JP7235832B2 - endoscope system - Google Patents
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Description
本発明は、内視鏡で撮影した画像を処理する内視鏡システムに関するものである。 The present invention relates to an endoscope system that processes images captured by an endoscope.
医療分野において、内視鏡システムを用いた内視鏡診断が普及している。内視鏡システムは、生体内に挿入され先端に撮像素子や照明窓を配した挿入部を有する内視鏡と、内視鏡に光を供給する光源装置と、撮像素子が出力する画像信号を処理するプロセッサ装置（画像処理装置）とを備えている。内視鏡には、複数本の光ファイバからなるライトガイドが内蔵されており、光源装置から供給された光はライトガイドによって照明窓に導光されて観察部位に照射される。 In the medical field, endoscopic diagnosis using an endoscopic system is widespread. An endoscope system includes an endoscope that is inserted into a living body and has an insertion section with an imaging device and an illumination window arranged at the tip, a light source device that supplies light to the endoscope, and an image signal output by the imaging device. and a processor device (image processing device) for processing. The endoscope incorporates a light guide made up of a plurality of optical fibers, and the light supplied from the light source device is guided to the illumination window by the light guide and irradiated to the observation site.
近年の内視鏡診断においては、白色光である通常光のもとで生体組織の表面の全体的な性状を観察する通常観察に加えて、特定の波長に制限された特殊光を用いた特殊光観察も行われるようになっている。特殊光観察には各種のものがあるが、例えば、波長によって粘膜表層からの深達度が異なるという生体組織の光学特性を利用して、粘膜表層近くに存在する表層血管と、表層血管よりも深層にある中深層血管をそれぞれ強調して表示する血管強調観察が知られている（例えば特許文献１及び特許文献２参照）。生体組織に発生する癌などの異常組織においては血管の状態が正常組織と異なるため、血管強調観察は、早期癌の発見などに有用性が認められている。 In recent years, in endoscopic diagnosis, in addition to normal observation that observes the overall surface properties of living tissue under normal light, which is white light, special observation using special light limited to a specific wavelength is being performed. Optical observation has also come to be performed. There are various types of special light observation. Vessel-enhanced observation is known in which middle-deep-layer blood vessels in deep layers are emphasized and displayed (for example, see Patent Documents 1 and 2). Since the state of blood vessels in abnormal tissue such as cancer occurring in living tissue is different from that in normal tissue, blood vessel-enhanced observation is recognized to be useful for early detection of cancer.
血中ヘモグロビンの吸光係数は、波長依存性を有しており、波長が約４５０ｎｍ以下の領域において急激に上昇し、青色領域の４０５ｎｍ付近においてピークを有している。また、波長が４５０ｎｍ以下と比較すると低い値ではあるが、緑色領域の波長が約５３０ｎｍ～５６０ｎｍにおいてもピークを有している。吸光係数が大きな波長の光を観察部位に照射すると、血管では吸収が大きいので、血管とそれ以外の部分とのコントラストが高い像が得られる。そのため、特許文献１の内視鏡システムでは、波長が約３９０～４４５ｎｍの波長領域の青色光を表層血管強調用に、波長が約５３０～５５０ｎｍの波長領域の緑色光を中深層血管強調用に利用して、表層血管と中深層血管のそれぞれの血管を強調する血管強調画像を取得している。 The absorption coefficient of blood hemoglobin has wavelength dependence, sharply increases in a wavelength range of about 450 nm or less, and has a peak near 405 nm in the blue region. In addition, there is also a peak at a wavelength of about 530 nm to 560 nm in the green region, although the value is lower than that at a wavelength of 450 nm or less. When a site to be observed is irradiated with light having a wavelength with a large absorption coefficient, an image with high contrast between the blood vessel and other parts can be obtained because the blood vessel absorbs the light greatly. Therefore, in the endoscope system of Patent Document 1, blue light with a wavelength range of about 390 to 445 nm is used for enhancing superficial blood vessels, and green light with a wavelength range of about 530 to 550 nm is used for enhancing intermediate and deep blood vessels. Using this, a vessel-enhanced image that emphasizes each of the superficial blood vessels and the intermediate and deep blood vessels is obtained.
