(57)【要約】【課題】信号処理により得られる分光画像信号に基づき、生体の血液に関連する生体機能情報を算出でき、診断能の向上に寄与することのできる生体観測装置を提供する。【解決手段】マトリックス演算部４３６の出力は、それぞれ積算部４３８ａ乃至４３８ｃに接続され、積分演算が行われた後、それぞれの分光画像信号ΣＦ1乃至ΣＦ3に対して色調整部４４０にて色調整演算が行われ、分光画像信号ΣＦ1乃至ΣＦ3より分光カラーチャンネル画像信号Ｒch、Ｇch、Ｂchが生成されると共に、生体機能演算部４５０にて分光画像信号ΣＦ1乃至ΣＦ3よりＩＨｂ値が演算され、ＩＨｂ値から生体機能画像が生成され、切換部４３９を介して、分光カラーチャンネル画像信号Ｒch、Ｇch、Ｂchによる観察画像とＩＨｂ値に基づく生体機能画像とが表示モニタ１０６で表示される。【選択図】図４
2006314557.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
被検体に光を照射する照明手段と、
生体信号を取得する観察手段と、
前記照明手段及び／または前記観察手段の動作を制御し、表示出力装置へ前記生体信号を表示出力する信号処理制御手段と
から構成される観測装置において、
前記信号処理制御手段は、
前記生体信号から分光信号を生成する分光信号生成手段と、
前記分光信号から生体機能を計算し、前記表示出力装置へ出力する生体機能算出手段と  を含むことを特徴とする生体観測装置。
【請求項２】
前記分光信号を前記表示出力装置へ表示出力する際の色調を調整する色調整手段を更に含む
ことを特徴とする請求項１に記載の生体観測装置。
【請求項３】
前記生体機能は、ヘモグロビンインデックスである
ことを特徴とする請求項１又は２に記載の生体観測装置。
【請求項４】
前記ヘモグロビンインデックスの計算において、赤帯域の分光信号と緑帯域の分光信号との比の対数を含む
ことを特徴とする請求項３に記載の生体観測装置。
【請求項５】
前記ヘモグロビンインデックスの計算において、赤帯域の分光信号と青帯域の分光信号との比の対数を含む
ことを特徴とする請求項３に記載の生体観測装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、生体を観察する生体観測装置に関する。
【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、光源装置からの照明光を体腔内にライトガイド等を用い導光しその戻り光により被写体を撮像する撮像手段を有する電子内視鏡が用いられ、ビデオプロセッサにより撮像手段からの撮像信号を信号処理することにより観察モニタに内視鏡画像を表示し患部等の観察部位を観察するようになっている。
【０００３】
内視鏡装置において通常の生体組織観察を行う場合は、光源装置で可視光領域の白色光を発光し、例えばＲＧＢ等の回転フィルタを介することで面順次光を被写体に照射し、この面順次光による戻り光をビデオプロセッサで同時化し画像処理することでカラー画像を得たり、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ロ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】
また、特開２００３−９３３３６号公報には、可視光領域の照明光による画像信号を信号処理し離散的な分光画像を生成し、生体組織の所望の深部の組織情報を得る狭帯域光内視鏡装置が提案されている。
【特許文献１】特開２００２−９５６３５号公報
【特許文献２】特開２００３−９３３３６号公報
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００６】
しかしながら、例えば上記特開２００３−９３３３６号公報では、信号処理により分光画像を得ることで、狭帯域なＲＧＢ光を生成するためのフィルタを必要としないが、得られた分光画像を単にモニタに出力している。このため、モニタに表示される画像が生体組織の所望の深部の組織情報の観察に適した色調の画像とならない虞があるばかりでなく、血液中のヘモグロビン濃度等の生体機能情報との関連を把握することが困難となる。
【０００７】
本発明は、上記事情に鑑みてなされたものであり、信号処理により得られた分光画像に基づく生体組織の所望の深部の組織情報に関連して生体機能情報を表示し、診断能の向上に寄与することのできる生体観測装置を提供することを目的としている。
【課題を解決するための手段】
【０００８】
本発明の生体観測装置は、被検体に光を照射する照明手段と、生体信号を取得する観察手段と、前記照明手段及び／または前記観察手段の動作を制御し、表示出力装置へ前記生体信号を表示出力する信号処理制御手段とから構成される観測装置において、前記信号処理制御手段は、前記生体信号から分光信号を生成する分光信号生成手段と、前記分光信号から生体機能を計算し、前記表示出力装置へ出力する生体機能算出手段とを含んで構成される。
【発明の効果】
【０００９】
本発明によれば、信号処理により得られた分光画像に基づく生体組織の所望の深部の組織情報に関連した生体機能情報を表示することができ、診断能の向上に寄与することができるという効果がある。
【発明を実施するための最良の形態】
【００１０】
以下、図面を参照しながら本発明の実施例について述べる。
【実施例１】
【００１１】
図１乃至図２５は本発明の実施例１に係わり、図１はカラー画像信号から分光画像信号を作成する際の信号の流れを示す概念図、図２は分光画像信号の積分演算を示す概念図、図３は電子内視鏡装置の外観を示す外観図、図４は図３の電子内視鏡装置の構成を示すブロック図、図５は図４のチョッパーの外観を示す外観図、図６は図３のＣＣＤの撮像面に配置される色フィルタの配列を示す図、図７は図６の色フィルタの分光感度特性を示す図、図８は図４のマトリックス演算部の構成を示す構成図、図９は光源のスペクトルを示すスペクトル図、図１０は生体の反射スペクトルを示すスペクトル図、図１１は図４の電子内視鏡装置により観察する生体組織の層方向構造を示す図、図１２は図４の電子内視鏡装置からの照明光の生体組織の層方向への到達状態を説明する図、図１３は白色光の各バンドの分光特性を示す図、図１４は図１３の白色光による各バンド画像を示す第１の図、図１５は図１３の白色光による各バンド画像を示す第２の図、図１６は図１３の白色光による各バンド画像を示す第３の図、図１７は図８のマトリックス演算部で生成された分光画像の分光特性を示す図、図１８は図１７の各分光画像を示す第１の図、図１９は図１７の各分光画像を示す第２の図、図２０は図１７の各分光画像を示す第３の図、図２１は図４の色調整部の構成を示すブロック図、図２２は図２１の色調整部の作用を説明する図、図２３は図４の色調整部の変形例の成を示すブロック図、図２４は図４の生体機能演算部の構成を示すブロック図、図２５はモニタへの表示例を示す図である。
【００１２】
以下、本発明に係る実施例１について説明する前に、本発明の基礎となるマトリックス算出方法について説明する。ここで、マトリックスとは、カラー画像（以下、通常画像と呼ぶ）を生成するために取得されるカラー画像信号から、分光画像信号を生成する際に用いられる所定の係数である。また、この説明に続き、より正確な分光画像信号を求めるための補正方法、生成された分光画像信号のＳ／Ｎ比を向上させるＳ／Ｎの改善方法について説明する。尚、この補正方法、Ｓ／Ｎの改善方法に関しては、必要に応じて用いれば良い。また、以下、ベクトル及び行列（マトリックス）は太文字あるいは「」（例えば、行列Ａを”Ａの太文字”あるいは”「Ａ」”と表記）で、それ以外は文字修飾なしで表記する。
【００１３】
（マトリックス算出方法）
図１は、カラー画像信号（ここでは、説明を簡単にするために、Ｒ・Ｇ・Ｂとするが、後述する実施例のように、補色型固体撮像素子においては、Ｇ・Ｃｙ・Ｍｇ・Ｙｅの組合せでも良い）から、より光学的波長狭帯域の画像に対応する画像に相当する分光画像信号を生成する際の信号の流れを示した概念図である。
【００１４】
まず、電子内視鏡装置におけるＲ・Ｇ・Ｂのそれぞれのカラー感度特性を数値データ化する。ここで、Ｒ・Ｇ・Ｂのカラー感度特性とは、白色光の光源を用い、白色の被写体を撮像する時にそれぞれ得られる波長に対する出力の特性である。
【００１５】
尚、Ｒ・Ｇ・Ｂのそれぞれのカラー感度特性は、簡略化したグラフとして各画像データの右に示されている。また、この時の、Ｒ・Ｇ・Ｂのカラー感度特性をそれぞれn次元の列ベクトル「Ｒ」・「Ｇ」・「Ｂ」とする。
【００１６】
次に、抽出したい分光画像用狭帯域パンドパスフィルタＦ1・Ｆ2・Ｆ3（先見情報として、構造を効率よく抽出できるフィルタの特性を知っている。このフィルタの特性とは、波長帯域が略590nm〜略610nm、略530nm〜略550nm、略400m〜略430nmをそれぞれ通過帯域とするものである。）の特性を数値データ化する。
【００１７】
尚、ここで”略”とは、波長においては略10nm程度を含む概念である。この時のフィルタの特性をそれぞれn次元の列ベクトル「Ｆ1」・「Ｆ2」・「Ｆ3」とする。得られた数値データを基に、以下の関係を近似する最適な係数セットを求める。即ち、
［数１］
2006314557.tif 000003
となるマトリックスの要素を求めればよい。
【００１８】
上の最適化の命題の解は数学的には、以下のように与えられる。Ｒ・Ｇ・Ｂのカラー感度特性を表すマトリックスを「Ｃ」、抽出したい狭帯域パンドパスフィルタの分光特性を表すマトリックスを「Ｆ」、求める係数マトリックスを「Ａ」とすると、
［数２］
2006314557.tif 000004
となる。従って、（１）式に示した命題は、以下の関係を満足するマトリックス「Ａ」を求めるに等しい。
【００１９】
［数３］
2006314557.tif 000005
ここで、分光特性を表すスペクトルデータとしての点列数nとしては、n＞３であるので、（３）式は１次元連立方程式ではなく、線形最小二乗法の解として与えられる。即ち、（３）式を擬似連立方程式として解けばよい。マトリックス「Ｃ」の転置行列を「tＣ」とすれば、（３）式は
［数４］
2006314557.tif 000006
となる。「tＣＣ」はn×nの正方行列であるので、（４）式はマトリックス「Ａ」についての連立方程式と見ることができ、その解は、
［数５］
2006314557.tif 000007
で与えられる。
【００２０】
（５）式にて求められたマトリックス「Ａ」について、（３）式の左辺の変換を行うことで、抽出したい狭帯域パンドパスフィルタＦ1・Ｆ2・Ｆ3の特性を近似することができる。以上が、本発明の基礎となるマトリックス算出方法の説明である。
【００２１】
このようにして算出されたマトリックスを用いて、後述するマトリックス演算部４３６が通常カラー画像信号から分光画像信号を生成する。
【００２２】
（補正方法）
次に、より正確な分光画像信号を求めるための補正方法について説明する。
【００２３】
上述のマトリックス算出方法の説明においては、ＣＣＤ等の固体撮像素子が受光する光束が、完全な白色光（可視域において、全ての波長強度が同じ）である場合に正確に適用されるものである。即ち、ＲＧＢの出力がいずれも同じである場合に、最適な近似となる。
【００２４】
しかし、実際の内視鏡下では、照明する光束（光源の光束）は完全な白色光ではなく、生体の反射スペクトルも一律ではないので、固体撮像素子が受光する光束も白色光でない（色が着いているので、ＲＧＢの値は同じではない）。
【００２５】
従って、実際の処理において、（３）式に示した命題をより正確に解くためには、ＲＧＢのカラー感度特性に加え、照明光の分光特性、生体の反射特性を考慮することが望ましい。
【００２６】
ここで、カラー感度特性をそれぞれＲ（λ）、Ｇ（λ）、Ｂ（λ）とし、照明光の分光特性の一例をＳ（λ）、生体の反射特性の一例をＨ（λ）とする。尚、この照明光の分光特性および生体の反射特性は、必ずしも検査を行う装置、被検体の特性でなくてもよく、例えば予め取得しておいた一般的な特性としても良い。
【００２７】
これらの係数を用いると、補正係数ｋR・ｋG・ｋBは、
［数６］
ｋR＝（∫Ｓ（λ）×Ｈ（λ）×Ｒ（λ）ｄλ）-1
ｋG＝（∫Ｓ（λ）×Ｈ（λ）×Ｇ（λ）ｄλ）-1
ｋB＝（∫Ｓ（λ）×Ｈ（λ）×Ｂ（λ）ｄλ）-1        …（６）
で与えられる。感度補正マトリックスを「Ｋ」とすると、以下のように与えられる。
【００２８】
［数７］
2006314557.tif 000008
従って、係数マトリックス「Ａ」については、（５）式に（７）式の補正を加えて、以下のようになる。
【００２９】
［数８］
2006314557.tif 000009
また、実際に最適化を行う場合は、目標とするフィルタの分光感度特性（図１中のＦ1・Ｆ2・Ｆ3）が負の場合は画像表示上では０となる（つまりフィルタの分光感度特性のうち正の感度を有する部分のみ使用される）ことを利用し、最適化された感度分布の一部が負になることも許容することを付加する。ブロードな分光感度特性より狭帯域な分光感度特性を生成するためには、図１に示すように目標とするＦ1・Ｆ2・Ｆ3の特性に、負の感度特性を付加することで、感度を有する帯域を近似した成分を生成することができる。
【００３０】
（Ｓ／Ｎの改善方法）
次に、生成された分光画像信号のＳ／Ｎ及び精度を向上させる方法について説明する。このＳ／Ｎ比の改善方法は、前述した処理方法に付加することにより、さらに以下の課題を解決するものである。
【００３１】
（イ）前述のマトリックス算出方法における原信号（Ｒ・Ｇ・Ｂ）のいずれかが仮に飽和状態となると、処理方法におけるフィルタＦ1乃至Ｆ3の特性が、構造を効率よく抽出できるフィルタの特性（理想とする特性）と大きく異なってしまう可能性がある（Ｒ・Ｇ・Ｂの中、２つの信号だけで生成される場合は、その２つの原信号がいずれも飽和していないこと）。
【００３２】
（ロ）カラー画像信号から分光画像信号への変換に際に、広帯域のフィルタから狭帯域フィルタの生成するため、感度の劣化が発生し、生成された分光画像信号の成分も小さくなり、Ｓ／Ｎ比が良くない。
【００３３】
このＳ／Ｎ比改善の方法とは、図２に示されるように、照明光の照射を通常画像（一般的なカラー画像）の１フィールド（１フレーム）中に数回（例えばn回、nは２以上の整数）に分けて照射する（照射強度をそれぞれの回で変化させても良い。図２においては、Ｉ0乃至Ｉnで示されている。尚、これは照明光の制御のみで実現可能である。）。
【００３４】
これにより、１回の照射強度を小さくすることができ、ＲＧＢ信号のいずれもがそれぞれ飽和状態となるのを抑えることができる。また、数回に分割された画像信号は、後段でn枚分の加算を行う。これにより、信号成分を大きくしてＳ／Ｎ比を向上させることができる。
【００３５】
以上が、本発明の基礎となるマトリックス演算方法、またこれと共に実施することが可能な正確な分光画像信号を求めるための補正方法、生成された分光画像信号のＳ／Ｎ比を向上させる方法の説明である。
【００３６】
ここで、上述のマトリックス算出方法の変形例について説明する。
【００３７】
（マトリックス算出方法の変形例）
カラー画像信号をＲ，Ｇ，Ｂ、推定する分光画像信号をＦ1，Ｆ2，Ｆ3とする。尚、厳密には、画像上の位置ｘ，ｙの関数でもあるので、例えばＲ（ｘ，ｙ）と表記すべきだが、ここでは省略する。
【００３８】
Ｒ，Ｇ，ＢからＦ1，Ｆ2，Ｆ3を計算する３×３の行列「Ａ」を推定することが目標となる。「Ａ」が推定されれば、Ｒ，Ｇ，ＢからＦ1，Ｆ2，Ｆ3の計算は、以下の（９）式で可能となる。
【００３９】
［数９］
2006314557.tif 000010
ここで、以下のデータの表記を定義する。
【００４０】
被検体の分光特性：Ｈ（λ）、「Ｈ」＝（Ｈ（λ1）,Ｈ（λ2）,…,Ｈ（λn））t
λは波長であり、ｔは行列演算における転置を表す。同様に、
照明光の分光特性：Ｓ（λ）、「Ｓ」＝（Ｓ（λ1）,Ｓ（λ2）,…,Ｓ（λn））t
ＣＣＤの分光感度特性：Ｊ（λ）、「Ｊ」＝（Ｊ（λ1）,Ｊ（λ2）,…,Ｊ（λn））t
色分解を行うフィルタの分光特性：原色の場合
Ｒ（λ）、「Ｒ」＝（Ｒ（λ1）,Ｒ（λ2）,…,Ｒ（λn））t
Ｇ（λ）、「Ｇ」＝（Ｇ（λ1）,Ｇ（λ2）,…,Ｇ（λn））t
Ｂ（λ）、「Ｂ」＝（Ｂ（λ1）,Ｂ（λ2）,…,Ｂ（λn））t
