BRPI0610260A2

BRPI0610260A2 - aparelho de observação biológica

Info

Publication number: BRPI0610260A2
Application number: BRPI0610260-3A
Authority: BR
Inventors: Kazuhiro Gono; Mutsumi Ohshima; Tomoya Takahashi; Shoichi Amano
Original assignee: Olympus Medical Systems Corp
Priority date: 2005-05-13
Filing date: 2006-03-07
Publication date: 2010-06-08
Also published as: WO2006120795A1; CA2606895A1; KR100988113B1; AU2006245248A1; RU2007146448A; EP2332460A1; US20090091614A1; KR20080002945A; RU2378977C2; EP1880659A1; AU2006245248B2; EP1880659A4; EP2332460B1

Abstract

A presente invenção refere-se a um aparelho de observação biológica, que compreende: uma seção de iluminação que irradia luz para um corpo vivo que é um objeto a ser examinado; uma seção de captação de imagem que converte fotoeletricamente a luz refletida do corpo vivo com base na luz de irradiação e cria um sinal de captação de imagem; e uma seção de controle de processamento de sinal que controla as operações da seção de iluminação e/ou da seção de captação de imagem e emite o sinal de captação de imagem para um dispositivo de display, em que a seção de controle de processamento de sinal inclui: uma seção de criação de sinal espectral que cria um sinal espectral que corresponde a uma imagem de banda estreita de comprimento de onda ótica do sinal de captação de imagem através de processamento de sinal; e uma seção de ajuste de cor que, quando emitindo o sinal espectral para o dispositivo de display, aloca uma diferente tonalidade de cor para cada uma de uma pluralidade de bandas que formam o sinal espectral, adicionalmente em que o aparelho de observação biológica ainda compreende uma seção de ajuste de qualidade de imagem que ajusta uma qualidade de imagem de um sinal a ser emitido para o dispositivo de display, ou, com a exceção de pelo menos a seção de criação de sinal espectral e a seção de ajuste de cor, as outras seções de processamento de sinal são compartilhadas para um respectivo processamento de sinal no sinal de captação de imagem e no sinal espectral.

Description

Relatório Descritivo da Patente de Invenção para "APARELHODE OBSERVAÇÃO BIOLÓGICA".

CAMPO DA TÉCNICA

A presente invenção refere-se a um aparelho de observação bio-lógica que cria um filtro quase de banda estreita através de processamentode sinal utilizando um sinal de imagem de cor obtido pela captação de umaimagem de um corpo vivo, e exibe o sinai de imagem espectral como urnaimagem espectral em um monitor.

FUNDAMENTOS DA TÉCNICA

Convencionalmente, um aparelho de endoscópio que irradiauma luz de iluminação para obter uma imagem endoscópica dentro de umacavidade corporal é amplamente utilizado como um aparelho de observaçãobiológica. Um aparelho de endoscópio deste tipo utiliza um endoscópio ele-trônico que tem um meio de captação de imagem que guia a luz de ilumina-ção de uma fonte de luz para dentro de uma cavidade corporal utilizandouma guia de luz ou similar e o qual capta uma imagem de objeto de sua luzde retorno, e está disposto de modo que um processamento de sinal de umsinal de captação de imagem do meio de captação de imagem seja executa-do por um processador de vídeo de modo a exibir uma imagem endoscópicaem um monitor de observação para observar uma região observada tal comouma parte doente.

Um método para executar uma observação de tecido biológiconormal que utiliza um aparelho de endoscópio envolve emitir uma luz brancana faixa de luz visível de uma fonte de luz, irradiar uma luz seqüencial dequadro sobre um objeto através dé um filtro rotativo tal como um filtro rotati-vo RGB, e obter uma imagem de cor pela execução de sincronização e deprocessamento de imagem sobre a luz de retomo da luz seqüencial de qua-dro por um processador de vídeo. Além disso, outro método para executaruma observação de tecido biológico normal que utiliza um aparelho de en-doscópio envolve posicionar um chip de cor sobre uma face dianteira de umplano de captação de imagem do meio de captação de imagem de um en-doscópio, emitir uma luz branca na faixa de luz visível de uma fonte de luz,captar as imagens pela separação da luz de retorno da luz seqüencial dequadro no chip de cor dentro de cada componente de cor, e obter uma ima-gem de cor pela execução de um processamento de imagem por um pro-cessador de vídeo.

Com um tecido biológico, as características de absorção e ascaracterísticas de dispersão de luz diferem de acordo com o comprimento deonda de iuz irradiada. Por exemplo, a Patente Japonesa Aberta à inspeçãoPública Número 2002-95635 propõe um aparelho de endoscópio de luz debanda estreita que irradia uma luz de iluminação na faixa de luz visível sobreum tecido biológico como uma luz seqüencial de quadro RGB de banda es-treita que tem características espectrais discretas para obter as informaçõesdo tecido em uma porção de profundidade desejada do tecido biológico.

Além disso, a Patente Japonesa Aberta à Inspeção Pública Nú-mero 2003-93336 propõe um aparelho de endoscópio de luz de banda es-treita que executa um processamento de sinal sobre um sinal de imagemobtido da luz de iluminação na faixa de luz visível para criar uma imagemespectral discreta e obter as informações do tecido em uma porção de pro-fundidade desejada do tecido biológico.

No entanto, por exemplo, com o aparelho descrito na acimamencionada Patente Japonesa Aberta à Inspeção Pública Número 2003-93336, apesar da obtenção de uma imagem espectral através de processa-mento de sinal eliminar a necessidade de um filtro para criar uma luz RGBde banda estreita, uma imagem espectral obtida é meramente emitida paraum monitor. Portanto, existe um risco de que uma imagem exibida no moni-tor não seja uma imagem cuja tonalidade de cor é adequada para a obser-vação de informações de tecido de uma profundidade desejada de tecidobiológico e esta visibilidade não seja favorável.

Mais ainda, problemas adicionais existem no aparelho descritona acima mencionada Patente Japonesa Aberta à Inspeção Pública Número2003-93336 pelo fato de que uma configuração na qual os sistemas de cir-cuito estão separados entre imagens normais e imagens espectrais resultaem um grande tamanho de circuito, e apesar de um ajuste de cor e de umacorreção de contorno serem executadas em imagens normais, um proces-samento de imagem tal com o ajuste de cor e a correção de contorno nãosão executados em imagens espectrais.

Conseqüentemente, a presente invenção foi feita em considera-ção às circunstâncias acima, e um seu objeto é prover um aparelho de ob-servação biológica capaz de ajustar as informações de tecido de uma pro-fundidade desejada de tecido biológico com base em uma imagem espectralobtida através de processamento de sinal para informações de imagem quetem uma tonalidade de cor adequada para observação, e ao mesmo tempo,aperfeiçoar a qualidade de imagem de um sinal a ser exibido/emitido de mo-do a alcançar uma visibilidade favorável.

Outro objeto da presente invenção é prover um aparelho de ob-servação biológica capaz de ajustar as informações de tecido de uma pro-fundidade desejada de tecido biológico com base em uma imagem espectralobtida através de processamento de sinal para informações de imagem quetem uma tonalidade de cor adequada para observação, e ao mesmo tempo,aperfeiçoar capaz de suprimir o tamanho de circuito e compartilhar os circui-tos para executar o processamento de sinal necessário tal como o balançode branco e o ajuste de y.

DESCRIÇÃO DA INVENÇÃO

MEIOS PARA RESOLVER O PROBLEMA

Um aparelho de observação biológica de acordo com um aspec-to da presente invenção compreende: uma seção de iluminação que irradialuz para um corpo vivo que é um objeto a ser examinado; uma seção de cap-tação de imagem que converte fotoeletricamente a luz refletida do corpo vivocom base na luz de irradiação e cria um sinal de captação de imagem; euma seção de controle de processamento de sinal que controla as opera-ções da seção de iluminação e/ou a seção de captação de imagem e emite osinal de captação de imagem para um dispositivo de display, em que a se-ção de controle de processamento de sinal inclui: uma seção de criação desinal espectral que cria um sinal espectral que corresponde a uma imagemde banda estreita de comprimento de onda ótico do sinal de captação deimagem através de processamento de sinal; uma seção de ajuste de corque, quando emitindo o sinal espectral para o dispositivo de display, alocauma diferente tonalidade de cor para cada uma de uma pluralidade de ban-das que formam o sinal espectral; e uma seção de ajuste de qualidade deimagem que ajusta a qualidade de imagem de um sinal a ser emitido para odispositivo de display.

Além disso, um aparelho de observação biológica de acordocom outro aspecto da presente invenção compreende: uma seção de ilumi-nação que irradia luz para um corpo vivo que é um objeto a ser examinado;uma seção de captação de imagem que converte fotoeletricamente a luzrefletida do corpo vivo com base na luz de irradiação e cria um sinal de cap-tação de imagem; e uma seção de controle de processamento de sinal quecontrola as operações da seção de iluminação e/ou da seção de captaçãode imagem e emite o sinal de captação de imagem para um dispositivo dedisplay, em que a seção de controle de processamento de sinal inclui: umaseção de criação de sinal espectral que cria um sinal espectral que corres-ponde a uma imagem de banda estreita de comprimento de onda ótico dosinal de captação de imagem através de processamento de sinal; e uma se-ção de ajuste de cor que, quando emitindo o sinal espectral para o dispositi-vo de display, aloca uma diferente tonalidade de cor para cada uma de umapluralidade de bandas que formam o sinal espectral, ainda em que, com ex-ceção de pelo menos a seção de criação de sinal espectral e da seção deajuste de cor, as outras seções de processamento de sinal são compartilha-das para um respectivo processamento de sinal do sinal de captação de i-magem e do sinal espectral.

BREVE DESCRIÇÃO DOS DESENHOS

Figura 1 é um diagrama conceituai que mostra um fluxo de si-nais quando criando um sinal de imagem espectral de um sinal de imagemde cor de acordo com uma primeira modalidade da presente invenção;

figura 2 é um diagrama conceituai que mostra uma computaçãode integração de um sinal de imagem espectral de acordo com a primeiramodalidade da presente invenção;figura 3 é um diagrama conceituai que mostra uma aparênciaexterna de um aparelho de observação biológica de acordo com a primeiramodalidade da presente invenção;

figura 4 é um diagrama de blocos que mostra uma configuraçãodo aparelho de observação biológica mostrado na figura 3;

figura 5 é uma vista externa de um pulsador mostrado na figura 4;

figura 6 é um diagrama que mostra uma rede de filtros de corposicionados sobre um plano de captação de imagem de um CCD mostradona figura 4;

figura 7 é um diagrama que mostra as características de sensibi-lidade espectral dos filtros de cor mostrados na figura 6;

figura 8 é um diagrama de configuração que mostra uma confi-guração de uma seção de computação de matriz mostrada na figura 4;

figura 9 é um diagrama de espectro que mostra um espectro deuma fonte de luz de acordo com a primeira modalidade da presente invenção;

figura 10 é um diagrama de espectro que mostra um espectro derefletância de um corpo vivo de acordo com a primeira modalidade da pre-sente invenção;

figura 11 é um diagrama que mostra uma estrutura em modo decamada de tecido biológico a ser observada pelo aparelho de observaçãobiológica mostrado na figura 4;

figura 12 é um diagrama que descreve os estados alcançadosem um modo de camada em um tecido biológico de uma luz de iluminaçãodo aparelho de observação biológica mostrado na figura 4;

figura 13 é um diagrama que mostra as características espec-trais de respectivas bandas de luz branca;

figura 14 é um primeiro diagrama que mostra as respectivas i-magens de banda pela luz branca da figura 13;

figura 15 é um segundo diagrama que mostra as respectivas i-magens de banda pela luz branca da figura 13;figura 16 é um terceiro diagrama que mostra as respectivas ima-gens de banda pela luz branca da figura 13;

figura 17 é um diagrama que mostra as características espec-trais de uma imagem espectral criada na seção de computação de matrizmostrada na figura 8;

figura 18 é um primeiro, diagrama que mostra as respectivas i-magens espectrais da figura 17;

figura 19 é um segundo diagrama que mostra as respectivas i-magens espectrais da figura 17;

figura 20 é um terceiro diagrama que mostra as respectivas ima-gens espectrais da figura 17;

figura 21 é um diagrama de blocos que mostra uma configuraçãode uma seção de ajuste de cor mostrada na figura 4;

figura 22 é um diagrama que descreve as operações da seçãode ajuste de cor mostrada na figura 21;

figura 23 é um diagrama de blocos que mostra uma configuraçãode uma modificação da seção de ajuste de cor mostrada na figura 4;

figura 24 é um diagrama que mostra as características espec-trais de uma primeira modificação da imagem espectral mostrada na figura 17;

figura 25 é um diagrama que mostra as características espec-trais de uma segunda modificação da imagem espectral mostrada na figura 17;

figura 26 é um diagrama que mostra as características espec-trais de uma terceira modificação da imagem espectral mostrada na figura

figura 27 é um fluxograma que mostra uma operação de troca decoeficiente manualmente executada quando a troca é feita para um modo deobservação de imagem espectral;

figura 28 é um diagrama de blocos que mostra uma configuraçãode um aparelho de observação biológica de acordo com uma segunda mo-dalidade da presente invenção;figura 29 é um diagrama que mostra um exemplo de uma seçãode controle de quantidade de luz em um aparelho de observação biológicade acordo com uma quarta modalidade da presente invenção;

figura 30 é um diagrama que mostra outro exemplo da seção decontrole de quantidade de luz;

figura 31 é um diagrama que mostra ainda outro exemplo da se-ção de controle de quantidade de luz;

figura 32 é um diagrama de blocos que mostra uma configuraçãode um aparelho de observação biológica de acordo com a quarta modalida-de da presente invenção;

figura 33 é um diagrama que mostra os tempos de acumulaçãode carga de um CCD mostrado na figura 32;

figura 34 é um diagrama que é uma modificação da figura 32 e oqual mostra os tempos de acumulação de carga do CCD;

figura 35 é um diagrama que mostra um exemplo de aperfeiço-amento de qualidade de imagem em um aparelho de observação biológicade acordo com uma oitava modalidade da presente invenção;

figura 36 é um diagrama que mostra um exemplo de aperfeiço-amento de qualidade de imagem em um aparelho de observação biológicade acordo com uma nona modalidade da presente invenção;

figura 37 é um diagrama que mostra outro exemplo de aperfei-çoamento de qualidade de imagem em um aparelho de observação biológicade acordo com a nona modalidade da presente invenção;

figura 38 é um diagrama que mostra um exemplo de aperfeiço-amento de qualidade de imagem em um aparelho de observação biológicade acordo com uma décima modalidade da presente invenção;

figura 39 é um diagrama que mostra um exemplo de aperfeiço-amento de qualidade de imagem em um aparelho de observação biológicade acordo com uma décima segunda modalidade da presente invenção;

figura 40 é um diagrama que mostra outro exemplo de aperfei-çoamento de qualidade de imagem no aparelho de observação biológica deacordo com a décima segunda modalidade da presente invenção;figura 41 é um diagrama que mostra ainda outro exemplo de a-perfeiçoamento de qualidade de imagem no aparelho de observação biológi-ca de acordo com a décima segunda modalidade da presente invenção;

figura 42 é um diagrama de blocos que mostra uma configuraçãode um aparelho de observação biológica de acordo com uma décima terceiramodalidade da presente invenção; ,

figura 43 é um diagrama de blocos que mostra uma configuraçãode um aparelho de observação biológica de acordo com uma décima quartamodalidade da presente invenção;

figura 44 é um diagrama de blocos que mostra uma configuraçãode um aparelho de observação biológica de acordo com uma décima quintamodalidade da presente invenção;

figura 45 é um diagrama que mostra uma rede de filtros de corem um aparelho de observação biológica de acordo com uma décima sextamodalidade da presente invenção;

figura 46 é um diagrama que mostra as características de sensi-bilidade espectral dos filtros de cor mostrados na figura 45; e

figura 47 é um fluxograma durante a computação de matriz emum aparelho de observação biológica de acordo com a presente invenção.

MELHOR MODO PARA EXECUTAR A INVENÇÃO

As modalidades da presente invenção serão agora descritascom referência aos desenhos.

PRIMEIRA MODALIDADE

As figuras 1 a 26 referem-se a uma primeira modalidade da pre-sente invenção, em que: A figura 1 é um diagrama conceituai que mostra umfluxo de sinais quando criando um sinal de imagem espectral de um sinal deimagem de cor; a figura 2 é um diagrama conceituai que mostra uma compu-tação de integração de um sinal de imagem espectral; a figura 3 é uma vistaexterna que mostra uma aparência externa de um aparelho de endoscopioeletrônico; a figura 4 é um diagrama de blocos que mostra uma configuraçãodo aparelho de endoscopio eletrônico mostrado na figura 3; a figura 5 é umavista externa de um pulsador mostrado na figura 4; a figura 6 é um diagramaque mostra uma rede de filtros de cor posicionados sobre um plano de cap-tação de imagem de um CCD mostrado na figura 4; a figura 7 é um diagra-ma que mostra as características de sensibilidade espectral dos filtros de cormostrados na figura 6; a figura 8 é um diagrama de configuração que mostrauma configuração de uma seção de computação de matriz mostrada na figu-ra 4; a figura 9 é um diagrama de espectro que mostra um espectro de umafonte de luz; e a figura 10 é um diagrama de espectro que mostra um espec-tro de refletância de um corpo vivo.