特許文献１に記載の内視鏡システムでは、キセノンランプなどの白色光源と、青色と緑色の波長域に対して光透過性を有する回転フイルタとを組み合わせて青色光と緑色光を生成している。また、特許文献１には、内視鏡で色基準物体を撮影して、得られた色毎に画像信号のゲインを調節することにより色調のキャリブレーションを行う技術が開示されている（段落００３５、００３６）。これによれば、内視鏡の機種に応じて光学系の透過特性に差がある場合においても、機種に関わらず適正な色調の画像を得ることができる。 In the endoscope system described in Patent Document 1, blue light and green light are generated by combining a white light source such as a xenon lamp and a rotary filter having optical transparency in blue and green wavelength ranges. . Further, Patent Literature 1 discloses a technique of performing color tone calibration by photographing a color reference object with an endoscope and adjusting the gain of an image signal for each obtained color (paragraph 0035). , 0036). According to this, even if there is a difference in transmission characteristics of the optical system depending on the model of the endoscope, an image with appropriate color tone can be obtained regardless of the model.
特許文献２に記載の内視鏡システムでは、青色光や緑色光を発する光源として、レーザダイオード（ＬＤ）やＬＥＤなどの半導体光源を用いている。青色光や緑色光の光量が大きいほど血管のコントラストを高めることができる。半導体光源を利用すれば、特許文献１のキセノンランプと比較して高い出力が得られるため、高コントラストの画像を得やすい。 The endoscope system described in Patent Document 2 uses a semiconductor light source such as a laser diode (LD) or an LED as a light source that emits blue light or green light. The greater the amount of blue light or green light, the higher the contrast of blood vessels. If a semiconductor light source is used, a high output can be obtained as compared with the xenon lamp of Patent Document 1, so a high-contrast image can be easily obtained.
ところが、既存の内視鏡のライトガイドの光透過特性を調べたところ、図１７に示すように、長波長領域と比較して短波長領域の光透過率が低く、特に、波長が約４３０ｎｍ以下の青色領域において光透過率の落ち込みが激しいことが分かった。ライトガイドの光透過率が低いと、ライトガイドで導光されて観察部位に出射される出射光量も落ちるため、半導体光源の性能を活かしにくい。そのため、青色領域の光透過率を改善したライトガイドを有する改良型の内視鏡の開発が検討されている。 However, when examining the light transmission characteristics of the light guide of the existing endoscope, as shown in FIG. It was found that the drop in light transmittance is severe in the blue region of . If the light transmittance of the light guide is low, the amount of emitted light that is guided by the light guide and emitted to the observation site is also reduced, making it difficult to take full advantage of the performance of the semiconductor light source. Therefore, development of an improved endoscope having a light guide with improved light transmittance in the blue region is under consideration.
改良型の内視鏡を開発する場合でも、既存の内視鏡を保有するユーザ（内視鏡検査を行う術者）の便宜を考えれば、改良型の内視鏡と既存の内視鏡のどちらも使用できるように、光源装置においては両者の互換性を確保することが望ましい。 Even in the case of developing an improved endoscope, considering the convenience of users who have existing endoscopes (operators who perform endoscopy), the improved endoscope and the existing endoscope can be combined. It is desirable to ensure compatibility between the two in the light source device so that both can be used.
しかし、ライトガイドの光透過特性が異なると、内視鏡の機種によって出射光量が異なってしまう。通常観察であれば、青色～赤色に至る広い波長域の一部の明るさが低下するだけなので影響は少ないが、血管強調観察の場合は、青色光や緑色光といった単色光を利用するため、青色光の光透過率の低下は、主要な観察対象である表層血管のコントラストの低下を招くため影響が大きい。 However, if the light transmission characteristics of the light guides are different, the emitted light amount will be different depending on the model of the endoscope. In the case of normal observation, there is little effect because the brightness is reduced only in part of the wide wavelength range from blue to red. A decrease in the light transmittance of blue light has a large effect because it leads to a decrease in the contrast of superficial blood vessels, which are the main observation targets.
特許文献１、２には、こうした課題やその解決策について明示も示唆もない。特許文献１には、内視鏡から画像信号を取得した画像処理装置において、色毎に画像信号のゲインを調節することにより色調のキャリブレーションを行う技術が開示されているが、ゲイン調節は、例えば青色の画像信号に対して１画面の中の明るい部分も暗い部分も含めて画面全体の明るさを上げる処理であるため、上記問題を解決することはできない。 Patent Documents 1 and 2 do not specify or suggest such a problem or its solution. Patent Document 1 discloses a technique of performing color tone calibration by adjusting the gain of an image signal for each color in an image processing apparatus that acquires an image signal from an endoscope. For example, the above problem cannot be solved because it is a process of increasing the brightness of the entire screen including both bright and dark parts in one screen for a blue image signal.