「Ｒ」、「Ｇ」、「Ｂ」は（１０）式に示すように、行列「 Ｃ」で１つにまとめられる。
【００４１】
［数１０］
2006314557.tif 000011
画像信号Ｒ，Ｇ，Ｂ、分光信号Ｆ1，Ｆ2，Ｆ3を行列で以下のように表記する。
【００４２】
［数１１］
2006314557.tif 000012
画像信号「Ｐ」は次式で計算される。
【００４３】
［数１２］
2006314557.tif 000013
いま、「Ｑ」を得るための色分解フィルタを「Ｆ」とすると、（１２）式同様に
［数１３］
2006314557.tif 000014
ここで、重要な第１の仮定として、いま、被検体の分光反射率が基本的な３つの分光特性の線形和で表現できると仮定すると、「Ｈ」は以下のように表記できる。
【００４４】
［数１４］
2006314557.tif 000015
ここで、「Ｄ」は３つの基本スペクトルＤ1（λ）、Ｄ2（λ）、Ｄ3（λ）を列ベクトルに持つ行列で、「Ｗ」は「Ｈ」に対するＤ1（λ）、Ｄ2（λ）、Ｄ3（λ）の寄与をあらわす重み係数である。被検体の色調がそれほど大きく変動しない場合には、この近似が成立することが知られている。
【００４５】
（１４）式を（１２）式に代入すると、次式を得る。
【００４６】
［数１５］
2006314557.tif 000016
ここで、３×３の行列「Ｍ」は、行列「ＣＳＪＤ」の計算結果を１つにまとめた行列を示す。
【００４７】
同様に、（１４）式を（１３）式に代入して、次式を得る。
【００４８】
［数１６］
2006314557.tif 000017
同じく、「Ｍ’」は、行列「ＦＳＪＤ」の計算結果を１つにまとめた行列を示す。
【００４９】
結局、（１５）式と（１６）式から「Ｗ」を消去して、以下の式を得る。
【００５０】
［数１７］
2006314557.tif 000018
「Ｍ-1」は行列「Ｍ」の逆行列を示す。結局、「Ｍ’Ｍ-1」は３×３の行列となり、推定目標の行列「Ａ」となる。
【００５１】
ここで、重要な第２の仮定として、色分解をバンドパスフィルタで行う場合、そのバンド内における被検体の分光特性を１つの数値で近似できると仮定する。すなわち、
［数１８］
2006314557.tif 000019
色分解用のバンドパスが完全なバンドパスでなく、他の帯域にも感度を持つ場合も考慮して、この仮定が成立する場合、（１５）式、（１６）式における「Ｗ」を上記「Ｈ」と考えれば、結局（１７）式と同様な行列が推定できる。
【００５２】
次に、本発明に係る実施例１における電子内視鏡装置の具体的な構成について、図３を参照して説明する。尚、以下に示す他の実施例でも同様の外観である。
【００５３】
図３に示すように、電子内視鏡装置１００は、スコープ１０１、内視鏡装置本体１０５、表示モニタ１０６を有している。また、スコープ１０１は、被検体の体内に挿入される挿入部１０２、挿入部１０２の先端に設けられた先端部１０３および、挿入部１０２の先端側とは反対側に設けられ、先端部１０３の湾曲動作等を指示するためのアングル操作部１０４から主として構成されている。
【００５４】
スコープ１０１で取得された被検体の画像は、内視鏡装置本体１０５にて所定の信号処理がなされ、表示モニタ１０６において、処理された画像が表示される。
【００５５】
次に、図４を参照して、内視鏡装置本体１０５について詳しく説明する。尚、図４は、電子内視鏡装置１００のブロック図である。
【００５６】
図４に示すように、内視鏡装置本体１０５は、主に光源部４１、制御部４２、本体処理装置４３から構成されている。
【００５７】
尚、本実施例では、１つのユニットである内視鏡装置本体１０５内に光源部４１と画像処理等を行う本体処理装置４３を有するものとして説明を行うが、これらは、別のユニットとして、取り外し可能なように構成されていても良い。
【００５８】
光源部４１は、制御部４２およびスコープ１０１に接続されており、制御部４２からの信号に基づいて所定の光量で白色光（完全な白色光でない場合も含む）の照射を行う。また、光源部４１は、白色光源としてのランプ１５、光量を調整するためのチョッパー１６及びチョッパー１６を駆動するためのチョッパー駆動部１７を有している。
【００５９】
チョッパー１６は、図５に示すように、点１７ａを中心とし、所定の半径r0の円盤状の構造体に円周方向に所定の長さを有する切り欠き部が設けられた構成を備える。この中心点１７ａは、チョッパー駆動部１７に設けられた回転軸と接続されている。つまり、チョッパー１６は、中心点１７ａを中心に回転運動を行う。また、この切り欠き部は、所定の半径毎に複数設けられている。同図においては、この切り欠き部は、半径ｒ0から半径ｒaの間では、最大の長さ＝２πｒ0×２θ0度／３６０度、幅＝ｒ0−ｒaである。また、同様に、半径ｒaから半径ｒbの間では、最大の長さ＝２πｒa×２θ1度／３６０度、幅＝ｒa−ｒb、半径ｒbから半径ｒcの間では、最大の長さ＝２πｒb×２θ2度／３６０度、幅＝ｒb−ｒcという構成である（それぞれの半径は、ｒ0＞ｒa＞ｒb＞ｒcとする）。
【００６０】
尚、チョッパー１６における切り欠き部の長さ、幅は一例であり、本実施例に限定されるわけではない。
【００６１】
また、チョッパー１６は、この切り欠き部の略中央に半径方向に延伸する突起部１６０ａを有する。尚、この突起部１６０ａにより光が遮断された時にフレームを切換えることにより、１フレーム前と１フレーム後に照射される光の間隔を最小限にし、被検体の動き等によるブレを最小限にするものである。
【００６２】
また、チョッパー駆動部１７は図４における矢印で示されるように、ランプ１５に対する方向に移動が可能な構成となっている。
【００６３】
つまり、図５に示されたチョッパー１６の回転中心１７ａとランプからの光束（点線円で示されている）との距離Ｒを変えることができる。例えば、図５に示された状態では、距離Ｒがかなり小さいので、照明光量は小さい状態にある。距離Ｒを大きくする（チョッパー駆動部１７をランプ１５から遠ざける）ことで、光束が通過できる切り欠き部が長くなるため、照射時間が長くなり、照明光量を大きくすることができる。
【００６４】
上述のように、新しく生成した分光画像はＳ／Ｎとしては不十分である可能性があることと、生成に必要ないずれかの信号が飽和している場合には正しい演算が行われたことにはならないので、照明光量を制御する必要がある。この光量調節をチョッパー１６およびチョッパー駆動部１７が担うことになる。
【００６５】
尚、光源部４１は、チョッパーによる光量制御ではなく、ランプ１５の電流制御によって光量を調整するようにしても良い。すなわち、ランプ１５に電流制御装置を設け、制御部４２からの指令に基づいて、ＲＧＢのいずれのカラー画像信号も飽和状態とならないようにランプ１５に流れる電流の制御を行う。これにより、ランプ１５は発光のために使用される電流が制御されるため、その光量は、その電流の大きさに応じて変化する。
【００６６】
ランプ１５の電流制御によっても血管パターン等が鮮明に表示される分光画像を得ることができるが、ランプ１５の電流制御は、チョッパーを用いた光量制御に比較し、制御方法が簡単であるという利点がある。
【００６７】
また、光源部４１にコネクタ１１を介して接続されたスコープ１０１は、先端部１０３に対物レンズ１９及びＣＣＤ等の固体撮像素子２１（以下、単にＣＣＤと記載する）を備えている。本実施例におけるＣＣＤは単板式（同時式電子内視鏡用に用いられるＣＣＤ）であり、原色型である。尚、その色フィルタの配列を図６に示す。また、ＲＧＢのそれぞれの分光感度特性を図７に示す。
【００６８】
また、図４に示すように、挿入部１０２には、光源部４１から照射された光を先端部１０３に導くライトガイド１４、ＣＣＤで得られた被検体の画像を本体処理装置４３に伝送するための信号線、また、処置を行うための鉗子チャネル２８等が備えられている。尚、鉗子チャネル２８に鉗子を挿入するための鉗子口２９は、操作部１０４近傍に設けられている。
【００６９】
また、本体処理装置４３は、光源部４１と同様、コネクタ１１を介してスコープ１０１に接続される。本体処理装置４３には、ＣＣＤ２１を駆動するためのＣＣＤドライブ４３１が設けられている。また、通常画像を得るための信号回路系として輝度信号処理系と色信号処理系を有する。
【００７０】
輝度信号処理系は、ＣＣＤ２１に接続され輪郭補正を行う輪郭補正部４３２、輪郭補正部４３２で補正されたデータから輝度信号を生成する輝度信号処理部４３４を有する。また、色信号処理系は、ＣＣＤ２１に接続され、ＣＣＤ２１で得られた信号のサンプリング等を行いＲＧＢ信号を生成するサンプルホールド回路（Ｓ／Ｈ回路）４３３ａ乃至４３３ｃ、Ｓ／Ｈ回路４３３ａ乃至４３３ｃの出力に接続され、色信号の生成を行う色信号処理部４３５を有する。
【００７１】
また、輝度信号処理系と色信号処理系の出力から１つの通常画像を生成する通常画像生成部４３７が設けられ、通常画像生成部４３７から切換部４３９を介して、表示モニタ１０６にＹ信号、Ｒ−Ｙ信号、Ｂ−Ｙ信号が送られる。
【００７２】
一方、分光画像を得るための信号回路系として、Ｓ／Ｈ回路４３３ａ乃至４３３ｃの出力にマトリックス演算部４３６が設けられ、ＲＧＢ信号に対して所定のマトリックス演算が行われる。マトリックス演算とは、カラー画像信号同士に加算処理等を行い、また、上述のマトリックス算出方法（あるいはその変形例）により求められたマトリックスを乗算する処理をいう。
【００７３】
尚、本実施例では、このマトリックス演算の方法として、電子回路処理（電子回路を用いたハードウェアによる処理）を用いた方法について説明するが、後述の実施例のように、数値データ処理（プログラムを用いたソフトウェアによる処理）によるものとしても良い。また、実施するにあたっては、これらの組み合わせとすることも可能である。
【００７４】
図８に、マトリックス演算部４３６の回路図を示す。ＲＧＢ信号はそれぞれ抵抗群３１ａ乃至３１ｃを介して、増幅器３２ａ乃至３２ｃに入力される。それぞれの抵抗群は、ＲＧＢ信号がそれぞれ接続される複数の抵抗を有しており、それぞれの抵抗の抵抗値はマトリクス係数に応じた値となっている。即ち、それぞれの抵抗によりＲＧＢ信号の増幅率を変化させ、増幅器で加算（減算でも良い）する構成となっている。それぞれの増幅器３２ａ乃至３２ｃの出力は、マトリックス演算部４３６の出力となる。つまり、このマトリックス演算部４３６は、いわゆる重み付け加算処理を行っている。尚、ここで用いられるそれぞれの抵抗における抵抗値を可変としても良い。
【００７５】
マトリックス演算部４３６の出力は、それぞれ積算部４３８ａ乃至４３８ｃに接続され、積分演算が行われた後、それぞれの分光画像信号ΣＦ1乃至ΣＦ3が色調整部４４０及び生体機能演算部４５０に送られる。色調整部４４０は、分光画像信号ΣＦ1乃至ΣＦ3に対して後述する色調整演算を行い、カラーチャンネルＲch、Ｇch、Ｂchを生成して切換部４３９に送る。また、生体機能演算部４５０は、分光画像信号ΣＦ1乃至ΣＦ3に基づいて、生体機能を表す指標として血液中のヘモグロビン濃度に相関のある値（ヘモグロビンインデックス；ＩＨｂ）を演算し、演算したＩＨｂ値から擬似画像（擬似カラー画像或いはグレースケール画像）等の生体機能情報を生成して切換部４３９に送る。尚、色調整部４４０及び生体機能演算部４５０の構成については、後述する。
【００７６】
尚、切換部４３９は、通常画像、分光画像、生体機能画像（生体機能情報）の表示切換えを行うものであり、また分光画像同士の切換表示も可能である。つまり操作者は、通常画像、Ｒchによる分光チャンネル画像、Ｇchによる分光チャンネル画像、Ｂchによる分光チャンネル画像、生体機能画像から選択的に表示することができる。また、いずれか２つ以上の画像を同時に表示モニタ１０６に表示可能な構成としても良い。
【００７７】
特に、通常画像、分光チャンネル画像、生体機能画像を同時に表示可能とした場合には、一般的に観察を行っている通常画像に対して分光チャンネル画像及び生体機能画像を簡単に対比することができ、通常画像と分光チャンネル画像とのそれぞれの特徴（通常画像の特徴は色度合いが通常の肉眼の観察に近く観察しやすい。分光チャンネル画像の特徴は通常画像では観察できない所定の血管等を観察することができる。）を加味した上で観察することができ、診断上非常に有用である。
【００７８】
次に、本実施の形態における電子内視鏡装置１００の動作について図４を参照して詳しく説明する。
【００７９】
尚、以下においては、まず通常画像を観察する際の動作について説明し、後に分光画像を観察する際の動作について説明する。
【００８０】
まず、光源部４１の動作を説明すると、制御部４２からの制御信号に基づいて、チョッパー駆動部１７は、所定の位置に設定され、チョッパー１６を回転させる。ランプ１５からの光束は、チョッパー１６の切り欠き部を通過し、集光レンズにより、スコープ１０１と光源部４１の接続部にあるコネクタ１１内に設けられた光ファイババンドルであるライトガイド１４の入射端に、集光される。
【００８１】
集光された光束は、ライトガイド１４を通り、先端部１０３に設けられた照明光学系から被検体の体内に照射される。照射された光束は、被検体内で反射し、対物レンズ１９を介して、ＣＣＤ２１において図６で示した色フィルタ別に信号が収集される。
【００８２】
収集された信号は、上記の輝度信号処理系と色信号処理系に並列に入力される。輝度信号系の輪郭補正部４３２には、色フィルタ別に収集された信号が画素ごとに加算され入力され、輪郭補正後、輝度信号処理部４３４に入力される。輝度信号処理部４３４では、輝度信号が生成され、通常画像生成部４３７に入力される。
【００８３】
また一方で、ＣＣＤ２１で収集された信号は、各フィルタ毎にＳ／Ｈ回路４３３ａ乃至４３３ｃに入力され、それぞれＲ・Ｇ・Ｂ信号が生成される。さらにＲ・Ｇ・Ｂ信号は、色信号処理部４３５にて色信号が生成され、通常画像生成部４３７において、前記輝度信号および色信号からＹ信号、Ｒ−Ｙ信号、Ｂ−Ｙ信号が生成され、切換部４３９を介して、表示モニタ１０６に被検体の通常画像が表示される。
【００８４】
次に、分光画像を観察する際の動作について説明する。尚、通常画像の観察と同様の動作を行うものに関しては、ここでは省略する。
【００８５】
操作者は、本体１０５に設けられているキーボードあるいはスコープ１０１の操作部１０４に設けられているスイッチ等を操作することにより、通常画像から分光画像を観察する指示をおこなう。この時、制御部４２は、光源部４１および本体処理装置４３の制御状態を変更する。
【００８６】
具体的には、必要に応じて、光源部４１から照射される光量を変更する。上述のように、ＣＣＤ２１からの出力が飽和することは望ましくないため、通常画像に比して照明光量を小さくする。また、ＣＣＤからの出力信号が飽和しないように制御するとともに、飽和しない範囲にて照明光量を変化させることもできる。
【００８７】
また、本体処理装置４３への制御変更としては、切換部４３９から出力される信号を通常画像生成部４３７から積算部４３８ａ乃至４３８ｃから出力される信号に切換える。また、Ｓ／Ｈ回路４３３ａ乃至４３３ｃの出力は、マトリックス演算部４３６で増幅・加算処理が行われ、それぞれの帯域に応じて積算部４３８ａ乃至４３８ｃに出力される。チョッパー１６で、照明光量を小さくした場合でも、積算部４３８ａ乃至４３８ｃにて、保存・積算することで、図２に示したように、信号強度を上げることができ、また、Ｓ／Ｎが向上した分光画像を得ることができる。
【００８８】
以下、本実施例における具体的なマトリックス演算部４３６のマトリックス処理について記載する。本実施例では、図７に実線で示されたＲＧＢの分光感度特性から、同図中に示された理想的な狭帯域バンドパスフィルタＦ1乃至Ｆ3（ここではそれぞれの透過波長領域をＦ1：590nm〜620nm、Ｆ2：520nm〜560nm、Ｆ3：400nm〜440nmとした）に近いバンドパスフィルタ（以下擬似バンドパスフィルタと呼ぶ）を作成しようとした場合、前述の（１）式から（５）式に示した内容により、以下のマトリックスが最適となる。
【００８９】
［数１９］
2006314557.tif 000020
更に、（６）式及び（７）式に示した内容により補正を行うと、以下の補正係数を得る。
【００９０】
［数２０］
2006314557.tif 000021
尚、（６）式に示す光源のスペクトルＳ（λ）は図９に、（７）式に示す注目する生体の反射スペクトルＨ（λ）は図１０に示すものとの先見情報を使用している。
