 マトリックス回路の係数を示し、図 46は第 2変形例における狭帯域用フィルタの分光 特性を示し、図 47は図 46の場合において設定される第 2マトリックス回路の係数を示 し、図 48は従来例の映像信号処理装置の構成を示すブロック図を示す。
[0176] 近年においては、撮像手段を備えた電子内視鏡は、各種の内視鏡検査等におい て広く採用されるようになった。
電子内視鏡を採用して内視鏡検査を行う場合には、白色光の下で、カラーの光学 フィルタを備えた撮像素子を用いて、カラー撮像を行う同時式の内視鏡装置と、モノ クロの撮像素子を用いて R, G, Bの面順次の照明光の下でそれぞれ撮像を行うこと により、カラー画像を生成する面順次方式の内視鏡装置があり、信号処理系は両者 において異なる。
[0177] また、例えば日本国特開 2002— 95635号公報には、狭帯域の照明光を利用して 、通常の可視光の場合に得られる光学情報では埋もれてしま 、易 、粘膜表層付近 における深さ方向に対する血管走行の状態等をより識別し易い画像情報として表示 することができる内視鏡装置が開示されている。
[0178] 上記公報の従来例においては、面順次で狭帯域の照明光を用いて狭帯域画像を 生成するものであるため、 R, G, Bの面順次の照明光の代わりに狭帯域の照明光に 変更すれば、信号処理系における大きな変更を必要としないで、比較的簡単に狭帯 域の画像を得ることが可能となる。
[0179] 一方、図 48は、従来例の同時式の電子内視鏡用の映像信号処理装置 2081の構 成を示す。
[0180] 色分離フィルタ 2082を備えた電荷結合素子 (CCDと略記） 2083により撮像された カラーの撮像信号は、映像信号処理装置 2081内の CDS回路 2084に入力され、 C DS処理されてベースバンドの信号成分が抽出される。
[0181] この CDS回路 2084の出力信号は、 AZD変換回路 2085に入力され、アナログ信 号力もデジタル信号に変換される。このデジタル信号は、 YZC分離回路 2086に入 力され、この YZC分離回路 2086において、輝度信号 Yと線順次の色信号 (色差信 号) cとに分離される。
[0182] この輝度信号 Yは、 γ回路 2087を介してセレクタ 2088に入力される（この輝度信 号を Yh)と共に、第 1のローパスフィルタ（LPFと略記） 2089に入力される。この LPF 2089は、広い帯域に設定されており、この LPF2089により設定された帯域の輝度 信号 Y1が、第 1マトリックス回路 2090に入力される。
[0183] また、色信号 Cは、第 2の LPF2091を介して (線順次）同時ィ匕回路 2092に入力さ れる。この場合、第 2の LPF2091は、第 1の LPF2089より低帯域であある。
[0184] 同時ィ匕回路 2092は、同時ィ匕された色差信号 Cr ( = 2R— G) , Cb ( = 2B— G)を生 成し、この色差信号 Cr, Cbは、第 1マトリックス回路 2090に入力される。
[0185] 第 1マトリックス回路 2090は、輝度信号 Y1及び色差信号 Cr, Cbから 3原色信号 R1 , Gl, B1に変換して、 γ回路 2093に出力する。 γ回路 2093により γネ甫正された 3 原色信号 R2, G2, Β2は、第 2マトリックス回路 2094に入力され、この第 2マトリックス 回路 2094により、輝度信号 Ynbiと、色差信号 R— Y、 Β— Υに変換される。
[0186] この場合、第 2マトリックス回路 2094により、 3原色信号 R2, G2, Β2は、自然な色 調となるように、輝度信号 Ynbi及び色差信号 R—Y、 B— Yに変換される。
[0187] 第 2マトリックス回路 2094により出力される輝度信号 Ynbiは、セレクタ 2088を経て 拡大回路 2095に入力され、色差信号 R— Y、 Β—Υは拡大回路 2095に入力される 。セレクタ 2088は、 YZC分離回路 2086から γ補正した輝度信号 Yhと、第 2マトリツ タス回路 2094を経て入力される輝度信号 Ynbiとを選択して拡大回路 2095に出力 する。
[0188] この拡大回路 2095により拡大処理された輝度信号 YhZYnbiは、強調回路 2096 を経て第 3マトリックス回路 2097に入力され、拡大回路 2095により拡大処理された 色差信号 R— Y, B— Yは、強調回路 2096を通さないで第 3マトリックス回路 2097に 入力される。
[0189] そして、この第 3マトリックス回路 2097により 3原色信号 R, G, Bに変換されて図示 しないカラーモニタに出力される。
[0190] なお、セレクタ 2088は、通常光による通常光観察の場合には、輝度信号 Yh側を選 択し、狭帯域光の照明により狭帯域光観察の場合には、第 2マトリックス回路 2094を 通した輝度信号、つまり Ynbiが選択されるようにして ヽる。
[0191] この従来の映像信号処理装置 2081においては、標準的な映像信号の規格に準 拠した信号処理を行うために、輝度信号 Yに対しては広帯域による信号処理を実施 し、色信号 cに対しては低帯域の信号処理を実施して 、た。
[0192] 図 48に示す従来例においては、通常光観察における画質を確保できていた力 狭 帯域光観察にぉ ヽては、低帯域な色信号として処理されてしま!ヽ解像度が低!ヽ画像 になる欠点があった。
[0193] 更に、狭帯域光観察 (NBI観察)時は、照明光を狭帯域ィ匕するため、観察画像が暗 くなつてしまうという問題がある。
[0194] 本実施例及び後述する実施例 5は、上述した点に鑑みてなされたもので、通常光 観察に対応できると共に、狭帯域光観察時にも画質の良い内視鏡画像が得られる内 視鏡装置を提供することを目的とする。
[0195] 図 40に示すように実施例 4を備えた内視鏡装置 2001は、体腔内等に挿入され、内 視鏡検査を行う電子内視鏡 (以下、単に内視鏡と略記） 2002と、この内視鏡 2002に 照明光を供給する光源装置 2003と、内視鏡 2002に内蔵された撮像手段を駆動す ると共に、撮像手段の出力信号に対する信号処理を行う内視鏡用映像信号処理装 置としてのビデオプロセッサ 2004と、このビデオプロセッサ 2004から出力される映像 信号が入力されることにより、撮像手段により撮像した内視鏡画像を表示するモニタ 2 005とを備えて ヽる。
[0196] 内視鏡 2002は、細長の挿入部 2007と、この挿入部 2007の後端に設けられた操 作部 2008と、この操作部 2008から延出されたユニバーサルケーブル 2009とを有し 、このユニバーサルケーブル 2009の端部のライトガイドコネクタ 2011は、光源装置 2 003に着脱自在に接続され、信号コネクタは、ビデオプロセッサ 2004に着脱自在に 接続される。
[0197] 上記挿入部 2007内には、照明光を伝送するライトガイド 2013が挿通され、このラ イトガイド 2013における手元側の端部のライトガイドコネクタ 2011を光源装置 2003 に接続することにより、光源装置 2003からの照明光がライトガイド 2013に供給される [0198] 光源装置 2003は、通常光観察モード時には、通常照明光としての白色光 (可視領 域)の照明光を発生して、ライトガイド 2013に供給し、狭帯域光観察モード時には、 狭帯域の照明光を発生して、ライトガイド 2013に供給する。
[0199] 通常光観察モードと狭帯域光観察モードの切替指示は、例えば内視鏡 2002の操 作部 2008に設けたスコープスィッチ等によるモード切替スィッチ 2014により行うこと ができる。なお、モード切替スィッチ 2014は、内視鏡 2002に設けたスコープスィッチ で構成する他に、フットスィッチにより構成しても良いし、ビデオプロセッサ 2004のフ ロントパネルに設けても良 、し、図示しな 、キーボードにより構成する等しても良!、。 このモード切替スィッチ 2014による切替信号は、ビデオプロセッサ 2004内の制御 回路 2015に入力され、切替信号が入力されると、この制御回路 2015は、光源装置 2003のフィルタ挿脱機構 2016を制御して、通常照明光と、狭帯域照明光とを選択 的に切り替える。
[0200] また、後述するように、この制御回路 2015は、光源装置 3からライトガイド 2013に 供給する照明光の切替制御に連動して、ビデオプロセッサ 2004内の映像信号処理 系の特性を切り替える制御も行う。そして、モード切替スィッチ 2014による切替操作 により、映像信号処理系の特性を切り替えることにより、通常光観察モードと狭帯域 光観察モードとにそれぞれ適した信号処理を行えるようにして 、る。
[0201] 光源装置 2003は、照明光を発生するランプ 2020を内蔵し、このランプ 2020は、 可視光領域を含む照明光を発生する。この照明光は、赤外カットフィルタ 2021により 赤外光がカットされて略白色光の波長帯域に近い照明光にされた後、絞り 2022に 入射される。この絞り 2022は、絞り駆動回路 2023により、開口量が調整されてその 通過光量が制御される。
[0202] この絞り 2022を通過した照明光は、プランジャなどにより構成されるフィルタ揷脱機 構 2016により照明光路中に挿脱される狭帯域用フィルタ 2024を通して (狭帯域光 観察モード時）、或いは狭帯域用フィルタ 2024を通さないで (通常光観察モード時） 、集光レンズ 2025に入射され、この集光レンズ 2025により集光されてライトガイド 20 13の手元側の端面、つまり入射端面に入射される。
[0203] 図 41は、狭帯域用フィルタ 2024の分光特性の 1例を示す。この狭帯域用フィルタ 2 024は、 3峰性フィルタ特性を示し、例えば、赤、緑、青の各波長域において、それぞ れ狭帯域透過フィルタ特性部 Ra, Ga, Baを有する。
[0204] より具体的には、狭帯域透過フィルタ特性部 Ra, Ga, Baは、それぞれ中心波長が 600nm、 540nm、 420nmであり、その半値幅が 20〜40nmのバンドパス特性を有 する。
[0205] 従って、狭帯域用フィルタ 2024が照明光路中に配置された場合には、この狭帯域 透過フィルタ特性部 Ra, Ga, Baを透過した 3バンドの狭帯域照明光がライトガイド 20 13に入射される。
[0206] これに対して、狭帯域用フィルタ 24を照明光路中に配置しない場合には、白色光 がライトガイド 2013に供給されることになる。
[0207] ライトガイド 2013からの照明光は、ライトガイド 2013によりその先端面に伝送され、 挿入部 2007の先端部 2026に設けた照明窓に取り付けた照明レンズ 2027を経て外 部に出射され、体腔内の患部等の生体組織の表面を照明する。