本発明は、上記課題に鑑みてなされたもので、その目的は、ライトガイドの光学特性が異なる複数機種の内視鏡を使用して血管強調観察又は酸素飽和度観察等を行う場合でも、それぞれで撮影した観察画像において、同様の観察画像を得ることにある。 The present invention has been made in view of the above-mentioned problems, and its object is to perform blood vessel enhancement observation or oxygen saturation observation using a plurality of models of endoscopes with different optical characteristics of light guides. To obtain a similar observed image in the observed image photographed in .
本発明の内視鏡システムは、生体内の観察部位を照明する照明光を導光するための第１及び第２ライトガイドであり、照明光の少なくとも一部の波長帯域の光に対する光透過率に差がある第１及び第２ライトガイドがそれぞれ内蔵された第１及び第２の内視鏡を交換可能に接続する接続部と、接続部に接続された内視鏡の種類が第１及び第２の内視鏡のどちらであるかを識別する内視鏡識別部と、第１及び第２の内視鏡のそれぞれが出力する画像信号に対して画像処理を施す画像処理部であり、白色光を用いる通常観察モードにおいて、第１の内視鏡及び第２の内視鏡において、内容を変更しないで画像処理を施し、かつ、照明光の少なくとも一部の波長帯域の光を用いる通常観察モード以外の観察モードにおいて、接続部に接続された内視鏡が第１の内視鏡か第２の内視鏡かに応じて、光透過率の差に基づき、内容を変更して画像処理を施す画像処理部とを備えている。 The endoscope system of the present invention includes first and second light guides for guiding illumination light that illuminates an observation site in a living body, and the light transmittance for light in at least a part of the wavelength band of the illumination light is a connecting portion for interchangeably connecting the first and second endoscopes respectively containing the first and second light guides having a difference between the types of the endoscopes connected to the connecting portion; an endoscope identification unit for identifying which endoscope is the second endoscope; and an image processing unit for performing image processing on image signals output by the first and second endoscopes, In the normal observation mode using white light, in the first endoscope and the second endoscope, image processing is performed without changing the content, and light in at least a part of the wavelength band of the illumination light is used . In an observation mode other than the observation mode, depending on whether the endoscope connected to the connecting portion is the first endoscope or the second endoscope, the content is changed based on the difference in light transmittance to display the image. and an image processing unit for performing processing.
画像処理は、コントラスト調整処理であることが好ましい。 The image processing is preferably contrast adjustment processing.
画像処理は、階調補正処理であることが好ましい。 The image processing is preferably tone correction processing.
画像処理は、エッジ強調処理であることが好ましい。 The image processing is preferably edge enhancement processing.
画像処理は、血管領域と血管が存在しない領域との濃度差を広げる処理であることが好ましい。 The image processing is preferably a process for widening the density difference between the blood vessel region and the blood vessel-free region.
画像処理は、疑似カラー処理を含むことが好ましい。 Image processing preferably includes pseudo-color processing.
第１及び第２ライトガイドは、光ファイバをバンドル化したファイババンドルであることが好ましい。照明光の少なくとも一部の波長帯域の光は、血管強調観察用の光を含むことが好ましい。また、照明光の少なくとも一部の波長帯域の光は、酸素飽和度観察用の光を含むことが好ましい。 The first and second light guides are preferably fiber bundles of optical fibers. At least part of the wavelength band of the illumination light preferably includes light for enhanced blood vessel observation. In addition, light in at least a part of the wavelength band of the illumination light preferably includes light for oxygen saturation observation.
本発明によれば、ライトガイドの光学特性が異なる複数機種の内視鏡を使用して血管強調観察又は酸素飽和度観察等を行う場合でも、それぞれで撮影した観察画像において、同様の観察画像を得ることができる。 According to the present invention, even when a plurality of types of endoscopes having different optical characteristics of light guides are used to perform blood vessel enhancement observation, oxygen saturation observation, or the like, similar observation images can be obtained in the observation images captured by each. Obtainable.