A figura 11 é um diagrama que mostra uma estrutura em modode camada de tecido biológico a ser observada pelo aparelho de endoscópioeletrônico mostrado na figura 4; a figura 12 é um diagrama que descreve osestados alcançados em uma direção em modo de camada em um tecidobiológico de uma luz de iluminação do aparelho de endoscópio eletrônicomostrado na figura 4; a figura 13 é um diagrama que mostra as característi-cas espectrais de respectivas bandas de luz branca; a figura 14 é um primei-ro diagrama que mostra as respectivas imagens de banda pela luz branca dafigura 13; a figura 15 é um segundo diagrama que mostra as respectivas i-magens de banda pela luz branca da figura 13; a figura 16 é um terceiro dia-grama que mostra as respectivas imagens de banda pela luz branca da figu-ra 13; a figura 17 é um diagrama que mostra as características espectrais deuma imagem espectral criada pela seção de computação de matriz mostradana figura 8; a figura 18 é um primeiro diagrama que mostra as respectivasimagens espectrais mostradas na figura 17; a figura 19 é um segundo dia-grama que mostra as respectivas imagens espectrais mostradas na figura17; e a figura 20 é um terceiro diagrama que mostra as respectivas imagensespectrais mostradas na figura 17.

A figura 21 é um diagrama de blocos que mostra uma configura-ção de uma seção de ajuste de cor mostrada na figura 4; a figura 22 é umdiagrama que descreve as operações da seção de ajuste de cor mostradana figura 21; a figura 23 é um diagrama de blocos que mostra uma configu-ração de uma modificação da seção de ajuste de cor mostrada na figura 4; afigura 24 é um diagrama que mostra as características espectrais de umaprimeira modificação da imagem espectral mostrada na figura 17; a figura 25é um diagrama que mostra as características espectrais de uma segundamodificação da imagem espectral mostrada na figura 17; e a figura 26 é umdiagrama que mostra as características espectrais de uma terceira modifica-ção da imagem espectral mostrada na figura 17.

Um aparelho de endos.cópio eletrônico como um aparelho deobservação biológica de acordo com as modalidades da presente invençãoirradia uma luz de uma fonte de luz de iluminação para um corpo vivo que éum objeto a ser examinado, recebe a luz refletida do corpo vivo com base naluz de irradiação em um dispositivo de captação de imagem de estado sólidoque é uma seção de captação de imagem e cria um sinal de captação deimagem que é um sinal de imagem de cor convertendo fotoeletricamente osinal, e cria do sinal de captação de imagem através de processamento desinal um sinal de imagem espectral que é uma imagem espectral que cor-responde a uma imagem de banda estreita que de comprimento de ondaótica.

Antes de apresentar uma descrição sobre a primeira modalidadeda presente invenção, um método de cálculo de matriz que forma os funda-mentos da presente invenção será abaixo descrito. Neste caso, "matriz" refe-re-se a um coeficiente predeterminado utilizado quando criando um sinal deimagem espectral de um sinal de imagem de cor obtido de modo a criar umaimagem de cor (daqui em diante referido como um sinal normal).

Além disso, seguindo a descrição sobre uma matriz, um métodode correção para obter um sinal de imagem espectral mais preciso e um mé-todo de aperfeiçoamento de razão de S/N que melhora a razão de S/N deum sinal de imagem espectral criado será descrito. O método de correção eo método de aperfeiçoamento de razão S/N devem ser utilizados conformenecessário. Mais ainda, na descrição seguinte, os vetores e as matrizes de-verão ser denotados utilizando caracteres em negrito ou <> (por exemplo,uma matriz A deverá ser denotada como "A em negrito" ou "<A>"). Outrosconceitos matemáticos deverão ser denotado sem decoração de caractere.

MÉTODO DE CÁLCULO DE MATRIZA figura 1 é um diagrama conceituai que mostra um fluxo de si-nais quando criando um sinal de imagem espectral para uma imagem quetem um comprimento de onda ótica de banda estreita de um sinal de ima-gem de cor (neste caso, apesar de R/G/B serem utilizados para simplicida-de, uma combinação de G/Cy/Mg/Ye pode também ser utilizada com umdispositivo de captação de imagem de estado sólido do tipo complementarcomo é o caso em uma modalidade a ser posteriormente descrita).

Primeiro, o aparelho de endoscópio eletrônico converte as res-pectivas características de sensibilidade de cor de R/G/B em dados numéri-cos. Neste caso, as características de sensibilidade de cor de R/G/B refe-rem-se às características de saída de comprimentos de onda respectivamen-te obtidos quando utilizando uma fonte de luz branca para captar uma ima-gem de um objeto branco.

As respectivas características de sensibilidade de cor de R/G/Bestão exibidas no lado direito de cada dado de imagem como um gráficosimplificado. Além disso, as respectivas características de sensibilidade decor de R/G/B neste ponto são assumidas serem vetores de coluna de di-mensão n <R>/<G>/<B>.

A seguir, o aparelho de endoscópio eletrônico converte em da-dos numéricos as características de filtro de passagem de banda estreitaF1/F2/F3 para as imagens espectrais a serem extraídas (como uma informa-ção a priori, o aparelho de endoscópio eletrônico está ciente das caracterís-ticas de filtros capazes de extrair eficientemente as estruturas; quanto paraas características dos filtros, é assumido que as bandas de passagem dosrespectivos filtros são de faixas de comprimento de onda de aproximada-mente 590 nm a 610 nm, aproximadamente 530 nm a 550 nm e aproxima-damente 400 nm a 430 nm).

Neste caso, "aproximadamente" é um conceito que inclui ao re-dor de ±10 nm no que diz respeito aos comprimentos de onda. As respecti-vas características de filtro neste ponto são assumidas serem os vetores decoluna de dimensão n <F1>/<F2>/<F3>. Com base nos dados numéricosobtidos, um ajuste de coeficiente ótimo que se aproxima da seguinte relaçãoé determinado. Em outras palavras, a determinação de elementos de umamatriz que satisfaça

<formula>formula see original document page 13</formula>

será suficiente.

A solução da proposição de otimização acima apresentada éobtida como segue. Se <C> denota uma matriz que representa as caracte-rísticas de sensibilidade de cor de R/G/B, <F> denota as características es-pectrais de um filtro de passagem de banda estreita a ser extraído, e <A>denota uma matriz de coeficientes a ser determinada, segue que

<formula>formula see original document page 13</formula>

Portanto, a proposição expressa como Fórmula 1 é equivalentea determinar uma matriz <A> que satisfaça a seguinte relação.

<formula>formula see original document page 13</formula>

Aqui, como n>3 é verdadeiro para um número n de pontos emuma seqüência como dados espectrais que representam as característicasespectrais, a Fórmula 3 é obtida como uma solução do método de menoresquadrados linear ao invés de uma equação simultânea linear. Em outras pa-lavras, derivar uma pseudo matriz inversa da Fórmula 3 será suficiente. As-sumindo que uma matriz transposta da matriz <C> é <lC>, a Fórmula 3 podeser expressa como

<formula>formula see original document page 13</formula>

Como <lCC> é uma matriz quadrada de n por n, a Fórmula 4pode ser vista como uma equação simultânea sobre a matriz <A>, por meiode que uma sua solução pode ser determinada de

<formula>formula see original document page 13</formula>

Pela transformação do lado esquerdo da Fórmula 3 em relação àmatriz <A> determinada pela Fórmula 5, o aparelho de endoscópio eletrôni-co é capaz de aproximar as características dos filtros de passagem de ban-da estreita F1/F2/F3 a serem extraídos. Isto conclui a descrição sobre o mé-todo de cálculo de matriz que forma os fundamentos da presente invenção.

Utilizando uma matriz calculada deste modo, uma seção decomputação de matriz 436, a ser posteriormente descrita, normalmente criaum sinal de imagem espectral de um sinal de imagem de cor.

MÉTODO DE CORREÇÃO

A seguir, um método de correção para obter um sinal de imagemespectral mais preciso será descrito.

Na descrição do método de cálculo de matriz acima apresenta-do, o método é precisamente aplicado em um caso onde um fluxo de luz re-cebido por um dispositivo de captação de imagem de estado sólido tal comoum CCD é uma luz branca perfeita (todas as intensidades de comprimentode onda são as mesmas na faixa visível). Em outras palavras, uma aproxi-mação ótima é conseguida quando as respectivas saídas de R, G e B são asmesmas.

No entanto, na observação endoscópica do mundo real comoum fluxo de luz iluminado (um fluxo de luz de uma fonte de luz) não é umaluz branca perfeita nem é o espectro de refletância de um corpo vivo unifor-me, o fluxo de luz recebido por um dispositivo de captação de imagem deestado sólido também não é luz branca (a coloração sugere que os valoresde R, Ge B não são os mesmos).

Portanto, no processamento real, de modo a resolver mais pre-cisamente a proposição expressa pela Fórmula 3, é desejável levar em con-sideração as características espectrais de luz de iluminação e as caracterís-ticas de reflexão de um corpo vivo além das características de sensibilidadede cor RGB.

Assumamos agora que as características de sensibilidade de corsão respectivamente R(A,), G{X) e B(X), um exemplo das características es-pectrais de luz de iluminação é S(À.), e um exemplo das características dereflexão de um corpo vivo é H(?i). Incidentalmente, as características espec-trais de luz de iluminação e as características de reflexão de um corpo vivonão precisam necessariamente ser as características do aparelho a ser utili-zado para o exame ou do objeto a ser examinado, e, por exemplo, as carac-terísticas gerais obtidas com antecedência podem ao contrário ser utilizadas.

Utilizando estes coeficientes, os coeficientes de correçãokfí/kG/kB podem ser determinados por

k =(JS(Ã)XH(A)XR(^.)d^)'1

k =(S S(X)XH(X)XG(X)dX)~io

k =(J S(X)XH(X)XB(.X)dX)~l -(6)

Uma matriz de correção de sensibilidade denotada por <K> podeser determinada como segue.

<formula>formula see original document page 15</formula>

Portanto, quanto à matriz de coeficientes <A>, a adição da cor-reção representada pela Fórmula 7 na Fórmula 5 resulta no seguinte.

<formula>formula see original document page 15</formula>

Além disso, quando executando uma otimização real, aprovei-tando-se do fato de que 0 substitui as características de sensibilidade espec-tral negativas de filtros alvo (F1/F2/F3 na figura 1) durante a exibição de i-magem (em outras palavras, somente as porções que tem uma sensibilidadepositiva entre as características de sensibilidade espectral de filtros são utili-zadas), uma permissão para que porções de uma distribuição de sensibili-dade otimizada torne-se negativa é adicionada. De modo a criar as caracte-rísticas de sensibilidade espectral de banda estreita das características desensibilidade espectral de banda larga, o aparelho de endoscopio eletrônicopode criar um componente que aproxima uma banda que tem sensibilidadepela adição de características de sensibilidade negativas às característicasalvo de F1/F2/F3 como mostrado na figura 1.

MÉTODO DE APERFEIÇOAMENTO DE RAZÃO DE S/N

A seguir, uma descrição será dada sobre um método para me-lhorar a razão de S/N e a precisão de um sinal de imagem espectral criado.Através da adição do método de processamento acima descrito, o métodode aperfeiçoamento de razão de S/N ainda resolve os seguintes problemas.

(i) Quando qualquer um dos sinais originais (R/G/B) no métodode cálculo de matriz acima descrito entra temporariamente em um estadosaturado, existe uma possibilidade de que as características dos filtros F1 aF3 no método de processamento difiram significativamente das característi-cas (características ideais) de um filtro capaz de extrair eficientemente umaestrutura (quando criada somente de dois sinais entre R/G/B, é requeridoque nenhum dos dois sinais originais seja saturado).

(ii) Como um filtro de banda estreita é criado de um filtro de ban-da larga quando convertendo um sinal de imagem de cor em um sinal deimagem espectral, uma degradação de sensibilidade ocorre, resultando nacriação de um menor componente de sinal de imagem espectral e uma ra-zão de S/N inferior.

Com o método de aperfeiçoamento de razão de S/N presente,como mostrado na figura 2, a luz de iluminação é irradiada em diversos es-tágios (por exemplo, n estágios, onde n é um inteiro igual a ou maior do que2) através de 1 campo (1 quadro) de uma imagem normal (uma imagem decor comum) (a intensidade de irradiação pode ser variada para cada estágio;na figura 2, os estágios estão denotados por caracteres de referência IO atéIn; este procedimento pode ser totalmente conseguido pelo controle dá luzde iluminação).

Conseqüentemente, o aparelho de endoscópio eletrônico podereduzir a intensidade de iluminação para cada estágio, por meio disto supri-mindo as ocorrências de estados saturados nos respectivos sinais R, G e B.Além disso, os sinais de imagem separados em diversos estágios são adi-cionados n vezes em um pós estágio. Como um resultado, o aparelho deendoscópio eletrônico é capaz de aumentar o componente de sinal para me-lhorar a razão de S/N. Na figura 2, as seções de integração 438a a 438cfuncionam como seções de ajuste de qualidade de imagem que aperfeiçoama razão de S/N.

Isto conclui as descrições sobre o método de cálculo de matrizque forma os fundamentos da presente invenção, assim como o método decorreção para determinar um sinal de imagem espectral preciso e executávele o método para melhorar a razão de S/N de um sinal de imagem espectralcriado.

Uma modificação do método de cálculo de matriz acima descrito,será agora descrita.

MODIFICAÇÃO DO MÉTODO DE CÁLCULO DE MATRIZ

Assumamos que os sinais de imagem de cor estão denotadoscomo R, G, B, e os sinais de imagem espectral sendo estimados como F1,F2 e F3. Mais precisamente, apesar dos sinais de imagem de cor R, G, Bserem funções de uma posição x,y sobre uma imagem e portanto, por e-xemplo, R deve ser denotado como R(x,y), tais notações serão aqui omitidas.

Um objetivo é estimar uma matriz de 3 por 3 <A> que calcula F1,F2 e F3 de R, G, e B. Uma vez que <A> é estimado, é agora possível calcu-lar F1, F2 e F3 de R, G, B utilizando a Fórmula 9 abaixo

<formula>formula see original document page 17</formula>

A notação dos seguintes dados será agora definida.Características espectrais de um objeto a ser examinado: H(X),<H> = (H(M), H(X2), ...H(\n))\

onde X denota o comprimento de onda e t denota uma transpo-sição em computação de matriz. Em um modo similar,características espectrais da luz de iluminação: S{X), <S> =(S(M),S(à2), ...S(Xn))\

características de sensibilidade espectral de um CCD: J(A,), <J>= (J(X1), J(X2), ...J(A,n))t,

características espectrais de filtros que executam a separaçãode cor: no caso de cores primárias

R{X), <R> = (R(M), R(A2), ...RÍXn))1,G(X), <G> = (G(M), G(À2), ...G{Xn))\ eB(X), <B> = (B(À1), B(X2), ...B(Àn))1.

Como indicado pela Fórmula 10, <R>, <G> e <B> podem serempacotados juntos em uma matriz <C>.<formula>formula see original document page 18</formula>

Os sinais de imagem R, G, B e os sinais espectrais F1, F2 e F3podem ser expressos por matriz como segue.

<formula>formula see original document page 18</formula>

Um sinal de imagem

pode ser calculado utilizando a seguin-te fórmula.

<formula>formula see original document page 18</formula>

Assumindo agora que um filtro de separação de cor para obter<Q> está denotado como <F>, no mesmo modo que na Fórmula 12,

<formula>formula see original document page 18</formula>

Neste ponto, como uma primeira hipótese importante, se for as-sumido que a refletância espectral do objeto a ser examinado pode ser ex-pressa como uma soma linear de três características espectrais elementa-res, <H> pode ser expresso como

<formula>formula see original document page 18</formula>

onde <D> denota uma matriz que tem três espectros elementares D1(X),D2(X), D3(À) como vetores de coluna e <W> denota um coeficiente de pon-deração que representa a contribuição de D1(À.), D2(À.), D3(X) na direção de<H>. È conhecido que a aproximação acima é verdadeira quando a tonali-dade de cor do objeto a ser examinado não varia significativamente.

Atribuindo a Fórmula 14 na Fórmula 12 obtemos

<formula>formula see original document page 18</formula>

onde a matriz de 3 por 3 <M> representa uma matriz na qual os resultadosde cálculo de matrizes <CSJD> são empacotados juntos.

No mesmo modo, atribuindo a Fórmula 14 na Fórmula 13 obtemos

Q = FSJH = FSJDW = M W (16)onde, similarmente, a matriz de 3 por 3 <M'> representa uma matriz na qualos resultados de cálculo de matrizes <FSJD> são empacotados juntos.

Finalmente, eliminando <W> das Fórmulas 15 e 16 obtemosQ = M,M_1P •••(17)

onde <M"1> representa uma matriz inversa da matriz <M>. Finalmente, <M',M"1> resulta ser uma matriz 3 por 3 à qual torna-se a matriz alvo de estimativa <A>.

Neste ponto, como uma segunda hipótese importante, quandoexecutando uma separação de cor utilizando um filtro de passagem de ban-da, assumamos que as características espectrais do objeto a ser examinadodentro da banda podem ser aproximadas utilizando um único valor numérico.

Em outras palavras,

H = (/i„/i2,/i3)r .-(18)

Se a hipótese for verdadeira quando também levando em consi-deração um caso onde a passagem de banda para a separação de cor não éuma passagem de banda perfeita e pode ter uma sensibilidade em outrasbandas, uma matriz similar àquela da Fórmula 17 pode ser finalmente esti-mada pela consideração do <W> nas Fórmulas 15 e 16 como <H> acimadescrito.