【００９１】
従って、マトリックス演算部４３６にて行われる処理は、数学的には以下のマトリックス演算と同値となる。
【００９２】
［数２１］
2006314557.tif 000022
このマトリックス演算を行うことにより擬似フィルタ特性（図７にはフィルタ擬似Ｆ1乃至Ｆ3の特性として示されている）が得られる。即ち、上述のマトリックス処理は、カラー画像信号に、上述のようにして予め生成された擬似バンドパスフィルタ（マトリックス）を用いて、分光画像信号を作成するものである。
【００９３】
この擬似フィルタ特性を用いて生成された内視鏡画像の一例を以下に示す。
【００９４】
図１１に示すように、体腔内組織５１は、例えば深さ方向に異なった血管等の吸収体分布構造を持つ場合が多い。粘膜表層付近には主に毛細血管５２が多く分布し、またこの層より深い中層には毛細血管の他に毛細血管より太い血管５３が分布し、さらに深層にはさらに太い血管５４が分布するようになる。
【００９５】
一方、光は体腔内組織５１に対する光の深さ方向の深達度は、光の波長に依存しており、可視域を含む照明光は、図１２に示すように、青（Ｂ）色のような波長が短い光の場合、生体組織での吸収特性及び散乱特性により表層付近までしか光は深達せず、そこまでの深さの範囲で吸収、散乱を受け、表面から出た光が観測される。また、青（Ｂ）色光より波長が長い、緑（Ｇ）色光の場合、青（Ｂ）色光が深達する範囲よりさらに深い所まで深達し、その範囲で吸収、散乱を受け、表面から出た光が観測される。さらにまた、緑（Ｇ）色光より波長が長い、赤（Ｒ）色光は、さらに深い範囲まで光が到達する。
【００９６】
体腔内組織５１の通常観察時におけるＲＧＢ光は、図１３に示すように、各波長域がオーバーラップしているために、
（１）Ｂ帯域光によりＣＣＤ２１で撮像される撮像信号には図１４に示すような浅層での組織情報を多く含む浅層及び中層組織情報を有するバンド画像が撮像され、
（２）また、Ｇ帯域光によりＣＣＤ２１で撮像される撮像信号には図１５に示すような中層での組織情報を多く含む浅層及び中層組織情報を有するバンド画像が撮像され、
（３）さらにＲ帯域光によりＣＣＤ２１で撮像される撮像信号には図１６に示すような深層での組織情報を多く含む中層及び深層組織情報を有するバンド画像が撮像される。
【００９７】
そして内視鏡装置本体１０５により、これらＲＧＢ撮像信号を信号処理することで、内視鏡画像としては所望あるいは自然な色再現の内視鏡画像を得ることが可能となる。
【００９８】
上述のマトリックス演算部４３６におけるマトリックス処理は、カラー画像信号に、上述のようにして予め生成された擬似バンドパスフィルタ（マトリックス）を用いて、分光画像信号を作成するものである。例えば図１７に示すような所望の深層組織情報が抽出可能な離散的で狭帯域な分光特性の擬似バンドパスフィルタＦ1乃至Ｆ3を用いて、分光画像信号Ｆ1乃至Ｆ3が得られる。擬似バンドパスフィルタＦ1乃至Ｆ3は、図１７に示すように、各波長域がオーバーラップしていないために、
（４）擬似バンドパスフィルタＦ3による分光画像信号Ｆ3には図１８に示すような浅層での組織情報を有するバンド画像が撮像され、また、
（５）擬似バンドパスフィルタＦ2による分光画像信号Ｆ2には図１９に示すような中層での組織情報を有するバンド画像が撮像され、さらに
（６）擬似バンドパスフィルタＦ1による分光画像信号Ｆ1には図２０に示すような深層での組織情報を有するバンド画像が撮像される。
【００９９】
つぎに、このようにして得られた分光画像信号Ｆ1乃至Ｆ3に対して色調整部４４０は、最も単純な色変換の例として、分光画像信号Ｆ1をカラーチャンネルＲchに、分光画像信号Ｆ2をカラーチャンネルＧchに、分光画像信号Ｆ3をカラーチャンネルＢchに、それぞれ割り付け、切換部４３９を介して、表示モニタ１０６に出力する。
【０１００】
色調整部４４０は、図２１に示すように、３×３のマトリックス回路６１を挟んで、前後それぞれに３組のＬＵＴ６２ａ，６２ｂ，６２ｃ，６３ａ，６３ｂ，６３ｃと、ＬＵＴ６２ａ，６２ｂ，６２ｃ，６３ａ，６３ｂ，６３ｃのテーブルデータや３×３マトリックス回路６１の係数を変換する係数変更回路６４とを備え、色変換処理回路４４０ａを構成している。
【０１０１】
色変換処理回路４４０ａに入力する分光画像信号Ｆ1乃至Ｆ3は、各バンドデータ毎にＬＵＴ６２ａ，６２ｂ，６２ｃにより変換される。ここでは、逆γ補正や、非線形なコントラスト変換等が行われる。
【０１０２】
次に、３×３マトリックス回路６１にて、色変換が行われた後、後段のＬＵＴ６３ａ，６３ｂ，６３ｃにてγ補正や、適当な階調変換処理が行われる。
【０１０３】
これらＬＵＴ６２ａ，６２ｂ，６２ｃ，６３ａ，６３ｂ，６３ｃのテーブルデータや３×３マトリックス回路６１の係数を変換する係数変更回路６４で変更することができる。
【０１０４】
係数変更回路６４による変更は、スコープ１０１の操作部等に設けられた処理変換スイッチ（図示せず）からの制御信号に基づく。
【０１０５】
これら制御信号を受けた係数変更回路６３は、予め色調整部４４０内に記せされている係数データから適切なデータを呼び出し、このデータで、現在の回路係数を書き換える。
【０１０６】
次に具体的な色変換処理内容について述べる。式（２２）に色変換式の一例を示す。
【０１０７】
［数２２］
2006314557.tif 000023
この式（２２）による処理は、分光チャンネル画像Ｒch、Ｇch、Ｂchに分光画像信号Ｆ1乃至Ｆ3を波長の短い順に割り当てる色変換である。
【０１０８】
これらカラーチャンネルＲch、Ｇch、Ｂchによるカラー画像で観察した場合、例えぱ図２２に示すような画像となる。太い血管が深い位置にあり、分光画像信号Ｆ3が反映され、カラーとしては青色系のパターンとして示される。中層付近にある血管網は分光画像信号Ｆ2が強く反映されるので、カラー画像としては赤色系のパターンとして示される。血管網の内、粘膜表面付近に存在するものは黄色系のパターンとして表現される。
【０１０９】
尚、色変換処理回路４４０ａは３×３マトリックス回路６１からなるマトリックス演算器により色変換するとしたが、これに限らず、数値演算プロセッサ（ＣＰＵ）やＬＵＴで色変換処理手段を構成してもよい。
【０１１０】
例えば、上記実施例では、３×３マトリックス回路６１を中心とした構成により色変換処理回路４４０ａを示したが、図２３に示すように、色変換処理回路４４０ａを各バンドに対応した３次元ＬＵＴ７１で置き換えても同様の効果を得ることができる。この場合、係数変更回路６４は、スコープ１０１の操作部等に設けられた処理変換スイッチ（図示せず）からの制御信号に基づいてテーブルの内容を変更する動作を行なう。
【０１１１】
一方、カラーチャンネルＲch、Ｇch、Ｂchによる観察画像に対し、操作者は、本体１０５に設けられているキーボードあるいはスコープ１０１の操作部１０４に設けられているスイッチ等を操作することにより、生体機能演算部４５０への演算指示を行うと、分光画像信号Ｆ1乃至Ｆ3のうちの２つのバンド画像情報を用いて、図２４に示すＩＨｂ値算出回路４５０ａにてＩＨｂ値が演算される。
【０１１２】
従来のＩＨｂ値演算では、式（２３）が使われているが、この式はＧバンド画像が血液情報を強く反映することを利用している。一方、フィルタを狭帯域化すると、Ｂ画像には表面上の毛細血管が強く反映される。従って、ＢとＧの画像は、血液が存在する深さが異なり、Ｂが表層、Ｇがそれより深い層位置の情報を反映することになる。
【０１１３】
［数２３］
ＩＨｂ＝３２×Ｌｏｇ2(Ｒ／Ｇ)    …（２３）
よって、生体機能演算部４５０では、Ｒ帯域に相当する分光画像信号Ｆ1をＲ信号、Ｇ帯域に相当する分光画像信号Ｆ2をＧ信号、Ｂ帯域に相当する分光画像信号Ｆ3をＢ信号として扱い、ＩＨｂ算出回路４５０ａに設けたセレクタ４５１の動作を操作スイッチ等からの指示によって切替えることで、式（２３）によるＧ情報に基づいた粘膜中層のＩＨｂ値と、式（２４）によるＢ情報に基づいた粘膜表層のＩＨｂ値とを切替えて演算する。これにより、生体組織の組織表面近くの所望の深部の組織情報を分離して確認することができる。
【０１１４】
［数２４］
ＩＨｂ＝３２×Ｌｏｇ2(Ｒ／Ｂ)    …（２４）
具体的には、ＩＨｂ算出回路４５０ａは、図２４に示すように、セレクタ４５１、除算器４５２、対数変換部４５３、乗算器４５４にて構成されており、Ｒ信号としての分光画像信号Ｆ1と、セレクタ４５１で選択されたＧ信号としての分光画像信号Ｆ2、或いはＢ信号としての分光画像信号Ｆ3とが除算器４５２に入力され、Ｒ／Ｇ或いはＲ／Ｂが算出される。除算器４５２の出力は、Ｌｏｇ変換部４５３に入力され、ＲＯＭ上の変換テーブル等を用いて対数変換が行われる。対数変換された信号は、乗算器４５４にて所定の係数との乗算が行われ、画素毎のＩＨｂ値が算出されることになる。
【０１１５】
そして、演算された画素毎のＩＨｂ値に基づいて疑似カラー画像等が生成され、切換部４３９を介して表示モニタ１０６に出力される。例えば、図２５に示すように、表示モニタ１０６には、画面左側に通常のカラー画像１０６Ａを表示し、その右側に分光チャンネル画像による観察画像１０６Ｃを表示し、観察画像１０６Ｂの下部にＩＨｂ値に基づく生体機能画像１０６Ｃを表示することにより、通常の画像と、所望の深部の組織情報の観察に適した色調に色変換された観察画像と、この観察画像に対応した組織のＩＨｂ値による生体機能情報とを同時に表示し、診断能を向上させることができる。
【０１１６】
例えば、式（２２）による色変換処理により、分光画像信号Ｆ2をカラーチャンネルＧchに割り付け、赤色系パターンの観察画像で中層付近にある血管網を表示し、同時に、分光画像信号Ｆ1,Ｆ2によるＧ情報に基づいた粘膜中層のＩＨｂ値を算出して生体機能画像を表示することにより、ヘモグロビン分布による血行動態の変化を容易に把握することが可能となる。
【０１１７】
このとき、粘膜表面付近に存在する血管網は、観察画像では黄色系のパターンとして表現されるが、黄色系のパターンは、背景粘膜とのコントラストが弱く、視認性が低いという傾向がある。粘膜表面付近のパターンの変化は、特に、早期病変の発見鑑別診断にとって重要である。
【０１１８】
そこで、観察画像での粘膜表面付近のパターンをより明瞭に再現するために、以下の式（２５）に示す変換を行う一方、分光画像信号Ｆ1,Ｆ3によるＢ情報に基づいた粘膜表層のＩＨｂ値を算出し、生体機能画像を表示することが有効となる。
【０１１９】
［数２５］
2006314557.tif 000024
この式（２５）による処理は、分光画像信号Ｆ1をある一定の比率で分光画像信号Ｆ2に混合し生成されたデータを新たに分光Ｇチャンネル画像Ｇchとする変換例であり、血管網などの吸収散乱体が深さ位置で異なることをより明確化することが可能となる。
【０１２０】
したがって、係数変更回路６４を通じてマトリックス係数を調整することで、ユーザは表示効果を調整することが可能となる。動作としては、スコープ１０１の操作部に設けられたモード切替スイッチ（図示せず）に連動して画像処理手段内では、スルー動作から、マトリックス係数がデフォルト値に設定される。
【０１２１】
ここでいうスルー動作とは、３×３マトリックス回路６１には単位行列、ＬＵＴ６２ａ，６２ｂ，６２ｃ，６３ａ，６３ｂ，６３ｃは非変換テープルを搭載した状態をいう。デフォルト値には、マトリックス係数に、例えばωG＝０．２、ωB＝０．８という設定値を与えるということである。
【０１２２】
そして、ユーザはスコープ１０１の操作部等を操作して、この係数をωG＝０．４、ωB＝０．６などというように調整を行なう。ＬＵＴ６２ａ，６２ｂ，６２ｃ，６３ａ，６３ｂ，６３ｃには、必要に応じて逆γ補正テープル、γ補正テーブルが適用される。
【０１２３】
尚、生体機能演算部４５０には、ＩＨｂ算出回路４５０ａに加え、画像全体におけるＩＨｂの平均値，ＩＨｂの標準偏差，ＩＨｂの尖度等の特徴量を演算する演算部を設け、これらの数値をＩＨｂ値に基づく生体機能画像と共に表示モニタ１０６の画面に表示するようにしても良い。
【０１２４】
このように本実施例によれば、通常の電子内視鏡画像（通常画像）を生成するためのカラー画像信号を利用して、擬似的な狭帯域フィルタを生成することにより、分光画像用の光学的波長狭帯域バンドパスフィルタを用いずに、血管パターン等の所望の深部の組織情報を有する分光画像を得ることができると共に、色調整部４４０の色変換処理回路４４０ａのパラメータを分光画像に応じて設定することで、狭帯域の分光画像観察時の深達度情報という特徴を生かした表現方法を実現することが可能となり、生体組織の組織表面近くの所望の深部の組織情報を効果的に分離して視認することできる。
【０１２５】
しかも、同一の表示モニタ上に、通常のカラー画像に加えて、観察に適した色調の観察画像と、ＩＨｂ値に基づく疑似画像等の生体機能情報とを同時に表示することにより、例えばうっ血状態等を容易に把握することが可能となり、従来のように、頻繁に各種の画像を切換える必要がなく、容易に各画像を比較対照することができ、診断能の向上という効果がある。
【実施例２】
【０１２６】
図２６は本発明の実施例２に係るマトリックス演算部の構成を示すブロック図である。  実施例２は、実施例１とほとんど同じであるので、異なる点のみ説明し、同一の構成には同じ符号をつけ説明は省略する。
【０１２７】
本実施例は、主として実施例１とマトリックス演算部４３６が異なるものである。実施例１では、マトリックス演算を電子回路による、いわゆるハードウェア処理により行うこととしたが、本実施例では、この演算を数値データ処理（プログラムを用いたソフトウェアによる処理）により行う。
【０１２８】
本実施例におけるマトリックス演算部４３６の具体的な構成を図２６に示す。本マトリックス演算部４３６は、ＲＧＢそれぞれのカラー画像信号を記憶しておく画像メモリ５０を有する。また、式（２１）に示されたマトリックス「Ａ’」のそれぞれの値が数値データとして記憶されている計数レジスタ５１を有する。
【０１２９】
計数レジスタ５１と画像メモリ５０は、乗算器５３ａ乃至５３ｉに接続され、さらに乗算器５３ａ、５３ｄ、５３ｇは、乗算器５４ａに接続され、乗算器５４ａの出力が、図４における積算部４３８ａと接続される。また、乗算器５３ｂ、５３ｅ、５３ｈは、乗算器５４ｂに接続され、その出力は積算部４３８ｂと接続される。また、乗算器５３ｃ、５３ｆ、５３ｉは、乗算器５４ｃに接続され、その出力が積算部４３８ｃと接続される。
【０１３０】
本実施例の動作としては、入力されたＲＧＢ画像データは、一度画像メモリ５０に記憶される。次に、所定の記憶装置（図示しない）に保存されている演算プログラムにより、計数レジスタ５１からマトリックス「Ａ’」の各計数が画像メモリ５０に記憶されたＲＧＢ画像データと、乗算器で乗算される。
【０１３１】
尚、図２６には、Ｒ信号と各マトリックス計数が乗算器５３ａ乃至５３ｃで乗算される例が示されている。また、同図のように、Ｇ信号と各マトリックス計数が乗算器５３ｄ乃至５３ｆで乗算され、Ｂ信号と各マトリックス計数が乗算器５３ｇ乃至５３ｉで乗算される。マトリックス計数とそれぞれ乗算されたデータは、乗算器５３ａ、５３ｄ、５３ｇの出力が、乗算器５４ａで、乗算器５３ｂ、５３ｅ、５３ｈの出力が、乗算器５４ｂで、また、乗算器５３ｃ、５３ｆ、５３ｉの出力は、乗算器５４ｃでそれぞれ乗算される。乗算器５４ａの出力は、積算部４３８ａに送られる。また、乗算器５４ｂ、乗算器５４ｃの出力は、それぞれ積算部４３８ｂ、４３８ｃに送られる。
【０１３２】
本実施例によると、実施例１と同様、血管パターンが鮮明に表示される分光観察画像を得ると共に、この分光観察画像に関連した生体機能情報を表示することができる。
【０１３３】
また、本実施例では、実施例１のようにハードウェアによってマトリックス処理を行うのではなく、ソフトウェアを用いて行うため、例えば、各マトリックス計数の変更などに迅速に対応することができる。
【０１３４】
また、マトリックス計数を結果の値のみ、即ち、マトリックス「Ａ’」としてではなく、Ｓ（λ）、Ｈ（λ）、Ｒ（λ）、Ｇ（λ）、Ｂ（λ）別に記憶しておき、必要に応じて演算することによりマトリックス「Ａ’」を求めて使用するとした場合には、この中の１つの要素のみを変更することができ、利便性が向上する。例えば、照明光の分光特性Ｓ（λ）のみの変更等が可能である。
【実施例３】