[0208] 先端部 2026には、照明窓に隣接して観察窓が設けてあり、この観察窓には対物レ ンズ 2028が取り付けられている。この対物レンズ 2028は、生体組織からの反射光に よる光学像を結像する。この対物レンズ 2028の結像位置には、固体撮像素子として 電荷結合素子（CCDと略記） 2029が配置されており、この CCD2029により光電変 換される。
[0209] この CCD2029の撮像面には、光学的に色分離する色分離フィルタ 2030として例 えば図 42に示す補色系フィルタが各画素単位で取り付けてある。
[0210] この補色系フィルタは、各画素の前に、マゼンタ（Mg)、グリーン（G)、シアン（Cy) 、イエロ（Ye)の 4色のカラーチップが、水平方向には、 Mgと Gとが交互に配置され、 縦方向には、 Mg、 Cy、 Mg、 Yeと G、 Ye、 G、 Cyとの配列順で、それぞれ配置され ている。
[0211] そして、この補色系フィルタを用いた CCD2029の場合、縦方向に隣接する 2列の 画素を加算して順次読み出す力 このとき奇数フィールドと偶数フィールドで画素の 列をずらして読み出すようにする。そして、後段側での色分離回路により、公知のよう に輝度信号と色差信号とが生成されることになる。 [0212] 上記 CCD2029は、信号線の一端と接続されており、この信号線の他端が接続さ れた信号コネクタをビデオプロセッサ 2004に接続することにより、ビデオプロセッサ 2 004内の CCD,駆動回路 2031と CDS回路 2032とに接続される。
[0213] なお、各内視鏡 2002は、その内視鏡 2002に固有の識別情報 (ID)を発生する ID 発生部 2033を備え、 ID発生部 2033による IDは、制御回路 2015に入力され、制御 回路 2015は、 IDによりビデオプロセッサ 2004に接続された内視鏡 2002の種類や その内視鏡 2の内蔵された CCD2029の画素数種類等を識別する。
[0214] そして、識別した内視鏡 2002の CCD2029を適切に駆動するように制御回路 201 5は、 CCD駆動回路 2031を制御する。
[0215] CCD2029は、 CCD駆動回路 2031からの CCD駆動信号の印加により、光電変換 された撮像信号は、相関二重サンプリング回路 (CDS回路と略記） 2032に入力され る。 CDS回路 2032により、撮像信号力も信号成分が抽出されてベースバンドの信号 に変換された後、 AZD変換回路 2034に入力され、デジタル信号に変換されると共 に、明るさ検波回路 2035に入力され、明るさ (信号の平均輝度）が検出される。
[0216] 明るさ検波回路 2035により検出された明るさ信号は、調光回路 2036に入力され、 基準の明るさ (調光の目標値)との差分により調光するための調光信号が生成される 。この調光回路 2036からの調光信号は、絞り駆動回路 23に入力され、基準となる明 るさとなるように絞り 2022の開口量が調整される。
[0217] AZD変換回路 2034から出力されるデジタル信号は、 YZC分離回路 2037に入 力され、輝度信号 Yと（広義の色信号 Cとしての）線順次の色差信号 Cr ( = 2R-G) , Cb ( = 2B— G)が生成される。輝度信号 Yは、 γ回路 2038を介してセレクタ 39に入 力される (この輝度信号を Yhと記す)と共に、信号の通過帯域を制限する第 1のロー パスフィルタ（LPFと略記） 2041〖こ入力される。
[0218] この LPF2041は、輝度信号 Yに対応して広い通過帯域に設定されており、この LP F2041の通過帯域特性により設定された帯域の輝度信号 Ylが、第 1マトリックス回路 2042〖こ人力される。
[0219] また、色差信号 Cr, Cbは、信号の通過帯域を制限する第 2の LPF2043を介して（ 線順次）同時ィ匕回路 2044に入力される。 [0220] この場合、第 2の LPF2043は、制御回路 2015により、観察モードに応じてその通 過帯域特性が変更される。具体的には、通常光観察モード時には、第 2の LPF204 3は、第 1の LPF2041より低帯域に設定される。
[0221] 一方、狭帯域光観察モード時には、第 2の LPF2043は、通常光観察モード時にお ける低帯域よりも広い帯域に変更される。例えば第 2の LPF2043は、第 1の LPF20 41とほぼ同様に広帯域に設定 (変更）される。このように第 2の LPF2043は、観察モ ードの切替に連動して、色差信号 Cr, Cbに対する通過帯域制限する処理特性を変 更する処理特性変更手段を形成して！/ヽる。
[0222] 同時ィ匕回路 2044は、同時ィ匕された色差信号 Cr, Cbを生成し、この色差信号 Cr, Cbは、第 1マトリックス回路 2042に入力される。
[0223] 第 1マトリックス回路 2042は、輝度信号 Y及び色差信号 Cr, Cbから 3原色信号 R, G, Bに変換して、 γ回路 2045に出力する。
[0224] また、この第 1マトリックス回路 2042は、制御回路 2015によって制御され、 CCD20 29の色分離フィルタ 2030の特性や狭帯域用フィルタ 2024の特性に応じて（変換特 性を決定する）マトリックス係数の値を変更して、混色の無 、或いは混色を殆ど解消 した 3原色信号 Rl, Gl, B1に変換する。
[0225] 例えば、ビデオプロセッサ 2004に実際に接続される内視鏡 2002により、その内視 鏡 2002に搭載されている CCD2029の色分離フィルタ 2030の特性が異なる場合が あり、制御回路 2015は、 IDの情報により実際に使用されている CCD2029の色分離 フィルタ 2030の特性に応じて第 1マトリックス回路 2042の係数を変更する。このよう にすることにより、実際に使用される撮像手段の種類が異なる場合にも適切に対応で き、偽色の発生を防止したり、混色の無い 3原色信号 Rl, Gl, B1に変換することが できる。
[0226] なお、混色の無い 3原色信号 Rl, Gl, B1を生成することにより、特に狭帯域光観 察モード時において、特定の色の狭帯域光の下で撮像した色信号が他の色の狭帯 域光の下で撮像した色信号のために識別がしに《なってしまうことを有効に防止で きる作用効果を持つ。
[0227] つまり、図 48に示す従来例においては、 R, G, Bの各波長帯域中にそれぞれ設定 された各狭帯域光のもとで撮像された複数の画像成分が混色してしま！/ヽ、注目する 特定の狭帯域光に対応する画像成分の特徴が不明瞭になってしまう欠点があつたが 、本実施例ではこのように不明瞭にする原因となる混色を防止できる。
また、この混色を防止することにより、その後段側において、注目する特定の狭帯 域光に対応する画像成分の比率を大きくして表示したり、注目する特定の狭帯域光 に対応する画像成分のみを用いて表示することもできるようになり、注目する特定の 狭帯域光に対応する画像成分の特徴を明瞭に反映する画像表示を行うこともできる
[0229] γ回路 2045も、制御回路 2015により制御される。具体的には、狭帯域光観察モ ード時には、通常光観察モード時よりも γ補正の特性を強調した γ特性に変更され る。これにより、低信号レベル側でのコントラストが強調され、より識別し易い表示特性 となる。この γ回路 2045により γ補正された 3原色信号 R2, G2, Β2は、第 2マトリツ タス回路 2046に入力され、この第 2マトリックス回路 2046により、輝度信号 Υと、色差 信号 R—Y、 B—Yに変換される。
[0230] この場合、制御回路 2015は、通常光観察モード時には、 3原色信号 R2, G2, B2 から輝度信号 Yと、色差信号 R— Y、 B—Yに単に変換するように第 2マトリックス回路 2046のマトリックス係数を設定する。
[0231] 制御回路 2015は、狭帯域光観察モード時には、第 2マトリックス回路 2046のマトリ ックス係数を通常光観察モード時の値力も変更して、 3原色信号 R2, G2, B2から特 に B信号に対する比率 (重み付け)を大きくした輝度信号 Ynbi及び色差信号 R— Y、 B—Yが生成されるようにする。
[0232] この場合における変換式は、 3行 3列のマトリックス A、 Kを用いると、以下のようにな る。
[数 4]
Figure imgf000040_0002
Figure imgf000040_0001
[0233] ：で、 Κは、例えば 3個の実数成分 kl〜k3 (その他の成分は 0)力もなり、この式（ 4)ような変換式により、 Rの色信号に対して、 G, Bの色信号の重み付けが大きぐ特 に Bの色信号の重み付け (比率）が最大となっている。換言すると、長波長となる尺の 色信号を抑圧し、短波長側の Bの色信号を強調して 、る。
[0234] 又、 Aは、 RGB信号から Y色差信号に変換する為のマトリックス (行列）であり、以下 のような公知の演算係数 (5)等が用いられる。
[数 5]
Figure imgf000041_0001
[0235] 第 2マトリックス回路 2046により出力される輝度信号 Ynbiは、セレクタ 2039に入力 される。このセレクタ 2039は、制御回路 2015により切替が制御される。つまり、通常 光観察モード時には輝度信号 Yhが選択され、狭帯域光観察モード時には、輝度信 号 Ynbiが選択される。
[0236] 第 2マトリックス回路 2046から出力される色差信号 R—Y、 B— Yは、セレクタ 2039 を通った輝度信号 Yh又は Ynbi (YhZ Ynbiと表記）と共〖こ、拡大回路 2047に入力 される。
[0237] この拡大回路 2047により拡大処理された輝度信号 YhZYnbiは、強調回路 2048 により輪郭強調された後、第 3マトリックス回路 2049に入力され、拡大回路 2047によ り拡大処理された色差信号 R—Y, B— Yは、強調回路 48を通さないで第 3マトリック ス回路 2049に入力される。
[0238] そして、第 3マトリックス回路 2049により 3原色信号 R, G, Bに変換された後、図示 しない DZA変換回路によりアナログの映像信号に変換されて映像信号出力端から モニタ 2005に出力される。
[0239] なお、強調回路 2048により輪郭強調も CCD2029及び色分離フィルタ 2030等の 種類に応じてその強調特性 (強調帯域が中低帯域にするか中高帯域にするか)等を 変更しても良い。