A seguir, uma configuração específica de um aparelho de en-doscópio eletrônico na primeira modalidade da presente invenção será des-crita com referência à figura 3. Incidentalmente, as outras modalidades abai-xo descritas podem ser similarmente configuradas.

Como mostrado na figura 3, um aparelho de endoscópio eletrô-nico 100 compreende um endoscópio 101, um corpo principal de aparelhode endoscópio 105, e um monitor de display 106 como um dispositivo dedisplay. Além disso, o endoscópio 101 está primariamente constituído por:uma porção de inserção 102 a ser inserida no corpo de um objeto a ser e-xâminado; uma porção de extremidade mais distante 103 provida em umaextremidade mais distante da porção de inserção 102; e uma seção de ope-ração em ângulo 104 provida em um lado oposto do lado de extremidademais distante da porção de inserção 102, e a qual está provida para executarou instruir operações tais como as operações de dobramento da porção deextremidade mais distante 103.

Uma imagem do objeto a ser examinado adquirida pelo endos-copio 101 é sujeita a um processamento de sinal predeterminado no corpoprincipal de aparelho de endoscópio 105, e uma imagem processada é exi-bida no monitor de display 106.

A seguir, o corpo principal de aparelho de endoscópio 105 serádescrito em detalhes com referência à figura 4. A figura 4 é um diagrama deblocos do aparelho de endoscópio eletrônico simultâneo 100.

Como mostrado na figura 4, o corpo principal de aparelho deendoscópio 105 compreende: uma seção de fonte de luz 41 que primaria-mente atua como uma seção de iluminação; uma seção de controle 42 e umaparelho de processamento de corpo principal 43. A seção de controle 42 eo aparelho de processamento de corpo principal 43 controlam as operaçõesda seção de fonte de luz 41 e/ou um CCD 21 como uma seção de captaçãode imagem, e constituem uma seção de controle de processamento de sinalque emite um sinal de captação de imagem para o monitor de display 106que é um dispositivo de display.

Incidentalmente, para a presente modalidade, apesar da descri-ção ser dada na suposição de que a seção de fonte de luz 41 e o aparelhode processamento de corpo principal 43 que executa o processamento deimagem e similares serem providos dentro do corpo principal de aparelho deendoscópio 105 que é uma unidade única, a seção de fonte de luz 41 e oaparelho de processamento de corpo principal 43 podem ser alternativamen-te configurados como uma unidade destacável que é separada do corpoprincipal de aparelho de endoscópio 105.

A seção de fonte de luz 41 está conectada na seção de controle42 e no endoscópio 101. A seção de fonte de luz 41 irradia uma luz branca(incluindo uma luz que não é perfeitamente branca) em uma quantidade deluz predeterminada com base em um sinal da seção de controle 42. Alémdisso, a seção de fonte de luz 41 compreende: uma lâmpada 15 como umafonte de |uz branca; um pulsador 16 corno uma seção de controle de quanti-dade de luz; e uma seção de operação de pulsador 17 para operar o pulsa-dor 16.

Como mostrado na figura 5, o pulsador 16 está configurado co-mo uma estrutura como disco que tem um raio r predeterminado ao redor deum ponto central 17a e que tem porções dentadas de comprimentos circun-ferenciais predeterminados. O ponto centra! 17a esta conectado em um eixorotativo provido na seção de operação de pulsador 17. Em outras palavras, opulsador 16 executa um movimento rotativo ao redor do ponto central 17a.

Além disso, uma pluralidade de porções dentadas está provida em intervalosde um raio predeterminado. No diagrama, do raio rO até o raio ra, a porçãodentada tem um comprimento máximo de 27crx90 graus/360 graus e umalargura de rO-ra. Em um modo similar, a porção dentada esta configurada demodo a ter, do raio ra até o raio rb, um comprimento máximo de 27trax261graus/360 graus e uma largura de ra-rb, e do raio rb até o raio rc, um com-primento máximo de 27trbx262 graus/360 graus e uma largura de rb-rc (ondeos respectivos raios tem uma relação de r0>ra>rb>rc).

Os comprimentos e as larguras das porções dentadas do pulsa-dor 16 são meramente exemplares e não estão limitados à presente modalidade.

Além disso, o pulsador 16 tem uma porção protuberante 160aque estende-se radialmente em um centro aproximado da porção dentada. Aseção de controle 42 está disposta de modo a minimizar os intervalos de luzirradiada antes e após 1 quadro para minimizar o borramento devido ao mo-vimento do objeto a ser examinado pela troca de quadros quando a luz écortada pela porção protuberante 160a.

Mais ainda, a seção de operação de pulsador 17 está configura-da de modo a ser móvel em uma direção que faceia a lâmpada 15 como es-tá indicado pela seta na figura 4.

Em outras palavras, a seção de controle 42 é capaz de mudaruma direção R entre o centro rotacional 17a do pulsador 16 mostrado nafigura 5 e um fluxo de luz (indicado pelo círculo tracejado) da lâmpada. Porexemplo, no estado mostrado na figura 5, como a distância R é considera-velmente pequena, a quantidade de luz de iluminação é baixa. Pelo aumentoda distância R (movendo a seção de operação de pulsador 17 afastando dalâmpada 15), a porção dentada através da qual o fluxo de luz é passáveltorna-se mais longa, por meio disto estendo o tempo de irradiação e permi-tindo que a seção de controle 42 aumente a quantidade de luz de iluminacao.

Como acima descrito, com o aparelho de endoscópio eletrônico,como existe uma possibilidade de que a razão de S/N de uma imagem es-pectral recentemente criada é insuficiente e uma saturação de qualquer umdos sinais RGB necessários quando da criação de uma imagem espectralresulta em uma computação imprópria, é necessário controlar a quantidadede luz de iluminação. O pulsador 16 e a seção de operação de pulsador 17são responsáveis pelo ajuste de quantidade de luz.

Além disso, o endoscópio 101 conectado na seção de fonte deluz 41 através de um conector 11 compreende: uma lente de objetiva 19 naporção de extremidade mais distante 103; e um dispositivo de captação deimagem de estado sólido 21 tal como um CCD ou similar (daqui em diantesimplesmente referido como CCD). O CCD 21 constitui uma seção de capta-ção de imagem que converte fotoeletricamente a luz refletida de um corpovivo que é um objeto a ser examinado com base na luz de irradiação da se-ção de fonte de luz 41 que constitui uma seção de iluminação e cria um sinalde captação de imagem. O CCD na presente modalidade é do tipo de placaúnica (o CCD utilizado em um endoscópio eletrônico síncrono), e é do tipode cor primária. A figura 6 mostra uma rede de filtros de cor posicionadossobre um plano de captação de imagem do CCD. Além disso, a figura 7mostra as respectivas características de sensibilidade espectral de RGB dosfiltros de cor mostrados na figura 6.

Mais ainda, como mostrado na figura 4, a porção de inserção102 compreende: uma guia de luz 14 que guia a luz irradiada da seção defonte de luz 41 para a porção de extremidade mais distante 103; uma linhade sinal para transferir uma imagem do objeto a ser examinado obtida peloCCD para o aparelho de processamento de corpo principal 43; e um canalde fórceps 28 ou similar para executar o tratamento. Incidentalmente, umaabertura de fórceps 29 para inserir um fórceps no canal de fórceps 28 estáprovida na vizinhança de uma seção de operação 104.

Mais ainda, no mesmo modo que a, seção de fonte de luz 41, oaparelho de processamento de corpo principal 43 está conectado no endos-copio 101 através do conector 11.0 aparelho de processamento de corpoprincipal 43 está provido com um circuito de operação de CCD 431 para o-peraroCCD21.

Além disso, o aparelho de processamento de corpo principal 43está provido com um sistema de processamento de sinal de luminância e umsistema de processamento de sinal de cor como os sistemas de circuito desinal para obter uma imagem normal.

O sistema de processamento de sinal de luminância compreen-de: uma seção de correção de contorno 432 conectada no CCD 21 e a qualexecuta uma correção de contorno; e uma seção de processamento de sinalde luminância 434 que cria um sinal de luminância de dados corrigidos pelaseção de correção de contorno 432. Além disso, o sistema de processamen-to de sinal de cor compreende: circuitos de amostrar e reter (circuitos deS/H) 433a a 433c, conectados no CCD 21, os quais executam uma amostra-gem e similares em um sinal obtido pelo CCD 21 e criam um sinal RGB; euma seção de processamento de sinal de cor 435 conectada nas saídas doscircuitos de S/H 433a a 433c e a qual cria os sinais de cor.

Mais ainda, uma seção de criação de imagem normal 437 quecria uma única imagem normal de saídas do sistema de processamento desinal de luminância e do sistema de processamento de sinal de cor está pro-vida, por meio de que um sinal Y, um sinal R-Y e um sinal B-Y são enviadosda seção de criação de imagem normal 437 para o monitor de display 106através da seção de troca 439.

Por outro lado, uma seção de computação de matriz 436 querecebe uma entrada da saída (sinais RGB) dos circuitos de S/H 433a a 433ce executa uma computação de matriz predeterminada nos sinais RGB estáprovida como um sistema de circuito de sinal para obter as imagens espec-trais. Uma computação de matriz refere-se a um processamento de adiçãode sinais de imagem de cor e a um processamento de multiplicação da ma-triz obtida pelo método de cálculo de matriz acima descrito (ou sua modifica-ção).

Na presente modalidade, apesar de um método que utiliza umprocessamento de circuito eletrônico (processamento por hardware que utili-za um circuito eletrônico) ser descrito como o método de cálculo de matriz,um método que utilize um processamento de dados numéricos (processa-mento por software que utiliza um programa) tal como uma modalidade pos-teriormente descrita pode ser utilizado ao invés. Além disso, quando da exe-cução, uma combinação dos métodos pode também ser utilizada.

A figura 8 é um diagrama de circuito da seção de computação dematriz 436. Os sinais RGB são respectivamente inseridos nos amplificadores32a a 32c através de grupos de resistores 31-1a a 31-1c. Os respectivosgrupos de resistores tem uma pluralidade de resistores aos quais os sinaisRGB estão respectivamente conectados, e os valores de resistência dosrespectivos resistores são valores que correspondem ao coeficiente dé ma-triz. Em outras palavras, o ganho dos sinais RGB é variado pelos respectivosresistores e somado (ou subtraído) pelos amplificadores. As respectivas saí-das dos amplificadores 32a a 32c tornam-se as saídas da seção de compu-tação de matriz 436. Em outras palavras, a seção de computação de matriz436 executa um assim denominado processamento de adição de pondera-ção. Incidentalmente, os valores de resistência dos respectivos resistoresaqui utilizados podem ser dispostos para serem variáveis.

Uma saída da seção de computação de matriz 436 é inseridanas seções de integração 438a a 438c, respectivamente, para ser sujeita auma computação integral. Subseqüentemente, uma computação de ajustede cor a ser posteriormente é executada na seção de ajuste de cor 440 emrespectivos sinais de imagem espectral IF1 a ZF3 das seções de integra-ção, e os canais de cor Rch, Gch e Bch são criados dos sinais de imagemespectral IF1 a ZF3. Os canais de cor Rch, Gch e Bch criados são enviadospara o monitor de display 106 através de uma seção de troca 439. Uma con-figuração da seção de ajuste de cor 440 será posteriormente descrita.

Incidentalmente, a seção de troca 439 está provida para trocarentre uma imagem normal e uma imagem espectral, e é também capaz detrocar/exibir entre as imagens espectrais. Em .outras palavras, o operadorpode fazer com que uma imagem entre uma imagem normal, uma imagemde canal espectral Rch, uma imagem de canal Gch e uma imagem de canalespectral Bch, seja seletivamente exibida no monitor de display 106, Maisainda, esta pode também ser configurada de modo que quaisquer duas oumais imagens sejam simultaneamente exibíveis no monitor de display 106.Especificamente, no caso onde uma imagem normal e uma imagem de canalespectral são simultaneamente exibíveis, esta é capaz de prontamente com-parar uma imagem de canal espectral contra uma imagem normal geralmen-te observada. Mais ainda, o usuário é capaz de executar uma observação deimagens normais e imagens de canal espectral enquanto levando em consi-deração as suas respectivas características (uma característica de imagensnormais é que as suas tonalidades de cor assemelham-se proximamentedaquelas da observação a olho nu para uma fácil observação; uma caracte-rísticas de imagens de canal espectral é que a observação de vasos sanguí-neos predeterminados ou similares os quais não podem ser observados a-través de imagens normais é possível), e é extremamente útil em diagnósticos.

A seguir, uma descrição detalhada sobre as operações do apa-relho de endoscópio eletrônico 100 de acordo com a presente modalidadeserá dada com referência à figura 4.

A seguir, as operações durante a observação de imagem normalserão primeiramente descritas, seguido por uma descrição sobre as opera-ções durante a observação de imagem espectral.

Primeiro, para descrever as operações da seção de fonte de luz41, com base em um sinal de controle da seção de controle 42, a seção deoperação de pulsador 17 é ajustada para uma posição predeterminada e girao pulsador 16. Um fluxo de luz da lâmpada 15 passa através de uma porçãodentada do pulsador 16, e é coletado por uma lente de coletamento em umaextremidade incidente da guia de luz 14 que é um feixe de fibras de luz pro-vido dentro do conector 11 localizado em uma porção de conexão do endos-cópio 101 e da seção de fonte de luz 41.

O fluxo de luz coletado passa pela guia de luz 14 e é irradiadopara dentro do corpo de um objeto a ser examinado de um sistema ótico deiluminação, provido na porção de extremidade mais distante 103. O fluxo deluz irradiado é refletido dentro do objeto a ser examinado, e os sinais sãocoletados através da lente de objetiva 19 pelo CCD 21 de acordo com cadafiltro de cor mostrado na figura 6.

Os sinais coletados são inseridos em paralelo no sistema deprocessamento de sinal de luminancia e no sistema de processamento desinal de cor acima descritos. Os sinais coletados de acordo com o filtro decor são somados em uma base por pixel e inseridos na seção de correçãode contorno 432 do sistema de sinal de luminancia, e após a correção decontorno, inseridos na seção de processamento de sinal de luminancia 434.Um sinal de luminancia é criado na seção de processamento de sinal de lu-minancia 434, e é inserido na seção de criação de imagem normal 437.

Entrementes, os sinais coletados pelo CCD 21 são inseridos emuma base por filtro de cor nos circuitos de S/H 433a a 433c, e os sinaisR/G/B são respectivamente criados. Além disso, após os sinais R/G/B seremsujeitos a um processamento de sinal de cor na seção de processamento desinal de cor 435, um sinal Y, um sinal R-Y e um sinal B-Y são criados na se-ção de criação de imagem normal 437 dos sinais de luminancia e dos sinaisde cor acima mencionados, através da seção de troca 439, uma imagemnormal do objeto a ser examinado é exibida no monitor de display 106.

A seguir, as operações durante uma observação de imagem es-pectral serão descritas. Incidentalmente, as descrições das operações simi-lares àquelas executadas durante uma observação de imagem normal serãoomitidas.

O operador emite uma instrução para observar uma imagem es-pectral de uma imagem normal pela operação de um teclado provido no cor-po principal de aparelho de endoscópio 105, uma chave provida na seção deoperação 104 do endoscópio 101, ou similar. Neste ponto, a seção de con-trole 42 muda o estado de controle da seção de fonte de luz 41 e do apare-lho de processamento de corpo principal 43.

Mais especificamente, conforme requerido, a quantidade de luzirradiada da seção de fonte de luz 41 é mudada. Como acima descrito, comoa saturação de uma saída do CCD 21 é indesejável, durante a observaçãode imagem espectral, esta reduz a quantidade de luz de iluminação emcomparação com a observação de imagem normal. Mais ainda, além de con-trolar a quantidade de luz de modo que um sinal de saída do CCD 21 nãoatinja a saturação, a seção de controle 42 é também capaz de mudar aquantidade de luz de iluminação dentro de uma faixa na qual a saturaçãonão é atingida.

Além disso, quanto ao controle de mudança sobre o aparelho deprocessamento de corpo principal 43 pela seção de controle 42, um sinalemitido da seção de troca 439 é trocado de uma saída da seção de criaçãode imagem normal 437 para uma saída da seção de ajuste de cor 440. Alémdisso, as saídas dos circuitos de S/H 433a a 433c são sujeitas a um proces-samento de amplificação/adição na seção de computação de matriz 436,emitidas de acordo com cada banda para as seções de integração 438a a438c, e após o processamento de integração, emitidas para a seção de ajus-te de cor 440. Mesmo quando a quantidade de luz de iluminação é reduzidapelo pulsador 16, o armazenamento e a integração pelas seções de integra-ção 438a a 438c permitem que a intensidade de sinal seja aumentada comomostrado na figura 2, e uma imagem espectral com uma razão de S/N aper-feiçoada pode ser obtida.

Uma descrição específica será agora dada sobre um processa-mento de matriz executado pela seção de computação de matriz 436 de a-cordo com a presente modalidade. Na presente modalidade, quando tentan-do criar os filtros de passagem de banda (daqui em diante referido como fil-tros de quase passagem de banda) que assemelham-se muito aos filtros depassagem de banda estreita F1 a F3 ideais (neste caso, as respectivas fai-xas de transmissão de comprimento de onda são assumidas serem F1: 590nm a 620 nm, F2: 520 nm a 560 nm, e F3: 400 nm a 440 nm) apresentadosna figura 7 das características de sensibilidade espectral dos filtros de corRGB indicados pelas linhas cheias na figura 7, de acordo com o conteúdorepresentado pelas Fórmulas 1 a 5 acima apresentadas, a matriz seguintetorna-se ótima.