【０１３５】
図２７及び図２８は本発明の実施例３に係わり、図２７は電子内視鏡装置の構成を示すブロック図、図２８は図２７のＣＣＤの電荷蓄積時間を示す図である。
【０１３６】
実施例３は、実施例１とほとんど同じであるので、異なる点のみ説明し、同一の構成には同じ符号をつけ説明は省略する。
【０１３７】
本実施例は、主として実施例１と光源部４１およびＣＣＤ２１が異なるものである。実施例１では、ＣＣＤ２１に図６で示したカラーフィルタが設けられ、このカラーフィルタによってカラー信号を生成するいわゆる同時式であったのに対し、本実施例では、照明光をＲＧＢの順に照明してカラー信号を生成するいわゆる面順次式を用いる。
【０１３８】
図２７に示すように、本実施例における光源部４１は、ランプ１５の前面に絞り２５が設けられ、絞り２５のさらに前面には、ＲＧＢフィルタ２３が設けられている。また、絞り２５は、絞り制御部２４に接続されており、絞り制御部２４からの制御信号に応じて、ランプ１５から照射された光束のうち透過させる光束を制限し、光量を変化させる。また、ＲＧＢ回転フィルタ２３は、ＲＧＢ回転フィルタ制御部２６に接続され、所定の回転速度で回転する。
【０１３９】
本実施例における光源部の動作としては、ランプ１５から出力された光束が、絞り２５で所定の光量に制限され、絞り２５を透過した光束は、ＲＧＢフィルタを介することによって、所定の時間毎にＲ・Ｇ・Ｂそれぞれの照明光として、光源部から出力される。また、それぞれの照明光は、被検体内で反射し、ＣＣＤ２１で受光される。ＣＣＤ２１で得られた信号は、照射される時間に応じて、内視鏡装置本体１０５に設けられた切換部（図示しない）で振り分けられ、Ｓ／Ｈ回路４３３ａ乃至４３３ｃにそれぞれ入力される。つまり、光源部４１からＲのフィルタを介した照明光が照射された場合には、ＣＣＤ２１で得られた信号は、Ｓ／Ｈ回路４３３ａに入力されることになる。尚、その他の動作については実施例１と同様であるため、ここでは省略する。
【０１４０】
本実施例によると、実施例１と同様、血管パターンが鮮明に表示される分光観察画像を得ると共に、この分光観察画像に関連した生体機能情報を表示することができる。また、本実施例では、実施例１と異なり、いわゆる面順次方式によるメリットを享受することができる。尚、このメリットとは、例えば後述するする実施例４のようなものが挙げられる。
【０１４１】
また、上述の実施例では、ＲＧＢカラー信号の飽和を避けるために、照明光量（光源部からの光量）を制御・調節していた。これに対し、ＣＣＤの電子シャッターを調整する方法もある。ＣＣＤでは、一定時間内に入射した光強度に比例した電荷が蓄積し、その電荷量を信号としている。この蓄積時間に相当するのが、電子シャッターと呼ばれるものである。この電子シャッターを調節することで、電荷の蓄積量即ち信号量を調整することができるので、図２８に示すように、電荷蓄積時間を順次変化させた状態でのＲＧＢカラー画像を得ることで、同様の分光画像を得ることができる。即ち、上述のそれぞれの実施例において、照明光量の制御は通常画像を得るために用い、分光画像を得る際には、電子シャッターを変化させることにより、ＲＧＢカラー信号の飽和を避けることが可能である。
【実施例４】
【０１４２】
図２９は本発明の実施例４に係るＣＣＤの電荷蓄積時間を示す図である。
【０１４３】
実施例４は、実施例３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】
本実施例は、主として実施例３と同様、面順次方式を利用したものであり、また、この利点を生かしたものである。実施例３での電子シャッター制御による電荷蓄積時間に重み付けを加えることで、分光画像データの生成を簡素化することができるものである。すなわち、本実施例では、ＣＣＤ２１の電荷蓄積時間を変化させることができるＣＣＤドライブ４３１を有していることになる。尚、その他の構成は、実施例３と同様であるため、ここでは省略する。
【０１４５】
本実施例の動作としては、図２９に示すように、ＲＧＢ回転フィルタ２３を介してそれぞれの照明光が照射された場合に、ＣＣＤ２１における電子シャッターによる電荷蓄積時間を変化させる。ここで、照明光がＲ・Ｇ・Ｂのそれぞれの場合におけるＣＣＤ２１の電荷蓄積時間をｔｄr、ｔｄg、ｔｄb（尚、同図ではＢのカラー画像信号は蓄積時間を設けていないためｔｄbは省略されている）とする。例えば、（２１）式にて示されたマトリックス処理を行う場合のＦ３擬似フィルタ画像は、通常内視鏡にて得られるＲＧＢ画像から、
［数２６］
Ｆ3＝−０．０５０Ｒ−１．７７７Ｇ＋０．８２９Ｂ    …（２６）
の演算を行うので、図２８でのＲＧＢ別の電子シャッター制御による電荷蓄積時間を
［数２７］
ｔｄr：ｔｄg：ｔｄb＝０．０５０：１．７７７：０．８２９    …（２７）
となるように設定すれば良い。また、マトリックス部では、単にＲとＧ成分のみ反転させた信号とＢ成分を加算する。これにより、実施例１乃至実施例３と同様の分光画像を得ることができる。
【０１４６】
本実施例によると、実施例３と同様、血管パターンが鮮明に表示される分光観察画像を得ると共に、この分光観察画像に関連した生体機能情報を表示することができる。また、本実施例では、実施例３と同様、カラー信号の作成に面順次方式を利用しており、またさらに電子シャッターを用いてカラー信号毎に電荷蓄積時間を異ならせることができるため、これにより、マトリックス部においては、単に加算、差分処理を行うだけでよく、処理を簡略化することが可能である。
【実施例５】
【０１４７】
図３０及び図３１は本発明の実施例５に係わり、図３０は色フィルタの配列を示す図、図３１は図３０の色フィルタの分光感度特性を示す図である。
【０１４８】
実施例５は、実施例１とほとんど同じであるので、異なる点のみ説明し、同一の構成には同じ符号をつけ説明は省略する。
【０１４９】
本実施例は、主として実施例１とＣＣＤ２１に設けられたカラーフィルタが異なるものである。実施例１では、図６で示したようにＲＧＢ原色型カラーフィルタが用いられるのに対し、本実施例では、補色型のカラーフィルタを用いる。
【０１５０】
この補色型フィルタの配列は図３０に示されているように、Ｇ、Ｍｇ、Ｙｅ、Ｃｙの各要素から構成される。尚、原色型カラーフィルタの各要素と補色型カラーフィルタの各要素の関係は、Ｍｇ＝Ｒ＋Ｂ、Ｃｙ＝Ｇ＋Ｂ、Ｙｅ＝Ｒ＋Ｇとなる。
【０１５１】
この場合、ＣＣＤ２１の全画素読み出しを行い、各色フィルタからの画像を信号処理又は画像処理することになる。また、原色型カラーフィルタについての（１）式〜（８）式及び（１９）式〜（２１）式について、補色型カラーフィルタの場合に変形すると、以下の（２８）式より（３４）式のようになる。但し、目標とする狭帯域のバンドパスフィルタの特性は同じとする。
【０１５２】
［数２８］
2006314557.tif 000025
［数２９］
2006314557.tif 000026
［数３０］
ｋG＝（∫Ｓ（λ）×Ｈ（λ）×Ｇ（λ）ｄλ）-1
ｋMg＝（∫Ｓ（λ）×Ｈ（λ）×Ｍｇ（λ）ｄλ）-1
ｋCy＝（∫Ｓ（λ）×Ｈ（λ）×Ｃｙ（λ）ｄλ）-1
ｋYe＝（∫Ｓ（λ）×Ｈ（λ）×Ｙｅ（λ）ｄλ）-1        …（３０）
［数３１］
2006314557.tif 000027
［数３２］
2006314557.tif 000028
［数３３］
2006314557.tif 000029
［数３４］
2006314557.tif 000030
また、図３１に、補色型カラーフィルタを用いた場合の分光感度特性、目標とするバンドパスフィルタ及び上記（２８）式乃至（３４）式により求められ擬似バンドパスフィルタの特性を示す。
【０１５３】
尚、補色型フィルタを用いる場合には、図４で示されるＳ／Ｈ回路は、それぞれＲ・Ｇ・Ｂではなく、Ｇ・Ｍｇ・Ｃｙ・Ｙｅについて行われることは言うまでもない。
【０１５４】
また、補色型カラーフィルタを使った場合でも式（９）〜（１８）で示したマトリックス推定方法が適用できる。この場合、補色フィルタの数が４つである場合には、式（１４）で仮定した生体分光反射率が３つの基本的な分光特性で近似できる、という部分が４つ、ないしは４つ以下となる。従って、これに合わせて、推定マトリックスを演算するための次元は３から４に変更される。
【０１５５】
本実施例によると、実施例１と同様、血管パターンが鮮明に表示される分光観察画像を得ると共に、この分光観察画像に関連した生体機能情報を表示することができる。また、本実施例では、補色型カラーフィルタを用いた場合のメリットを享受することができる。
【０１５６】
以上、本発明における各実施例について説明を行ったが、本発明は、上記実施例を種々組みあせて用いても良く、また趣旨を一脱しない範囲での変形も考えられる。
【０１５７】
例えば、既に述べた全ての実施例に対して、臨床中その他のタイミングにて操作者自ら新規の擬似バンドパスフィルタを作成し、臨床に適用することもできる。即ち、実施例１で示すと図４中の制御部４２に、マトリックス係数を演算・算出することのできる設計部（図示しない）を設ける。
【０１５８】
これにより、図３に示す内視鏡本体に設けられたキーボードを介して条件を入力することで、操作者が知りたい分光画像を得るのに適した擬似バンドパスフィルタを新規に設計するとともに、算出されたマトリックス係数（（１９）式及び（３２）式のマトリックス「Ａ」の各要素に相当）に補正係数（（２０）式及び（３３）式のマトリックス「Ｋ」の各要素に相当）を施した最終マトリックス係数（（２１）式及び（３４）式のマトリックス「Ａ’」の各要素に相当）を図４中のマトリックス演算部４３６に設定することで、即時臨床に適用することができる。
【０１５９】
図３２に、適用までの流れを示す。この流れについて詳しく説明すると、まず、操作者は、目標となるバンドパスフィルタの情報（例えば波長帯域等）をキーボード等を介して入力する。これにより、すでに所定の記憶装置等に記憶されている光源・カラーフィルタの特性等と共に、マトリックス「Ａ’」が算出され、図３０に示されるように、目標とするバンドパスフィルタの特性と共に、そのマトリックス「Ａ’」による演算結果（擬似バンドパスフィルタ）が、スペクトル図としてモニタ上に表示される。
【０１６０】
操作者はこの演算結果を確認した後、新たに作成されたマトリックス「Ａ’」を使用する場合には、その設定を行い、このマトリックス「Ａ’」を用いて実際の内視鏡画像が生成される。また、これと共に新たに作成されたマトリックス「Ａ’」は、所定の記憶装置に記憶され、操作者の所定の操作に応じて、再度使用することができる。
【０１６１】
これにより、操作者は既存のマトリックス「Ａ’」にとらわれず、自らの経験等により新たなバンドパスフィルタを生成することができ、特に研究用として使用される場合に、効果が高いものである。
【０１６２】
本発明は、上述した実施例に限定されるものではなく、本発明の要旨を変えない範囲において、種々の変更、改変等が可能である。
【図面の簡単な説明】
【０１６３】
【図１】本発明の実施例１に係るカラー画像信号から分光画像信号を作成する際の信号の流れを示した概念図
【図２】本発明の実施例１に係る分光画像信号の積分演算を示す概念図
【図３】本発明の実施例１に係る電子内視鏡装置の外観を示す外観図
【図４】図３の電子内視鏡装置の構成を示すブロック図
【図５】図４のチョッパーの外観を示す外観図
【図６】図３のＣＣＤの撮像面に配置される色フィルタの配列を示す図
【図７】図６の色フィルタの分光感度特性を示す図
【図８】図４のマトリックス演算部の構成を示す構成図
【図９】本発明の実施例１に係る光源のスペクトルを示すスペクトル図
【図１０】本発明の実施例１に係る生体の反射スペクトルを示すスペクトル図、
【図１１】図１１は図４の電子内視鏡装置により観察する生体組織の層方向構造を示す図
【図１２】図４の電子内視鏡装置からの照明光の生体組織の層方向への到達状態を説明する図
【図１３】白色光の各バンドの分光特性を示す図
【図１４】図１３の白色光による各バンド画像を示す第１の図
【図１５】図１３の白色光による各バンド画像を示す第２の図
【図１６】図１３の白色光による各バンド画像を示す第３の図
【図１７】図８のマトリックス演算部で生成された分光画像の分光特性を示す図
【図１８】図１７の各分光画像を示す第１の図
【図１９】図１７の各分光画像を示す第２の図
【図２０】図１７の各分光画像を示す第３の図
【図２１】図２１は図４の色調整部の構成を示すブロック図
【図２２】図２１の色調整部の作用を説明する図
【図２３】図４の色調整部の変形例の成を示すブロック図
【図２４】図４の生体機能演算部の構成を示すブロック図
【図２５】モニタへの表示例を示す図
【図２６】本発明の実施例２に係るマトリックス演算部の構成を示すブロック図
【図２７】本発明の実施例３に係る電子内視鏡装置の構成を示すブロック図
【図２８】図２７のＣＣＤの電荷蓄積時間を示す図
【図２９】本発明の実施例４に係るＣＣＤの電荷蓄積時間を示す図
【図３０】本発明の実施例５に係る色フィルタの配列を示す図
【図３１】図３０の色フィルタの分光感度特性を示す図
【図３２】本発明に係る変形例におけるマトリックス演算の際のフローチャート
【符号の説明】
【０１６４】
４１…光源部
４２…制御部
４３…本体処理装置
１００…電子内視鏡装置
１０１…スコープ
１０２…挿入部
１０３…先端部
１０４…アングル操作部
１０５…内視鏡装置本体
１０６…表示モニタ
４３６…マトリックス演算部
４４０…色調整部
４４０ａ…色変換処理回路
４５０…生体機能演算部
４５０ａ…ＩＨｂ算出回路
【図１】
2006314557.tif 000031
【図２】
2006314557.tif 000032
【図３】
2006314557.tif 000033
【図４】
2006314557.tif 000034
【図５】
2006314557.tif 000035
【図６】
2006314557.tif 000036
【図７】
2006314557.tif 000037
【図８】
2006314557.tif 000038
【図９】
2006314557.tif 000039
【図１０】
2006314557.tif 000040
【図１１】
2006314557.tif 000041
【図１２】
2006314557.tif 000042
【図１３】
2006314557.tif 000043
【図１４】
2006314557.tif 000044
【図１５】
2006314557.tif 000045
【図１６】
2006314557.tif 000046
【図１７】
2006314557.tif 000047
【図１８】
2006314557.tif 000048
【図１９】
2006314557.tif 000049
【図２０】
2006314557.tif 000050
【図２１】
2006314557.tif 000051
【図２２】
2006314557.tif 000052
【図２３】
2006314557.tif 000053
【図２４】
2006314557.tif 000054
【図２５】
2006314557.tif 000055
【図２６】
2006314557.tif 000056
【図２７】
2006314557.tif 000057
【図２８】
2006314557.tif 000058
【図２９】
2006314557.tif 000059
【図３０】
2006314557.tif 000060
【図３１】
2006314557.tif 000061
【図３２】
2006314557.tif 000062
【手続補正書】
【提出日】平成18年3月7日(2006.3.7)
【手続補正１】
【補正対象書類名】特許請求の範囲
【補正対象項目名】全文
【補正方法】変更
【補正の内容】
【特許請求の範囲】
【請求項１】
白色光の照明光により照明された被検体を、複数の広帯域の波長透過特性の色フィルタを備えた第１の撮像装置により撮像した第１の撮像信号、若しくは可視領域をカバーする互いに異なる複数の広帯域の波長領域の面順次照明光により照明された被検体を、第２の撮像装置により撮像した第２の撮像信号に対する信号処理を行い、表示装置にカラーの通常画像として表示するための通常画像信号を生成する通常画像信号生成部と、