[0240] 特に狭帯域光観察モード時には、輝度信号 Ynbiが強調処理されることになる。こ の場合、式（5)を採用した場合には、後述するように B信号による生体表層付近の毛 細血管等の構造を強調した処理を行うことになり、注目する画像成分を明瞭に表示 でさるよう〖こなる。
[0241] なお、映像信号出力端力 モニタ 5の R, G, Bの各チャンネルに実際に入力される 3原色信号 R, G, Bは、狭帯域光観察モード時には、式（5)を採用した場合、 G, B, Bの信号 (重み付けは係数により異なるが）となり、特に B信号による比率が最も大きく なり、 B信号による生体表層付近の毛細血管等の構造に対応した内視鏡画像を識別 し易い状態で表示することができるようになる。
[0242] つまり、狭帯域光観察モード時におけるモニタ 5の RGBチャンネルにそれぞれ入力 される信号は、実際には G, B, B信号 (係数の値は別として）となる。
[0243] このように本実施例においては、観察モードの切替に連動して、各観察モードに適 した信号処理が行えるようにビデオプロセッサ 2004の信号処理系（より具体的には Y ZC分離回路 2037以降の信号処理系）における処理特性を変更する処理特性変 更手段を形成して 、ることが特徴となって 、る。
[0244] この場合、各観察モードに専用の処理回路を設けるのではなぐ殆ど共通の処理 回路における処理特性を変更することにより、両観察モードに適した処理を行えるよ うにして、簡単な構成により、両観察モードに適切に対応できるようにしていることが 特徴となっている。
[0245] 本実施例による作用を図 43を参照して以下に説明する。
[0246] 術者は、図 40に示すように内視鏡 2002を光源装置 2003及びビデオプロセッサ 2 004に接続し、電源を投入することにより、ビデオプロセッサ 2004の制御回路 1205 は、初期設定の処理を開始し、ステップ S21に示すように、光源装置 2003及びビデ ォプロセッサ 2004の動作モードとして、例えば通常光観察モードの設定状態にする
[0247] この状態にぉ 、て、光源装置 2003は、図 40の実線で示すように狭帯域用フィルタ 2024が照明光路力も離脱された状態に設定されており、白色照明光のもとで、内視 鏡 2002により撮像を行う状態となる。また、ビデオプロセッサ 2004側の各部も通常 光観察モードの状態で信号処理を行う設定状態になる。 術者は、内視鏡 2002の挿入部 2007を患者の体腔内に入することにより、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、モード切替スィッチ 2014を 操作する。
[0248] ステップ S22に示すように制御回路 2015は、モード切替スィッチ 2014が操作され たカゝ否かをモニタし、モード切替スィッチ 2014が操作されていない場合には、その 状態を維持し、モード切替スィッチ 2014が操作された場合には、次のステップ S23 に進む。
[0249] ステップ S23においては、制御回路 2015は、光源装置 2003及びビデオプロセッ サ 2004の動作モードを狭帯域光観察モードの設定状態に変更する。
[0250] 具体的には、制御回路 2015は、光源装置 3に対しては、図 40における 2点鎖線で 示すように狭帯域用フィルタ 2024を照明光路中に配置するように制御する。図 41に その透過特性を示すように狭帯域用フィルタ 2024が照明光路中に配置されることに より、狭帯域透過フィルタ特性部 Ra, Ga, Baによる狭帯域照明光により、照明が行 われる。
[0251] また、制御回路 2015は、ビデオプロセッサ 2004における各部の設定を変更する、 具体的には、制御回路 2015は、 LPF2043の帯域特性を広帯域ィ匕し、第 1マトリック ス回路 2042のマトリックス係数を混色が発生しないように変更し、 γ回路 2045の γ 特性を変更し、第 2マトリックス回路 2046のマトリックス係数を特に (狭帯域透過フィ ルタ特性部 Baによる）色信号 Βによる信号成分の比率が大きくなるように変更し、また セレクタ 2039を輝度信号 Ynbiが選択されるように切り替える等の変更設定を行う。
[0252] このような変更設定を行うことにより、狭帯域光観察モードにおいて、例えば第 2マト リックス回路 2046のマトリックス係数を特に Bの色信号による信号成分の比率が大き くなる処理特性に変更されるので、狭帯域透過フィルタ特性部 Baによる Bの照明光 のもとで撮像した Bの色信号により得られる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 、状態で表示することができる。
[0253] また、 LPF2043の信号通過の帯域特性を広帯域ィ匕して 、るので、毛細血管の走 行状態や、狭帯域透過フィルタ特性部 Gaによる輝度信号に近い 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表層付近に近 、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 、画質の良 、画像が得られる。
[0254] 次のステップ S24において、制御回路 2015は、モード切替スィッチ 2014が操作さ れたカゝ否かをモニタし、モード切替スィッチ 2014が操作されていない場合には、そ の状態を維持し、モード切替スィッチ 2014が操作された場合には、次のステップ S2 1に戻ることになる。
[0255] このように動作する本実施例によれば、通常光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、かつ狭帯域光観察モードにぉ 、てもビデオプロセッ サ 2004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、 狭帯域光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。
[0256] つまり、従来例における解像度の低下を防止して、解像度の良好な内視鏡画像が 得られると共に、（従来例では例えば Rの狭帯域照明光のもとで撮像した信号のため に埋もれ易くなつてしまっていた) Bの狭帯域照明光のもとで撮像した毛細血管の走 行状態をより明瞭に識別し易 、状態で表示することができる。
[0257] また、本実施例によれば、信号処理系における一部の処理特性を切り替えることに より、通常光観察モードと狭帯域光観察モードとの両方に簡単に対応できるので、内 視鏡検査の際に非常に便利かつ有用な装置となる。
[0258] また、光源装置 2003においても、通常光の照明手段の他に、狭帯域用フィルタ 20 24を光路中に挿脱する手段を設けることにより、簡単に狭帯域光の光源装置を形成 できる。
[0259] 次に第 1変形例を説明する。実施例 4において、第 1マトリックス回路 2042による演 算を以下のように行うことにより、乗算処理を低減できるようにしたものである。
[0260] 上述した第 1マトリックス回路 2042は、入力される輝度信号 Y及び色差信号 Cr, C bから 3原色信号 Rl, Gl, B1を生成していた。
[0261] この場合、第 1マトリックス回路 2042によるマトリックス演算式は、 3行 3列のマトリック ス M (マトリックス係数 ml l〜m33)を用いて、一般的には以下のようになる。
[数 6]
Figure imgf000045_0001
[0262] 一方、第 1マトリックス回路 2042に入力される輝度信号 Y及び色差信号 Cr, Cbは、 図 44にその概略を示すような特性となる。
[0263] 上記式 (6)の演算を行う場合、図 44における R, G, Bの各帯域に対する輝度信号 Y,色差信号 Cr, Cbの寄与の比率 (割合)を考慮すると、以下のように近似できる。 図 44における Rの帯域における色差信号 Cbが寄与する比率は、他のものに比較し て十分に小さく 0と近似できる。
[0264] つまり、上記係数 ml 3を 0と近似できる。また、 Gの帯域における色差信号 Crが寄 与する比率は、十分に小さく 0と近似できる。つまり、上記係数 m22を 0と近似できる。
[0265] また、 Bの帯域における色差信号 Crが寄与する比率は、他のものに比較して十分 に小さく 0と近似できる。つまり、上記係数 m32を 0と近似できる。
[0266] 従って、上記マトリックス Mとして、以下のものを採用することができる。
[数 7]
Figure imgf000045_0002
[0267] このマトリックス Mの係数を、図 45 (A)に示している。また、図 44の特性からこのマト リックス Mの係数を、図 45 (B)、図 45 (C)、図 45 (D)のように近似しても良い。このよ うに近似することにより、第 1マトリックス回路 2042による乗算器の構成をより削減或 いは単純ィ匕でき、高速処理や低コスト化が可能となる。
[0268] 次に第 2変形例を説明する。上述の説明では、狭帯域用フィルタ 2024は 3峰性の フィルタを採用していた力 以下のように 2峰性のものを採用しても良い。
[0269] 第 2変形例における狭帯域用フィルタ 2024Bとして、図 46に示すような透過特性の ものを採用しても良い。この狭帯域用フィルタ 2024Bは、 2峰性フィルタであり、 Gと B の波長域にそれぞれ狭帯域透過フィルタ特性部 Ga, Baを有する。つまり、実施例 4 における 3峰性の狭帯域用フィルタ 2024における狭帯域透過フィルタ特性部 Raを 設けな 、特性にしたものである。
[0270] より具体的には、狭帯域透過フィルタ特性部 Ga, Baは、それぞれ中心波長が 420 nm、 540nmであり、その半値幅が 20〜40nmのバンドパス特性を有する。
[0271] 従って、狭帯域用フィルタ 2024Bが照明光路中に配置された場合には、この狭帯 域透過フィルタ特性部 Ga, Baを透過した 2バンドの狭帯域照明光がライトガイド 201 3に入射される。
[0272] この場合における第 1マトリックス回路 2042によるマトリックス演算式は、 2行 3列の マトリックス Mを用いて、一般的には以下のようになる。
[数 8]
、 ノ
Figure imgf000046_0001
[0273] 一方、第 1マトリックス回路 2042に入力される輝度信号 Y及び色差信号 Cr, Cbは、 図 44に示すような特性を有する。そして、式 (7)を導いたのと同様の近似を行うことに より、係数 m22と m32を 0と近似することができる。