<formula>formula see original document page 28</formula>

Mais ainda, pela execução de uma correção utilizando o conteú-do representado pelas Fórmulas 6 e 7, o seguinte coeficiente é obtido.

<formula>formula see original document page 28</formula>

Incidentalmente, o acima utiliza informações a priori de que oespectro S(X) de uma fonte de luz representada pela Fórmula 6 está apre-sentado na figura 9 e o espectro de refletância H(k) do corpo vivo a ser es-tudado representado pela Fórmula 7 está apresentado na figura 10.

Portanto, o processamento executado pela seção de computa-ção de matriz 436 é matematicamente equivalente à computação de matrizabaixo.

<formula>formula see original document page 28</formula>

Pela execução da computação de matriz, as características dequase filtro (indicadas como as características de quase filtros F1 a F3 nafigura 7) são obtidas. Em outras palavras, o processamento de matriz acimamencionado é para criar um sinal de imagem espectral pela utilização de umfiltro de quase passagem de banda (isto é, matriz) criado com antecedênciacomo acima descrito em um sinal de imagem de cor.

Um exemplo de uma imagem endoscópica criada utilizando ascaracterísticas de quase filtro está abaixo descrito.

Como mostrado na figura 11, o tecido dentro de uma cavidadecorporal 45 freqüentemente tem uma estrutura distribuída de corpo absor-vente tal como os vasos sangüíneos os quais diferem em uma direção deprofundidade. Os capilares 46 estão predominantemente distribuídos na vi-zinhança das camadas de superfície da membrana de mucosa, enquantoque as veias 47 maiores do que os capilares estão distribuídas juntamentecom os capilares em camadas intermediárias,que são mais profundas doque as camadas de superfície, e veias 48 ainda maiores estão distribuídasem camadas adicionalmente mais profundas.

Por outro lado, uma profundidade de luz alcançável na direçãono modo de profundidade do tecido dentro de uma cavidade corporal 45 édependente do comprimento de onda da luz. Como mostrado na figura 12,no caso de uma luz que tem um comprimento de onda curto tal como o azul(B), a luz de iluminação que inclui a faixa visível somente alcança a vizi-nhança das camadas de superfície devido às características de absorção eàs características de dispersão do tecido biológico. Assim, a luz está sujeitaà absorção e à dispersão dentro de uma faixa até aquela profundidade, e aluz que sai da superfície é observada. Mais ainda, no caso da luz verde (G)cujo comprimento de onda é mais longo do que aquele da luz azul (B), a luzalcança uma maior profundidade do que a faixa alcançável de luz azul (B).Assim, a luz está sujeita à absorção e à dispersão dentro da faixa, e a luzque sai da superfície é observada. Mais ainda, a luz vermelha (R) cujo com-primento de onda é mais longo do que aquele da luz verde (G), alcança umaprofundidade ainda maior.

Como mostrado na figura 13, com a luz RGB durante a observa-ção normal do tecido dentro de uma cavidade corporal 51, como a respectivabanda de comprimento de onda sobrepõe umas às outras:

(1) um sinal de captação de imagem captado pelo CCD 21 sob aluz de banda B capta uma imagem de banda que tem informações de tecidosuperficial e intermediário que inclui uma grande quantidade de informaçõesde tecido superficial tal como aquele mostrado na figura 14;

(2) um sinal de captação de imagem captado pelo CCD 21 sob aluz de banda G capta uma imagem de banda que tem informações de tecidosuperficial e intermediário que inclui uma grande quantidade de informaçõesde tecido intermediário tal como aquele mostrado na figura 15; e

(3) um sinal de captação de imagem captado pelo CCD 21 sob aluz de banda R capta uma imagem de banda que tem informações de tecidointermediário e profundo que inclui uma grande quantidade de informaçõesde tecido profundo tal como aquele mostrado na figura 16.

Além disso, pela execução de um processamento de sinal nossinais de captação de imagem RGB no corpo principal de aparelho de en-doscópio 105, é agora possível obter uma imagem endoscópica desejável ouuma imagem endoscópica com uma reprodução de cor natural.

O processamento de matriz executado pela seção de computa-ção de matriz 436 acima descrita é para criar um sinal de imagem espectralutilizando filtro de quase passagem de banda (matriz) criado com antece-dência como acima descrito em um sinal de imagem de cor. Por exemplo, ossinais de imagem espectral F1 a F3 são obtidos pela utilização de filtros dequase passagem de banda F1 a F3 que tem características espectrais debanda estreita discretas e os quais são capazes de extrair as informações detecido profundo desejadas, como mostrado na figura 17. Como mostrado nafigura 17, como as respectivas faixas de comprimento de onda dos filtros dequase passagem de banda F1 a F3 não sobrepõem umas às outras,

(4) uma imagem de banda que tem as informações de tecidosuperficial tal como aquela mostrada na figura 18 é captada no sinal de ima-gem espectral F3 pelo filtro de quase passagem de banda F3;

(5) uma imagem de banda que tem as informações de tecido decamada intermediária tal como aquela mostrada na figura 19 é captada nosinal de imagem espectral F2 pelo filtro de quase passagem de banda F2; e

(6) uma imagem de banda que tem as informações de tecido decamada profunda tal como aquela mostrada na figura 20 é captada no sinalde imagem espectral F1 pelo filtro de quase passagem de banda F1.

A seguir, em relação aos sinais de imagem espectral XF1 a ZF3obtidos deste modo, como um exemplo de uma conversão de cor a maissimplificada, a seção de ajuste de cor 440 respectivamente aloca o sinal deimagem espectral F1 para o canal de cor Rch, o sinal de imagem espectralF2 para o canal de cor Gch e o sinal de imagem espectral F3 para o canalde cor Bch, e emite os mesmos através da seção de troca 439 para o moni-tor de display 106.

Como mostrado na figura 21, a seção de ajuste de cor 440 estáconstituída por um circuito de processamento de conversão de cor 440a quecompreende: um circuito de matriz 3 por 3 61; três conjuntos de LUTs 62a,62b, 62c, 63a, e 63c providos anteriormente e posteriormente ao circuitode matriz 3 por 3 61; e um circuito de mudança de coeficiente 64 que mudaos dados de tabela das LUTs 62a, 62b, 62c, 63a, 63b e 63c ou do coeficien-te do circuito de matriz 3 por 3 61.

Os sinais de imagem espectral F1 a F3 inseridos no circuito deprocessamento de conversão de cor 440a estão sujeitos a uma correção dey inversa, um processamento de conversão de contraste não linear e simila-res em uma base de dados por banda pelas LUTs 62a, 62b e 62c.

Então, após a conversão de cor ser executada no circuito de ma-triz 3 por 3 61, um processamento de correção de y ou de conversão de to-nalidade apropriado é executado nas LUTs 63a, 63b e 63c de pós-estágio.

Os dados de tabela das LUTs 62a, 62b, 62c, 63a, 63b e 63c ouo coeficiente de matriz do circuito de matriz 3 por 3 61 podem ser mudadospelo circuito de mudança de coeficiente 64.

As mudanças pelo circuito de mudança de coeficiente 64 sãoexecutadas com base em um sinal de controle de uma chave de conversãode processamento (não mostrada) provida na seção de operação do endos-cópio 101 ou similar.

Quando recebendo o sinal de controle, o circuito de mudança decoeficiente 64 lê os dados apropriados de dados de coeficiente armazena-dos com antecedência na seção de ajuste de cor 440, e sobrescreve o coefi-ciente de circuito atual com os dados.

A seguir, o conteúdo específico do processamento de conversãode cor será descrito. A Fórmula 22 representa um exemplo de uma equaçãode conversão de cor.<formula>formula see original document page 32</formula>

O processamento representado pela Fórmula 22 é uma conver-são de cor na qual os sinais de imagem espectral F1 a F3 são atribuídospara as imagens de canal espectral Rch, Gch e Bch em ordem ascendentede comprimentos de onda.

Em um caso de observação com uma imagem de cor com basenos canais de cor Rch, Gch e Bch, por exemplo, uma imagem tal como a-quela mostrada na figura 22 é obtida. Uma grande veia existe em uma posi-ção profunda sobre a qual o sinal de imagem espectral F3 é refletido, equanto à cor, a grande veia é mostrada como um padrão azul. Como o sinalde imagem espectral F2 é fortemente refletido sobre uma rede vascular pró-ximo das camadas intermediárias, a rede vascular é mostrada como umaimagem de cor em um padrão vermelho. Entre as redes vasculares, aquelasexistentes próximo da superfície da membrana de mucosa são expressascomo um padrão amarelo.

Especificamente, as mudanças no padrão na vizinhança da su-perfície da membrana de mucosa são importantes para a descoberta e odiagnóstico diferencial de doenças em estágio inicial. No entanto, um padrãoamarelo tende a ter um fraco contraste contra uma mucosa de fundo e por-tanto uma baixa visibilidade.

Nesta luz, de modo a reproduzir mais claramente os padrões navizinhança da superfície da membrana de mucosa, uma conversão expressapela Fórmula 23 torna-se efetiva.

<formula>formula see original document page 32</formula>

O processamento representado pela Fórmula 23 é um exemplode uma conversão na qual o sinal de imagem espectral F1 está misturadocom o sinal de imagem espectral F2 em uma certa razão e os dados criadossão atualmente utilizados como a imagem de canal G espectral Gch, e per-mite uma maior clarificação do fato de que os corpos de absorção/dispersãotais como uma rede vascular diferem de acordo com as posições de profun-didade.

Portanto, pelo ajuste do coeficiente de matriz através do circuitode mudança de coeficiente 64, o usuário é capaz de ajustar as cores de dis-play. Quanto as operações, em conjunto com uma chave de troca de modo(não mostrada) provida na seção de operação do endoscópio 101, o coefici-ente de matriz é ajustado para um valor padrão de uma operação atravessa-da no circuito de processamento de conversão de cor 440a.

Uma operação atravessada neste caso refere-se a um estado noqual uma matriz unitária está montada no circuito de matriz 3 por 3 61 e umatabela não de conversão está montada nas LUTs 62a, 62b, 62c, 63a, 63b, e63c. Isto significa que, por exemplo, valores pré-ajustados de cog=0,2,cob=0,8 devem ser providos como os valores padrão do coeficiente de matrizcoG, coB.

Então, pela operação da seção de operação do endoscópio 101ou similar, o usuário executa um ajuste de modo que o coeficiente torna-se,por exemplo, cog=0,4, cob=0,6. Uma tabela de correção de y inversa e umatabela de correção de y são aplicadas conforme requerido nas LUTs 62a,62b, 62c, 63a, 63b e 63c.

Apesar do circuito de processamento de conversão de cor 440aestar disposto para executar uma conversão de cor por uma unidade decomputação de matriz constituída pelo circuito de matriz 3 por 3 61, a dispo-sição não é restritiva e, ao contrário, um meio de processamento de conver-são de cor pode ser configurado utilizando um processador numérico (CPU)ou uma LUT.

Por exemplo, na modalidade acima descrita, apesar do circuitode processamento de conversão de cor 440a estar ilustrado por uma confi-guração centrada ao redor do circuito de matriz 3 por 3 61, vantagens simila-res podem ser conseguidas pela substituição do circuito de processamentode conversão de cor 440a por LUTs tridimensionais 65 que correspondem acada banda como mostrado na figura 23. Neste caso, o circuito de mudançade coeficiente 64 executa uma operação para mudar o conteúdo de tabelacom base em um sinal de controle de uma chave de conversão de proces-samento (não mostrada) provida na seção de operação do endoscópio 101ou similar.

Incidentalmente, as características de filtro dos filtros de quasepassagem de banda F1 a F3 não estão limitadas à faixa visível. Como umaprimeira modificação dos filtros de quase passagem de banda F1 a F3, ascaracterísticas de filtro podem ser dispostas como, por exemplo, uma bandaestreita que tem caracteristicas espectrais discretas tais como aquelas mos-tradas na figura 24. Pelo ajuste de F3 na faixa próximo de ultravioleta e peloajuste de F1 na faixa próximo de infravermelho de modo a observar as irre-gularidades sobre uma superfície de corpo vivo e de corpos absorventes navizinhança de camadas extremamente profundas, as características de filtroda primeira modificação são adequadas para obter as informações de ima-gem não obteníveis através de uma observação normal.

Além disso, como uma segunda modificação dos filtros de quasepassagem de banda F1 a F3, como mostrado na figura 25, o filtro de quasepassagem de banda F2 pode ser substituído por dois filtros de quase passa-gem de banda F3a e F3b que tem características de filtro adjacentes na fai-xa de comprimento de onda curto. Esta modificação aproveita-se do fato deque as faixas de comprimento de onda na sua vizinhança somente alcançama vizinhança das camadas mais superiores de um corpo vivo, e é adequadapara a visualização de diferenças sutis em características de dispersão aoinvés de características de absorção. De uma perspectiva médica, a utiliza-ção na diagnose discriminatória de carcinoma inicial e outras doenças a-companhadas por uma perturbação em disposição celular na vizinhança dasuperfície de membrana de mucosa é prevista.

Mais ainda, como uma terceira modificação dos filtros de quasepassagem de banda F1 a F3, como mostrado na figura 26, dois filtros dequase passagem de banda F2 e F3 que tem características de filtro de ban-da estreita dupla com características espectrais discretas as quais são capa-zes de extrair as informações de camada - tecido desejadas podem ser dis-postas para serem criadas pela seção de computação de matriz 436.

No caso dos filtros de quase passagem de banda F2 e F3 mos-trados na figura 26, para a colorização de uma imagem durante uma obser-vação de imagem espectral de banda estreita, a seção de ajuste de cor 440cria imagens de cor dos três canais RGB de modo que: imagem de canalespectral Rch<- sinal de imagem espectral F2; imagem de canal espectralGch<- sinal de imagem espectral F3; e image.m de canal espectral Bch<-sinal de imagem espectral F3.

Em outras palavras, para os sinais de imagem especirai F2 e F3,a seção de ajuste de cor 440 cria as imagens de cor (Rch, Gch e Bch) dostrês canais RGB da Fórmula 24 abaixo.

<formula>formula see original document page 35</formula>

Por exemplo, assumamos que h11=1, h12=0, h21=0, h22=1,2,h31=0, e h32=0,8.

Por exemplo, a imagem espectral F3 é uma imagem cujo com-primento de onda central principalmente corresponde a 415 nm, e a imagemespectral F2 é uma imagem cujo comprimento de onda central principalmen-te corresponde a 540 nm.

Mais ainda, por exemplo, mesmo quando a computação é exe-cutada na suposição de que a imagem espectral F3 é uma imagem cujocomprimento de onda central principalmente corresponde a 415 nm, a ima-gem espectral F2 é uma imagem cujo comprimento de onda central princi-palmente corresponde a 540 nm, e a imagem espectral F1 é uma imagemcujo comprimento de onda central principalmente corresponde a 600 nm,uma imagem de cor pode ser formada pela seção de ajuste de cor 440 dasimagens F2 e F3 sem utilizar a imagem F1. Neste caso, será suficiente apli-car uma computação de matriz expressa pelo Fórmula 24' abaixo ao invésda Formula 24.

Rch=hllXFl+hl2XF2+hl3XF3Gch=h21XFl+h22XF2+h23XF3Bch=h31XFl+h32XF2+h33XF3 -(24')

Na computação de matriz expressa pela Fórmula 24' acima, serásuficiente ajustar os coeficientes de h11, h13, h21, h22, h31 e h32 para 0enquanto ajustando os outros coeficientes para valores numéricos predeter-minados.

Como visto, de acordo com a presente modalidade, pela criaçãode um filtro quase banda estreita utilizando um sinal de imagem de cor paracriar uma imagem endoscópica eletrônica normal (imagem normal), uma i-magem espectral que tem as informações de tecido de uma profundidadedesejada tais como urn padrão vascular pode ser obtida sem precisar utiiizarum filtro de passagem de banda estreita de comprimento de onda ótico paraas imagens espectrais. Além disso, pelo ajuste de um parâmetro do circuitode processamento de conversão de cor 440a da seção de ajuste de cor 440de acordo com a imagem espectral, é agora possível executar um métodode representação que faz uso total de uma característica que são as infor-mações de profundidade alcançável durante a observação de imagem es-pectral de banda estreita, e conseqüentemente, uma separação efetiva euma confirmação visual de informações de tecido de uma profundidade de-sejada na vizinhança da superfície de tecido do tecido biológico podem serexecutadas.

Mais ainda, especificamente, com a seção de ajuste de cor 440:

(1) no caso de uma imagem espectral de duas bandas, quandouma imagem que corresponde, por exemplo, a 415 nm é alocada para oscanais de cor Gch e Bch e uma imagem que corresponde, por exemplo a540 nm é alocada para o canal de cor Rch;

ou

(2) no caso de uma imagem espectral de três bandas, quandouma imagem que corresponde, por exemplo, a 415 nm é alocada para o ca-nal de cor Bch, uma imagem que corresponde, por exemplo, a 445 nm é alo-cada para o canal de cor Gch e uma imagem que corresponde, por exemplo,a 540 nm é alocada para o canal de cor Rch, os seguintes efeitos de ima-gem são conseguidos.

- Uma alta visibilidade de capilares em uma camada mais supe-rior de um tecido biológico é atingida pela reprodução do epitélio ou da mu-cosa em uma camada mais superior do tecido biológico em uma cor que te-nha uma baixa saturação e reproduzir os capilares na camada mais superiorem baixa luminância ou, em outras palavras, como linhas escuras.