前記第１の撮像信号若しくは前記第２の撮像信号に基づき、前記カラー画像信号の生成に用いられる色信号若しくは前記カラー画像信号に対する信号処理により、狭帯域の波長領域の照明光により照明された被検体を撮像した場合に得られる狭帯域の画像信号に対応する分光画像信号を生成する分光画像信号生成部と、
前記分光画像信号から前記被検体を生体とした場合における生体の血液に関連する生体機能情報を算出する生体機能情報算出部と、
を有することを特徴とする生体観測装置。
【請求項２】
前記生体機能情報算出部は、さらに、算出された前記生体機能情報を表示装置に出力することを特徴とする請求項１に記載の生体観測装置。
【請求項３】
前記分光画像信号に対して、前記表示装置に分光画像として表示させる際の表示色の調整を行う色調整部を更に含むことを特徴とする請求項１に記載の生体観測装置。
【請求項４】
前記第１の撮像装置、若しくは前記第２の撮像装置で撮像するために用いられる前記照明光を発生する光源部を有することを特徴とする請求項１に記載の生体観測装置。
【請求項５】
前記第１の撮像装置、若しくは前記第２の撮像装置は内視鏡に設けられ、前記内視鏡が着脱自在に接続される接続部を有することを特徴とする請求項１に記載の生体観測装置。
【請求項６】
前記生体機能情報は、血液中に含まれるヘモグロビン濃度を表す指標としてのヘモグロビンインデックスであることを特徴とする請求項１又は３に記載の生体観測装置。  
【請求項７】
前記ヘモグロビンインデックスは、赤の波長帯域の分光画像信号と緑の波長帯域の分光画像信号との比の対数から算出されることを特徴とする請求項６に記載の生体観測装置。
【請求項８】
前記ヘモグロビンインデックスは、赤帯域の分光画像信号と青帯域の分光画像信号との比の対数から算出されることを特徴とする請求項６に記載の生体観測装置。
体観測装置。
【請求項９】
前記ヘモグロビンインデックスは、赤帯域の分光画像信号と緑帯域の分光画像信号との比の対数から算出されることを特徴とする請求項３に記載の生体観測装置。
【請求項１０】
前記生体機能情報算出部は、前記分光画像信号から前記ヘモグロビンインデックスの画像を生成し、生成された前記画像を、表示装置に出力することを特徴とする請求項６に記載の生体観測装置。
【手続補正２】
【補正対象書類名】明細書
【補正対象項目名】全文
【補正方法】変更
【補正の内容】
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、生体を撮像して得られるカラー画像信号を利用して、信号処理により擬似的な狭帯域フィルタに対応する分光画像信号を生成し、分光画像としてモニタ上に表示する生体観測装置に関する。
【背景技術】
【０００２】
従来より、生体観測装置として、照明光を照射し体腔内の内視鏡画像を得る内視鏡装置が広く用いられている。この種の内視鏡装置では、光源装置からの照明光を体腔内にライトガイド等を用い導光しその戻り光により被写体を撮像する撮像手段を有する電子内視鏡が用いられ、ビデオプロセッサにより撮像手段からの撮像信号を信号処理することにより観察モニタに内視鏡画像を表示し患部等の観察部位を観察するようになっている。
【０００３】
内視鏡装置において通常の生体組織観察を行う場合は、１つの方式としては、光源装置で可視光領域の白色光を発光し、例えばＲＧＢ等の回転フィルタを介することで面順次光を被写体に照射し、この面順次光による戻り光をビデオプロセッサで同時化し画像処理することでカラー画像を得ている。また、内視鏡装置において通常の生体組織観察を行う場合は、別の方式としては、内視鏡の撮像手段の撮像面の前面にカラーチップを配し、光源装置で可視光領域の白色光を発光し、該白色光による戻り光をカラーチップにて各色成分毎に分離することで撮像し、ビデオプロセッサで画像処理することによってカラー画像を得ている。
【０００４】
生体組織は、照射される光の波長により光の吸収特性及び散乱特性が異なるため、例えば日本国特開２００２−９５６３５号公報において、可視光領域の照明光を離散的な分光特性の狭帯域なＲＧＢ面順次光を生体組織に照射し、生体組織の所望の深部の組織情報を得る狭帯域光内視鏡装置が提案されている。
【０００５】
また、日本国特開２００３−９３３３６号公報において、可視光領域の照明光による画像信号を信号処理し離散的な分光画像を生成し、生体組織の所望の深部の組織情報を得る狭帯域光内視鏡装置が提案されている。
【特許文献１】特開２００２−９５６３５号公報
【特許文献２】特開２００３−９３３３６号公報
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００６】
しかしながら、例えば上記特開２００３−９３３３６号公報に記載の装置では、信号処理により分光画像を得ることで、狭帯域なＲＧＢ光を生成するためのフィルタを必要としないが、得られた分光画像を単にモニタに出力する構成である。このため、上記特開２００３−９３３３６号公報に記載の装置ではモニタに表示される画像が生体組織の所望の深部の組織情報の観察に適した色調の画像とならない虞があるばかりでなく、血液中のヘモグロビン濃度等の生体機能情報との関連を把握することが困難となる。
【０００７】
本発明は、上記事情に鑑みてなされたものであり、信号処理により得られる分光画像信号に基づき、生体の血液に関連する生体機能情報を算出でき、診断能の向上に寄与することのできる生体観測装置を提供することを目的としている。
【課題を解決するための手段】
【０００８】
本発明の生体観測装置は、白色光の照明光により照明された被検体を、複数の広帯域の波長透過特性の色フィルタを備えた第１の撮像装置により撮像した第１の撮像信号、若しくは可視領域をカバーする互いに異なる複数の広帯域の波長領域の面順次照明光により照明された被検体を、第２の撮像装置により撮像した第２の撮像信号に対する信号処理を行い、表示装置にカラーの通常画像として表示するための通常画像信号を生成する通常画像信号生成部と、
前記第１の撮像信号若しくは前記第２の撮像信号に基づき、前記カラー画像信号の生成に用いられる色信号若しくは前記カラー画像信号に対する信号処理により、狭帯域の波長領域の照明光により照明された被検体を撮像した場合に得られる狭帯域の画像信号に対応する分光画像信号を生成する分光画像信号生成部と、
前記分光画像信号に基づき前記被検体を生体とした場合における生体の血液に関連する生体機能情報を算出する生体機能情報算出部と、
を有することを特徴とする。
【発明の効果】
【０００９】
本発明によれば、信号処理により得られた分光画像信号に基づき、生体の血液に関連する生体機能情報を算出でき、診断能の向上に寄与することができるという効果がある。
【発明を実施するための最良の形態】
【００１０】
以下、図面を参照しながら本発明の実施例について述べる。
【実施例１】
【００１１】
図１乃至図２５は本発明の実施例１に係わり、図１はカラー画像信号から分光画像信号を作成する際の信号の流れを示す概念図、図２は分光画像信号の積分演算を示す概念図、図３は電子内視鏡装置の外観を示す外観図、図４は図３の電子内視鏡装置の構成を示すブロック図、図５は図４のチョッパーの外観を示す外観図、図６は図３のＣＣＤの撮像面に配置される色フィルタの配列を示す図、図７は図６の色フィルタの分光感度特性を示す図、図８は図４のマトリックス演算部の構成を示す構成図、図９は光源のスペクトルを示すスペクトル図、図１０は生体の反射スペクトルを示すスペクトル図、図１１は図４の電子内視鏡装置により観察する生体組織の層方向構造を示す図、図１２は図４の電子内視鏡装置からの照明光の生体組織の層方向への到達状態を説明する図、図１３は白色光の各バンドの分光特性を示す図、図１４は図１３の白色光による各バンド画像を示す第１の図、図１５は図１３の白色光による各バンド画像を示す第２の図、図１６は図１３の白色光による各バンド画像を示す第３の図、図１７は図８のマトリックス演算部で生成された分光画像の分光特性を示す図、図１８は図１７の各分光画像を示す第１の図、図１９は図１７の各分光画像を示す第２の図、図２０は図１７の各分光画像を示す第３の図、図２１は図４の色調整部の構成を示すブロック図、図２２は図２１の色調整部の作用を説明する図、図２３は図４の色調整部の変形例の成を示すブロック図、図２４は図４の生体機能演算部の構成を示すブロック図、図２５はモニタへの表示例を示す図である。
【００１２】
本発明の実施例１における生体観測装置としての電子内視鏡装置では、照明用光源から被検体である生体に照明光を照射し、その照射光に基づいて生体から反射される光を撮像部である固体撮像素子にて受光して光電変換された撮像信号から広帯域のカラー画像信号を生成すると共に、このカラー画像信号から光学的波長が狭帯域の画像信号に対応する分光画像信号を信号処理によって生成する。
【００１３】
以下、本発明に係る実施例１について説明する前に、本発明の基礎となるマトリックス算出方法について説明する。ここで、マトリックスとは、カラー画像（以下通常画像と呼ぶ）を生成するために取得されるカラー画像信号から、分光画像信号を生成する際に用いられる所定の係数である。
【００１４】
また、このマトリックスの説明に続き、より正確な分光画像信号を求めるための補正方法、生成された分光画像信号のＳ／Ｎを向上させるＳ／Ｎの改善方法について説明する。なお、この補正方法、Ｓ／Ｎの改善方法に関しては、必要に応じて使用すれば良い。また、以下、ベクトル及び行列（マトリックス）は太文字あるいは「」（例えば、行列Ａを“Ａの太文字”あるいは“「Ａ」”と表記）で、それ以外は文字修飾なしで表記する。
【００１５】
（マトリックス算出方法）
図１は、カラー画像信号（ここでは、説明を簡単にするために、Ｒ・Ｇ・Ｂとするが、後述する実施例のように、補色型固体撮像素子においては、Ｇ・Ｃｙ・Ｍｇ・Ｙｅの組合せでも良い）から、光学的波長狭帯域の画像に対応する分光画像信号を生成する際の信号の流れを示した概念図である。
【００１６】
まず、電子内視鏡装置は、Ｒ・Ｇ・Ｂのそれぞれのカラー感度特性を数値データ化する。ここで、Ｒ・Ｇ・Ｂのカラー感度特性とは、白色光の光源を用い、白色の被写体を撮像する時にそれぞれ得られる波長に対する出力の特性である。
【００１７】
尚、Ｒ・Ｇ・Ｂのそれぞれのカラー感度特性は、簡略化したグラフとして各画像データの右に示されている。また、この時の、Ｒ・Ｇ・Ｂのカラー感度特性をそれぞれn次元の列ベクトル「Ｒ」・「Ｇ」・「Ｂ」とする。
【００１８】
次に、電子内視鏡装置は、抽出したい分光画像用狭帯域パンドパスフィルタＦ1・Ｆ2・Ｆ3（電子内視鏡装置は、先見情報として、構造を効率よく抽出できるフィルタの特性を知っている。このフィルタの特性とは、波長帯域が略590nm〜略610nm、略530nm〜略550nm、略400m〜略430nmをそれぞれ通過帯域とするものである。）の特性を数値データ化する。
【００１９】
尚、ここで“略”とは、波長においては±10nm程度を含む概念である。この時のフィルタの特性をそれぞれn次元の列ベクトル「Ｆ1」・「Ｆ2」・「Ｆ3」とする。得られた数値データを基に、以下の関係を近似する最適な係数セットを求める。即ち、
［数１］
2006314557.tif 000063
となるマトリックスの要素を求めればよい。
【００２０】
上の最適化の命題の解は数学的には、以下のように与えられる。Ｒ・Ｇ・Ｂのカラー感度特性を表すマトリックスを「Ｃ」、抽出したい狭帯域パンドパスフィルタの分光特性を表すマトリックスを「Ｆ」、求める係数マトリックスを「Ａ」とすると、
［数２］
2006314557.tif 000064
となる。従って、（１）式に示した命題は、以下の関係を満足する係数マトリックス「Ａ」を求めるに等しい。
【００２１】
［数３］
2006314557.tif 000065
ここで、分光特性を表すスペクトルデータとしての点列数nとしては、n＞３であるので、（３）式は１次元連立方程式ではなく、線形最小二乗法の解として与えられる。即ち、（３）式を擬似連立方程式として解けばよい。マトリックス「Ｃ」の転置行列を「ｔＣ」とすれば、（３）式は
［数４］
2006314557.tif 000066
となる。「ｔＣＣ」はn×nの正方行列であるので、（４）式は係数マトリックス「Ａ」についての連立方程式と見ることができ、その解は、
［数５］
2006314557.tif 000067
で与えられる。
【００２２】
（５）式にて求められた係数マトリックス「Ａ」について、電子内視鏡装置は、（３）式の左辺の変換を行うことで、抽出したい狭帯域パンドパスフィルタＦ1・Ｆ2・Ｆ3の特性を近似させることができる。以上が、本発明の基礎となるマトリックス算出方法の説明である。
【００２３】
このようにして算出されたマトリックスを用いて、後述するマトリックス演算部４３６がカラー画像信号から分光画像信号を生成する。
【００２４】
上記のようにしてマトリックス演算部４３６等による信号処理により、（ＲＧＢの広帯域バンドパスフィルタから）算出される狭帯域バンドパスフィルタＦ1・Ｆ2・Ｆ3に該当するものが分光画像信号となるため、後述する実施例においては分光画像信号としてＦ1・Ｆ2・Ｆ3を用いる。
【００２５】
また、分光画像信号としてのＦ1・Ｆ2・Ｆ3は、電気的な信号処理により生成される狭帯域バンドパスフィルタに相当するものであるため、その分光特性的な特徴を明示するために、擬似狭帯域バンドパルフィルタが用いられる場合もある。
【００２６】
（補正方法）
次に、より正確な分光画像信号を求めるための補正方法について説明する。
【００２７】
上述のマトリックス算出方法の説明においては、ＣＣＤ等の固体撮像素子が受光する光束が、完全な白色光（可視域において、全ての波長強度が同じ）である場合に正確に適用されるものである。即ち、ＲＧＢの出力がいずれも同じである場合に、最適な近似となる。
【００２８】
しかし、実際の内視鏡観察下では、照明する光束（光源の光束）は完全な白色光ではなく、生体の反射スペクトルも一律ではないので、固体撮像素子が受光する光束も白色光でない（色が着いているので、ＲＧＢの値は同じではない）。
【００２９】
従って、実際の処理において、（３）式に示した命題をより正確に解くためには、ＲＧＢのカラー感度特性に加え、照明光の分光特性、生体の反射特性を考慮することが望ましい。
【００３０】
ここで、カラー感度特性をそれぞれＲ（λ）、Ｇ（λ）、Ｂ（λ）とし、照明光の分光特性の一例をＳ（λ）、生体の反射特性の一例をＨ（λ）とする。なお、この照明光の分光特性および生体の反射特性は、必ずしも検査を行う装置、被検体の特性でなくてもよく、例えば予め取得しておいた一般的な特性としても良い。
【００３１】
これらの係数を用いると、補正係数ｋR・ｋG・ｋBは、
［数６］
ｋR＝（∫Ｓ（λ）×Ｈ（λ）×Ｒ（λ）ｄλ）-1
ｋG＝（∫Ｓ（λ）×Ｈ（λ）×Ｇ（λ）ｄλ）-1
ｋB＝（∫Ｓ（λ）×Ｈ（λ）×Ｂ（λ）ｄλ）-1        …（６）
で与えられる。感度補正マトリックスを「Ｋ」とすると、以下のように与えられる。
【００３２】
［数７］
2006314557.tif 000068
従って、係数マトリックス「Ａ」については、（５）式に（７）式の補正を加えて、以下のようになる。
【００３３】
［数８］
2006314557.tif 000069
また、実際に最適化を行う場合、目標とするフィルタの分光感度特性（図１中のＦ1・Ｆ2・Ｆ3）が負のときは画像表示上では０となる（つまりフィルタの分光感度特性のうち正の感度を有する部分のみ使用される）ことを利用し、最適化された感度分布の一部が負になることも許容されることが付加される。電子内視鏡装置は、ブロードな分光感度特性から狭帯域な分光感度特性を生成するためには、図１に示すように目標とするＦ1・Ｆ2・Ｆ3の特性に、負の感度特性を付加することで、感度を有する帯域を近似した成分を生成することができる。
【００３４】
（Ｓ／Ｎの改善方法）
次に、生成された分光画像信号のＳ／Ｎ及び精度を向上させる方法について説明する。このＳ／Ｎの改善方法は、前述した処理方法に付加することにより、さらに以下の課題を解決するものである。
【００３５】
（ｉ）前述のマトリックス算出方法における原信号（Ｒ・Ｇ・Ｂ）のいずれかが仮に飽和状態となると、処理方法におけるフィルタＦ1乃至Ｆ3の特性が、観察対象とする部分の構造を効率よく抽出できるフィルタの特性（理想とする特性）と大きく異なってしまう可能性がある（Ｒ・Ｇ・Ｂの中、２つの信号だけでフィルタＦ1乃至Ｆ3が生成される場合は、その２つの原信号がいずれも飽和していないことが必要である）。