[0274] つまり、この場合には、
[数 9]
Figure imgf000046_0002
[0275] となる。これを図 47 (A)に示す。また、他の近似の仕方を行うことにより、図 47 (B) , 図 47 (C)のような係数のマトリックス Mを採用することもできる。
[0276] このようにマトリックス Mの係数の一部を 0に近似することにより乗算器の数を削減で きる。また、より高速にマトリックス演算処理ができるようなる効果がある。さらに 2峰性 のフィルタとすることにより、高価な狭帯域用フィルタを低コストィ匕することもできる。
[0277] (実施例 5)
次に本発明の実施例 5を図 49を参照して説明する。図 49は、本発明の実施例 5を 備えた内視鏡装置 2001Bを示す。実施例 5は、実施例 4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。
[0278] この内視鏡装置 2001Bは、図 40のビデオプロセッサ 4の一部を変更したビデオプ 口セッサ 2004Bを採用した構成である。このビデオプロセッサ 2004Bは、図 40のビ デ才プロセッサ 2004【こお!/ヽて、第 1マ卜リックス回路 2042、 γ回路 2045,第 2マ卜リ ックス回路 2046を 1つのマトリックス回路 2051【こより構成して!/、る。
[0279] そして、制御回路 2015は、実施例 4において説明したようにモード切替スィッチ 20 14による切替信号により γ回路 2045の γ特性及び第 2マトリックス回路 2046のマト リックス係数の変更を行うのと同様にマトリックス回路 2051のマトリックス係数の変更 等を行う。
[0280] このマトリックス回路 2051は、通常光観察モードから狭帯域光観察モードに切り替 えられた場合、混色の無い変換、 γ特性の変更、及び長波長側の色信号を抑圧し（ 短波長側の色信号を強調し)た変換を行う処理が、その係数の変更によりまとめて行 われる。
[0281] また、 AZD変換回路 2034と YZC分離回路 2037との間に入力信号に対してそ の信号レベルをオートゲインコントロールする AGC回路 2052を設けている。
[0282] また、明るさ検波回路 2035には CDS回路 2032の出力信号と、マトリックス回路 20 51からの輝度信号 Ynbiとが入力されるようにしている。また、制御回路 2015は、モ ード切替スィッチ 2014の切替による観察モードに応じて AGC回路 2052の AGCゲ イン及び追従スピードを変更する。
[0283] 具体的には、狭帯域光観察モード時には、制御回路 2015は、 AGC回路 2051の AGCゲインを通常光観察モード時よりも大きく設定すると共に、例えば AGCゲイン 制御の追従スピードを光源装置 2003の絞り 2022の絞り制御スピードよりも遅く設定 する。このようにして、絞り 2022による調光動作を AGC回路 2052による信号のゲイ ン制御動作よりも優先させるようにして ヽる。
[0284] また、調光回路 2036においては、基準の明るさ (調光の目標値)も、通常光観察モ ード時と特殊光観察モード時で切り替える。
[0285] こうすることにより、光源装置 2003の絞り 2022による調光動作を優先させて調光を 行うようにする。その調光動作により、絞り 2022による調光が十分に行えない場合に は補助的に AGC回路 2052によるオートゲイン制御動作が行われるようになる。
[0286] 具体的には、絞り 2022が開放となって照明光量が最大となっても明るさが十分で ないような場合には、 AGC回路 2052が機能するようになるので、（絞り 2022が解放 になる前に) AGC回路 2052が動作してしまうことにより SZNが劣化してしまうことを 防止でき、適切な明るさの内視鏡画像が得られるようになる。
[0287] 本実施例によれば、実施例 4の作用効果の他に、特に狭帯域光観察モード時にお ける SZNの劣化を防止して適切な明るさの内視鏡画像が得られるようになる。
[0288] (実施例 6)
図 50ないし図 68は本発明の実施例 6に係わり、図 50は内視鏡装置の外観構成を 示す外観図、図 51は図 50の光源装置のフロントパネルを示す図、図 52は図 50のビ デォプロセッサのフロントパネルを示す図、図 53は図 50の内視鏡装置の構成を示す 構成図、図 54は図 53の回転フィルタの構成を示す構成図、図 55は図 54の回転フィ ルタの第 1のフィルタ組の分光特性を示す図、図 56は図 54の回転フィルタの第 2の フィルタ組の分光特性を示す図、図 57は図 53の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 58は図 53の内視鏡装置力もの照明光の生体組織の 層方向への到達状態を説明する図、図 59は図 55の第 1のフィルタ組を透過した面 順次光による各バンド画像を示す第 1の図、図 60は図 55の第 1のフィルタ組を透過 した面順次光による各バンド画像を示す第 2の図、図 61は図 55の第 1のフィルタ組を 透過した面順次光による各バンド画像を示す第 3の図、図 62は図 56の第 2のフィル タ組を透過した面順次光による各バンド画像を示す第 1の図、図 63は図 56の第 2の フィルタ組を透過した面順次光による各バンド画像を示す第 2の図、図 64は図 53の ホワイトバランス回路の構成を示すブロック図、図 65は図 50の内視鏡装置の第 1の 変形例の外観構成を示す外観図、図 66は図 50の内視鏡装置の第 2の変形例の外 観構成を示す外観図、図 67は図 53の内視鏡装置の変形例である同時式の内視鏡 装置の構成を示す構成図、図 68は図 67のホワイトバランス回路の構成を示すブロッ ク図である。
[0289] 通常光観察においては、各種光学特性のばらつきを補正するために、ホワイトバラ ンスを取得する。ホワイトバランスでは、 R信号および B信号に乗算する補正値が得ら れ、白色光観察時の RGB信号出力を揃えられる。これにより、前記ばらつきによる色 調再現性への影響を抑えることができる。
[0290] 狭帯域光観察 (NBI観察)でも、通常光観察同様に、検査開始前に、ホワイトバラン スを取得する必要がある。これにより狭帯域光用光学フィルタのばらつきを補正でき、 色調再現性が安定する。
[0291] 狭帯域光観察 (NBI観察)での照射光は従来、 3バンドの R,G,B狭帯域光であつたが 、狭帯域光による粘膜情報の再現性安定ィ匕のために、 G,B狭帯域光の 2バンドに変 更する場合、面順次式の狭帯域光では、 R光による映像信号が得られないため、通 常光と同じホワイトバランス補正値では、 G信号出力を R信号出力で割算するので、 R 信号への補正値が算出不能になるという問題が生じる。また、同時式の狭帯域光で も、 YCrCbから変換して得られる信号は 2つとなり、 R信号が含まれないために、通常 光と同じ補正値算出方法が採用できない。
[0292] 本実施例及び後述する実施例 7は、上記事情に鑑みてなされたものであり、通常光 観察及び狭帯域光観察に応じたホワイトバランスに切り替えることのできる内視鏡装 置を提供することを目的として!、る。
[0293] 図 50に示すように、本実施の形態の内視鏡装置 3001は、体腔内に挿入し体腔内 組織を撮像する撮像手段としての後述する CCD3002を有する電子内視鏡 3003と 、電子内視鏡 3003に照明光を供給する光源装置 3004と、電子内視鏡 3003の CC D3002からの撮像信号を信号処理して内視鏡画像を観察モニタ 3005に表示する ビデオプロセッサ 3007と力 構成される。
[0294] 光源装置 3004及びビデオプロセッサ 3007の前面にはフロントパネル 3004a, 30 07aが設けられており、光源装置 3004のフロントノ ネル 3004aには図 51に示すよう に、内視鏡装置 3001での狭帯域光観察モードを告知する狭帯域光観察モード表示 咅 3004b力設けられ、また、ビデ才プロセッサ 3007のフロン卜ノ ネノレ 3007aには図 5 2に示すように、 CCD3002からの撮像信号のホワイトバランスの取得を指示するホヮ イトバランススィッチ 3007c及び内視鏡装置 1での狭帯域光観察モードを告知する狭 帯域光観察モード表示部 7300bが設けられて 、る。 [0295] 光源装置 3004とビデオプロセッサ 3007を用いた電子内視鏡 3による内視鏡検査 において、検査前にホワイトバランスを取得する必要がある力 この場合、電子内視 鏡 3003の揷入部 3003aの先端に内側を白くした筒状のホワイトキャップ 3045を装 着することでホワイトバランス処理が行われる。
[0296] 一方、狭帯域光のような特殊な観察光を用いた検査を行う場合、通常光と特殊光 のそれぞれで、計 2回のホワイトバラン処理をとる必要がある。
[0297] しかし、通常光による通常内視鏡検査時ではホワイトバランス処理は 1回であるため 、 2回目のホワイトバランス処理が終了する前にホワイトキャップ 3045を電子内視鏡 3 003の揷入部 3003aの先端力も抜 、てしま 、、 2回目のホワイトバランス処理が正常 に行えない虞れがあった。
[0298] そこで、本実施例では、フロントパネル 3004a, 3007aに設けられている狭帯域光 観察モード表示部 3004b、 3007bにより狭帯域光観察モードを告知することで、狭 帯域光によるホワイトバランス処理の実行中を狭帯域光観察モード表示部 3004b、 3 007bにより視認可能としている。
[0299] 図 53に示すように、ビデオプロセッサ 3007は、内視鏡画像を符号化して圧縮画像 として画像フアイリング装置 3006に出力することが可能に構成されている。
[0300] 光源装置 3004は、照明光を発光するキセノンランプ 3011と、白色光の熱線を遮 断する熱線カットフィルタ 3012と、熱線カットフィルタ 3012を介した白色光の光量を 制御する絞り装置 3013と、照明光を面順次光にする回転フィルタ 3014と、電子内 視鏡 3003内に配設されたライトガイド 3015の入射面に回転フィルタ 3014を介した 面順次光を集光させる集光レンズ 3016と、回転フィルタ 3014の回転を制御する制 御回路 3017とを備えて構成される。