図１に示すように、本発明の第１実施形態の内視鏡システム１０は、生体内の観察部位を撮像する内視鏡１１と、撮像により得られた信号に基づいて観察部位の観察画像を生成するプロセッサ装置１２と、観察部位を照射する光を内視鏡１１に供給する光源装置１３と、観察画像を表示するモニタ１４とを備えている。プロセッサ装置１２には、キーボードやマウスなどの操作入力部であるコンソール１５が設けられている。
As shown in FIG. 1, an
内視鏡システム１０は、白色光のもとで観察部位を観察するための通常観察モードと、特殊光を利用して観察部位に存在する血管を強調表示する血管強調観察モードを備えている。血管強調観察モードは、血管のパターンなどの性状を把握して、腫瘍の良悪鑑別などの診断を行うための特殊光観察モードであり、特殊光として、血中ヘモグロビンに対する吸光度が高い波長域の狭帯域光が利用される。
The
内視鏡１１は、被検者の消化管内に挿入される挿入部１６と、挿入部１６の基端部分に設けられた操作部１７と、操作部１７とプロセッサ装置１２及び光源装置１３との間を連結するユニバーサルコード１８とを備えている。
The
挿入部１６は、先端から順に連設された、先端部１９、湾曲部２０、可撓管部２１からなる。図２に示すように、先端部１９の先端面には、観察部位に照明光を照射する照明窓２２、観察部位で反射した像光が入射する観察窓２３、観察窓２３を洗浄するために送気・送水を行うための送気・送水ノズル２４、鉗子や電気メスといった処置具を突出させる鉗子出口２５などが設けられている。観察窓２３の奥には、撮像素子４４（図３参照）や結像用の光学系が内蔵されている。
The
湾曲部２０は、連結された複数の湾曲駒からなり、操作部１７のアングルノブ２６を操作することにより、上下左右方向に湾曲動作する。湾曲部２０が湾曲することにより、先端部１９の向きが所望の方向に向けられる。可撓管部２１は、食道や腸など曲がりくねった管道に挿入できるように可撓性を有している。挿入部１６には、撮像素子４４を駆動する駆動信号や撮像素子４４が出力する画像信号を通信する通信ケーブルや、光源装置１３から供給される照明光を照明窓２２に導光するライトガイド４３（図３参照）が挿通されている。
The bending
操作部１７には、アングルノブ２６の他、処置具を挿入するための鉗子口２７、送気・送水操作を行う送気・送水ボタン、静止画像を撮影するためのレリーズボタンなどが設けられている。
The
ユニバーサルコード１８には、挿入部１６から延設される通信ケーブルやライトガイド４３が挿通されており、一端には、プロセッサ装置１２および光源装置１３側にコネクタ２８が取り付けられている。コネクタ２８は、通信用コネクタ２８ａと光源用コネクタ２８ｂからなる複合タイプのコネクタである。通信用コネクタ２８ａには通信ケーブルの一端が配設されており、通信用コネクタ２８ａはプロセッサ装置１２のレセプタクルコネクタ４２ａ（図３参照）に着脱自在に接続される。光源用コネクタ２８ｂにはライトガイド４３の入射端が配設されており、光源用コネクタ２８ｂは光源装置１３のレセプタクルコネクタ４２ｂ（図３参照）に着脱自在に接続される。
A communication cable extending from the
図３に示すように、光源装置１３は、それぞれ発光波長が異なる２種類の第１及び第２の光源モジュール３１、３２と、これらを駆動制御する光源制御部３４とを備えている。光源制御部３４は、光源装置１３の各部の駆動タイミングや同期タイミングなどの制御を行う。
As shown in FIG. 3, the
第１及び第２光源モジュール３１、３２は、特定の波長域の狭帯域光をそれぞれ発光するレーザダイオードＬＤ１、ＬＤ２を有している。図４に示すように、レーザダイオードＬＤ１は、青色領域において、例えば波長域が４４０±１０ｎｍに制限され、中心波長が４４５ｎｍの狭帯域光Ｎ１を発光する。レーザダイオードＬＤ２は、青色領域において、例えば波長域が４１０±１０ｎｍに制限され、中心波長が４０５ｎｍの狭帯域光である狭帯域光Ｎ２を発光する。レーザダイオードＬＤ１、ＬＤ２としては、ＩｎＧａＮ系、ＩｎＧａＮＡｓ系、ＧａＮＡｓ系のものを用いることができる。また、レーザダイオードＬＤ１、ＬＤ２としては、高出力化が可能なストライプ幅（導波路の幅）が広いブロードエリア型のレーザダイオードが好ましい。
The first and second