【００３６】
（ii）カラー画像信号から分光画像信号への変換の際に、広帯域のフィルタから狭帯域フィルタを生成するため、感度の劣化が発生し、生成された分光画像信号の成分も小さくなり、Ｓ／Ｎが良くない。
【００３７】
このＳ／Ｎ改善の方法とは、図２に示されるように、照明光の照射を通常画像（一般的なカラー画像）の１フィールド（１フレーム）中に数回（例えばn回、nは２以上の整数）に分けて照射する（照射強度をそれぞれの回で変化させても良い。図２においては、Ｉ0乃至Ｉnで示されている。なお、これは照明光の制御のみで実現可能である。）。
【００３８】
これにより、電子内視鏡装置は、１回の照射強度を小さくすることができ、ＲＧＢ信号のいずれもがそれぞれ飽和状態となるのを抑えることができる。また、数回に分割された画像信号は、後段でn枚分の加算を行う。これにより、電子内視鏡装置は、信号成分を大きくしてＳ／Ｎを向上させることができる。図２で、積算部４３８ａ乃至４３８ｃはＳ／Ｎを改善する画質調整部として機能する。
【００３９】
以上が、本発明の基礎となるマトリックス演算方法、またこれと共に実施することが可能な正確な分光画像信号を求めるための補正方法、生成された分光画像信号のＳ／Ｎを向上させる方法の説明である。
【００４０】
ここで、上述のマトリックス算出方法の変形例について説明する。
【００４１】
（マトリックス算出方法の変形例）
カラー画像信号をＲ，Ｇ，Ｂ、推定する分光画像信号をＦ1，Ｆ2，Ｆ3とする。なお、厳密には、カラー画像信号Ｒ，Ｇ，Ｂ等は、画像上の位置ｘ，ｙの関数でもあるので、例えばＲをＲ（ｘ，ｙ）と表記すべきだが、ここでは省略する。
【００４２】
Ｒ，Ｇ，ＢからＦ1，Ｆ2，Ｆ3を計算する３×３の行列「Ａ」を推定することが目標となる。「Ａ」が推定されれば、Ｒ，Ｇ，ＢからＦ1，Ｆ2，Ｆ3（マトリックス表記ではＦ１，Ｆ２，Ｆ３）の計算は、以下の（９）式で可能となる。
【００４３】
［数９］
2006314557.tif 000070
ここで、以下のデータの表記を定義する。
【００４４】
被検体の分光特性：Ｈ（λ）、「Ｈ」＝（Ｈ（λ1）,Ｈ（λ2）,…,Ｈ（λn））ｔ
λは波長であり、ｔは行列演算における転置を表す。同様に、
照明光の分光特性：Ｓ（λ）、「Ｓ」＝（Ｓ（λ1）,Ｓ（λ2）,…,Ｓ（λn））ｔ
ＣＣＤの分光感度特性：Ｊ（λ）、「Ｊ」＝（Ｊ（λ1）,Ｊ（λ2）,…,Ｊ（λn））ｔ
色分解を行うフィルタの分光特性：原色の場合
Ｒ（λ）、「Ｒ」＝（Ｒ（λ1）,Ｒ（λ2）,…,Ｒ（λn））ｔ
Ｇ（λ）、「Ｇ」＝（Ｇ（λ1）,Ｇ（λ2）,…,Ｇ（λn））ｔ
Ｂ（λ）、「Ｂ」＝（Ｂ（λ1）,Ｂ（λ2）,…,Ｂ（λn））ｔ
「Ｒ」、「Ｇ」、「Ｂ」は（１０）式に示すように、行列「 Ｃ」で１つにまとめられる。
【００４５】
［数１０］
2006314557.tif 000071
画像信号Ｒ，Ｇ，Ｂ、分光信号Ｆ1，Ｆ2，Ｆ3を行列で以下のように表記する。
【００４６】
［数１１］
2006314557.tif 000072
画像信号「Ｐ」は次式で計算される。
【００４７】
［数１２］
2006314557.tif 000073
いま、「Ｑ」を得るための色分解フィルタを「Ｆ」とすると、（１２）式同様に
［数１３］
2006314557.tif 000074
ここで、重要な第１の仮定として、いま、被検体の分光反射率が基本的な３つの分光特性の線形和で表現できると仮定すると、（１２）式、（１３）式中の「Ｈ」は以下のように表記できる。
【００４８】
［数１４］
2006314557.tif 000075
ここで、「Ｄ」は３つの基本スペクトルＤ1（λ）、Ｄ2（λ）、Ｄ3（λ）を列ベクトルに持つ行列で、「Ｗ」は「Ｈ」に対するＤ1（λ）、Ｄ2（λ）、Ｄ3（λ）の寄与をあらわす重み係数である。被検体の色調がそれほど大きく変動しない場合には、この近似が成立することが知られている。
【００４９】
（１４）式を（１２）式に代入すると、次式を得る。
【００５０】
［数１５］
2006314557.tif 000076
ここで、３×３の行列「Ｍ」は、行列「ＣＳＪＤ」の計算結果を１つにまとめた行列を示す。
【００５１】
同様に、（１４）式を（１３）式に代入して、次式を得る。
【００５２】
［数１６］
2006314557.tif 000077
同じく、「Ｍ’」は、行列「ＦＳＪＤ」の計算結果を１つにまとめた行列を示す。
【００５３】
結局、（１５）式と（１６）式から「Ｗ」を消去して、以下の式を得る。
【００５４】
［数１７］
2006314557.tif 000078
「Ｍ−１」は行列「Ｍ」の逆行列を示す。結局、「Ｍ’Ｍ−１」は３×３の行列となり、推定目標の行列「Ａ」となる。
【００５５】
ここで、重要な第２の仮定として、色分解をバンドパスフィルタで行う場合、そのバンド内における被検体の分光特性を１つの数値で近似できると仮定する。すなわち、
［数１８］
2006314557.tif 000079
色分解用のバンドパスが完全なバンドパスでなく、他の帯域にも感度を持つ場合も考慮して、この仮定が成立する場合、（１５）式、（１６）式における「Ｗ」を上記「Ｈ」と考えれば、結局（１７）式と同様な行列が推定できる。
【００５６】
色分解用のバンドパスが完全なバンドパスでなく、他の帯域にも感度を持つ場合も考慮して、この仮定が成立する場合、（１５）式、（１６）式における「Ｗ」を上記「Ｈ」と考えれば、結局（１７）式と同様な行列が推定できる。
【００５７】
次に、本発明の生体観測装置に係る実施例１における電子内視鏡装置の具体的な構成について、図３を参照して説明する。尚、後述する他の実施例でも同様の構成でも良い。
【００５８】
図３に示すように、電子内視鏡装置１００は、内視鏡１０１、内視鏡装置本体１０５、表示装置としての表示モニタ１０６を有している。また、内視鏡１０１は、被検体の体内に挿入される挿入部１０２、挿入部１０２の先端に設けられた先端部１０３および、挿入部１０２の先端側とは反対側に設けられ、先端部１０３の湾曲動作等を指示するためのアングル操作部１０４から主として構成されている。
【００５９】
内視鏡１０１で取得された被検体の画像は、内視鏡装置本体１０５にて所定の信号処理がなされ、表示モニタ１０６において、処理された画像が表示される。
【００６０】
次に、図４を参照して、内視鏡装置本体１０５について詳しく説明する。尚、図４は、電子内視鏡装置１００のブロック図である。
【００６１】
図４に示すように、内視鏡装置本体１０５は、主に照明部としての光源部４１と、制御部４２と、本体処理装置４３から構成されている。
【００６２】
尚、本実施例では、１つのユニットである内視鏡装置本体１０５内に光源部４１と画像処理等を行う本体処理装置４３を有するものとして説明を行うが、これらは、別のユニットとして、取り外し可能なように構成されていても良い。
【００６３】
光源部４１は、制御部４２および内視鏡１０１に接続されており、制御部４２からの信号に基づいて所定の光量で白色光（完全な白色光でない場合も含む）の照射を行う。また、光源部４１は、白色光源としてのランプ１５と、光量を調整するための光量制御部としてのチョッパー１６と、チョッパー１６を駆動するためのチョッパー駆動部１７とを有している。
【００６４】
チョッパー１６は、図５に示すように、点１７ａを中心とし、所定の半径rの円盤状の構造体に円周方向に所定の長さを有する切り欠き部が設けられた構成を備える。この中心点１７ａは、チョッパー駆動部１７に設けられた回転軸と接続されている。つまり、チョッパー１６は、中心点１７ａを中心に回転運動を行う。また、この切り欠き部は、所定の半径毎に複数設けられている。同図においては、この切り欠き部は、半径ｒ0から半径ｒaの間では、最大の長さ＝２πｒ×θ0度／３６０度、幅＝ｒ0−ｒaである。また、同様に、半径ｒaから半径ｒbの間では、最大の長さ＝２πｒa×２θ1度／３６０度、幅＝ｒa−ｒb、半径ｒbから半径ｒcの間では、最大の長さ＝２πｒb×２θ2度／３６０度、幅＝ｒb−ｒcという構成である（それぞれの半径は、ｒ0＞ｒa＞ｒb＞ｒcとする）。
【００６５】
なお、チョッパー１６における切り欠き部の長さ、幅は一例であり、本実施例に限定されるわけではない。
【００６６】
また、チョッパー１６は、この切り欠き部の略中央に半径方向に延伸する突起部１６０ａを有する。なお、制御部４２は、この突起部１６０ａにより光が遮断された時にフレームを切換えることにより、１フレーム前と１フレーム後に照射される光の間隔を最小限にし、被検体の動き等によるブレを最小限にするものである。
【００６７】
また、チョッパー駆動部１７は図４における矢印で示されるように、ランプ１５に対する方向に移動が可能な構成となっている。
【００６８】
つまり、制御部４２は、図５に示されたチョッパー１６の回転中心１７ａとランプからの光束（点線円で示されている）との距離Ｒを変えることができる。例えば、図５に示された状態では、距離Ｒがかなり小さいので、照明光量は小さい状態にある。距離Ｒを大きくする（チョッパー駆動部１７をランプ１５から遠ざける）ことで、光束が通過できる切り欠き部が長くなるため、照射時間が長くなり、制御部４２は、照明光量を大きくすることができる。
【００６９】
上述のように、電子内視鏡装置では、新しく生成した分光画像がＳ／Ｎとしては不十分である可能性があることと、分光画像の生成に必要なＲＧＢ信号のいずれかの信号が飽和している場合には正しい演算が行われたことにはならないので、照明光量を制御する必要がある。この光量調節をチョッパー１６およびチョッパー駆動部１７が担うことになる。
【００７０】
尚、光源部４１は、チョッパーによる光量制御ではなく、ランプ１５の電流制御によって光量を調整するようにしても良い。すなわち、ランプ１５に電流制御装置を設け、制御部４２からの指令に基づいて、ＲＧＢのいずれのカラー画像信号も飽和状態とならないようにランプ１５に流れる電流の制御を行う。これにより、ランプ１５は発光のために使用される電流が制御されるため、その光量は、その電流の大きさに応じて変化する。
【００７１】
このようにランプ１５の電流制御を採用した場合の電子内視鏡装置においても、血管パターン等が鮮明に表示される分光画像を得ることができる。ランプ１５の電流制御による光量制御方法は、チョッパーを用いた光量制御方法に比較し、制御方法が簡単であるという利点がある。
【００７２】
また、光源部４１にコネクタ１１を介して接続された内視鏡１０１は、先端部１０３に対物レンズ１９及びＣＣＤ等の固体撮像素子２１（以下、単にＣＣＤと記載する）を備えている。本実施例におけるＣＣＤは単板式（同時式電子内視鏡用に用いられるＣＣＤ）であり、原色型である。なお、図６はＣＤＤの撮像面に配置される色フィルタの配列を示している。また、図７は図６の色フィルタにおけるＲＧＢそれぞれの分光感度特性を示している。
【００７３】
また、図４に示すように、挿入部１０２は、光源部４１から照射された光を先端部１０３に導くライトガイド１４と、ＣＣＤで得られた被検体の画像を本体処理装置４３に伝送するための信号線と、処置を行うための鉗子チャネル２８等を備えている。なお、鉗子チャネル２８に鉗子を挿入するための鉗子口２９は、操作部１０４近傍に設けられている。
【００７４】
また、本体処理装置４３は、光源部４１と同様、コネクタ１１を介して内視鏡１０１に接続される。本体処理装置４３は、ＣＣＤ２１を駆動するためのＣＣＤドライブ回路４３１を備えている。また、本体処理装置４３は、通常画像を得るための信号回路系として輝度信号処理系と色信号処理系を有する。
【００７５】
輝度信号処理系は、ＣＣＤ２１に接続され輪郭補正を行う輪郭補正部４３２と、輪郭補正部４３２で補正されたデータから輝度信号を生成する輝度信号処理部４３４を有する。また、色信号処理系は、ＣＣＤ２１に接続され、ＣＣＤ２１で得られた信号のサンプリング等を行いＲＧＢ信号を生成するサンプルホールド回路（Ｓ／Ｈ回路）４３３ａ乃至４３３ｃと、Ｓ／Ｈ回路４３３ａ乃至４３３ｃの出力に接続され、色信号の生成を行う色信号処理部４３５を有する。
【００７６】
そして、前記輝度信号処理系の出力と前記色信号処理系の出力から１つの通常画像を生成する通常画像生成部４３７が設けられ、通常画像生成部４３７から切換部４３９を介して、表示モニタ１０６にＹ信号、Ｒ−Ｙ信号、Ｂ−Ｙ信号が送られる。
【００７７】
一方、分光画像を得るための信号回路系として、Ｓ／Ｈ回路４３３ａ乃至４３３ｃの出力(ＲＧＢ信号)が入力され、ＲＧＢ信号に対して所定のマトリックス演算を行うマトリックス演算部４３６が設けられている。マトリックス演算とは、カラー画像信号同士に加算処理等を行い、また、上述のマトリックス算出方法（あるいはその変形例）により求められたマトリックスを乗算する処理をいう。
【００７８】
尚、本実施例では、このマトリックス演算の方法として、電子回路処理（電子回路を用いたハードウェアによる処理）を用いた方法について説明するが、後述の実施例のように、数値データ処理（プログラムを用いたソフトウェアによる処理）を用いた方法であっても良い。また、実施するにあたっては、これらの方法の組み合わせとすることも可能である。
【００７９】
図８は、マトリックス演算部４３６の回路図を示している。ＲＧＢ信号はそれぞれ抵抗群３１ａ乃至３１ｃを介して、増幅器３２ａ乃至３２ｃに入力される。それぞれの抵抗群は、ＲＧＢ信号がそれぞれ接続される複数の抵抗を有しており、それぞれの抵抗の抵抗値はマトリクス係数に応じた値となっている。即ち、それぞれの抵抗によりＲＧＢ信号の増幅率を変化させ、増幅器で加算（減算でも良い）する構成となっている。それぞれの増幅器３２ａ乃至３２ｃの出力は、マトリックス演算部４３６の出力となる。つまり、このマトリックス演算部４３６は、いわゆる重み付け加算処理を行っている。なお、ここで用いられるそれぞれの抵抗における抵抗値を可変としても良い。
【００８０】
マトリックス演算部４３６の出力は、それぞれ積算部４３８ａ乃至４３８ｃに入力され、積分演算が行われた後、生成されたそれぞれの分光画像信号ΣＦ1乃至ΣＦ3が色調整部４４０及び生体機能演算部４５０に送られる。
【００８１】
色調整部４４０は、分光画像信号ΣＦ1乃至ΣＦ3に対して後述する色調整演算を行い、表示モニタ１０６のＲ，Ｇ，Ｂのカラーチャンネルにそれぞれ出力される分光カラーチャンネル画像信号Ｒch、Ｇch、Ｂchを生成する。生成された分光カラーチャンネル画像信号Ｒch、Ｇch、Ｂchは、切換部４３９を介して表示モニタ１０６のＲのカラーチャンネル、Ｇのカラーチャンネル、Ｂのカラーチャンネルに送られ、表示モニタ１０６にカラー表示される。
【００８２】
また、本実施例における生体機能演算部４５０は、分光画像信号ΣＦ1乃至ΣＦ3に基づいて、生体機能、より具体的には生体における血液中のヘモグロビンの機能を表す指標としてのモグロビン濃度に相関のある値（ヘモグロビンインデックス；ＩＨｂ）を生体機能情報として演算等により算出する。また、算出されたＩＨｂ値から擬似画像（擬似カラー画像或いはグレースケール画像）等の生体機能画像情報を生成して切換部４３９に送る。尚、色調整部４４０及び生体機能演算部４５０の構成については、後述する。
【００８３】
尚、切換部４３９は、表示モニタ１０６に通常画像、分光画像、生体機能画像（生体機能情報）の表示切換えを行うものであり、また分光画像同士の切換表示も可能である。つまり操作者は、通常画像、分光チャンネル画像信号Ｒｃｈによる分光チャンネル画像、分光チャンネル画像信号Ｇｃｈによる分光チャンネル画像、分光チャンネル画像信号Ｂｃｈによる分光チャンネル画像、生体機能画像から選択して表示させることができる。なお、簡単化のため、例えば、分光チャンネル画像信号Ｒｃｈによる分光チャンネル画像を分光チャンネル画像Ｒｃｈともいう。
【００８４】
また、切換部４３９によりいずれか２つ以上の画像を同時に表示モニタ１０６に表示可能な構成としても良い。
【００８５】
特に、表示モニタ１０６に通常画像、分光チャンネル画像、生体機能画像を同時に表示可能とした場合には、ユーザは、一般的に観察を行っている通常画像に対して分光チャンネル画像及び生体機能画像を簡単に対比することができる。そしてユーザは、通常画像と分光チャンネル画像とのそれぞれの特徴（通常画像の特徴は色度合いが通常の肉眼の観察に近く観察しやすい。分光チャンネル画像の特徴は通常画像では観察できない所定の血管等を観察することができる。）を加味した上で観察することができる。従って本実施例は、診断上非常に有用である。