[0301] 回転フィルタ 3014は、図 54に示すように、円盤状に構成され中心を回転軸とした 2 重構造となっており、外側の径部分には図 55に示すような色再現に適したオーバー ラップした分光特性の面順次光を出力するための第 1のフィルタ組を構成する R1フィ ルタ部 3014rl, Glフィルタ部 3014gl, Blフィルタ部 3014blが配置され、内側の径 部分には図 56に示すような所望の層糸且織情報が抽出可能な離散的な分光特性の 狭帯域な面順次光を出力するための第 2のフィルタ組を構成する G2フィルタ部 3014 g2, B2フィルタ部 3014b2、遮光フィルタ部 3014Cutが配置されている。
[0302] そして、回転フィルタ 3014は、図 53に示すように、制御回路 3017により回転フィル タモータ 3018の駆動制御がなされ回転され、また径方向の移動（回転フィルタ 3014 の光路に垂直な移動であって、回転フィルタ 3014の第 1のフィルタ組あるいは第 2の フィルタ組を選択的に光路上に移動）が後述するビデオプロセッサ 3007内のモード 切替回路 3042からの制御信号によりモード切替モータ 3019によって行われる。
[0303] なお、キセノンランプ 3011、絞り装置 3013、回転フィルタモータ 3018及びモード 切替モータ 3019には電源部 3010より電力が供給される。
[0304] ビデオプロセッサ 3007は、 CCD3002を駆動する CCD駆動回路 3020と、対物光 学系 3021を介して CCD3002により体腔内組織を撮像した撮像信号を増幅するァ ンプ 3022と、アンプ 3022を介した撮像信号に対して相関 2重サンプリング及びノィ ズ除去等を行うプロセス回路 3023と、プロセス回路 3023を経た撮像信号をデジタル 信号の画像データに変換する AZD変翻 3024と、 AZD変翻 3024からの画像 データにホワイトバランス処理を施すホワイトバランス回路（W. B. ) 3025と、回転フィ ルタ 3014による面順次光を同時化するためのセレクタ 3026及び同時化メモリ 3027 、 3028, 3029と、同時ィ匕メモリ 3027、 3028, 3029に格糸内された面川頁次光の各画 像データを読み出しガンマ補正処理、輪郭強調処理、色処理等を行う画像処理回路 3030と、画像処理回路 3030からの画像データをアナログ信号に変換する DZA回 路 3031, 3032, 3033と、画像処理回路 3030からの画像データを符号化する符号 ィ匕回路 3034と、光源装置 3004の帘1』御回路 3017力らの回転フイノレタ 3014の回転 に同期した同期信号を入力し各種タイミング信号を上記各回路に出力するタイミング ジェネレータ (T. G. ) 3035とを備えて構成される。
[0305] また、電子内視鏡 3002には、モード切替スィッチ 3041が設けられており、このモ ード切替スィッチ 3041の出力がビデオプロセッサ 3007内のモード切替回路 3042 に出力されるようになっている。ビデオプロセッサ 3007のモード切替回路 3042は、 制御信号をホワイトバランス回路 (W. B. ) 3025、調光回路 3043、調光制御パラメ ータ切替回路 3044及び光源装置 3004のモード切替モータ 3019に出力するように なっている。調光制御パラメータ切替回路 3044は、回転フィルタ 3014の第 1のフィ ルタ組あるいは第 2のフィルタ組に応じた調光制御パラメータを調光回路 3043に出 力し、調光回路 3043はモード切替回路 3042からの制御信号及び調光制御パラメ ータ切替回路 3044からの調光制御パラメータに基づき光源装置 3004の絞り装置 3 013を制御し適正な明るさ制御を行うようになっている。
[0306] 図 57に示すように、体腔内糸且織 3051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 、。粘膜表層付近には主に毛細血管 3052が多く分 布し、またこの層より深 、中層には毛細血管の他に毛細血管より太 、血管 3053が分 布し、さらに深層にはさらに太 、血管 3054が分布するようになる。
[0307] 一方、光は体腔内組織 3051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 58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、表面力 出た光が観測され る。さらにまた、緑 (G)色光より波長が長い、赤 (R)色光は、さらに深い範囲まで光が 到達する。
[0308] 通常観察時には、照明光の光路上に回転フィルタ 3014の第 1のフィルタ糸且である R1フィルタ 3014rl, G1フィルタ 3014gl, B1フィルタ 3014blに位置するようにビデ ォプロセッサ 3007の内のモード切替回路 3042が制御信号によりモード切替モータ 3019を制御する。
[0309] 体腔内組織 3051の通常観察時における R1フィルタ部 3014rl, G1フィルタ部 301 4gl, B1フィルタ部 3014blは、図 55に示したように各波長域がオーバーラップして いるために、
(1) B1フィルタ部 3014blによる CCD3004で撮像される撮像信号には図 59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、 G1フィルタ 3014glによる CCD3004で撮像される撮像信号には図 60に 示すような中層での糸且織情報を多く含む浅層及び中層糸且織情報を有するバンド画像 が撮像され、
(3)さらに R1フィルタ 3014rlによる CCD3004で撮像される撮像信号には図 61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。
[0310] そしてビデオプロセッサ 7により、これら RGB撮像信号を同時化して信号処理するこ 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。
[0311] 一方、電子内視鏡 3003のモード切替スィッチ 3041が押されると、その信号がビデ ォプロセッサ 3007のモード切替回路 3042に入力される。モード切替回路 3042は、 光源装置 3004のモード切替モータ 3019に制御信号を出力することで、通常観察時 に光路上にあった回転フィルタ 3014の第 1のフィルタ組を移動させ第 2のフィルタ組 を光路上に配置するように回転フィルタ 3014を光路に対して駆動する。
[0312] 第 2のフィルタ組による体腔内組織 3051の狭帯域光観察時における G2フィルタ部 3014g2, B2フィルタ部 3014b2、遮光フィルタ部 3014Cutは、照明光を図 56に示し たように離散的な分光特性の狭帯域な面順次光とし各波長域がオーバーラップして いないために、
(4) B2フィルタ部 3014b2による CCD3004で撮像される撮像信号には図 62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、
(5)また、 G2フィルタ部 3014g2による CCD3004で撮像される撮像信号には図 63 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る。
[0313] 一方、ホワイトバランス回路 3025は、図 64に示すように、ホワイトバランス補正部 30
80、ホワイトバランス補正値算出部 3081とから構成される。
[0314] 本実施例の内視鏡装置 3001では、検査前に電子内視鏡 3003の揷入部 3003a の先端に内側を白くした筒状のホワイトキャップ 3045を装着することでホワイトバラン スを取得する。
[0315] 具体的には、ホワイトキャップ 3045を電子内視鏡 3003の揷入部 3003aの先端に 装着した状態で、ビデオプロセッサ 3007のフロントパネル 3007aに設けられて!/、る ホワイトバランススィッチ 3007Cが押下されると、光源装置 3003において回転フィル タ 3014の第 1のフィルタ組が光路上に配置され、ビデオプロセッサ 3007のホワイト バランス回路 3025にて通常光による 1回目のホワイトバランスが取得される。そして、 通常光でのホワイトバランスが取得されると、光源装置 3003において回転フィルタ 3 014の第 2のフィルタ組が光路上に配置され、ビデオプロセッサ 3007のホワイトバラ ンス回路 3025にて狭帯域光による 2回目のホワイトバランスが取得される。 1回目及 び 2回目のホワイトバランスの取得の間、光源装置 3003のフロントノネル 3004aに 設けられている狭帯域光観察モード表示部 3004b及びビデオプロセッサ 3007のフ ロントパネル 3007aに設けられて 、る狭帯域光観察モード表示部 3007bは、所定の 色で点灯する。
[0316] なお、 1回目のホワイトバランスの取得の間に点灯する色と、 2回目のホワイトバラン スの取得の間に点灯する色とを異なる色としてもよぐ例えば 1回目のホワイトバランス の取得の間に点灯する色を緑色、 2回目のホワイトバランスの取得の間に点灯する色 を白色とする。
[0317] ホワイトバランス回路 3025では、ホワイトバランス補正値算出部 3081がモード切替 回路 3042からの制御信号であるモード検知信号に応じてホワイトバランス補正値の 算出方法を切り替える。
[0318] 具体的には、
通常光による 1回目のホワイトバランス：
(R補正値） = (G平均値) I (R平均値)、（B補正値） = (G平均値) I (B平均値） 狭帯域光による 2回目のホワイトバランス：
(R補正値） = (所定の固定値)、（B補正値） = (G平均値) / (B平均値） そして、ホワイトバランス補正部 3080では、各信号の補正値を該当する入力信号 に乗算して出力する。
[0319] このように本実施例では、通常光と狭帯域光とでホワイトバランスの方法を切り替え るため、狭帯域光による照射光の帯域数が 2バンドである場合にも、 R信号の補正値 算出不能の状態を回避でき、ホワイトバランスの取得が可能となる。また、ホワイトバラ ンスが動作していることが視覚的に明確に分かり、また、色分けをすることで今どんな 動作が行われているか、視覚的に把握できる。 [0320] なお、本実施例では、ホワイトバランスの取得処理を狭帯域光観察モード表示部 4b 、 7bでの点灯により行うとした力 これに限らず、図 65に示すように、光源装置 3003 及びビデオプロセッサ 3007内にスピーカ 3061、 3062を設け、音により告知するよう にしても良い。この場合、 1回目及び 2回目のホワイトバランスの取得の間、同一の音 で告知しても、あるいは 1回目のホワイトバランスの取得の間に発生する音と、 2回目 のホワイトバランスの取得の間に発生する音とを異なる音としてもよ!、。ホワイトバラン スが動作して!/、ることが音として認識することができ、装置を見て!/、なくても今どんな 動作が行われて 、か把握することができる。