- Ao mesmo tempo, como os vasos sangüíneos posicionadosmais profundo do que os capilares são reproduzidos girando na direção doazul em uma direção no modo de matiz, a discriminação dos capilares nacamada mais superior torna-se ainda mais fácil.

Mais ainda, de acordo corn o método de alocação de canal aci-ma descrito, os resíduos e a bile que são observados em uma tonalidadeamarela sob uma observação normal durante um exame endoscópico dointestino grosso são agora observados em uma tonalidade vermelha.

A figura 27 é um diagrama de blocos que mostra outro exemplode configuração da seção de computação de matriz.

Os componentes outros do que a seção de computação de ma-triz 436 são os mesmos que aqueles na figura 4. A única diferença encontra-se na configuração da seção de computação de matriz 436 mostrada na fi-gura 27 da configuração da seção de computação de matriz 436 mostradana figura 8. Somente as diferenças serão agora descritas, e aos componen-tes iguais serão atribuídos caracteres de referência iguais e suas descriçõesserão omitidas.

Enquanto é assumido na figura 6 que a computação de matriz éexecutada por um assim denominado processamento de hardware que utili-za um circuito eletrônico, na figura 27, a computação de matriz é executadapor um processamento de dados numéricos (processamento por softwareque utiliza um programa).

A seção de computação de matriz 436 mostrada na figura 27inclui uma memória de imagem 50 para armazenar os respectivos sinais deimagem de cor de R, G e B. Além disso, um registro de coeficiente 151 estáprovido no qual os respectivos valores da matriz <A'> expressa pela Fórmula21 estão armazenados como dados numéricos.

O registro de coeficiente 151 e a memória de imagem 50 estãoconectados nos multiplicadores 53a a 53i; os multiplicadores 53a, 53d e 53gestão conectados por sua vez em um multiplicador 54a; e uma saída do mui-tiplicador 54a está conectada na seção de integração 438a mostrada na figu-ra 4. Além disso, os multiplicadores 53b, 53e e 53h estão conectados em ummultiplicador 54b, e uma sua saída está conectada na seção de integração438b. Mais ainda, os multiplicadores 53c, 53f e 53i estão conectados em ummultiplicador 54c, e uma sua saída está conectada na seção de integração438c.

Quanto às operações na presente modalidade, os dados de i-magem RGB inseridos são temporariamente armazenados na memória deimagem 50. A seguir, um programa de computação armazenado em um dis-positivo de armazenamento predeterminado (não mostrado) faz com quecada coeficiente da matriz <A'> do registro de coeficiente 151 seja multipli-cado em um multiplicador por dados de imagem RGB armazenados na me-mória de imagem 50.

Incidentalmente, a figura 27 mostra um exemplo no qual o sinalRé multiplicado pelos respectivos coeficientes de matriz nos multiplicadores53a a 53c. Além disso, como está mostrado no mesmo diagrama, o sinal G émultiplicado pelos respectivos coeficientes de matriz nos multiplicadores 53da 53f, enquanto que o sinal B é multiplicado pelos respectivos coeficientesde matriz nos multiplicadores 53g a 53i. Quanto aos dados respectivamentemultiplicados pelos coeficientes de matriz as saídas dos multiplicadores 53a,53d e 53g são multiplicadas pelo multiplicador 54a, as saídas dos multiplica-dores 53b, 53e e 53h são multiplicadas pelo multiplicador 54b, e as saídasdos multiplicadores 53c, 53f e 53i são multiplicadas pelo multiplicador 54c.

Uma saída do multiplicador 54a é enviada para a seção de integração 438a.

Além disso, as saídas dos multiplicadores 54b e 54c são respectivamenteenviadas para a seção de integração 438b e 438c.

De acordo com o exemplo de configuração mostrado na figura27, no mesmo modo que o exemplo de configuração mostrado na figura 8,uma imagem espectral sobre a qual os padrões vasculares estão claramenteexibidos pode se obtida.

Mais ainda, com o exemplo de configuração mostrado na figura27, como o processamento de matriz é executado utilizando um softwaresem utilizar um hardware como é o caso com o exemplo de configuraçãomostrado na figura 8, por exemplo, as mudanças em cada coeficiente dematriz ou similares podem ser acomodadas em um modo imediato.

Além disso, em um caso onde os coeficientes de matriz são ar-mazenados somente por valores resultantes ou, em outras palavras, nãoarmazenados como uma matriz <A> mas armazenados ao contrário de a-cordo com S(k), H(à,), R(x), G(k) e B(k), e computados conforme requeridopara determinar uma matriz <A'> para utilização subseqüente, é possívelmudar apenas um dos elementos, por meio disto aperfeiçoando a conveni-ência. Por exemplo, é possível mudar somente as características espectraisde luz de iluminação S(A,) ou similares.

SEGUNDA MODALIDADE

A figura 28 é um diagrama de blocos que mostra uma configura-ção de um aparelho de endoscópio eletrônico de acordo com uma segundamodalidade da presente invenção.

Como a segunda modalidade é praticamente a mesma que aprimeira modalidade, somente as suas diferenças serão descritas. Aos com-ponentes iguais serão atribuídos caracteres de referência iguais e as suasdescrições serão omitidas.

A presente modalidade difere da primeira modalidade na seçãode fonte de luz 41 que executa o controle de quantidade de luz de ilumina-ção. Na presente modalidade, o controle de quantidade de luz irradiada daseção de fonte de luz 41 é executado pelo controle da corrente da lâmpada15 ao invés de um pulsador. Mais especificamente, uma seção de controlede corrente 18 como uma seção de controle de quantidade de luz está pro-vida na lâmpada 15 mostrada na figura 28.

Quanto às operações da presente modalidade, a seção de con-trole 42 controla a corrente que flui através da lâmpada 15 de modo que ne-nhum dos sinais de imagem de cor de RGB atinja um estado saturado. Con-seqüentemente, como a corrente utilizada pela lâmpada 15 para emissão écontrolada, a sua quantidade de luz varia de acordo com a magnitude dacorrente.Incidentalmente, como outras operações são as mesmas queaquelas na primeira modalidade, as suas descrições serão omitidas.

De acordo com a presente modalidade, no mesmo modo que aprimeira modalidade, uma imagem espectral sobre a qual os padrões vascu-lares estão claramente exibidos pode ser obtida. Além disso, a presente mo-dalidade é vantajosa pelo fato de que o seu método de controle é mais sim-ples do que o método de controle de quantidade de luz que utiliza um pulsa-dor como é o caso na primeira modalidade.

TERCEIRA MODALIDADE

O aparelho de observação biológica mostrado na figura 4 execu-ta o controle durante a aquisição de imagem espectral de modo a reduzir aquantidade de luz utilizando o pulsador 16 mostrado na figura 5 o qual exe-cuta um controle de quantidade de luz cortando a luz em intervalos de tempopredeterminados. Em outras palavras, a quantidade de luz da fonte de luz éreduzida de modo que todos os sinais separados em cor de R, G e B sãofotografados em uma faixa dinâmica adequada.

Para a terceira modalidade da presente invenção, um exemploserá descrito no qual um membro de corte móvel tal como uma mola dé dia-fragma ou um obturador ou um filtro de corte tal como uma torre de tela ouum filtro ND é utilizado no lugar do pulsador 16 no aparelho de observaçãobiológica mostrado na figura 4.

A figura 29 mostra um exemplo de uma mola de diafragma 66. Amola de diafragma 66 executa o controle de quantidade de luz pelo corte deluz em intervalos de tempo predeterminados utilizando: uma seção de corte69 que gira ao redor de um eixo geométrico central 67 e a qual corta um flu-xo de luz 68 convergido para uma dada magnitude em uma sua porção deextremidade mais distante; e uma seção de lâmina de diafragma 71 que temuma porção dentada 70 que controla a quantidade de luz de saída.

A mola de diafragma 66 pode operar também como uma molade diafragma de modulação que controla a quantidade de luz de saída daseção de fonte de luz 41, ou outra unidade pode estar separadamente provi-da como um mecanismo de corte.A figura 30 mostra um exemplo de um obturador 66A. Apesar doobturador 66A ser similar na forma ao exemplo da mola de diafragma 66, asua estrutura é tal que a porção dentada 70 da mola de diafragma 66 estáausente da seção de corte 69. Quanto às operações do obturador 66A, a luzé cortada em intervalos de tempo predeterminados para executar o controlede quantidade de luz pelo controle de dois estados de operação de totalmen-te aberto e totalmente fechado.

A figura 31 mostra um exemplo de uma torre de tela 73. Umatela 75 que tem um amplo espaçamento de grade ou uma tela 76 com umespaçamento de grade mais estreito está presa por soldagem ou similar emum furo provido em uma placa rotativa 74, e gira ao redor de um eixo geo-métrico central de rotação 77. Neste caso, a luz é cortada em intervalos detempo predeterminados para executar o controle de quantidade de luz pelaalteração do comprimento de tela, aspereza, posição ou similar.

QUARTA MODALIDADE

As figuras 32 e 33 referem-se a uma quarta modalidade da pre-sente invenção, em que: a figura 32 é um diagrama de blocos que mostrauma configuração de um aparelho de endoscópio eletrônico; e a figura 33 éum diagrama que mostra os tempos de acumulação de carga do CCD 21mostrado na figura 32.

Como a quarta modalidade é praticamente a mesma que a pri-meira modalidade, somente as suas diferenças serão descritas. Aos compo-nentes iguais serão atribuídos caracteres de referência iguais e as suas des-crições serão omitidas.

A presente modalidade primariamente difere da primeira modali-dade na seção de fonte de luz 41 e no CCD 21. Na primeira modalidade, oCCD 21 está provido com os filtros de cor mostrados na figura 6 e é um as-sim denominado CCD do tipo síncrono que cria um sinal de cor utilizando osfiltros de cor. Em contraste a este, na quarta modalidade presente, um assimdenominado tipo seqüencial de quadro é utilizado o qual cria um sinal de corpela iluminação da luz de iluminação na ordem de R, G e B dentro de umperíodo de tempo de um único quadro.Como mostrado na figura 32, a seção de fonte de luz 41 de a-cordo com a presente modalidade está provida com um diafragma 25 queexecuta uma modulação sobre uma face dianteira da lâmpada 15, e um filtrorotativo RGB 23 que faz, por exemplo, uma rotação durante um quadro estáadicionalmente provido sobre uma face dianteira do diafragma 25 de modo airradiar uma luz seqüencial de quadro R, G e B. Além disso, o diafragma 25está conectado em uma seção de controle de diafragma 24, como uma se-ção de controle de quantidade de luz, e está disposto de modo a ser capazde executar a modulação limitando um fluxo de luz a ser transmitido entre ofluxo de luz irradiado da lâmpada 15 para mudar a quantidade de luz emresposta a um sinal de controle da seção de controle de diafragma 24. Maisainda, o filtro rotativo RGB 23 está conectado em uma seção de controle defiltro rotativo RGB 26 e é girado a uma velocidade rotacional predeterminada.

Quanto às operações pela seção de fonte de luz de acordo coma presente modalidade, um fluxo de luz emitido da lâmpada 15 é limitado auma quantidade de luz predeterminada pelo diafragma 25. O fluxo de luztransmitido através do diafragma 25 passa através do filtro rotativo RGB 23,e é emitido como as respectivas luzes de iluminação de R/G/B em intervalosde tempo predeterminados da seção de fonte de luz.

Além disso, as respectivas luzes de iluminação são refletidasdentro do objeto a ser examinado e recebidas pelo CCD 21. Os sinais obti-dos no CCD 21 são classificados de acordo com o tempo de irradiação poruma seção de troca (não mostrada) provida no corpo principal de aparelhode endoscópio 105, e são respectivamente inseridos nos circuitos de S/H433a a 433c. Em outras palavras, quando uma luz de iluminação é irradiadaatravés do filtro R da seção de fonte de luz 41, um sinal obtido pelo CCD 21é inserido no circuito de S/H 433a. Incidentalmente, como as outras opera-ções são as mesmas que aquelas na primeira modalidade, as suas descri-ções serão omitidas.

De acordo com a quarta modalidade presente, no mesmo modoque a primeira modalidade, uma imagem espectral sobre qual os padrõesvasculares estão claramente exibidos pôde ser obtida. Além disso, ao con-trário da primeira modalidade, a quarta modalidade presente é capaz de re-ceber os benefícios totais do acima denominado método seqüencial de qua-dro. Tais benefícios incluem, por exemplo, aqueles oferecidos por uma modi-ficação mostrada na figura 34 a qual será posteriormente descrita.

Mais ainda, na primeira modalidade acima descrita, a quantidadede luz de iluminação (quantidade de luz de uma fonte de luz) é controla-da/ajustada de modo a evitar a saturação dos sinais de cor R/G/B. Em con-traste a isto, a quarta modalidade presente emprega um método no qual umobiurador eletrônico do CCD 21 é ajustado. No CCD 21, as cargas acumu-lam em proporção à intensidade de luz incidente dentro de um dado períodode tempo, por meio de que a quantidade de carga é tomada como um sinal.O que corresponde ao tempo de acumulação é um assim denominado obtu-rador eletrônico. Pelo ajuste do obturador eletrônico pelo circuito de opera-ção de CCD 431, uma quantidade acumulada de carga, ou, em outras pala-vras, uma quantidade de sinal pode ser ajustada. Como mostrado na figura33, pela obtenção de imagens de cor R/G/B em um estado onde os temposde acumulação de carga são seqüencialmente mudados por um quadro,uma imagem espectral similar pode ser obtida. Em outras palavras, em cadauma das modalidades acima descritas, o controle de quantidade de luz deiluminação pelo diafragma 25 pode ser utilizado para obter uma imagemnormal, e quando obtendo uma imagem espectral, é possível impedir a satu-ração de imagens de cor R/G/B pela variação do obturador eletrônico.

A figura 34 é um diagrama que mostra os tempos de acumula-ção de carga de um CCD de acordo com outro exemplo da quarta modalida-de da presente invenção. O presente exemplo é similar ao exemplo mostra-do na figura 33 na utilização de um método seqüencial de quadro, e aprovei-ta-se de características do método seqüencial de quadro. Em outras pala-vras, pela adição de uma ponderação respectivamente para R, G e B aostempos de acumulação de carga devido ao controle de obturador eletrônicode acordo com o exemplo mostrado na figura 33, a criação de dados de i-magem espectral pode ser simplificada. Isto significa que, no exemplo mos-trado na figura 33, um circuito de operação de CCD 431 está provido o qualé capaz de variar o tempo de acumulação de carga do CCD 21 para R, G eB respectivamente dentro do período de tempo de um quadro. De outro mo-do o presente exemplo é o mesmo que o exemplo mostrado na figura 33.

Quanto às operações do exemplo mostrado na figura 34, quandoas respectivas luzes de iluminação são irradiadas através do filtro rotativoRGB 23, o tempo de acumulação de carga devido ao obturador eletrônico doCCD 21 é variado.

Neste ponto, assumamos que os respectivos tempos de acumu-lação de carga do CCD 21 para as luzes de iluminação R/G/B são tdr, tdg etdb (incidentalmente, como um tempo de acumulação não está provido parao sinal de imagem de cor B, o tdb está omitido no diagrama). Por exemplo,quando executando a computação de matriz representada pela Fórmula 21,como a computação a ser executada pela imagem de quase filtro F3 podeser determinada das imagens RGB obtidas por um endoscópio normal comoF3=-0. 050R-1. 777G+0. 829B —(25)

o ajuste do tempo de acumulação de carga devido ao controle de obutradoreletrônico de acordo com RGB mostrado na figura 33 para

tdr:tdg:tdb=0. 050:1. 777:0. 829 •••(26)

será suficiente. Além disso, para a porção de matriz, um sinal no qual so-mente os componentes R e G estão invertidos assim como o componente Bé adicionado. Como um resultado, uma imagem espectral similar àquela naprimeira até a terceira modalidades pode ser obtida.

De acordo com a quarta modalidade mostrada nas figuras 33 e34, uma imagem espectral sobre a qual os padrões vasculares estão clara-mente exibidos pode ser obtida. Mais ainda, o exemplo mostrado na figura34 utiliza o método seqüencial de quadro para criar os sinais de imagem decor, e os tempos de acumulação de carga podem ser variados utilizando oobturador eletrônico para cada sinal de imagem de cor. Conseqüentemente,a seção de computação de matriz precisa somente executar um processa-mento de adição e de subtração, por meio disto permitindo uma simplifica-ção do processamento. Em outras palavras, as operações que correspon-dem à computação de matriz podem ser executadas através de controle deobturador eletrônico, e o processamento pode ser simplificado.

É desnecessário dizer que o controle de quantidade de luz daprimeira até a terceira modalidades e o controle de obturador eletrônico(tempo de acumulação de carga) da quarta mpdalidade (no exemplo mos-trado nas figuras 33 ou 34) podem .estar configurados para serem executa-dos simultaneamente. Além disso, como acima descrito, é óbvio que o con-trole de luz de iluminação pode ser executado utilizando um pulsador ou si-milar para uma imagem de observação normal, e quando obtendo uma ima-gem de observação espectral, o controle por um obturador eletrônico podeser executado.

A seguir, como a quinta até a sétima modalidades, uma seçãode amplificação de sinal que amplifica um nível de sinal de um sinal de cap-tação de imagem de uma imagem normal e/ou um sinal espectral de umaimagem espectral, assim como o seu controle de amplificação, serão descri-tos.