第１光源モジュール３１は、通常観察用の白色光を発する光源である。第１光源モジュール３１は、レーザダイオードＬＤ１に加えて、蛍光体３６を有している。図４に示すように、蛍光体３６は、レーザダイオードＬＤ１が発する４４５ｎｍの青色領域の狭帯域光Ｎ１によって励起されて、緑色領域から赤色領域に渡る波長域の蛍光ＦＬを発光する。蛍光体３６は、狭帯域光Ｎ１の一部を吸収して蛍光ＦＬを発光するとともに、残りの狭帯域光Ｎ１を透過させる。蛍光体３６を透過する狭帯域光Ｎ１は、蛍光体３６によって拡散される。透過する狭帯域光Ｎ１と励起される蛍光ＦＬによって白色光が生成される。蛍光体３６としては、例えば、ＹＡＧ系、ＢＡＭ（ＢｇＭｇＡｌ１０Ｏ１７）系等の蛍光体が使用される。第１光源モジュール３１は、白色光の光量が多くなるように２個設けられている。
The first
第２光源モジュール３２は、表層血管強調用の光源である。血中ヘモグロビンの吸光スペクトルを表す図５において、血液のヘモグロビンの吸光係数μａは、波長依存性を有しており、波長が４５０ｎｍ以下の領域において急激に上昇し、４０５ｎｍ付近においてピークを有している。また、波長が４５０ｎｍ以下と比較すると低い値ではあるが、波長が５３０ｎｍ～５６０ｎｍにおいてもピークを有している。吸光係数μａが大きな波長の光を観察部位に照射すると、血管においては吸収が大きいので、血管とそれ以外の部分とのコントラストが大きな像が得られる。図５において、吸光スペクトルＨｂは酸素と結合していない還元ヘモグロビンの吸光スペクトルを示し、吸光スペクトルＨｂＯ２は、酸素と結合した酸化ヘモグロビンの吸光スペクトルを示す。
The second
また、図６に示すように、生体組織の光の散乱特性にも波長依存性があり、短波長になるほど散乱係数μＳは大きくなる。散乱は生体組織内への光の深達度に影響する。すなわち、散乱が大きいほど、生体組織の粘膜表層付近で反射される光が多く、中深層に到達する光が少ない。そのため、短波長であるほど深達度は低く、長波長になるほど深達度は高い。こうしたヘモグロビンの吸光特性と生体組織の光の散乱特性を鑑みて、血管強調用の光の波長が選択される。 Further, as shown in FIG. 6, the light scattering characteristics of living tissue also have wavelength dependence, and the scattering coefficient μS increases as the wavelength becomes shorter. Scattering affects the depth of light penetration into living tissue. That is, the greater the scattering, the more light is reflected near the surface layer of the mucous membrane of the living tissue, and the less light reaches the middle and deep layers. Therefore, the shorter the wavelength, the lower the penetration depth, and the longer the wavelength, the higher the penetration depth. The wavelength of light for enhancing blood vessels is selected in view of the light absorption characteristics of hemoglobin and the light scattering characteristics of living tissue.
第２光源モジュール３２が発する４０５ｎｍの狭帯域光Ｎ２は、深達度が低いので、表層血管による吸収が大きいため、表層血管強調用の光として用いられる。狭帯域光Ｎ２を用いることにより、観察画像において表層血管を高コントラストで描出することができる。また、中深層血管強調用の光としては、第１光源モジュール３１が発する白色光の緑色成分が用いられる。図５に示す吸光スペクトルにおいて、４５０ｎｍ以下の青色領域と比較して、５３０ｎｍ～５６０ｎｍの緑色領域においては、吸光係数は緩やかに変化するため、中深層血管強調用の光は、青色領域ほど狭帯域であることは要求されない。そのため、後述するように、撮像素子４４のＧ色のマイクロカラーフイルタによって白色光から色分離した緑色成分が用いられる。
The 405 nm narrow-band light N2 emitted by the second