[0321] また、図 66に示すように、観察モニタ 3005にメッセージウィンドウ 3063を表示し、 このメッセージウィンドウ 3063に例えば「ホワイトバランス動作中」等の文言を表示す るようにしてもよい。 1回目及び 2回目のホワイトバランスの取得の間、同一の文言を、 例えば「ホワイトバランス動作中」で告知しても、あるいは 1回目のホワイトバランスの 取得の間に表示する文言、例えば「ホワイトバランス 1動作中」と、 2回目のホワイトバ ランスの取得の間に表示する文言、例えば「ホワイトバランス 1動作中」というように表 示文言を変えても良い。さらに、ホワイトバランスの取得中には「ホワイトバランス動作 中」等の文言を、ホワイトバランスの未取得中には「ホワイトバランス未動作中」等の文 言を表示するようにしても良 、。ホワイトバランスが動作して 、ることが文字情報として 、観察モニタ 5に表示されることで、より視覚として認識することが容易となる。
[0322] なお、上記実施例の内視鏡装置 3001では、光源装置 3004が面順次光を供給し 、ビデオプロセッサ 3007で面順次画像情報を同時ィ匕して画像ィ匕する面順次式内視 鏡装置を例として説明したが、これに限らず、同時式内視鏡装置にも適用可能であ る。
[0323] すなわち、図 67に示すように、白色光を供給する光源装置 4aと、 CCD3002の撮 像面の前面にカラーチップ 3100を備えた電子内視鏡 3aと、電子内視鏡 3003aから 撮像信号を信号処理するビデオプロセッサ 3007aとからなる同時式内視鏡装置 300 laにも本実施例を適用することができる。
[0324] 光源装置 3004aでは、熱線カットフィルタ 3012を介したキセノンランプ 3011からの 白色光が絞り装置 3013により光量が制御され電子内視鏡 3003a内に配設されたラ イトガイド 3015の入射面に出射される。この白色光の光路上に図 56に示したような 離散的な分光特性の狭帯域光に変換する狭帯域制限フィルタ 3014aが揷脱可能に 設けられている。
[0325] 電子内視鏡 3003aでは、体腔内組織 3051の像がカラーチップ 3100を介して CC D3002で撮像される。
[0326] ビデオプロセッサ 3007aでは、 AZD変換器 3024からの画像データが YZC分離 回路 3101により輝度信号 Yと色差信号 Cr、 Cbに分離され、 RGBマトリックス回路 31 02により RGB信号に変換され、ホワイトバランス回路 3025に出力される。その他の構 成及び作用は図 53の内視鏡装置と同じである。
[0327] そして、ホワイトバランス回路 3025では、図 68に示すように、 RGBマトリックス回路 3 102からの RGB信号の各信号に対してホワイトバランスを取得する。この際のホワイト バランス取得方法は本実施例と同じである。
[0328] (実施例 7)
図 69は本発明の実施例 7に係るホワイトバランス回路の構成を示す構成図である。
[0329] 実施例 7は、実施例 6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。
[0330] 図 53に示した面順次式の内視鏡装置 3001において、本実施例のホワイトバランス 回路 3025は、図 69に示すように RZGZB信号生成部 3082を備え、 RZGZB信 号生成部 3082は、面順次式の RZGZB信号の入力に応じて、観察モードに応じて
R信号を置き換え後、実施例 6と同様にホワイトバランスを取得する。
[0331] すなわち、 RZGZB信号生成部 3082では、
通常光: R信号— R信号
狭帯域: R信号— G信号
という置き換えを行い、ホワイトバランス補正部 3080に出力し、ホワイトバランス補正 部 3080でホワイトバランスを取得する。
[0332] なお、 R信号に B信号を割り当てても良ぐまた CCD3002の出力とは別に予め用 意した信号データとしても良い。
[0333] (実施例 8) 図 70ないし図 88は本発明の実施例 8に係わり、図 70は内視鏡装置の構成を示す 構成図、図 71は図 70の回転フィルタの構成を示す構成図、図 72は図 71の回転フィ ルタの第 1のフィルタ組の分光特性を示す図、図 73は図 71の回転フィルタの第 2の フィルタ組の分光特性を示す図、図 74は図 70の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 75は図 70の内視鏡装置力もの照明光の生体組織の 層方向への到達状態を説明する図、図 76は図 72の第 1のフィルタ組を透過した面 順次光による各バンド画像を示す第 1の図、図 77は図 72の第 1のフィルタ組を透過 した面順次光による各バンド画像を示す第 2の図、図 78は図 72の第 1のフィルタ組を 透過した面順次光による各バンド画像を示す第 3の図、図 79は図 73の第 2のフィル タ組を透過した面順次光による各バンド画像を示す第 1の図、図 80は図 73の第 2の フィルタ組を透過した面順次光による各バンド画像を示す第 2の図、図 81は図 73の 第 2のフィルタ組を透過した面順次光による各バンド画像を示す第 3の図、図 82は図 70のホワイトバランス回路の構成を示すブロック図、図 83は図 82のホワイトバランス 回路の変形例の構成を示すブロック図、図 84は図 70の内視鏡装置の第 1の変形例 の構成を示す構成図、図 85は図 84のホワイトバランス回路の構成を示すブロック図 、図 86は図 70の内視鏡装置の第 2の変形例の構成を示す構成図、図 87は図 86の ホワイトバランス回路の構成を示すブロック図、図 88は図 86のホワイトバランス回路 の変形例の構成を示すブロック図である。
[0334] 図 70に示すように、本実施例の内視鏡装置 4001は、体腔内に挿入し体腔内組織 を撮像する撮像手段として CCD4002を有する電子内視鏡 4003と、電子内視鏡 40 03に照明光を供給する光源装置 4004と、電子内視鏡 4003の CCD4002からの撮 像信号を信号処理して内視鏡画像を観察モニタ 4005に表示したり内視鏡画像を符 号ィ匕して圧縮画像として画像フアイリング装置 4006に出力するビデオプロセッサ 40 07とから構成される。
[0335] 光源装置 4004は、照明光を発光するキセノンランプ 4011と、白色光の熱線を遮 断する熱線カットフィルタ 4012と、熱線カットフィルタ 4012を介した白色光の光量を 制御する絞り装置 4013と、照明光を面順次光にする回転フィルタ 4014と、電子内 視鏡 4003内に配設されたライトガイド 4015の入射面に回転フィルタ 4014を介した 面順次光を集光させる集光レンズ 4016と、回転フィルタ 4014の回転を制御する制 御回路 4017とを備えて構成される。
[0336] 回転フィルタ 4014は、図 71に示すように、円盤状に構成され中心を回転軸とした 2 重構造となっており、外側の径部分には図 72に示すような色再現に適したオーバー ラップした分光特性の面順次光を出力するための第 1のフィルタ組を構成する R1フィ ルタ部 4014rl, Glフィルタ部 4014gl, Blフィルタ部 4014blが配置され、内側の径 部分には図 73に示すような所望の深層組織情報が抽出可能な離散的な分光特性 の狭帯域な面順次光を出力するための第 2のフィルタ組を構成する G2フィルタ部 40 14g2, B2フィルタ部 4014b2、 R2フィルタ 4014r2が配置されている。
[0337] そして、回転フィルタ 4014は、図 70に示すように、制御回路 4017により回転フィル タモータ 4018の駆動制御がなされ回転され、また径方向の移動（回転フィルタ 4014 の光路に垂直な移動であって、回転フィルタ 4014の第 1のフィルタ組あるいは第 2の フィルタ組を選択的に光路上に移動）が後述するビデオプロセッサ 4007の内のモー ド切替回路 4042からの制御信号によりモード切替モータ 4019によって行われる。
[0338] なお、キセノンランプ 4011、絞り装置 4013、回転フィルタモータ 4018及びモード 切替モータ 4019には電源部 4010より電力が供給される。
[0339] ビデオプロセッサ 4007は、 CCD4002を駆動する CCD駆動回路 4020と、対物光 学系 4021を介して CCD4002により体腔内組織を撮像した撮像信号を増幅するァ ンプ 4022と、アンプ 4022を介した撮像信号に対して相関 2重サンプリング及びノィ ズ除去等を行うプロセス回路 4023と、プロセス回路 4023を経た撮像信号をデジタル 信号の画像データに変換する AZD変翻 4024と、 AZD変翻 4024からの画像 データにホワイトバランス処理を施すホワイトバランス回路（W. B. ) 4025と、回転フィ ルタ 4014による面順次光を同時化するためのセレクタ 4026及び同時化メモリ 4027 、 4028, 4029と、同時ィ匕メモリ 4027、 4028, 4029に格糸内された面川頁次光の各画 像データを読み出しガンマ補正処理、輪郭強調処理、色処理等を行う画像処理回路 4030と、画像処理回路 4030からの画像データをアナログ信号に変換する DZA回 路 4031, 4032, 4033と、画像処理回路 4030力らの画像データを符号ィ匕する符号 ィ匕回路 4034と、光源装置 4004の帘1』御回路 4017力らの回転フイノレタ 4014の回転 に同期した同期信号を入力し各種タイミング信号を上記各回路に出力するタイミング ジェネレータ (T. G. ) 4035とを備えて構成される。
[0340] また、電子内視鏡 4002には、モード切替スィッチ 4041が設けられており、このモ ード切替スィッチ 4041の出力がビデオプロセッサ 4007内のモード切替回路 4042 に出力されるようになっている。ビデオプロセッサ 4007のモード切替回路 4042は、 制御信号をホワイトバランス回路 (W. B. ) 4025、調光回路 4043、調光制御パラメ ータ切替回路 4044及び光源装置 4004のモード切替モータ 4019に出力するように なっている。調光制御パラメータ切替回路 4044は、回転フィルタ 4014の第 1のフィ ルタ組あるいは第 2のフィルタ組に応じた調光制御パラメータを調光回路 4043に出 力し、調光回路 4043はモード切替回路 4042からの制御信号及び調光制御パラメ ータ切替回路 4044からの調光制御パラメータに基づき光源装置 4004の絞り装置 4 013を制御し適正な明るさ制御を行うようになっている。