QUINTA MODALIDADE

Quanto a uma configuração de um aparelho de observação bio-lógica de acordo com a quinta modalidade da presente invenção, as figuras4, 28 ou 32 são aplicadas. Além disso, um AGC (controle de ganho automá-tico) nas configurações durante a observação de imagem normal é executa-do em um circuito de AGC (não mostrado) que é uma seção de amplificaçãode sinal para a seção de processamento de sinal de luminância 434 e a se-ção de processamento de sinal de cor 435, respectivamente, mostradas nasfiguras 4, 28 ou 32. O AGC durante a observação de imagem espectral éexecutado em um circuito de AGC (no qual, por exemplo, os amplificadores32a a 32c mostrados na figura 8 estão substituídos por amplificadores variá-veis) que é uma seção de amplificação de sinal na seção de computação dematriz 436 de acordo com as figuras 4, 28 ou 32.

Mais ainda, o controle das operações de amplificação ou, emoutras palavras, o controle AGC é alterado entre a observação de imagemnormal e a observação de imagem espectral. O controle AGC refere-se a umnível de amplificação, uma velocidade de operação (velocidade de acompa-nhamento), ou uma ativação/não ativação (a qual pode também ser referidacomo liga/desliga) de uma função de amplificação.

Quanto à ativação/não ativação da função de amplificação, emmuitos casos, o AGC não é ativado durante a observação de imagem nor-mal. Isto é devido ao fato de que existe uma quantidade de luz suficientedurante a observação sob a luz normal. Por outro lado, o AGC é ativado du-rante a observação de imagem espectral já que a quantidade de luz é insufi-ciente.

Quanto à velocidade de operação (velocidade de acompanha-mento) da função de amplificação, por exemplo, conforme uma câmera mo-ve-se afastando de uma cena assumida ser um objeto, a quantidade de luzgradualmente diminui e torna-se mais escura. Apesar de uma função de mo-dulação inicialmente tornar-se ativa e tentar aumentar a quantidade de luzconforme fica mais escuro, a função de modulação é incapaz de acompa-nhar. Uma vez que o acompanhamento torna-se inoperável, o AGC é ativa-do. A velocidade da operação de AGC é importante, e uma velocidade deacompanhamento excessiva resulta em uma ocorrência de ruído quandoescuro, o que pode ser perturbador. Conseqüentemente, uma velocidadeapropriada que não é nem muito rápida nem muito lenta é interativa. Apesarde uma operação de AGC durante a observação de imagem normal poderpermitir-se ser consideravelmente lenta, uma operação de AGC durante aobservação de imagem espectral deve ser executada em um ritmo mais rá-pido devido a uma atenuação mais rápida. Conseqüentemente, uma quali-dade de imagem de um sinal a ser exibido/emitido pode ser aperfeiçoada.

SEXTA MODALIDADE

Quanto a uma configuração de um aparelho de observação bio-lógica de acordo com a sexta modalidade da presente invenção, as figuras4, 28 ou 32 são aplicadas. Além disso, um AGC (controle de ganho automá-tico) nas configurações durante a observação de imagem normal é executa-do em um circuito de AGC (não mostrado) que é uma seção de amplificaçãode sinal para a seção de processamento de sinal de luminância 434 e a se-ção de processamento de sinal de cor 435, respectivamente, mostradas nasfiguras 4, 28 ou 32. O AGC durante a observação de imagem espectral éexecutado em um circuito de AGC (no qual, por exemplo, os amplificadores32a a 32c mostrados na figura 8 estão substituídos por amplificadores variá-veis) que é uma seção de amplificação de sinal, na seção de computação dematriz 436 de acordo com as figuras 4, 28 ou 32.

Na sexta modalidade presente, o circuito de AGC que é umaseção de amplificação de sinal é controlado de modo a operar em conjuntocom uma seção de controle de quantidade de luz que inclui o pulsador 16, aseção de controle de corrente de lâmpada 18 ou a seção de controle de dia-fragma 24 e similares. O controle da operação conjunta acima descrita é e-xecutado de modo que, por exemplo, o circuito de AGC que é uma seção deamplificação de sinal somente funciona após a quantidade de luz de irradia-ção atingir um máximo na seção de controle de quantidade de luz. Em ou-tras palavras, o controle é executado de modo que o AGC é ativado somenteapós a seção de controle de quantidade de luz ser controlada para umaquantidade de luz máxima (quando, por exemplo, uma lâmina de modulaçãoestá totalmente aberta) e quando a tela está escura mesmo na quantidadede luz máxima. Conseqüentemente, uma faixa de controle de quantidade deluz pode ser expandida.

SÉTIMA MODALIDADE

Quanto a uma configuração de um aparelho de observação bio-lógica de acordo com a sétima modalidade da presente invenção, as figuras4, 28 ou 32 são aplicadas. Além disso, um AGC (controle de ganho automá-tico) nas configurações durante a observação de imagem normal é executa-do em um circuito de AGC (não mostrado) que é uma seção de amplificaçãode sinal para a seção de processamento de sinal de luminância 434 e a se-ção de processamento de sinal de cor 435, respectivamente, mostradas nasfiguras 4, 28 ou 32. O AGC durante a observação de imagem espectral éexecutado em um circuito de AGC (no qual, por exemplo, os amplificadores32a a 32c mostrados na figura 8 estão substituídos por amplificadores variá-veis) que é uma seção de amplificação de sinal na seção de computação dematriz 436 de acordo com as figuras 4, 28 ou 32.

No caso em que uma imagem normal e uma imagem espectralsão simultaneamente exibidas (uma exibição simultânea é também possíveljá que uma imagem espectral pode ser estimada de RGB), existem casosonde a quantidade de luz é reduzida em consideração à saturação de CCD.Por exemplo, uma imagem normal pode ter a sua quantidade de luz reduzidade modo a suprimir a saturacao de CCD. Nesra caso, a imagem normal e obviamente escura. Por outro lado, quanto a uma imagem espectral, um a-juste é executado dentro de uma faixa dinâmica apropriada de modo a per-mitir uma observação de porções detalhadas. Portanto, quando uma imagemnormal e uma imagem espectral são simultaneamente exibidas sem ummeio de modificação, a imagem normal permanece escura, portanto a lumi-nosidade da imagem normal é ajustada para ser aumentada e emitida paraacomodar uma exibição simultânea. A amplificação de uma saída de ima-gem é executada aumentando eletricamente o ganho no circuito de AGCque é uma seção de amplificação de sinal. Conseqüentemente, a qualidadede imagem durante a exibição simultânea pode ser aperfeiçoada.

A seguir, o aperfeiçoamento de qualidade de imagem será des-crito com referência à oitava até a décima primeira modalidades.

OITAVA MODALIDADE

Quanto a uma configuração de um aparelho de observação bio-lógica de acordo com a oitava modalidade da presente invenção, a figura 35é aplicada. A oitava modalidade presente está destinada a reformar a adiçãode ponderação de um sinal de luminância de banda larga para um compo-nente de luminância de uma imagem espectral para aperfeiçoar a luminosi-dade e a razão de S/N.

Na figura 35 um aparelho de endoscópio eletrônico 100 compre-ende um endoscópio eletrônico 101, um corpo principal de aparelho de en-doscópio 105, e um monitor de display 106. O corpo principal de aparelho deendoscópio 105 primariamente compreende uma unidade de fonte de luz 41,uma seção de controle 42, e um aparelho de processamento de corpo prin-cipal 43. O aparelho de processamento de corpo principal 43 está providocom um circuito de operação de CCD 431 para operar o CCD 21, e estátambém provido com um sistema de circuito de sinal para obter imagensnormais e um sistema de circuito de sinal para obter imagens espectrais.

O sistema de circuito de sinal para obter imagens normais com-preende: os circuitos de S/H 433a a 433c que,executam uma amostragemou similar de sinais obtidos pelo CCD 21 e os quais criam um sinal RGB; euma seção de processamento de sina! de cor 435 conectada nas saídas doscircuitos de S/H 433a a 433c e a qual cria os sinais de cor.

Por outro lado, uma seção de computação de matriz 436 estáprovida como um sistema de circuito de sinal para obter as imagens espec-trais nas saídas dos circuitos de S/H 433a a 433c, por meio de que umacomputação de matriz predeterminada é executada nos sinais RGB.

Uma saída da seção de processamento de sinal de cor 435 euma saída da seção de computação de matriz 436 são supridas através deuma seção de troca 450 para um circuito de processamento de balanço debranco (daqui em diante WB) 451, um circuito de correção de y 452 e umcircuito de conversão de cor (1) 453 para criar um sinal Y, um sinal R-Y e umsinal B-Y. Então, um sinal de luminância melhorado YEH, um sinal R-Y e umsinal B-Y a serem posteriormente descritos são adicionalmente criados esupridos para um circuito de conversão de cor (2) 455, e enviados como saí-das R, G e B para o monitor de display 106.

Incidentalmente, quando conduzindo uma observação de ima-gem espectral (observação NBI) sem ter um filtro ótico, um sistema de pro-cessamento dentro do aparelho (processador) de processamento de corpoprincipal 43 requer uma seção de computação de matriz 436 que cria indivi-dualmente as imagens espectrais separadas daquela a qual cria as imagensde observação normais. No entanto, uma tal configuração em quais imagensde observação normais são criadas separadamente das imagens espectraisnecessita dois sistemas separados que incluem um processamento de ba-lanço branco (WB), circuitos de correção de y e de conversão de cor, cau-sando um aumento no tamanho de circuito.

Além disso, como uma razão de S/N de uma imagem espectraldeteriora quando aumentando eletricamente o ganho de modo a melhorar aluminosidade, métodos para melhorar a razão de S/N captando e integrandouma pluralidade de imagens e aumentando os componentes de sinal (porexemplo, as seções de integração 438a a 438c na Patente Japonesa Abertaà Inspeção Pública 2003-93336 correspondem a um tal método) são propos-tos. No entanto, a obtenção de uma pluralidade de imagens requer que umCCD seja operado em uma alta freqüência e é portanto tecnicamente difícil.

Assim, de modo a resolver o problema acima, as seguintes con-figurações são adicionadas à oitava modalidade da presente invenção comomostrado na figura 35.

A saber,

(1) Os seguintes circuitos a) a c) estão configurados para seremcompartilhados quando criando as imagens de observação normais e as i-magens espectrais, a) circuito de WB 451, b) circuito de correção de y452,

c) circuito de melhoramento 454.

Incidentalmente, o compartilhamento de circuito está separada-mente descrito na décima terceira até a décima quinta modalidades.

(2) De modo a melhorar a luminosidade e a razão de S/N, umaseção de criação de sinal de luminância de banda larga 444 está providapara criar um sinal de luminância de banda larga (YH) cuja razão de S/N nãodeteriorou de uma sinal de saída de CCD, e uma adição de ponderação comum componente de luminância Y de um sinal espectral é executada.

Mais especificamente, em relação ao sinal de luminância debanda larga (YH) acima mencionado e um sinal de luminância (Y) de sinaisespectrais (F1, F2 e F3) criados no circuito de conversão de cor (1) 453,uma ponderação é respectivamente executada nos circuitos de ponderação(445 e 446), uma adição é executada em uma seção de adição 447, e umacorreção de contorno é executada em um sinal de luminância de pós-adiçãono circuito de melhoramento 454. Em outras palavras, a seção de criação desinal de luminância de banda larga 444, os circuitos de ponderação 445 e446, e a seção de adição 447 constituem uma seção de ajuste de qualidadede imagem. Um sinal de luminância corrigido em contorno YEH é supridopara o circuito de conversão de cor (2) 455, e subseqüentemente, mais umavez convertido em RGB pelo circuito de conversão de cor (2) 455 e emitidopara o monitor de display 106.

Os coeficientes de ponderação dos circuitos de ponderação a-cima descritos (445 e 446) podem ser trocados de acordo com o modo deobservação ou de acordo com um número de pixels de um CCD a ser co-nectado a estes, e podem ser ajustados arbitrariamente dentro de uma taifaixa que não apresente um problema em termos de degradação de contras-te de uma imagem espectral. Por exemplo, quando um coeficiente de ponde-ração do circuito de ponderação 445 está denotado por a e um coeficientede ponderação do circuito de ponderação 446 está denotado por p, o seguin-te método é concebível.

A) Durante a exibição de uma imagem de observação normal: a= 0, p = 1

B) Durante a exibição de uma imagem espectral quando umCCD do tipo A está conectado: a = 0,5, (3 = 0,5

C) Durante a exibição de uma imagem espectral quando umCCD do tipo B está conectado: a = 1, p = 0

A configuração da oitava modalidade presente é vantajosa pelofato de que uma luminosidade e uma razão de S/N melhoradas são agorapossíveis sem precisar adquirir uma pluralidade de imagens; e como os coe-ficientes de ponderação podem ser otimizados de acordo com o tipo deCCDs conectados, uma otimização de acordo com o número de pixels oucom as características espectrais de cada CCD é agora possível dentro detal faixa que não apresente um problema em termos de degradação de con-traste.

NONA MODALIDADE

Quanto a uma configuração de um aparelho de observação bio-lógica de acordo com a nona modalidade da presente invenção, as figuras36 ou 37 são aplicadas. A nona modalidade presente está disposta para a-perfeiçoar a razão de S/N.

Com o método de aperfeiçoamento de S/N presente, como mos-trado na figura 2, a luz de iluminação é irradiada em diversos estágios (porexemplo, n estágios, onde n é um inteiro igual a ou maior do que 2) dentrode 1 campo (1 quadro) de uma imagem normal (uma imagem de cor comum)(a intensidade de irradiação pode ser variada para cada estágio; na figura 2,os estágios estão denotados por caracteres de referência IO até In; este pro-cedimento pode ser totalmente conseguido pelo controle da luz de ilumina-

Conseqüentemente, uma intensidade de iluminação para cadaestágio pode ser reduzida, por meio disto permitindo a supressão de ocor-rências de estados saturados nos respectivos sinais R, G e B. Mais ainda, ossinais de imagem separados em diversos estágios (por exemplo, n estágios)estão sujeitos a uma adição que corresponde ao número n de sinais de ima-gem em um pós-estágio. Como um resultado, os componentes de sinal po-dem ser aumentados para melhorar a razão de S/N.

Como acima descrito, está provida uma configuração na qualuma pluralidade (número n) de imagens é captada pela execução de umapluralidade de captações de imagem dentro de um período de tempo 1 cam-po de modo a aperfeiçoar a luminosidade e a razão de S/N quando condu-zindo uma observação de NBI sem ter um filtro ótico, e pela adição da plura-lidade de imagens em um sistema de processamento de pós-estágio, oscomponentes de sinal podem ser aumentados para melhorar a razão de S/N.

No entanto, os seguintes problemas surgem quando executandouma pluralidade de captações de imagem dentro do período de tempo de 1campo como descrito na configuração acima.

(1) Como quanto maior número de pixels de um CCD, mais altaé a freqüência de operação, em uma configuração na qual o aparelho deprocessamento de corpo principal (processador) está provido com um circui-to de operação, um cabo de conexão para o CCD deve ser operado por umcircuito que tenha um alto desempenho de operação, por meio disto apre-sentando um alto grau de dificuldade técnica.

(2) Quanto mais alta a freqüência de operação, mais alta é a fre-qüência de componentes de campo eletromagnético radiados desnecessá-rios, por meio disto tornando as medidas de EMC (ruído de onda eletromag-nética) difíceis.

De modo a resolver os problemas acima, as seguintes configu-rações são adicionadas à nona modalidade da presente invenção.

A saber, por exemplo, em relação ,à configuração mostrada nafigura 4, o circuito de operação de CCD 431 é realocado do aparelho de pro-cessamento de corpo principal (processador) 43 para o lado do endoscópio101 como mostrado na figura 36 para executar uma configuração na qual ocomprimento de um cabo de conexão entre o circuito de operação de CCD431 e o CCD 21 seja mínimo.

Conseqüentemente, como o comprimento de cabo é reduzido, adistorção de forma de onda de operação pode ser reduzida. Também, umaradiação e EMC desnecessária é reduzida. Além disso, como o circuito deoperação de CCD 431 está agora no lado do endoscópio 101, o desempe-nho de operação requerido para o circuito de operação pode ser determina-do baixo. Em outras palavras, um baixo desempenho de operação é permiti-do, por meio disto apresentando uma vantagem de custo também.

Mais ainda, por exemplo, em relação à configuração mostradana figura 4, apesar do circuito de operação de CCD 431 estar incorporado noaparelho de processamento de corpo principal (processador) 43, como mos-trado na figura 37, os pulsos de operação são emitidos do aparelho de pro-cessamento de corpo principal 43 em uma forma de onda que assemelha-sea uma onda senoidal para realizar uma configuração na qual uma modela-gem de forma de onda é executada em um circuito de modelagem de formade onda 450 provido na vizinhança do CCD em uma extremidade mais dis-tante do endoscópio 101 para operar o CCD 21.

Conseqüentemente, como os pulsos de operação de CCD doaparelho de processamento de corpo principal 43 podem ser emitidos emuma forma de onda que assemelha-se a uma onda senoidal, característicasde EMC favoráveis podem ser conseguidas. Em outras palavras, camposeletromagnéticos radiados desnecessários podem ser suprimidos.DÉCIMA MODALIDADE

Quanto a uma configuração de um aparelho de observação bio-lógica de acordo com a décima modalidade da presente invenção, as figuras4, 28 ou 32 são aplicadas. Além disso, nas suas configurações, um circuitode supressão de ruído está provido dentro da seção de computação de ma-triz 436 requerido durante a observação de imagem espectral ou uma seçãode saída em um pré-estágio da seção de computação de matriz 438. Comouma limitação de banda de comprimento de onda é executada durante a ob-servação de imagem espectral, um estado pode ocorrer no qual a quantida-de de luz de iluminação é menor do que durante a observação de imagemnormal. Neste caso, apesar de uma deficiência em luminosidade devido auma baixa quantidade de luz de iluminação poder ser eletricamente corrigidapela amplificação de uma imagem captada, simplesmente aumentando oganho por um circuito de AGC ou similar resulta em uma imagem na qual oruído é proeminente em suas porções escuras. Portanto, passando os dadosde imagem através do circuito de supressão de ruído, o ruído em regiõesescuras é suprimido enquanto a degradação de contraste em regiões lumi-nosas é reduzida. Um circuito de supressão de ruído está descrito na figura5 do Pedido de Patente Japonesa Número 2005-82544.