光源制御部３４は、ドライバ３７を介してレーザダイオードＬＤ１、ＬＤ２の点灯、消灯、光量の制御を行う。具体的には、光源制御部３４は、レーザダイオードＬＤ１、ＬＤ２に対して駆動パルスを与えることにより、点灯させる。そして、駆動パルスのデューティ比を制御するＰＷＭ制御を行うことにより、駆動電流値を変化させて出力（発光量）を制御する。駆動電流値の制御は、駆動パルスの振幅を変えるＰＡＭ制御などでもよい。
The light
第１及び第２光源モジュール３１、３２の光路の下流側には、分岐型ライトガイド４１が設けられている。分岐型ライトガイド４１は、第１及び第２光源モジュール３１、３２の光路を１つの光路に統合する光路統合部である。内視鏡１１のライトガイド４３の入射端は１つであるため、分岐型ライトガイド４１によって、第１及び第２光源モジュール３１、３２の光を内視鏡１１に供給する前段において、各モジュール３１、３２の光の光路が統合される。分岐型ライトガイド４１は、入射端が複数に分岐した分岐部４１ａ～４１ｃを有し、各分岐部４１ａ～４１ｃから入射した光を、１つの出射端４１ｅから出射する。
A branched
２つの第１光源モジュール３１はそれぞれ、分岐型ライトガイド４１の分岐部４１ａ、４１ｂの入射面と対向するように配置され、第２光源モジュール３２は、分岐部４１ｃの入射面と対向するように配置される。
The two first
分岐型ライトガイド４１の出射端４１ｅは、内視鏡１１のコネクタ２８ｂが接続されるレセプタクルコネクタ４２ｂの近くに配置されている。出射端４１ｅには、光束の断面内の光量分布を均一化するホモジナイザ５０が設けられており、分岐型ライトガイド４１に入射した第１及び第２の光源モジュール３１、３２の光は、ホモジナイザ５０を経由して、コネクタ２８ｂに配された内視鏡１１のライトガイド４３に供給される。
The
内視鏡１１は、ライトガイド４３、撮像素子４４、アナログ処理回路４５（ＡＦＥ：Analog Front End）、撮像制御部４６を備えている。ライトガイド４３は複数本の光ファイバをバンドル化したファイババンドルであり、コネクタ２８が光源装置１３に接続されたときに、ライトガイド４３の入射端が光源装置１３のホモジナイザ５０の出射端と対向する。ライトガイド４３の出射端は、２つの照明窓２２に光が導光されるように、照明窓２２の前段で２本に分岐している。
The
照明窓２２の奥には、照射レンズ４８が配置されている。光源装置１３から供給された光はライトガイド４３により照射レンズ４８に導光されて照明窓２２から観察部位に向けて照射される。照射レンズ４８は凹レンズからなり、ライトガイド４３から出射する光の発散角を広げる。これにより、観察部位の広い範囲に照明光が照射される。
An illumination lens 48 is arranged behind the
観察窓２３の奥には、対物光学系５１と撮像素子４４が配置されている。観察部位で反射した像光は、観察窓２３を通して対物光学系５１に入射し、対物光学系５１によって撮像素子４４の撮像面４４ａに結像される。
Behind the
撮像素子４４は、ＣＣＤイメージセンサやＣＭＯＳイメージセンサなどからなり、フォトダイオードなどの画素を構成する複数の光電変換素子がマトリックスに配列された撮像面４４ａを有している。撮像素子４４は、撮像面４４ａで受光した光を光電変換して、各画素においてそれぞれの受光量に応じた信号電荷を蓄積する。信号電荷はアンプによって電圧信号に変換されて読み出される。電圧信号は画像信号として撮像素子４４から出力されて、画像信号はＡＦＥ４５に送られる。
The
撮像素子４４は、カラー撮像素子であり、撮像面４４ａには、図７に示すような分光特性を有するＢ、Ｇ、Ｒの３色のマイクロカラーフイルタが各画素に割り当てられている。マイクロカラーフイルタによって、第１光源モジュール３１が発光する白色光がＢ、Ｇ、Ｒの３色に分光される。マイクロカラーフイルタの配列は例えばベイヤー配列である。
The
図８に示すように、通常観察モードにおいては、撮像素子４４は、１フレームの取得期間内で、信号電荷を蓄積する蓄積動作と、蓄積した信号電荷を読み出す読み出し動作が行なわれる。図８（Ａ）に示すように、通常観察モードにおいては、蓄積タイミングに合わせてレーザダイオードＬＤ１が点灯し、照明光として狭帯域光Ｎ１と蛍光ＦＬとからなる白色光が観察部位に照射され、その反射光が撮像素子４４に入射する。撮像素子４４において、白色光はマイクロカラーフイルタで色分離されて、狭帯域光Ｎ１に対応する反射光をＢ画素が受光し、蛍光ＦＬの中のＧ成分をＧ画素が、蛍光ＦＬの中のＲ成分に対応する反射光をＲ画素が受光する。撮像素子４４は、読み出しタイミングに合わせて、Ｂ、Ｇ、Ｒの各画素の画素値が混在した１フレーム分の画像信号Ｂ、Ｇ、Ｒをフレームレートに従って順次出力する。こうした撮像動作は、通常観察モードに設定されている間、繰り返される。