[0341] 図 74に示すように、体腔内糸且織 4051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 、。粘膜表層付近には主に毛細血管 4052が多く分 布し、またこの層より深 、中層には毛細血管の他に毛細血管より太 、血管 4053が分 布し、さらに深層にはさらに太 、血管 4054が分布するようになる。
[0342] 一方、光は体腔内組織 4051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 75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、表面力 出た光が観測され る。さらにまた、緑 (G)色光より波長が長い、赤 (R)色光は、さらに深い範囲まで光が 到達する。
[0343] 通常観察時には、照明光の光路上に回転フィルタ 4014の第 1のフィルタ糸且である R1フィルタ 4014rl, G1フィルタ 4014gl, B1フィルタ 4014blに位置するようにビデ ォプロセッサ 4007の内のモード切替回路 4042が制御信号によりモード切替モータ 4019を制御する。 [0344] 体腔内組織 4051の通常観察時における Rlフィルタ部 4014rl, G1フィルタ部 401 4gl, B1フィルタ 4014部 blは、図 72に示したように各波長域がオーバーラップして いるために、
(1) B1フィルタ部 4014blによる CCD4004で撮像される撮像信号には図 76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、 G1フィルタ 4014glによる CCD4004で撮像される撮像信号には図 77に 示すような中層での糸且織情報を多く含む浅層及び中層糸且織情報を有するバンド画像 が撮像され、
( 3)さらに R1フィルタ 4014r 1による CCD4004で撮像される撮像信号には図 78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。
[0345] そしてビデオプロセッサ 4007により、これら RGB撮像信号を同時化して信号処理 することで、内視鏡画像としては所望ある 、は自然な色再現の内視鏡画像を得ること が可能となる。
[0346] 一方、電子内視鏡 4003のモード切替スィッチ 4041が押されると、その信号がビデ ォプロセッサ 4007のモード切替回路 4042に入力される。モード切替回路 4042は、 光源装置 4004のモード切替モータ 4019に制御信号を出力することで、通常観察時 に光路上にあった回転フィルタ 4014の第 1のフィルタ組を移動させ第 2のフィルタ組 を光路上に配置するように回転フィルタ 4014を光路に対して駆動する。
[0347] 第 2のフィルタ組による体腔内組織 4051の狭帯域光観察時における G2フィルタ部 4014g2, B2フィルタ部 4014b2、 R2フィルタ 4014r2は、照明光を図 73に示したよう に離散的な分光特性の狭帯域な面順次光とし各波長域がオーバーラップしていな いために、
(4) B2フィルタ部 4014b2による CCD4004で撮像される撮像信号には図 79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、
(5)また、 G2フィルタ部 4014g2による CCD4004で撮像される撮像信号には図 80 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、 (6)さらに、 R2フィルタ 4014r2による CCD4004で撮像される撮像信号には図 81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。
[0348] ホワイトバランス回路 4025は、図 82に示すように、ホワイトノ ランスネ甫正部 4080、 セレクタ 4081、通常光用補正値記憶部 4082、ルックアップテーブル（LUT) 4083、 狭帯域光用補正値記憶部 4084とから構成される。
[0349] 内視鏡装置 4001による検査前に、電子内視鏡 4003の先端にホワイトキャップ（図 示せず)を装着して通常光でのホワイトバランスの取得がなされる。
[0350] ホワイトバランス回路 4025では、ホワイトキャップ装着時の AZD変換器 4024から の画像データである通常面順次 RZGZB信号をホワイトバランス補正部 4080に入 力し、通常面順次 RZGZB信号に対してホワイトバランスを行い、ホワイトバランスで の通常光用補正値をセレクタ 4081を介して通常光用補正値記憶部 4082に記憶す ると共に、ホワイトバランスした R， ZG' ZB'信号をセレクタ 4026に出力する。
[0351] このとき、ホワイトバランス回路 4025において、通常光用補正値に基づいた狭帯域 光用補正値を LUT4083より読み出し、狭帯域光用補正値記憶部 4084に格納する
[0352] 詳細には、ホワイトバランス補正部 4080では、通常面順次 RZGZB信号の平均 値の比 G/R、 G/Bから Rおよび Bの補正値を算出し、モード切替回路 4042で検知し た観察モードが通常光モードならば通常光用補正値を通常光用補正値記憶部 408 2に記憶し、狭帯域光モードなら通常光補正値と LUT3083から狭帯域光用補正値 を求めて狭帯域光用補正値記憶部 4084に記録する。セレクタ 4081が検知した観 察モードに応じて通常光用補正値記憶部 4082あるいは狭帯域光用補正値記憶部 4084からの補正値をホワイトバランス補正部 4080へ送り、ホワイトバランス補正部 4 080で補正値を乗算して R'、 B"信号を出力する。このとき G信号はそのまま出力さ れる。
[0353] なお、 LUT4083には通常光用補正値に基づいた狭帯域光用補正値を格納した 構成としたが、これに限らず、図 83に示すように、通常光用補正値に基づいた補正 値係数 kを LUT4083に格納し、狭帯域光用補正値演算部 4085にて、
狭帯域光用補正値 =kX通常光用補正値 より狭帯域光用補正値を演算して、狭帯域光用補正値記憶部 4084を格納するよう にしても良い。なお、 kは定数とする。
[0354] このように本実施例では通常光用の補正値力 狭帯域光用補正値を算出して補正 するため、狭帯域光でのホワイトバランス取得が不要となり、操作が簡略でき、操作ミ スによる色調再現性の不良を確実に回避できる。
[0355] なお、上記実施例の内視鏡装置 4001では、光源装置 4004が面順次光を供給し
、ビデオプロセッサ 4007で面順次画像情報を同時ィ匕して画像ィ匕する面順次式内視 鏡装置を例として説明したが、これに限らず、同時式内視鏡装置にも適用可能であ る。
[0356] すなわち、図 84に示すように、白色光を供給する光源装置 4004aと、 CCD4002 の撮像面の前面にカラーチップ 4100を備えた電子内視鏡 4003aと、電子内視鏡 40 03aから撮像信号を信号処理するビデオプロセッサ 4007aとからなる同時式内視鏡 装置 4001aにも本実施例を適用することができる。
[0357] 光源装置 4004aでは、熱線カットフィルタ 4012を介したキセノンランプ 4011からの 白色光が絞り装置 4013により光量が制御され電子内視鏡 4003a内に配設されたラ イトガイド 4015の入射面に出射される。この白色光の光路上に図 73に示したような 離散的な分光特性の狭帯域光に変換する狭帯域制限フィルタ 4014aが揷脱可能に 設けられている。
[0358] 電子内視鏡 4003aでは、体腔内組織 4051の像がカラーチップ 4100を介して CC D4002で撮像される。
[0359] ビデオプロセッサ 4007aでは、 AZD変換器 4024からの画像データが YZC分離 回路 4101により輝度信号 Yと色差信号 Cr、 Cbに分離され、 RGBマトリックス回路 41 02により RGB信号に変換され、ホワイトバランス回路 4025に出力される。その他の構 成及び作用は図 70の内視鏡装置と同じである。
[0360] そして、ホワイトバランス回路 4025では、図 85に示すように、 RGBマトリックス回路 4 102からの RGB信号の各信号に対してホワイトバランスを取得する。この際のホワイト バランス取得方法は本実施例と同じである。
[0361] また、図 86に示すように、電子内視鏡 4003内に通常光用補正値を含むスコープ の各種情報力もなるスコープ IDを記憶したスコープ ID記憶部 4110を設け、スコープ
IDにおける通常光用補正値をホワイトバランス回路 4025に出力することで、図 87に 示すように、ホワイトバランス回路 4025において、通常光用補正値記憶部 4082が通 常光用補正値を用いて LUT4083から狭帯域光用補正値を読み出し、狭帯域光用 補正値演算部 4085に格納するように構成しても良い。
[0362] さらに、図 88に示すように、ホワイトバランス回路 4025に出力したスコープ IDにお ける通常光用補正値に基づいた補正係数 kを LUT4083に格納し、狭帯域光用補 正値演算部 4085にて、前述した
狭帯域光用補正値 =kX通常光用補正値
より狭帯域光用補正値を演算して、狭帯域光用補正値記憶部 4084に格納するよう にしても良い。なお、 kは定数とする。
[0363] なお、図 86の内視鏡では面順次式内視鏡を例として説明したが、これに限らず、 同時式にも適用可能である。
[0364] 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。

Claims

請求の範囲
[1] 照明光を供給する照明光供給手段と、
前記照明光を被写体に照射し戻り光により前記被写体を撮像する撮像手段を有す る内視鏡と、
前記照明光を 2つのバンド域の狭帯域光に制限して前記被写体に照射する 2帯域 制限手段と、
前記 2帯域制限手段が制限して照射した 2つのバンド域の狭帯域光による第 1バン ド域画像データ及び第 2バンド域画像データを生成すると共に、前記第 1バンド域画 像データ及び前記第 2バンド域画像データより表示手段に表示する 3チャンネル色 画像データを生成する信号処理手段と
を有するとを特徴とする内視鏡装置。
[2] 前記 2帯域制限手段による狭帯域光のうち少なくとも一方が可視光である
ことを特徴とする請求項 1に記載の内視鏡装置。