Um circuito de supressão de ruído 36 mostrado na figura 38 éum circuito para ser aplicado em um aparelho de observação biológica talcomo aquele mostrado na figura 32 o qual manipula dados de imagem R, Ge B seqüencial de quadro. Os dados de imagem R, G e B seqüencial dequadro são inseridos no circuito de supressão de ruído.

Na figura 38, o circuito de supressão de ruído 36 está configura-do para compreender: uma seção de filtragem 81 que executa uma filtragemutilizando uma pluralidade de filtros espaciais sobre os dados de imagemcaptados por um CCD que é um meio de captação de imagem; uma seçãode cálculo de valor de pixel médio 82 como um meio de cálculo de luminosi-dade que calcula a luminosidade em uma região localizada dos dados deimagem; uma seção de ponderação 83 que executa uma ponderação emuma saída da seção de filtragem 81 de acordo com a saída da seção de fil-tragem 81 e/ou uma entrada da seção de cálculo de valor de pixel médio 82;e uma seção de processamento de filtro inverso 85 que executa uma filtra-gem inversa para criar os dados de imagem sujeitos a um processamento desupressão de ruído em uma saída da seção de ponderação 83.

Um número p de coeficientes de fi(tro da seção de filtragem 81são trocados para cada dado de imagem de entrada R, G e B, e são lidos deuma seção de armazenamento de coeficiente de filtro 84 e ajustados para osrespectivos filtros A1 a Ap.

A seção de cálculo de valor de pixel médio 82 calcula um Pavmédio de valores de pixel de uma pequena região (região localizada) de npor n pixels dos mesmos dados de imagem de entrada que são utilizadospara a filtragem espacial pela seção de filtragem 81. Um coeficiente de pon-deração W é lido de uma tabela de consulta (LUT) 86 de acordo com o Pavmédio e os valores de resultados de filtragem da seção de filtragem 81, eajusta para os circuitos de ponderação W1, W2, Wp da seção de ponde-ração 83.

De acordo com o circuito mostrado na figura 38, pela alteraçãoda ponderação do processamento de supressão de ruído por filtros espaciaisde acordo com uma luminosidade de uma região localizada de dados de i-magem, o ruído é suprimido enquanto evitando uma redução de contrastenos dados de imagem.

DÉCIMA PRIMEIRA MODALIDADE

As figuras 4, 28 ou 32 são aplicadas em um aparelho de obser-vação biológica de acordo com a décima primeira modalidade da presenteinvenção. Nas suas configurações apesar de um filtro de freqüência espacial(LPF), não mostrado, estar alocado dentro da seção de computação de ma-triz 436, um controle é executado de modo que a suas características defreqüência espacial sejam ligeiramente mudadas, por exemplo, para alargaruma banda.

A seção de controle 42 muda um ajuste de características (ca-racterísticas de LPF) de um filtro de freqüência espacial provido na seção decomputação de matriz 436 no aparelho de processamento de corpo principal(processador) 43. Mais especificamente a seção de controle 42 executa umcontrole de modo que as características de banda do LPF muda para aque-las de uma banda larga durante a observação de imagem espectral. Tal ope-ração de controle está descrita na figura 4 do Pedido de Patente JaponesaNúmero 2004-250978.

Agora, assumamos que o aparelho de observação biológica es-teja atualmente no modo de observação de imagem normal.

Neste estado, um operador é capaz de executar uma endosco-pia pela inserção da porção de inserção 102 do endoscópio 101 em umacavidade corporal de um paciente. Quando desejando observar um percursovascular ou similar da superfície de um tecido de objeto de exame tal comouma parte doente ou similar na cavidade corporal em maiores detalhes, ooperador opera uma chave de troca de modo, não mostrada.

Quando a chave de troca de modo é operada, a seção de con-trole 42 muda os modos de operação da seção de fonte de luz 41 e do apa-relho de processamento de corpo principal 43 para um estado de ajuste domodo de observação de imagem espectral.

Mais especificamente, a seção de controle 42 executa uma mu-dança/ajuste tal como: executar um controle de quantidade de luz de modo aaumentar a quantidade de luz em relação à seção de fonte de luz 41; mudaras características de banda de freqüência espacial do LPF na seção decomputação de matriz 436 para aquelas de uma banda larga em relação aoaparelho de processamento de corpo principal 43; e controlar a seção detroca 439 para trocar para o sistema de processamento de imagem espectralque inclui a seção de computação de matriz 436 e similares.

Pela execução de tal mudança/ajuste, o percurso de capilaresna vizinhança das camadas de superfície de tecido biológico pode ser exibi-do em um estado prontamente identificável durante o modo de observaçãode imagem espectral.

Além disso, como as características de banda de passagem desinal através de um LPF são mudadas para aquelas de uma banda larga, aresolução do percurso de capilares ou do percurso vascular próximo da vizi-nhança de camadas de superfície pode ser aperfeiçoada de modo a igualara resolução de um sinal de cor em uma cor G específica que é captada sobuma luz de iluminação colorida G, e uma imagem facilmente diagnosticadacom boa qualidade de imagem pode ser obtida.

De acordo com a presente modalidade que opera como acimadescrito, uma função de captação de imagem de cor síncrona existente podeser retida em um modo de observação de imagem normal, e, ao mesmotempo, mesmo no modo de observação de imagem espectral, as funções deobservação no modo de observação de imagem espectral podem ser sufici-entemente asseguradas pela mudança de características de processamentotais como a mudança dos ajustes de coeficientes ou similares das respecti-vas seções no aparelho de processamento de corpo principal 43.

DÉCIMA SEGUNDA MODALIDADE

Quanto a uma configuração de um aparelho de observação bio-lógica de acordo com a décima segunda modalidade da presente invenção,as figuras 4, 28 ou 32 são aplicadas. Além disso, nas suas configurações,uma exibição de NBI que indica que uma observação de imagem espectralestá em progresso é executada.

(1) Exibição no monitor de display 106

No monitor de display 106, nada é exibido durante a observaçãode imagem normal, enquanto que os caracteres "NBI" são exibidos durante aobservação de imagem espectral. Alternativamente, ao invés de uma exibi-ção de caractere, uma marca tal como o pode ser exibida, por exemplo, emum dos quatro cantos do monitor.

(2) Exibição no painel dianteiro do corpo principal de aparelho deendoscópio 105: referir às figuras 39, 40 e 41

Um LED está simplesmente provido no painel de operação, eestá desligado durante a observação de imagem normal e ligado durante aobservação de imagem espectral. Mais especificamente, como mostrado nafigura 39, uma seção de iluminação de LED 91 está provida na vizinhançados caracteres "NBI" e está desligada durante a observação de imagemnormal e ligada durante a observação de imagem espectral.Como mostrado na figura 40, um LED está provido de modo queou os próprios caracteres "NBI" 92 ou uma periferia de caractere 93 ao invésdos caracteres "NBI" são iluminados. A iluminação é desligada durante aobservação de imagem normal e ligada durante a observação de imagemespectral.

Como mostrado na figura 41, um LED está provido está providode modo que ou os próprios caracteres "NBi" 94 ou urna periferia de caracte-re 95 ao invés dos caracteres "NBI" são iluminados. A iluminação é executa-da utilizando diferentes cores. Por exemplo, o verde é desligado durante aobservação de imagem normal e o branco é ligado durante a observação deimagem espectral.

(3) Exibição em um controlador centralizado

Um aparelho de observação biológica está montado de um sis-tema que inclui uma pluralidade de dispositivos, por meio de que uma exibi-ção é executada em uma tela de um controlador que executa um controlecentralizado sobre os dispositivos no mesmo modo que nas figuras 39, 40 e41. Alternativamente, uma própria chave de troca de modo de observaçãode imagem espectral (isto é, uma chave de NBI) é exibida em caracterespretos durante a observação de imagem normal e exibida em caracteres in-vertidos durante a observação de imagem espectral.

(4) Outras localizações de exibição do que as acima incluem umteclado e uma chave de pé.

DÉCIMA TERCEIRA MODALIDADE

A figura 42 é um diagrama de blocos que mostra uma configura-ção de um aparelho de observação biológica de acordo com uma décimaterceira modalidade da presente invenção. A figura 42 é um diagrama deblocos de um aparelho de endoscópio eletrônico síncrono 100.

Como mostrado na figura 42 um corpo principal de aparelho deendoscópio 105 primariamente compreende uma unidade de fonte de luz 41,uma seção de controle 42, e um aparelho de processamento de corpo prin-cipal 43. As descrições de porções iguais àquelas na primeira modalidade emostrada na figura 4 estão omitidas, e a descrição abaixo focalizará sobreas porções que diferem da figura 4.

Na figura 42, no mesmo modo que a seção de fonte de luz 41, oaparelho de processamento de corpo principal 43 está conectado no endos-cópio 101 através do conector 11. O aparelho de processamento de corpoprincipal 43 está provido com um circuito de operação de CCD 431 para o-perar o CCD 21. Além disso, um sistema de processamento de sinal de corestá provido como um sistema de circuito de sinal para obter imagens nor-mais.

O sistema de processamento de sinal de cor compreende: circui-tos de amostrar e reter (circuitos de S/H) 433a a 433c, conectados no CCD21, os quais executam uma amostragem e similares em um sinal obtido peloCCD 21 e os quais criam sinais RGB; e uma seção de processamento desinal de cor 435 conectada nas saídas dos circuitos de S/H 433a a 433c e aqual cria os sinais de cor R', G'e B'.

Os sinais de cor R', G' e B' são enviados para as seções de cir-cuito comuns (451 a 455) da seção de processamento de sinal de cor 435através da seção de troca 450.

O processamento de sinal dos circuitos 451 a 455 é um proces-samento de sinal para exibir um sinal de captação de imagem que é um sinalde imagem de cor e um sinal espectral criados do sinal de captação de ima-gem no monitor de display 106, e é capaz de compartilhar entre tanto o pro-cessamento de sinal de captação de imagem quanto o processamento desinal espectral.

A seguir, uma descrição será dada sobre uma configuração dasseções de circuito comuns (451 a 455) as quais permitem que os circuitosexecutem um processamento de sinal necessário que inclui um processa-mento de ajuste de cor tal como um processamento de balanço de branco(daqui em diante WB), um processamento de conversão de tonalidade talcomo um ajuste de y, um processamento de melhoramento de freqüênciaespacial tal como uma correção de contorno a serem compartilhados en-quanto suprimindo o tamanho de circuito do aparelho de observação biológi-co.As seções de circuito comuns (451 a 455) estão configuradas demodo que o processamento de WB, o processamento de y e o processa-mento de melhoramento possam ser compartilhados entre as imagens deobservação normais e as imagens de obserevação espectrais.

Na décima terceira modalidade presente, como mostrado na fi-gura 42, os seguintes circuitos a) a c) estão dispostos para serem comparti-lhados quando criando as imagens de observação normais e as imagens deobservação espectrais, a) circuito de WB 451, b) circuito de correção de y452, e c) circuito de melhoramento 454 são compartilhados.

Uma saída da seção de ajuste de cor 440 e uma saída da seçãode computação de matriz 436 são supridas através da seção de troca 450para o circuito de WB 451, o circuito de correção de y 452 e o circuito deconversão de cor (1) 453 para criar um sinal Y, um sinal R-Y e um sinal B-Y.

Então, um sinal de luminância melhorado YEH, um sinal R-Y e um sinal B-Ya serem posteriormente descritos são adicionalmente criados e supridos pa-ra o circuito de conversão de cor (2) 455, e enviados como saídas R, G e Bpara o monitor de display 106.

Incidentalmente, como um exemplo de filtros de quase passa-gem de banda F1 a F3, as imagens espectrais (F1, F2 e F3) da seção decomputação de matriz 436 são criados de acordo com o seguinte procedi-mento.

F1: imagem com uma faixa de comprimento de onda entre 520nm e 560 nm (que corresponde à banda G)

F2: imagem com uma faixa de comprimento de onda entre 400nm e 440 nm (que corresponde à banda B)

F3: imagem com uma faixa de comprimento de onda entre 400nm e 440 nm (que corresponde à banda B)

As imagens que resultam do processamento de integração e doprocessamento de ajuste de cor executados nas imagens espectrais (F1 aF3) acima mencionadas, assim como nas imagens de observação normais(R1, G* e B') são selecionadas na seção de troca 450 utilizando uma chavede troca de modo, não mostrada, provida em um painel dianteiro ou um te-ciado.

Uma saída da seção de troca 450 acima mencionada está sujei-ta a um processamento pelo circuito de WB 451 e pelo circuito de correçãode y452, e subseqüentemente convertida no circuito de conversão de cor (1)453 em um sinal de luminância (Y) e sinais de djferença de cor (R-Y/B-Y).

Uma correção de contorno é executada pelo circuito de melho-ramento 454 no sinal de luminância Y de pós-conversão acima mencionado.

Subseqüentemente, uma conversão para RGB é mais uma vezexecutada pelo circuito de conversão de cor (2) 455, e a saída é executadapara o monitor de display 106.

A configuração da décima terceira modalidade presente é vanta-josa pelo fato de que: para as imagens de observação normais e as imagensde observação espectrais, é agora possível compartilhar e utilizar um pro-cessamento de WB/ y/melhoramento; e como a saída de imagens espectrais(F1, F2, F3) da seção de computação de matriz 436 como G-B-B faz comque um sinal de luminância de uma imagem espectral convertida pelo circui-to de conversão de cor (1) 453 inclua uma alta proporção de componentesB, é agora possível focalizar na execução do processamento de melhora-mento em imagens vasculares superficiais obtidas de imagens espectrais B.

Mais ainda, na décima terceira modalidade mostrada na figura42, apesar de uma configuração na qual primariamente um processamentode WB, de correção de y e de melhoramento ser compartilhado entre o sis-tema de imagem de observação normal e o sistema de imagem de observa-ção espectral, a presente invenção não está limitada a esta configuração.

Alternativamente, uma configuração é possível na qual pelo menos um doprocessamento de WB, de conversão de tonalidade e de freqüência espacialé compartilhado.

De acordo com a presente modalidade, uma de imagem espec-tral sobre a qual os padrões vasculares estão claramente exibidos pode serobtida.

DÉCIMA QUARTA MODALIDADE

A figura 43 é um diagrama de blocos que mostra uma configura-ção de um aparelho de observação biológica de acordo com uma décimaquarta modalidade da presente invenção.

Como a décima quarta modalidade é praticamente a mesma quea décima terceira modalidade, somente as suas diferenças serão descritas.

Aos componentes iguais serão atribuídos caracteres de referência iguais eas suas descrições serão omitidas.

A presente modalidade difere primariamente da décima terceiramodalidade na seção de fonte de luz 41 que executa o controle de quantida-de de luz de iluminação. Na presente modalidade, o controle de quantidadede luz irradiada da seção de fonte de luz 41 é executado pelo controle dacorrente da lâmpada 15 ao invés de um pulsador. Mais especificamente,uma seção de controle de corrente 18 como uma seção de controle de quan-tidade de luz está provida na lâmpada 15 mostrada na figura 43.

Quanto às operações da presente modalidade, a seção de con-trole 42 controla a corrente que flui através da lâmpada 15 de modo que ne-nhum dos sinais de imagem de cor de RGB atinja um estado saturado. Con-seqüentemente, como a corrente utilizada pela lâmpada 15 para emissão écontrolada, a sua quantidade de luz varia de acordo com a magnitude dacorrente.

Incidentalmente, como outras operações são as mesmas queaquelas na primeira modalidade, as suas descrições serão omitidas.

De acordo com a presente modalidade, no mesmo modo que nadécima terceira modalidade, uma imagem espectral sobre a qual os padrõesvasculares estão claramente exibidos pode ser obtida. Além disso, a presen-te modalidade é vantajosa pelo fato de que o seu método de controle é maissimples do que o método de controle de quantidade de luz que utiliza umpulsador como é o caso na décima terceira modalidade.

DÉCIMA QUINTA MODALIDADE

A figura 44 é um diagrama de blocos que mostra uma configura-ção de um aparelho de observação biológica de acordo com uma décimaquinta modalidade da presente invenção. Um diagrama que mostra os tem-pos de acumulação de carga de um CCD de acordo com a modalidade mos-trada na figura 44 é o mesmo que a figura 33.

Como a décima quinta modalidade é praticamente a mesma quea décima terceira modalidade, somente as suas diferenças serão descritas.Aos componentes iguais serão atribuídos caracteres de referência iguais eas suas descrições serão omitidas.

A presente modalidade .difere primariamente da décima terceiramodalidade na seção de fonte de luz 41 e no CCD 21. Na primeira modali-dade, o CCD 21 está provido com os filtros de cor mostrados na figura 6 e éum assim denominado CCD do tipo síncrono que cria um sinal de cor utili-zando os filtros de cor. Em contraste a isto, na décima quinta modalidadepresente, um assim denominado tipo seqüencial de quadro é utilizado o qualcria um sinal de cor pela iluminação da luz de iluminação na ordem de R, Ge B dentro de um período de tempo de um único quadro.