【００８６】
次に、本実施の形態における電子内視鏡装置１００の動作について図４を参照して詳しく説明する。
【００８７】
尚、以下においては、まず通常画像を観察する際の動作について説明し、後に分光画像を観察する際の動作について説明する。
【００８８】
まず、光源部４１の動作を説明する。制御部４２からの制御信号に基づいて、チョッパー駆動部１７は、所定の位置に設定され、チョッパー１６を回転させる。ランプ１５からの光束は、チョッパー１６の切り欠き部を通過し、集光レンズにより、内視鏡１０１と光源部４１の接続部にあるコネクタ１１内に設けられた光ファイババンドルであるライトガイド１４の入射端に、集光される。
【００８９】
集光された光束は、ライトガイド１４を通り、先端部１０３に設けられた照明光学系から被検体の体内に照射される。照射された光束は、被検体内で反射し、対物レンズ１９を介して、ＣＣＤ２１において図６で示した色フィルタ別に信号が収集される。
【００９０】
収集された信号は、上記の輝度信号処理系と色信号処理系に並列に入力される。輝度信号系の輪郭補正部４３２には、色フィルタ別に収集された信号が画素ごとに加算されて入力され、輪郭補正後、輝度信号処理部４３４に供給される。輝度信号処理部４３４では、輝度信号が生成され、通常画像生成部４３７に入力される。
【００９１】
また一方で、ＣＣＤ２１で収集された信号は、色フィルタ毎にＳ／Ｈ回路４３３ａ乃至４３３ｃに入力され、それぞれＲ・Ｇ・Ｂ信号が生成される。さらにＲ・Ｇ・Ｂ信号は、色信号処理部４３５にて色信号が生成され、通常画像生成部４３７において、前記輝度信号および色信号からＹ信号、Ｒ−Ｙ信号、Ｂ−Ｙ信号が生成され、切換部４３９を介して、表示モニタ１０６に被検体の通常画像が表示される。
【００９２】
次に、分光画像を観察する際の動作について説明する。なお、通常画像の観察と同様の動作を行うものに関しては、ここでは省略する。
【００９３】
操作者は、内視鏡装置本体１０５に設けられているキーボードあるいは内視鏡１０１の操作部１０４に設けられているスイッチ等を操作することにより、通常画像から分光画像を観察する指示を行う。この時、制御部４２は、光源部４１および本体処理装置４３の制御状態を変更する。
【００９４】
具体的には、必要に応じて、光源部４１から照射される光量を変更する。上述のように、ＣＣＤ２１からの出力が飽和することは望ましくないため、分光画像の観察時は通常画像の観察時に比して照明光量を小さくする。また、制御部４２は、ＣＣＤからの出力信号が飽和しないように光量を制御するとともに、飽和しない範囲にて照明光量を変化させることもできる。
【００９５】
また、制御部４２による本体処理装置４３への制御変更としては、切換部４３９から出力される信号を通常画像生成部４３７の出力から色調整部４４０の出力に切換える。また、Ｓ／Ｈ回路４３３ａ乃至４３３ｃの出力は、マトリックス演算部４３６で増幅・加算処理が行われ、それぞれの帯域に応じて積算部４３８ａ乃至４３８ｃに出力され、積算処理後に色調整部４４０に出力される。チョッパー１６で、照明光量を小さくした場合でも、積算部４３８ａ乃至４３８ｃにて、保存・積算することで、図２に示したように、信号強度を上げることができ、また、Ｓ／Ｎが向上した分光画像を得ることができる。
【００９６】
以下、本実施例における具体的なマトリックス演算部４３６のマトリックス処理について記載する。本実施例では、図７に実線で示されたＲＧＢ色フィルタの分光感度特性から、同図中に示された理想的な狭帯域バンドパスフィルタＦ1乃至Ｆ3（ここではそれぞれの透過波長領域をＦ1：590nm〜620nm、Ｆ2：520nm〜560nm、Ｆ3：400nm〜440nmとした）に近いバンドパスフィルタ（以下擬似バンドパスフィルタと呼ぶ）を作成しようとした場合、前述の（１）式から（５）式に示した内容により、以下のマトリックスが最適となる。
【数１９】
2006314557.tif 000080
【００９７】
更に、（６）式及び（７）式に示した内容により補正を行うと、以下の補正係数を得る。
【数２０】
2006314557.tif 000081
【００９８】
なお、（６）式に示す光源のスペクトルＳ（λ）は図９に示すものであり、（７）式に示す注目する生体の反射スペクトルＨ（λ）は図１０に示すものである、という先見情報を使用している。
【００９９】
従って、マトリックス演算部４３６にて行われる処理は、数学的には以下のマトリックス演算と同値となる。
【数２１】
2006314557.tif 000082
【０１００】
このマトリックス演算を行うことにより擬似フィルタ特性（図７にはフィルタ擬似Ｆ1乃至Ｆ3の特性として示されている）が得られる。即ち、上述のマトリックス処理は、カラー画像信号に、上述のようにして予め生成された擬似バンドパスフィルタ（即ちマトリックス）を用いて、分光画像信号を作成するものである。
【０１０１】
この擬似フィルタ特性を用いて生成された内視鏡画像の一例を以下に示す。
【０１０２】
図１１に示すように、体腔内組織５１は、例えば深さ方向に異なった血管等の吸収体分布構造を持つ場合が多い。粘膜表層付近には主に毛細血管５２が多く分布し、またこの層より深い中層には毛細血管の他に毛細血管より太い血管５３が分布し、さらに深層にはさらに太い血管５４が分布するようになる。
【０１０３】
一方、体腔内組織５１に対する光の深さ方向の深達度は、光の波長に依存しており、可視域を含む照明光は、図１２に示すように、青（Ｂ）色のような波長が短い光の場合、生体組織での吸収特性及び散乱特性により表層付近までしか光は深達せず、そこまでの深さの範囲で吸収、散乱を受け、表面から出た光が観測される。また、青（Ｂ）色光より波長が長い、緑（Ｇ）色光の場合、青（Ｂ）色光が深達する範囲よりさらに深い所まで深達し、その範囲で吸収、散乱を受け、表面から出た光が観測される。さらにまた、緑（Ｇ）色光より波長が長い、赤（Ｒ）色光は、さらに深い範囲まで光が到達する。
【０１０４】
体腔内組織５１の通常観察時におけるＲＧＢ光は、図１３に示すように、各波長域がオーバーラップしているために、
（１）Ｂ帯域光によりＣＣＤ２１で撮像される撮像信号には、図１４に示すような浅層での組織情報を多く含む浅層及び中層組織情報を有するバンド画像が撮像され、
（２）また、Ｇ帯域光によりＣＣＤ２１で撮像される撮像信号には、図１５に示すような中層での組織情報を多く含む浅層及び中層組織情報を有するバンド画像が撮像され、
（３）さらにＲ帯域光によりＣＣＤ２１で撮像される撮像信号には、図１６に示すような深層での組織情報を多く含む中層及び深層組織情報を有するバンド画像が撮像される。
【０１０５】
そして内視鏡装置本体１０５により、これらＲＧＢ撮像信号を信号処理することで、内視鏡画像としては所望あるいは自然な色再現の内視鏡画像を得ることが可能となる。
【０１０６】
上述のマトリックス演算部４３６におけるマトリックス処理は、カラー画像信号に、上述のようにして予め生成された擬似バンドパスフィルタ（マトリックス）を用いて、分光画像信号を作成するものである。例えば図１７に示すような所望の深層組織情報が抽出可能な離散的で狭帯域な分光特性の擬似バンドパスフィルタＦ1乃至Ｆ3を用いて、分光画像信号Ｆ1乃至Ｆ3が得られる。擬似バンドパスフィルタＦ1乃至Ｆ3は、図１７に示すように、各波長域がオーバーラップしていないために、
（４）擬似バンドパスフィルタＦ3による分光画像信号Ｆ3には、図１８に示すような浅層での組織情報を有するバンド画像が撮像され、また、
（５）擬似バンドパスフィルタＦ2による分光画像信号Ｆ2には、図１９に示すような中層での組織情報を有するバンド画像が撮像され、さらに
（６）擬似バンドパスフィルタＦ1による分光画像信号Ｆ1には、図２０に示すような深層での組織情報を有するバンド画像が撮像される。
【０１０７】
つぎに、このようにして得られた分光画像信号Ｆ1乃至Ｆ3に対して色調整部４４０は、最も単純な色変換の例として、分光画像信号Ｆ1を分光カラーチャンネル画像信号Ｒchに、分光画像信号Ｆ2を分光カラーチャンネル画像信号Ｇchに、分光画像信号Ｆ3を分光カラーチャンネル画像信号Ｂchに、それぞれ割り付け、切換部４３９を介して、表示モニタ１０６に出力する。
【０１０８】
色調整部４４０は、図２１に示すように、３×３マトリックス回路６１と、３×３マトリックス回路６１の前後に設けた３組のＬＵＴ６２ａ，６２ｂ，６２ｃ，６３ａ，６３ｂ，６３ｃと、ＬＵＴ６２ａ，６２ｂ，６２ｃ，６３ａ，６３ｂ，６３ｃのテーブルデータや３×３マトリックス回路６１の係数を変更する係数変更回路６４と、を備えた色変換処理回路４４０ａで構成されている。
【０１０９】
色変換処理回路４４０ａに入力する分光画像信号Ｆ1乃至Ｆ3は、各バンドデータ毎にＬＵＴ６２ａ，６２ｂ，６２ｃにより逆γ補正や、非線形なコントラスト変換処理等が行われる。
【０１１０】
次に、３×３マトリックス回路６１にて、色変換が行われた後、後段のＬＵＴ６３ａ，６３ｂ，６３ｃにてγ補正や、適当な階調変換処理が行われる。
【０１１１】
これらＬＵＴ６２ａ，６２ｂ，６２ｃ，６３ａ，６３ｂ，６３ｃのテーブルデータや３×３マトリックス回路６１の係数を、係数変更回路６４で変更することができる。
【０１１２】
係数変更回路６４による変更は、内視鏡１０１の操作部等に設けられた処理変換スイッチ（図示せず）からの制御信号に基づいて行われる。
【０１１３】
これら制御信号を受けた係数変更回路６４は、予め色調整部４４０内に記憶されている係数データから適切なデータを呼び出し、このデータで、現在の回路係数を書き換える。
【０１１４】
次に具体的な色変換処理内容について述べる。式（２２）に色変換式の一例を示す。
【数２２】
2006314557.tif 000083
【０１１５】
この式（２２）による処理は、分光カラーチャンネル画像信号Ｒch、Ｇch、Ｂchに、分光画像信号Ｆ1乃至Ｆ3を波長の短い順に割り当てる色変換である。
【０１１６】
表示モニタ１０６のＲ，Ｇ，Ｂのカラーチャンネルに出力される分光カラーチャンネル画像信号Ｒch、Ｇch、Ｂchをカラー画像で観察した場合、例えぱ図２２に示すような画像となる。太い血管が深い位置にあり、分光画像信号Ｆ3が反映され、カラーとしては青色系のパターンとして示される。中層付近にある血管網は分光画像信号Ｆ2が強く反映されるので、カラー画像としては赤色系のパターンとして示される。血管網の内、粘膜表面付近に存在するものは黄色系のパターンとして表現される。
【０１１７】
尚、色変換処理回路４４０ａは３×３マトリックス回路６１からなるマトリックス演算器により色変換するとしたが、これに限らず、数値演算プロセッサ（ＣＰＵ）やＬＵＴで色変換処理手段を構成してもよい。
【０１１８】
例えば、上記実施例では、３×３マトリックス回路６１を中心とした構成により色変換処理回路４４０ａを示したが、図２３に示すように、色変換処理回路４４０ａを各バンドに対応した３次元ＬＵＴ７１で置き換えても同様の効果を得ることができる。この場合、係数変更回路６４は、内視鏡１０１の操作部等に設けられた処理変換スイッチ（図示せず）からの制御信号に基づいてテーブルの内容を変更する動作を行なう。
【０１１９】
一方、分光チャンネル画像の観察画像に対し、操作者は、内視鏡装置本体１０５に設けられているキーボードあるいは内視鏡１０１の操作部１０４に設けられているスイッチ等を操作することにより、生体機能演算部４５０への演算指示を行うと、分光画像信号Ｆ1乃至Ｆ3のうちの２つのバンド画像情報を用いて、図２４に示すＩＨｂ値算出回路４５０ａにてＩＨｂ値が演算される。
【０１２０】
従来のＩＨｂ値演算では、式（３４）が使われているが、この式はＧバンド画像が血液情報を強く反映することを利用している。
【０１２１】
一方、フィルタを狭帯域化すると、Ｂ画像には表面上の毛細血管が強く反映される。従って、ＢとＧの画像は、血液が存在する深さが異なり、Ｂが表層、Ｇがそれより深い層位置の情報を反映することになる。
【０１２２】
［数２３］
ＩＨｂ＝３２×Ｌｏｇ2(Ｒ／Ｇ)    …（２３）
よって、生体機能演算部４５０では、Ｒ帯域に相当する分光画像信号Ｆ1をＲ信号、Ｇ帯域に相当する分光画像信号Ｆ2をＧ信号、Ｂ帯域に相当する分光画像信号Ｆ3をＢ信号として扱う。そして、ＩＨｂ算出回路４５０ａに設けたセレクタ４５１の動作を操作スイッチ等からの指示によって切替えることで、生体機能演算部４５０は、式（２３）によるＧ情報に基づいた粘膜中層のＩＨｂ値と、式（２４）によるＢ情報に基づいた粘膜表層のＩＨｂ値とを切替えて演算する。
【０１２３】
これにより、ユーザは、生体組織の組織表面近くの所望の深部の組織情報を分離して確認することができる。
【０１２４】
［数２４］
ＩＨｂ＝３２×Ｌｏｇ2(Ｒ／Ｂ)    …（２４）
具体的には、ＩＨｂ算出回路４５０ａは、図２４に示すように、セレクタ４５１、除算器４５２、対数変換部４５３、乗算器４５４にて構成されている。Ｒ信号としての分光画像信号Ｆ1と、セレクタ４５１で選択されたＧ信号としての分光画像信号Ｆ2、或いはＢ信号としての分光画像信号Ｆ3とが除算器４５２に入力され、除算器４５２によりＲ／Ｇ或いはＲ／Ｂが算出される。
【０１２５】
除算器４５２の出力は、Ｌｏｇ変換部４５３に入力され、Ｌｏｇ変換部４５３によりＲＯＭ上の変換テーブル等を用いて対数変換が行われる。対数変換された信号は、乗算器４５４にて所定の係数との乗算が行われ、画素毎のＩＨｂ値が算出されることになる。
【０１２６】
そして、演算された画素毎のＩＨｂ値に基づいて疑似カラー画像等が生成され、疑似カラー画像等が切換部４３９を介して表示モニタ１０６に出力される。例えば、図２５に示すように、表示モニタ１０６には、画面左側に通常のカラー画像１０６Ａが表示され、その右側に分光チャンネル画像による観察画像１０６Ｃが表示され、観察画像１０６Ｂの下部にＩＨｂ値に基づく生体機能画像１０６Ｃが表示される。
【０１２７】
このように表示モニタ１０６には、通常の画像と、所望の深部の組織情報の観察に適した色調に色変換された観察画像と、この観察画像に対応した組織のＩＨｂ値による生体機能情報とが同時に表示される。そして、本実施例によれば術者による診断能を向上させることができる。
【０１２８】
例えば、式（２２）による色変換処理により、分光画像信号Ｆ2を分光カラーチャンネル画像信号Ｇｃｈに割り付け、赤色系パターンの観察画像で中層付近にある血管網を表示し、同時に、分光画像信号Ｆ1,Ｆ2によるＧ情報に基づいた粘膜中層のＩＨｂ値を算出して生体機能画像を表示する。この表示により術者は、ヘモグロビン分布による血行動態の変化を容易に把握することが可能となる。
【０１２９】
このとき、粘膜表面付近に存在する血管網は、観察画像では黄色系のパターンとして表現されるが、黄色系のパターンは、背景粘膜とのコントラストが弱く、視認性が低いという傾向がある。粘膜表面付近のパターンの変化は、特に、早期病変の発見鑑別診断にとって重要である。
【０１３０】
そこで、観察画像での粘膜表面付近のパターンをより明瞭に再現するために、以下の式（２５）に示す変換を行う一方、分光画像信号Ｆ1,Ｆ3によるＢ情報に基づいた粘膜表層のＩＨｂ値を算出し、生体機能画像を表示することが有効となる。
【０１３１】
［数２５］
2006314557.tif 000084
【０１３２】
この式（２５）による処理は、分光画像信号Ｆ1をある一定の比率で分光画像信号Ｆ2に混合し生成されたデータを新たに分光カラーチャンネル画像信号Ｇchとする変換例であり、血管網などの吸収散乱体が深さ位置で異なることをより明確化することが可能となる。
【０１３３】
したがって、係数変更回路６４を通じてマトリックス係数を調整することで、ユーザは表示効果を調整することが可能となる。動作としては、内視鏡１０１の操作部に設けられたモード切替スイッチ（図示せず）に連動して色変換処理回路４４０ａ内では、スルー動作から、マトリックス係数がデフォルト値に設定される。
【０１３４】
ここでいうスルー動作とは、３×３マトリックス回路６１には単位行列、ＬＵＴ６２ａ，６２ｂ，６２ｃ，６３ａ，６３ｂ，６３ｃは非変換テーブルを搭載した状態をいう。デフォルト値とは、マトリックス係数ωG，ωBに、例えばωG＝０．２、ωB＝０．８という設定値を与えるということである。
【０１３５】