[3] 照明光を供給する照明光供給手段と、前記照明光を被写体に照射し戻り光により 前記被写体を撮像する撮像手段を有する内視鏡と、前記撮像手段からの撮像信号 を信号処理する信号処理手段とを備えた内視鏡装置において、
前記照明光を 2つのバンド域の狭帯域光に制限して前記被写体に照射する 2帯域 制限手段
を備えたことを特徴とする内視鏡装置。
[4] 前記 2帯域制限手段は、前記照明光を緑色波長帯域及び青色波長帯域の 2つの バンド域の狭帯域光に制限する
ことを特徴とする請求項 1ないし 3に記載の内視鏡装置。
[5] 前記 2帯域制限手段は、前記照明光を緑色波長帯域内で 2つのバンド域の狭帯域 光に制限する
ことを特徴とする請求項 1ないし 3に記載の内視鏡装置。
[6] 前記 2帯域制限手段は、前記照明光を青色波長帯域内で 2つのバンド域の狭帯域 光に制限する
ことを特徴とする請求項 1ないし 3に記載の内視鏡装置。
[7] 前記 2帯域制限手段は、前記 2つのバンド域の狭帯域光を時系列に前記被写体に 照射する
ことを特徴とする請求項 1ないし 6のいずれか 1つに記載の内視鏡装置。
[8] 前記撮像手段は、撮像面に波長帯域分離手段を有する
ことを特徴とする請求項 1ないし 6のいずれか 1つに記載の内視鏡装置。
[9] 前記 2帯域制限手段は、緑色波長帯域の狭帯域光の分光積を青色波長帯域の狭 帯域光の分光積より小さく抑制した 2つのバンド域の狭帯域光に制限する
ことを特徴とする請求項 4に記載の内視鏡装置。
[10] 前記 2帯域制限手段は、前記 2つのバンド域の狭帯域光を時系列に前記被写体に 照射する
ことを特徴とする請求項 9に記載の内視鏡装置。
[11] 前記撮像手段は、撮像面に波長帯域分離手段を有する
ことを特徴とする請求項 9に記載の内視鏡装置。
[12] 前記信号処理手段は、前記 2帯域制限手段が制限して照射した 2つのバンド域の 狭帯域光による第 1バンド域画像データ及び第 2バンド域画像データを生成すると共 に、前記第 1バンド域画像データ及び前記第 2バンド域画像データより表示手段に出 力する 3チャンネル色画像データを生成する
ことを特徴とする請求項 3に記載の内視鏡装置。
[13] 前記 3チャンネル色画像データは、前記表示手段に出力する R画像データ、 G画像 データ及び B画像データである
ことを特徴とする請求項 12に記載の内視鏡装置。
[14] 前記第 1バンド域画像データは前記 2帯域制限手段が制限して照射した 2つのバン ド域の狭帯域光のうち長い波長帯域側の狭帯域光で撮像された撮像信号に基づく 画像データであり、
前記第 2バンド域画像データは前記 2帯域制限手段が制限して照射した 2つのバン ド域の狭帯域光のうち短い波長帯域側の狭帯域光で撮像された撮像信号に基づく 画像データであり、
前記信号処理手段は、前記第 1バンド域画像データにより前記 R画像データを生 成し、前記第 2バンド域画像データに対して所定の重み付け演算を行 ヽ前記 G画像 データ及び前記 B画像データを生成する
ことを特徴とする請求項 13に記載の内視鏡装置。
[15] 前記照明光は可視光領域を含む
ことを特徴とする請求項 3な 、し 14の 、ずれか 1つに記載の内視鏡装置。
[16] 広帯域の照明光による通常光観察時と、狭帯域の照明光による狭帯域光観察時と において、少なくとも複数の波長域で撮像した色信号成分の比率を変更して、前記 照明光の光量を調整する調光基準信号を生成した
ことを特徴とする請求項 1ないし 14のいずれか 1つに記載の内視鏡装置。
[17] 前記広帯域の照明光及び狭帯域の照明光は、それぞれ複数の波長域の照明光を 同時に照明する同時式照明光であり、前記調光基準信号は、狭帯域光観察時には 短波長側で撮像した色信号の比率を長波長側で撮像した色信号よりも大きくして生 成される
ことを特徴とする請求項 16に記載の内視鏡装置。
[18] 前記広帯域の照明光及び狭帯域の照明光は、それぞれ複数の波長域の照明光を 順次照明する面順次式照明光であり、前記調光基準信号は、狭帯域光観察時には 短波長側で撮像した色信号の比率を長波長側で撮像した色信号よりも大きくして生 成される
ことを特徴とする請求項 16に記載の内視鏡装置。
[19] 前記調光基準信号により前記照明光の光量を調整する際の目標となる値を、前記 通常光観察時と狭帯域光観察時とにおいて切り替える
ことを特徴とする請求項 16に記載の内視鏡装置。
[20] 前記調光基準信号は、狭帯域光観察時には緑 (G)及び青 (B)の波長域に対応す る G及び Bの色信号を用いて生成する
ことを特徴とする請求項 16ないし 19に記載の内視鏡装置。
[21] 前記調光基準信号は、ゲインコトロールアンプを用いて生成される
ことを特徴とする請求項 16ないし 19に記載の内視鏡装置。
[22] 前記調光基準信号は、複数の乗算器を用いて生成される ことを特徴とする請求項 16ないし 19に記載の内視鏡装置。
[23] 内視鏡に設けられた撮像手段により撮像するために、複数の波長域にまたがる照 明光を発生する光源装置と、
前記光源装置からの照明光を伝送して照明された被写体を、前記撮像手段により 撮像された信号に対する信号処理を行う信号処理装置と、
前記信号処理装置に設けられ、前記照明光の光量を調整するために調光基準信 号を生成する調光基準信号生成回路とを備えた内視鏡装置において、
前記光源装置は、広帯域の照明光と狭帯域の照明光とを切り替えて発生可能で、 かつ前記調光基準信号生成回路は、広帯域の照明光による通常光観察時と、狭帯 域の照明光による狭帯域光観察時とにおいて、少なくとも複数の波長域で撮像した 色信号成分の比率を変更して調光基準信号を生成する
ことを特徴とする内視鏡装置。
[24] 前記撮像手段からの出力信号を輝度信号と色差信号とに分離する色分離手段手 段と、
前記照明光の場合から前記狭帯域光の場合の信号処理への切り替えに対応して 、前記色分離手段により色分離された信号に対する処理特性を変更する処理特性 変更手段と
を備えたことを特徴とする請求項 1ないし 14のいずれか 1つに記載の内視鏡装置。
[25] 前記色分離手段より分離された前記色差信号に対する帯域制限を行う帯域制限手 段を有し、前記可視領域の照明光から狭帯域の照明光に切り替えられた場合に、前 記処理特性変更手段は、前記帯域制限手段による通過帯域の特性を広帯域に変更 する
ことを特徴とする請求項 24に記載の内視鏡装置。
[26] 前記色分離手段により分離された前記輝度信号及び色差信号から 3原色信号に 変換する変換手段手段を有し、前記可視領域の照明光力 狭帯域の照明光に切り 替えられた場合に、前記処理特性変更手段は、前記変換手段による変換特性を決 定する変換係数を変更する
ことを特徴とする請求項 24に記載の内視鏡装置。
[27] さらに照明光の光量を制御する調光信号の生成手段と、前記映像信号のレベルを 可変制御するゲイン制御手段とを有し、前記調光信号の生成手段の動作を前記ゲイ ン制御手段の動作よりも優先させた
ことを特徴とする請求項 24に記載の内視鏡装置。
[28] 前記変換手段は、前記輝度信号及び色差信号から混色が殆ど無!、3原色信号に 変換する
ことを特徴とする請求項 26に記載の内視鏡装置。
[29] さらに前記 3原色信号から輝度信号及び色差信号に変換する第 2の変換手段を有 し、前記可視領域の照明光力 狭帯域の照明光に切り替えられた場合に、前記第 2 の変換手段は、前記 3原色信号における短波長の色信号の重み付けを大きくする変 換特性に変更する
ことを特徴とする請求項 26に記載の内視鏡装置。
[30] 前記色分離手段により分離された前記輝度信号及び色差信号から第 2の輝度信 号と第 2の色差信号に変換する変換手段を有し、前記可視領域の照明光から狭帯 域の照明光に切り替えられた場合に、前記変換手段は、短波長の色信号の重み付 けを大きくする変換特性に変更する
ことを特徴とする請求項 24に記載の内視鏡装置。
[31] 前記可視領域の照明光力 狭帯域の照明光に切り替えられた場合に、 γ特性を変 更する
ことを特徴とする請求項 24に記載の内視鏡装置。
[32] 前記可視領域の照明光力 狭帯域の照明光に切り替えられた場合に、強調手段 による強調特性を変更する
ことを特徴とする請求項 24に記載の内視鏡装置。
[33] 内視鏡に搭載されたカラー撮像を行うための色分離用光学フィルタを設けた撮像 手段からの出力信号に対して、色分離手段により輝度信号と色差信号とに分離して カラーの映像信号を生成する信号処理を行う信号処理装置と、
可視領域の照明光と狭帯域の照明光とを切り替えて発生する光源装置と、 を備えた内視鏡装置において、 前記可視領域の照明光と狭帯域の照明光との切り替えに連動して、前記色分離手 段により色分離された信号に対する処理特性を変更する処理特性変更手段を具備 する
ことを特徴とする内視鏡装置。
[34] 前記色分離手段より分離された前記色差信号に対する帯域制限を行う帯域制限手 段を有し、前記可視領域の照明光から狭帯域の照明光に切り替えられた場合に、前 記処理特性変更手段は、前記帯域制限手段による通過帯域の特性を広帯域に変更 する
ことを特徴とする請求項 33に記載の内視鏡装置。
[35] 前記色分離手段により分離された前記輝度信号及び色差信号から 3原色信号に 変換する変換手段手段を有し、前記可視領域の照明光力 狭帯域の照明光に切り 替えられた場合に、前記処理特性変更手段は、前記変換手段による変換特性を決 定する変換係数を変更する。
9.付記 6において、さらに照明光の光量を制御する調光信号の生成手段と、前記映 像信号のレベルを可変制御するゲイン制御手段とを有し、前記調光信号の生成手段 の動作を前記ゲイン制御手段の動作よりも優先させた
ことを特徴とする請求項 33に記載の内視鏡装置。
[36] 前記照明光による前記被写体の撮像信号に対してホワイトバランス処理を行うホヮ イトバランス手段と
を有し、
前記ホワイトバランス手段は、
前記照明光に対する第 1のホワイトバランス補正値を算出する第 1のホワイトバラン ス補正値算出手段と、
前記狭帯域光の所定のバンド域の撮像信号を所定レベル信号に置換する信号置 換手段と、
前記信号置換手段により置換された撮像信号に対する第 2のホワイトバランス補正 値を算出する補正値算出手段と
を備えたことを特徴とする請求項 1ないし 14のいずれか 1つに記載の内視鏡装置。
[37] 前記信号置換手段は、前記狭帯域光の所定のバンド域の撮像信号を所定の固定 値に置換する
ことを特徴とする請求項 36に記載の内視鏡装置。
[38] 前記信号置換手段は、前記狭帯域光の所定のバンド域の撮像信号を前記照明光 の所定の帯域の撮像信号に置換する
ことを特徴とする請求項 36に記載の内視鏡装置。
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