Como mostrado na figura 44, a seção de fonte de luz 41 de a-cordo com a presente modalidade está provida com um diafragma 25 queexecuta uma modulação sobre uma face dianteira da lâmpada 15, e um filtrorotativo RGB 23 que faz, por exemplo, uma rotação durante um quadro estáadicionalmente provido sobre uma face dianteira do diafragma 25 de modo airradiar uma luz seqüencial de quadro R, G e B. Além disso, o diafragma 25está conectado em uma seção de controle de diafragma 24, como uma se-ção de controle de quantidade de luz, e está disposto de modo a ser capazde executar a modulação limitando um fluxo de luz a ser transmitido entre ofluxo de luz irradiado da lâmpada 15 para mudar a quantidade de luz emresposta a um sinal de controle da seção de controle de diafragma 24. Maisainda, o filtro rotativo RGB 23 está conectado em uma seção de controle defiltro rotativo RGB 26 e é girado a uma velocidade rotacional predetermina-da.

Quanto às operações pela seção de fonte de luz de acordo coma presente modalidade, um fluxo de luz emitido da lâmpada 15 é limitado auma quantidade de luz predeterminada pelo diafragma 25. O fluxo de luztransmitido através do diafragma 25 passa através do filtro rotativo RGB 23,e é emitido como as respectivas luzes de iluminação de R/G/B em intervalosde tempo predeterminados da seção de fonte de luz. Além disso, as respec-tivas luzes de iluminação são refletidas dentro do objeto a ser examinado erecebidas pelo CCD 21. Os sinais obtidos no CCD 21 são classificados deacordo com o tempo de irradiação por uma seção de troca (não mostrada)provida no corpo principal de aparelho de endoscópio 105, e são respecti-vamente inseridos nos circuitos de S/H 433a a 433c. Em outras palavras,Quando uma luz de iluminação é irradiada através do filtro R da seção defonte de luz 41, um sinal obtido pelo CCD 21 é inserido no circuito de S/H433a. Incidentalmente, como as outras operações são as mesmas que aque-Ias na primeira modalidade, as suas descrições serão omitidas.

De acordo com a décima quinta modalidade presente, no mes-mo modo que a décima terceira modalidade, uma imagem espectral sobrequal os padrões vasculares estão claramente exibidos pode ser obtida. Alémdisso, ao contrário da décima terceira modalidade, a décima quinta modali-dade presente é capaz de receber os benefícios totais do acima denominadométodo seqüencial de quadro. Tais benefícios incluem, por exemplo, aque-les descritos na modificação mostrada na figura 34.

Mais ainda, na décima terceira modalidade acima descrita, aquantidade de luz de iluminação (quantidade de luz de uma fonte de luz) écontrolada/ajustada de modo a evitar a saturação dos sinais de cor R/G/B.

Em contraste a isto, a décima quinta modalidade presente emprega um mé-todo no qual um obturador eletrônico do CCD 21 é ajustado. No CCD 21, ascargas acumulam em proporção à intensidade de luz incidente dentro de umdado período de tempo, por meio de que a quantidade de carga é tomadacomo um sinal. O que corresponde ao tempo de acumulação é um assimdenominado obturador eletrônico. Pelo ajuste do obturador eletrônico pelocircuito de operação de CCD 431, uma quantidade acumulada de carga, ou,em outras palavras, uma quantidade de sinal pode ser ajustada. Como mos-trado na figura 33, pela obtenção de imagens de cor R/G/B em um estadoonde os tempos de acumulação de carga são seqüencialmente mudados porum quadro, uma imagem espectral similar pode ser obtida. Em outras pala-vras, em cada uma das modalidades acima descritas, o controle de quanti-dade de luz de iluminação pelo diafragma 25 pode ser utilizado para obteruma imagem normal, e quando obtendo uma imagem espectral, é possívelimpedir a saturação de imagens de cor R/G/B pela variação do obturadoreletrônico.

DÉCIMA SEXTA MODALIDADE

As figura 45 e 46 referem-se a um aparelho de observação bio-lógica de acordo com uma décima sexta modalidade da presente invenção,em que: a figura 45 é um diagrama que mostra uma rede de filtros de cor; ea figura 46 é um diagrama que mostra as características de sensibilidadeespectral dos filtros de cor mostrados na figura 45.

Como o aparelho de observação biológica na décima terceiramodalidade é praticamente o mesmo que na primeira modalidade, somenteas suas diferenças serão descritas. Aos componentes iguais serão atribuí-dos caracteres de referência iguais e as suas descrições serão omitidas.

A presente modalidade primariamente difere da primeira modali-dade nos filtros de cor providos no CCD 21. Comparada com a primeira mo-dalidade na qual filtros de cor do tipo de cor primária RGB são utilizados co-mo mostrado na figura 6, a presente modalidade utiliza filtros de cor do tipocomplementar.

Como mostrado na figura 45, a rede dos filtros de cor do tipocomplementar está constituída pelos respectivos elementos de G, Mg, Ye eCy. Incidentalmente, os respectivos elementos dos filtros de cor do tipo decor primária e os respectivos elementos dos filtros de cor do tipo de corcomplementar formam as relações de Mg = R + B, Cy = G + B, e Ye = R + G.

Neste caso, esta executa uma leitura de pixel total do CCD 21 eum processamento de sinal ou processamento de imagem nas imagens dosrespectivos filtros de cor. Além disso, pela transformação das Fórmulas 1 a 8e 19 a 21 as quais acomodam os filtros de cor do tipo de cor primária demodo a acomodar os filtros de cor do tipo complementar as Fórmulas 27 a33 abaixo apresentadas são derivadas. Note que as características de filtrode passagem de banda estreita alvo são as mesmas.<formula>formula see original document page 66</formula>

Mais ainda, a figura 46 mostra as características de sensibilida-de espectral quando utilizando os filtros de cor do tipo complementar, os fil-tros de passagem de banda alvo, e as características do filtro de quase pas-sagem de banda determinados das Fórmulas 27 a 33 acima providas.

É desnecessário dizer que, quando utilizando os filtros de cor dotipo complementar, os circuitos de S/H mostrados na figura 4, 42 são respec-tivamente aplicados a G/Mg/Cy/Ye ao invés de R/G/B.

De acordo com a presente modalidade, no mesmo modo que aprimeira modalidade, uma imagem espectral capaz de exibir claramente umpadrão vascular pode ser obtida. Além disso, a presente modalidade é capazde receber o benefício total de utilizar os filtros de cor do tipo complementar.

Apesar de várias modalidades de acordo com a presente inven-ção, terem sido acima descritas, a presente invenção permite que váriascombinações das modalidades acima descritas sejam utilizadas. Além disso,as modificações podem ser feitas sem afastar-se do seu escopo.

Por exemplo, para todas as modalidades anteriormente descri-tas, o operador pode criar um novo filtro de quase passagem de banda du-rante a prática clínica ou em outros tempos e aplicar o filtro para utilizaçãoclínica. Em outras palavras, em relação à primeira modalidade, uma seçãode projeto (não mostrada) capaz de computar/calcular os coeficientes dematriz pode estar provida na seção de controle 42 mostrada nas figuras 4, 42.

Conseqüentemente, um filtro de quase passagem de banda a-dequado para obter uma imagem espectral desejada pelo operador podeestar disposto para ser projetado novo pela inserção de uma condição atra-vés do teclado provido no corpo principal de aparelho de endoscópio 105mostrado na figura 3. Conseqüentemente, uma aplicação clínica imediatapode ser conseguida pelo ajuste de um coeficiente de matriz final (que cor-responde aos respectivos elementos de matriz <A'> nas Fórmulas 21 e 33)derivado pela aplicação de um coeficiente de correção (que corresponde aosrespectivos elementos de matriz <K> nas Fórmulas 20 e 32) no coeficientede matriz calculado (que corresponde aos respectivos elementos de matriz<A> nas Fórmulas 19 e 31) para a seção de computação de matriz 436 mos-trada nas figuras 4, 42.

A figura 47 mostra um fluxo que culmina em uma aplicação clíni-ca. Para descrever o fluxo em termos específicos, primeiro, o operador inse-re as informações (por exemplo, a banda de comprimento de onda ou simi- -lar) sobre um filtro de passagem de banda alvo através de um teclado ousimilar. Em resposta a isto, uma matriz <A'> é calculada juntamente com ascaracterísticas de uma fonte de luz, os filtros de cor de um CCD ou similararmazenados com antecedência em um dispositivo de armazenamento pre-determinado ou similar, e, como mostrado na figura 46, as características dofiltro de passagem de banda alvo assim como um resultado de computação(filtro quase de passagem de banda) pela matriz <A'> são exibidos em ummonitor como diagramas de espectro.

Após confirmar o resultado da computação, o operador executaos ajustes conseqüentemente quando utilizando a matriz <A'> criada nova, euma imagem endoscópica real é criada utilizando a matriz <A'>. Ao mesmotempo, a matriz <A'> criada nova é armazenada em um dispositivo de arma-zenamento predeterminado, e pode ser reutilizada em resposta a uma ope-ração predeterminada pelo operador.

Como um resultado, independentemente de uma matriz <A'>existente, o operador pode criar um novo filtro de passagem de banda base-ado em uma experiência pessoal ou similar. Isto é especificamente efetivoquando utilizado para propósitos de pesquisa.

A presente invenção não está limitada às modalidades acimadescritas, e várias mudanças e modificações podem ser feitas sem afastar-se do seu escopo.

APLICABILIDADE INDUSTRIAL

O aparelho de observação biológica de acordo com a presenteinvenção é especificamente útil em aplicações em um aparelho de endoscó-pio eletrônico para adquirir informações biológicas e executar observaçõesdetalhadas de tecido biológico.

O presente pedido está baseado no Pedido de Patente Japone-sa Número 2005-141534 depositado em 13 de Maio de 2005 no Japão e noPedido de Patente Japonesa Número 2005-154372 depositado em 26 deMaio de 2005 no Japão, o conteúdo apresentado dos quais está incorporadona presente especificação, o escopo de reivindicações por referência.

Claims

1. Aparelho de observação biológica, que compreende:uma seção de iluminação que irradia luz para um corpo vivo queé um objeto a ser examinado;uma seção de captação de imagem que converte fotoeletrica-mente a luz refletida do corpo vivo çom base na luz de irradiação e cria umSinal de captação de imagem; guma seção de controle de processamento de sinal que controlaas operações da seção de iluminação e/ou da seção de captação de ima-gem e emite o sinal de captação de imagem para um dispositivo de display,em quea seção de controle de processamento de sinal inclui:uma seção de criação de sinal espectral que cria um sinal es-pectral que corresponde a uma imagem de banda estreita de comprimentode onda ótica do sinal de captação de imagem através de processamento desinal;uma seção de ajuste de cor que, quando emitindo o sinal espec-tral para o dispositivo de display, aloca uma diferente tonalidade de cor paracada uma de uma pluralidade de bandas que formam o sinal espectral; euma seção de ajuste de qualidade de imagem que ajusta a qua-lidade de imagem de um sinal a ser emitido para o dispositivo de display.

2. Aparelho de observação biológica de acordo com a reivindica-ção 1, em que a seção de controle de processamento de sinal inclui umaseção de controle de quantidade de luz que controla a quantidade de luzirradiada da seção de iluminação.

3. Aparelho de observação biológica de acordo com a reivindica-ção 2, em que, em comparação com quando o sinal de captação de imagemé exibido, a seção de controle de quantidade de luz reduz a quantidade deluz quando o sinal de captação de imagem é adicionalmente convertido nosínal espectral e então exibido.

4. Aparelho de observação biológica de acordo com a reivindica-ção 2, em que a seção de controle de quantidade de luz inclui um pulsadorque corta a luz de iluminação em intervalos de tempo predeterminados.

5. Aparelho de observação biológica de acordo com a reivindica-ção 2, em que a seção de controle de quantidade de luz controla uma cor-rente ou voltagem de iluminação de fonte de luz da seção de iluminação.

6. Aparelho de observação biológica de acordo com a reivindica-ção 1, em que a seção de captação de imagem está provida com um dispo-sitivo de captação de imagem de estado sólido.

7. Aparelho de observação biológica de acordo com a reivindica-ção 6, ainda compreendendo uma seção de controle de obturador eletrônicoque controla um obturador eletrônico que determina um tempo dé acumula-ção de carga do dispositivo de captação de imagem de estado sólido.

8. Aparelho de observação biológica de acordo com a reivindica-ção 7, em que, no caso onde diferentes luzes de cor são seqüencialmenteirradiadas da seção de iluminação, a seção de controle de obturador eletrô-nico é capaz de controlar independentemente o tempo de acumulação decarga para cada um de uma pluralidade de sinais de captação de imagemque correspondem a cada luz de cor.

9. Aparelho de observação biológica de acordo com a reivindica-ção 7, em que a seção de controle de processamento de sinal simultanea-mente controla a quantidade de luz irradiada da seção de iluminação e otempo de acumulação de carga do dispositivo de captação de imagem deestado sólido.

10. Aparelho de observação biológica de acordo com a reivindi-cação 2, em que a seção de controle de quantidade de luz está provida comum membro de corte móvel que corta uma porção ou uma totalidade de umeixo geométrico ótico da luz de iluminação.

11. Aparelho de observação biológica de acordo com a reivindi-cação 2, em que a seção de controle de quantidade de luz está provida comum membro de atenuador inserido sobre o eixo geométrico ótico da luz deiluminação e o qual reduz a quantidade de luz.

12. Aparelho de observação biológica de acordo com a reivindi-cação 1, em que a 2, em que a seção de controle de processamento de sinalinclui uma seção de amplificação de sinal que amplifica um nível de sinal dosinal de captação de imagem e/ou do sinal espectral.

13. Aparelho de observação biológica de acordo com a reivindi-cação 11, em que, entre o sinal de captação de imagem e o sinal espectral,a seção de amplificação de sinal varia o controle de amplificação executadosobre estes.

14. Aparelho de observação biológica de acordo com a reivindi-cação 13, em que o controle de amplificação é a ativação/não ativação deuma função de amplificação.

15. Aparelho de observação biológica de acordo com a reivindi-cação 13, em que o controle de amplificação é um nível de amplificação dafunção de amplificação.

16. Aparelho de observação biológica de acordo com a reivindi-cação 13, em que o controle de amplificação é uma velocidade de acompa-nhamento quando do começo de uma operação de amplificação pela funçãode amplificação quando o controle de quantidade de luz pela seção de con-trole de quantidade de luz torna-se indisponível.

17. Aparelho de observação biológica de acordo com a reivindi-cação 12, em que a seção de amplificação de sinal é controlada de modo aoperar em conjunto com o controle de quantidade de luz pela seção de con-trole de quantidade de luz de acordo com a reivindicação 2.

18. Aparelho de observação biológica de acordo com a reivindi-cação 17, em que o controle de operação em conjunto faz com que a seçãode amplificação de sinal opere uma função de amplificação após o controlede quantidade de luz pela seção de controle de quantidade de luz atingir ummáximo.

19. Aparelho de observação biológica de acordo com a reivindi-cação 1, em que a seção de controle de processamento de sinal inclui umaseção de ajuste de qualidade de imagem que aperfeiçoa a luminosidadee/ou a razão de S/N.

20. Aparelho de observação biológica de acordo com a reivindi-cação 19, em que a seção de ajuste de qualidade de imagem executa umaadição de ponderação em um sinal de luminância de um sinal de captaçãode imagem e/ou um sinal de luminância de um sinal espectral.

21. Aparelho de observação biológica de acordo com a reivindi-cação 19, em que a seção de ajuste de qualidade de imagem controla o con-traste e a supressão de ruído de um sinal de captação de imagem e/ou umaimagem espectral pela variação da ponderação de processamento de su-pressão de ruído por um filtro espacial de acordo com uma luminosidade deuma região localizada no sinal de captação dé imagem e/ou no sinal espectral.

22. Aparelho de observação biológica de acordo com a reivindi-cação 19, em que a seção de ajuste de qualidade de imagem executa umcontrole para mudar as características de freqüência espacial em um sinalde captação de imagem, ou um sinal criado por uma conversão predetermi-nada do sinal de captação de imagem.

23. Aparelho de observação biológica, que compreende:uma seção de iluminação que irradia luz para um corpo vivo queé um objeto a ser examinado;uma seção de captação de imagem que converte fotoeletrica-mente a luz refletida do corpo vivo com base na luz de irradiação e cria umsinal de captação de imagem; euma seção de controle de processamento de sinal que controlaas operações da seção de iluminação e/ou da seção de captação de ima-gem e emite o sinal de captação de imagem para um dispositivo de display,em quea seção de controle de processamento de sinal inclui:uma seção de criação de sinal espectral que cria um sinal es-pectral que corresponde a uma imagem de banda estreita de comprimentode onda ótica do sinal de captação de imagem através de processamento desinal; euma seção de ajuste de cor que, quando emitindo o sinal espec-tral para o dispositivo de display, aloca uma diferente tonalidade de cor paracada uma de uma pluralidade de bandas que formam o sinal espectral, adi-cionalmente em quecom a exceção de pelo menos a seção de criação de sinal es-pectral e a seção de ajuste de cor, as outras seções de processamento desinal são compartilhadas para um respectivo de processamento de sinal dosinal de captação de imagem e do sinal espectral.

24. Aparelho de observação biológica de acordo com a reivindi-cação 23, em que as outras seções de processamento de sina! incluem pelomenos um de um processamento de balanço de branco, de conversão detonalidade, e de melhoramento de freqüência espacial.