そして、ユーザは内視鏡１０１の操作部等を操作して、この係数をωG＝０．４、ωB＝０．６などというように調整を行なう。ＬＵＴ６２ａ，６２ｂ，６２ｃ，６３ａ，６３ｂ，６３ｃには、必要に応じて逆γ補正テーブル、γ補正テーブルが適用される。
【０１３６】
尚、生体機能演算部４５０には、ＩＨｂ算出回路４５０ａに加え、画像全体におけるＩＨｂの平均値，ＩＨｂの標準偏差，ＩＨｂの尖度等の特徴量を演算する演算部を設け、これらの数値をＩＨｂ値に基づく生体機能画像と共に表示モニタ１０６の画面に表示するようにしても良い。
【０１３７】
このように本実施例によれば、通常の電子内視鏡画像（通常画像）を生成するためのカラー画像信号を利用して、擬似的な狭帯域フィルタを生成することにより、分光画像用の光学的波長狭帯域バンドパスフィルタを用いずに、血管パターン等の所望の深部の組織情報を有する分光画像を得ることができる。
【０１３８】
また、本実施例によれば、色調整部４４０の色変換処理回路４４０ａのパラメータを分光画像に応じて設定することで、狭帯域の分光画像観察時の深達度情報という特徴を生かした表現方法を実現することが可能となり、生体組織の組織表面近くの所望の深部の組織情報を効果的に分離して視認することできる。
【０１３９】
しかも、本実施例によれば、同一の表示モニタ上に、通常のカラー画像に加えて、観察に適した色調の観察画像と、ＩＨｂ値に基づく疑似画像等の生体機能情報とを同時に表示することにより、例えばうっ血状態等を容易に把握することが可能となり、従来のように、頻繁に各種の画像を切換える必要がなく、容易に各画像を比較対照することができ、診断能の向上という効果がある。
【実施例２】
【０１４０】
図２６は本発明の実施例２に係るマトリックス演算部の構成を示すブロック図である。  実施例２は、実施例１とほとんど同じであるので、実施例１と異なる点のみ説明し、同一の構成には同じ符号をつけ、その説明は省略する。
【０１４１】
本実施例は、主として実施例１とマトリックス演算部４３６が異なるものである。実施例１では、マトリックス演算を電子回路による、いわゆるハードウェア処理により行うこととしたが、本実施例では、この演算を数値データ処理（プログラムを用いたソフトウェアによる処理）により行う。
【０１４２】
本実施例におけるマトリックス演算部４３６の具体的な構成を図２６に示す。本マトリックス演算部４３６は、ＲＧＢそれぞれのカラー画像信号を記憶しておく画像メモリ５０を有する。また、式（２１）に示されたマトリックス「Ａ’」のそれぞれの値が数値データとして記憶されている係数レジスタ１５１を有する。
【０１４３】
係数レジスタ１５１と画像メモリ５０は、乗算器５３ａ乃至５３ｉに接続され、さらに乗算器５３ａ、５３ｄ、５３ｇは、乗算器５４ａに接続され、乗算器５４ａの出力が、図４における積算部４３８ａと接続される。また、乗算器５３ｂ、５３ｅ、５３ｈは、乗算器５４ｂに接続され、その出力は積算部４３８ｂと接続される。また、乗算器５３ｃ、５３ｆ、５３ｉは、乗算器５４ｃに接続され、その出力が積算部４３８ｃと接続される。
【０１４４】
本実施例の動作としては、入力されたＲＧＢ画像データは、一度画像メモリ５０に記憶される。次に、所定の記憶装置（図示しない）に保存されている演算プログラムにより、係数レジスタ１５１からマトリックス「Ａ’」の各係数が画像メモリ５０に記憶されたＲＧＢ画像データと、乗算器で乗算される。
【０１４５】
尚、図２６には、Ｒ信号と各マトリックス係数が乗算器５３ａ乃至５３ｃで乗算される例が示されている。また、同図のように、Ｇ信号と各マトリックス係数が乗算器５３ｄ乃至５３ｆで乗算され、Ｂ信号と各マトリックス係数が乗算器５３ｇ乃至５３ｉで乗算される。マトリックス係数とそれぞれ乗算されたデータは、乗算器５３ａ、５３ｄ、５３ｇの出力が、乗算器５４ａで、乗算器５３ｂ、５３ｅ、５３ｈの出力が、乗算器５４ｂで、また、乗算器５３ｃ、５３ｆ、５３ｉの出力は、乗算器５４ｃでそれぞれ乗算される。乗算器５４ａの出力は、積算部４３８ａに送られる。また、乗算器５４ｂ、乗算器５４ｃの出力は、それぞれ積算部４３８ｂ、４３８ｃに送られる。
【０１４６】
本実施例によると、実施例１と同様、血管パターンが鮮明に表示される分光観察画像を得ることができると共に、この分光観察画像に関連した生体機能情報を表示することができる。
【０１４７】
また、本実施例では、実施例１のようにハードウェアによってマトリックス処理を行うのではなく、ソフトウェアを用いて行うため、例えば、各マトリックス係数の変更などに迅速に対応することができる。
【０１４８】
また、マトリックス係数を結果の値のみ、即ち、マトリックス「Ａ’」としてではなく、Ｓ（λ）、Ｈ（λ）、Ｒ（λ）、Ｇ（λ）、Ｂ（λ）別に記憶しておき、必要に応じて演算することによりマトリックス「Ａ’」を求めて使用するとした場合には、この中の１つの要素のみを変更することができ、利便性が向上する。例えば、照明光の分光特性Ｓ（λ）のみの変更等が可能である。
【実施例３】
【０１４９】
図２７及び図２８は本発明の実施例３に係わり、図２７は電子内視鏡装置の構成を示すブロック図、図２８は図２７のＣＣＤの電荷蓄積時間を示す図である。
【０１５０】
実施例３は、実施例１とほとんど同じであるので、実施例１と異なる点のみ説明し、同一の構成には同じ符号をつけ、その説明は省略する。
【０１５１】
本実施例は、主として実施例１と光源部４１およびＣＣＤ２１が異なるものである。実施例１では、ＣＣＤ２１に図６で示したカラーフィルタが設けられ、このカラーフィルタによってカラー信号を生成するいわゆる同時式であったのに対し、本実施例では、照明光をＲＧＢの順に照明してカラー信号を生成するいわゆる面順次式のＣＣＤ２１を用いる。
【０１５２】
図２７に示すように、本実施例における光源部４１は、ランプ１５の前面に絞り２５が設けられ、絞り２５のさらに前面には、ＲＧＢフィルタ２３が設けられている。また、絞り２５は、絞り制御部２４に接続されており、絞り制御部２４からの制御信号に応じて、ランプ１５から照射された光束のうち透過させる光束を制限し、光量を変化させる。また、ＲＧＢ回転フィルタ２３は、ＲＧＢ回転フィルタ制御部２６に接続され、所定の回転速度で回転する。
【０１５３】
本実施例における光源部の動作としては、ランプ１５から出力された光束が、絞り２５で所定の光量に制限され、絞り２５を透過した光束は、ＲＧＢフィルタを介することによって、所定の時間毎にＲ・Ｇ・Ｂそれぞれの照明光として、光源部から出力される。また、それぞれの照明光は、被検体内で反射し、ＣＣＤ２１で受光される。ＣＣＤ２１で得られた信号は、照射される時間に応じて、内視鏡装置本体１０５に設けられた切換部（図示しない）で振り分けられ、Ｓ／Ｈ回路４３３ａ乃至４３３ｃにそれぞれ入力される。つまり、光源部４１からＲのフィルタを介した照明光が照射された場合には、ＣＣＤ２１で得られた信号は、Ｓ／Ｈ回路４３３ａに入力されることになる。尚、その他の動作については実施例１と同様であるため、ここでは省略する。
【０１５４】
本実施例によると、実施例１の場合と同様、血管パターンが鮮明に表示される分光観察画像を得ると共に、この分光観察画像に関連した生体機能情報を表示することができる。また、本実施例では、実施例１と異なり、いわゆる面順次方式によるメリットを享受することができる。尚、このメリットとは、例えば後述するする実施例４のようなものが挙げられる。
【０１５５】
また、上述の実施例では、ＲＧＢカラー信号の飽和を避けるために、照明光量（光源部からの光量）を制御・調節していた。これに対し、ＣＣＤの電子シャッターを調整する方法もある。ＣＣＤでは、一定時間内に入射した光強度に比例した電荷が蓄積し、その電荷量を信号としている。この電荷を蓄積する電荷蓄積時間に相当するのが、電子シャッターと呼ばれるものである。
【０１５６】
この電子シャッターを調節することで、電荷の蓄積量即ち信号量を調整することができる。このため、図２８に示すように、電荷蓄積時間を順次変化させた状態でのＲＧＢカラー画像を得ることで、照明光量を制御した場合と同様の分光画像を得ることができる。即ち、上述のそれぞれの実施例において、照明光量の制御は通常画像を得るために用い、分光画像を得る際には、電子シャッターを変化させることにより、ＲＧＢカラー信号の飽和を避けることが可能である。
【実施例４】
【０１５７】
図２９は本発明の実施例４に係るＣＣＤの電荷蓄積時間を示す図である。
【０１５８】
実施例４は、実施例３とほとんど同じであるので、実施例３と異なる点のみ説明し、同一の構成には同じ符号をつけその説明は省略する。
【０１５９】
本実施例は、主として実施例３と同様、面順次方式を利用したものであり、また、この利点を生かしたものである。実施例３での電子シャッター制御による電荷蓄積時間に重み付けを加えることで、分光画像データの生成を簡素化することができるものである。すなわち、本実施例では、ＣＣＤ２１の電荷蓄積時間を変化させることができるＣＣＤドライブ４３１を有していることになる。尚、その他の構成は、実施例３と同様であるため、ここでは省略する。
【０１６０】
本実施例の動作としては、図２９に示すように、ＲＧＢ回転フィルタ２３を介してそれぞれの照明光が照射された場合に、ＣＣＤドライブ回路４３１は、ＣＣＤ２１における電子シャッターによる電荷蓄積時間を変化させる。ここで、照明光がＲ・Ｇ・Ｂのそれぞれの場合におけるＣＣＤ２１の電荷蓄積時間をｔｄr、ｔｄg、ｔｄb（尚、同図ではＢのカラー画像信号は蓄積時間を設けていないためｔｄbは省略されている）とする。例えば、（２１）式にて示されたマトリックス処理を行う場合のＦ３擬似フィルタ画像は、通常内視鏡にて得られるＲＧＢ画像から、
［数２６］
Ｆ3＝−０．０５０Ｒ−１．７７７Ｇ＋０．８２９Ｂ    …（２６）
の演算を行うので、図２８でのＲＧＢ別の電子シャッター制御による電荷蓄積時間を
［数２７］
ｔｄr：ｔｄg：ｔｄb＝０．０５０：１．７７７：０．８２９    …（２７）
となるように設定すれば良い。また、マトリックス部では、単にＲとＧ成分のみ反転させた信号とＢ成分を加算する。これにより、実施例１乃至実施例３と同様の分光画像を得ることができる。
【０１６１】
本実施例によると、実施例３と同様、血管パターンが鮮明に表示される分光観察画像を得ると共に、この分光観察画像に関連した生体機能情報を表示することができる。また、本実施例では、実施例３と同様、カラー信号の作成に面順次方式を利用しており、またさらに電子シャッターを用いてカラー信号毎に電荷蓄積時間を異ならせることができるため、これにより、マトリックス部においては、単に加算、差分処理を行うだけでよく、処理を簡略化することが可能である。
【実施例５】
【０１６２】
図３０及び図３１は本発明の実施例５に係わり、図３０は色フィルタの配列を示す図、図３１は図３０の色フィルタの分光感度特性を示す図である。
【０１６３】
実施例５は、実施例１とほとんど同じであるので、実施例１と異なる点のみ説明し、同一の構成には同じ符号をつけその説明は省略する。
【０１６４】
本実施例は、主として実施例１とＣＣＤ２１に設けられたカラーフィルタが異なるものである。実施例１では、図６で示したようにＲＧＢ原色型カラーフィルタが用いられるのに対し、本実施例では、補色型のカラーフィルタを用いる。
【０１６５】
この補色型フィルタの配列は図３０に示されているように、Ｇ、Ｍｇ、Ｙｅ、Ｃｙの各要素から構成される。尚、原色型カラーフィルタの各要素と補色型カラーフィルタの各要素の関係は、Ｍｇ＝Ｒ＋Ｂ、Ｃｙ＝Ｇ＋Ｂ、Ｙｅ＝Ｒ＋Ｇとなる。
【０１６６】
この場合、内視鏡装置本体１０５は、ＣＣＤ２１の全画素読み出しを行い、各色フィルタからの画像を信号処理又は画像処理することになる。また、原色型カラーフィルタについての（１）式〜（８）式及び（１９）式〜（２１）式について、補色型カラーフィルタの場合に変形すると、以下の（２８）式より（３４）式のようになる。但し、目標とする狭帯域のバンドパスフィルタの特性は同じとする。
【０１６７】
［数２８］
2006314557.tif 000085
［数２９］
2006314557.tif 000086
［数３０］
ｋG＝（∫Ｓ（λ）×Ｈ（λ）×Ｇ（λ）ｄλ）-1
ｋMg＝（∫Ｓ（λ）×Ｈ（λ）×Ｍｇ（λ）ｄλ）-1
ｋCy＝（∫Ｓ（λ）×Ｈ（λ）×Ｃｙ（λ）ｄλ）-1
ｋYe＝（∫Ｓ（λ）×Ｈ（λ）×Ｙｅ（λ）ｄλ）-1        …（３０）
［数３１］
2006314557.tif 000087
［数３２］
2006314557.tif 000088
［数３３］
2006314557.tif 000089
［数３４］
2006314557.tif 000090
また、図３１に、補色型カラーフィルタを用いた場合の分光感度特性、目標とするバンドパスフィルタ及び上記（２８）式乃至（３４）式により求められ擬似バンドパスフィルタの特性を示す。
【０１６８】
尚、補色型フィルタを用いる場合には、図４で示されるＳ／Ｈ回路は、それぞれＲ・Ｇ・Ｂではなく、Ｇ・Ｍｇ・Ｃｙ・Ｙｅについて行われることは言うまでもない。
【０１６９】
また、補色型カラーフィルタを使った場合でも式（９）〜（１８）で示したマトリックス推定方法が適用できる。この場合、補色フィルタの数が４つである場合には、式（１４）で仮定した生体分光反射率が３つの基本的な分光特性で近似できる、という部分が４つ、ないしは４つ以下となる。従って、これに合わせて、推定マトリックスを演算するための次元は３から４に変更される。
【０１７０】
本実施例によると、実施例１と同様、血管パターンが鮮明に表示される分光観察画像を得ると共に、この分光観察画像に関連した生体機能情報を表示することができる。また、本実施例では、補色型カラーフィルタを用いた場合のメリットを享受することができる。
【０１７１】
以上、本発明における各実施例について説明を行ったが、本発明は、上記実施例を種々組みあせて用いても良く、また趣旨を一脱しない範囲での変形も考えられる。
【０１７２】
例えば、既に述べた全ての実施例に対して、臨床中その他のタイミングにて操作者自ら新規の擬似バンドパスフィルタを作成し、臨床に適用することもできる。即ち、実施例１で示すと図４中の制御部４２に、マトリックス係数を演算・算出することのできる設計部（図示しない）を設ける。
【０１７３】
これにより、図３に示す内視鏡装置本体に設けられたキーボードを介して条件を入力することで、操作者が知りたい分光画像を得るのに適した擬似バンドパスフィルタを新規に設計するようにしても良い。そして、算出されたマトリックス係数（（１９）式及び（３２）式のマトリックス「Ａ」の各要素に相当）に補正係数（（２０）式及び（３３）式のマトリックス「Ｋ」の各要素に相当）を施した最終マトリックス係数（（２１）式及び（３４）式のマトリックス「Ａ’」の各要素に相当）を図４中のマトリックス演算部４３６に設定することで、即時臨床に適用することができる。
【０１７４】
図３２は、臨床に適用までの流れを示す。この流れについて詳しく説明すると、まず、操作者は、目標となるバンドパスフィルタの情報（例えば波長帯域等）をキーボード等を介して入力する。これにより、すでに所定の記憶装置等に記憶されている光源・カラーフィルタの特性等と共に、マトリックス「Ａ’」が算出され、図３０に示されるように、目標とするバンドパスフィルタの特性と共に、そのマトリックス「Ａ’」による演算結果（擬似バンドパスフィルタ）が、スペクトル図としてモニタ上に表示される。
【０１７５】
操作者はこの演算結果を確認した後、新たに作成されたマトリックス「Ａ’」を使用する場合には、その設定を行い、このマトリックス「Ａ’」を用いて実際の内視鏡画像が生成される。また、これと共に新たに作成されたマトリックス「Ａ’」は、所定の記憶装置に記憶され、操作者の所定の操作に応じて、再度使用することができる。
【０１７６】
これにより、操作者は既存のマトリックス「Ａ’」にとらわれず、自らの経験等により新たなバンドパスフィルタを生成することができ、特に研究用として使用される場合に、効果が高いものである。
【０１７７】
本発明は、上述した実施例に限定されるものではなく、本発明の要旨を変えない範囲において、種々の変更、改変等が可能である。
【手続補正３】
【補正対象書類名】図面
【補正対象項目名】図２６
【補正方法】変更
【補正の内容】
【図２６】
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