As shown in FIG. 8, in the normal observation mode, the
血管強調観察モードにおいては、図８（Ｂ）に示すように、蓄積タイミングに合わせて第１光源モジュール３１に加えて、第２光源モジュール３２が点灯する。第１光源モジュール３１が点灯すると、通常観察モードと同様に、照明光として狭帯域光Ｎ１と蛍光ＦＬとからなる白色光（Ｎ１＋ＦＬ）が観察部位に照射される。第２光源モジュール３２が点灯すると、白色光（Ｎ１＋ＦＬ）に、狭帯域光Ｎ２が追加されて、これらが照明光として観察部位に照射される。
In the blood vessel enhanced observation mode, as shown in FIG. 8B, in addition to the first
通常観察モードと同様に、白色光に狭帯域光Ｎ２が追加された照明光は、撮像素子４４のＢ，Ｇ，Ｒのマイクロカラーフイルタで分光される。撮像素子４４において、Ｂ画素は、狭帯域光Ｎ１に加えて、狭帯域光Ｎ２を受光する。Ｇ画素は、蛍光ＦＬのＧ成分を受光する。Ｒ画素は、蛍光ＦＬのＲ成分を受光する。血管強調観察モードにおいても、撮像素子４４は、読み出しタイミングに合わせて、画像信号Ｂ、Ｇ、Ｒをフレームレートに従って順次出力する。こうした撮像動作は、血管強調観察モードに設定されている間、繰り返される。
As in the normal observation mode, the illumination light obtained by adding the narrow-band light N2 to the white light is separated by the B, G, and R micro color filters of the
図３において、ＡＦＥ４５は、相関二重サンプリング回路（ＣＤＳ）、自動ゲイン制御回路（ＡＧＣ）、及びアナログ／デジタル変換器（Ａ／Ｄ）（いずれも図示省略）から構成されている。ＣＤＳは、撮像素子４４からのアナログの画像信号に対して相関二重サンプリング処理を施し、信号電荷のリセットに起因するノイズを除去する。ＡＧＣは、ＣＤＳによりノイズが除去された画像信号を増幅する。Ａ／Ｄは、ＡＧＣで増幅された画像信号を、所定のビット数に応じた階調値を持つデジタルな画像信号に変換してプロセッサ装置１２に入力する。
In FIG. 3, the
撮像制御部４６は、プロセッサ装置１２内のコントローラ５６に接続されており、コントローラ５６から入力されるベースクロック信号に同期して、撮像素子４４に対して駆動信号を入力する。撮像素子４４は、撮像制御部４６からの駆動信号に基づいて、所定のフレームレートで画像信号をＡＦＥ４５に出力する。
The imaging control unit 46 is connected to the
ＩＤメモリ４７は、内視鏡１１の機種及び個体を識別するための識別情報である内視鏡ＩＤが記憶された記憶部であり、例えばＥＥＰＲＯＭやフラッシュメモリなどの不揮発性メモリからなる。内視鏡ＩＤは、コネクタ２８ａを通じてプロセッサ装置１２に出力される。もちろん、ＩＤメモリ４７としては、無線で情報送信が可能なＲＦＩＤタグなどを利用してもよい。
The
図９に示すように、内視鏡システム１０は、複数種類の内視鏡１１Ａ、１１Ｂを使用することが可能である。内視鏡１１Ｂは、ライトガイド４３Ｂを有する既存の内視鏡であり、内視鏡１１Ａは、ライトガイド４３Ｂに対して光透過特性が改善されたライトガイド４３Ａを有する改良型の内視鏡である。
As shown in FIG. 9, the
図１０に示すように、ライトガイド４３Ｂの光透過特性Ｂは、波長が４３０ｎｍ以下の青色領域、特に約４１０ｎｍ付近において光透過率が落ち込んでいる。これに対して、ライトガイド４３Ａの光透過特性Ａは、ライトガイド４３Ｂと比較して、主として青色領域における光透過率が向上している。
As shown in FIG. 10, the light transmission characteristic B of the
光透過特性Ａ、Ｂを比較すると、青色領域におけるそれぞれの光透過率ＴＡ２、ＴＢ２の差ｄ２は大きく、青色領域に対して波長が長い緑色領域の光透過率ＴＡ１、ＴＢ１の差ｄ１は小さい。そのため、内視鏡１１Ａ、１１Ｂに対して光源装置１３から供給する光の出力と、各内視鏡１１Ａ、１１Ｂのライトガイド４３Ａ、４３Ｂで導光されてそれぞれの照明窓２２から観察部位に出射される出射光量との関係は、図１１に示すようになる。
Comparing the light transmission characteristics A and B, the difference d2 between the respective light transmittances TA2 and TB2 in the blue region is large, and the difference d1 between the light transmittances TA1 and TB1 in the green region having a longer wavelength than the blue region is small. Therefore, the output of the light supplied from the
図１１において、駆動電流値は、レーザダイオードＬＤ１、ＬＤ２を駆動するための電流値であり、第１光源モジュール３１、３２のそれぞれの光の出力と対応する。グラフＧＡ、ＧＢは、内視鏡１１Ａ、１１Ｂを使用する場合における、第１光源モジュール３１が発する白色光のＧ成分の出力と、出射光量との関係であり、グラフＮ２Ａ、Ｎ２Ｂは、第２光源モジュール３２の出力と、出射光量との関係である。
In FIG. 11, drive current values are current values for driving the laser diodes LD1 and LD2, and correspond to light outputs of the first
グラフＧＡ、ＧＢに示すように、第１光源モジュール３１が発する白色光のＧ成分については、それに対応する、ライトガイド４３Ａ、４３Ｂの光透過率ＴＡ１、ＴＢ１の差Δ１が小さいため、第１光源モジュール３１の出力が同じ場合には、出射光量の差も小さい。これに対して、グラフＮ２Ａ、Ｎ２Ｂに示すように、第２光源モジュール３２が発する狭帯域光Ｎ２については、ライトガイド４３Ａ、４３Ｂの光透過率ＴＡ２、ＴＢ２の差Δ１が大きいため、第２光源モジュール３２の出力が同じ場合には、出射光量の差も大きい。ライトガイド４３Ｂの光透過率ＴＢ２は、ライトガイド４３Ａの光透過率ＴＡ２の約半分程度であるため、出射光量も半分程度に落ち込む。
As shown in the graphs GA and GB, the difference Δ1 between the light transmittances TA1 and TB1 of the light guides 43A and 43B corresponding to the G component of the white light emitted by the first
図３及び図９において、プロセッサ装置１２は、コントローラ５６の他、ＤＳＰ（Digital Signal Processor）５７、画像処理部５８と、フレームメモリ５９と、表示制御回路６０を備えている。コントローラ５６は、ＣＰＵ、制御プログラムや制御に必要な設定データを記憶するＲＯＭ、プログラムをロードして作業メモリとして機能するＲＡＭなどからなり、ＣＰＵが制御プログラムを実行することにより、プロセッサ装置１２の各部を制御する。
3 and 9, the
コントローラ５６内のＲＯＭには、内視鏡ＩＤと内視鏡１１Ａ、１１Ｂのいずれかを表す機種情報との対応関係を記憶した機種テーブル（ＴＢＬ）５６ａが格納されている。コントローラ５６は、機種テーブル５６ａを参照して識別した機種情報を画像処理部５８に送信する。内視鏡１１Ａ、１１Ｂは、それぞれのライトガイド４３Ａ、４３Ｂの光透過特性が異なるため、後述するように画像処理部５８は、機種情報に応じて画像処理の内容を変更する。
A ROM in the
ＤＳＰ５７は、撮像素子４４が出力する画像信号を取得する。ＤＳＰ５７は、Ｂ、Ｇ、Ｒの各画素に対応する信号が混在した画像信号を、Ｂ、Ｇ、Ｒの画像信号に分離し、各色の画像信号に対して画素補間処理を行う。この他、ＤＳＰ５７は、ガンマ補正や、Ｂ、Ｇ、Ｒの各画像信号に対してホワイトバランス補正などの信号処理を施す。
The
また、ＤＳＰ５７は、画像信号Ｂ、Ｇ、Ｒに基づいて露出値を算出して、画像全体の光量が不足している場合（露出アンダー）には照明光の光量を上げるように、光量が高すぎる場合（露出オーバー）には照明光の光量を下げるように、コントローラ５６を介して光源装置１３に対して露出制御信号を送信する。
Further, the
フレームメモリ５９は、ＤＳＰ５７が出力する画像データや、画像処理部５８が処理した処理済みのデータを記憶する。表示制御回路６０は、フレームメモリ５９から画像処理済みの画像データを読み出して、コンポジット信号やコンポーネント信号などのビデオ信号に変換してモニタ１４に出力する。
The
図１２に示すように、通常観察モードにおいては、画像処理部５８は、ＤＳＰ５７によってＢ、Ｇ、Ｒの各色に色分離された画像信号Ｂ、Ｇ、Ｒに基づいて、通常観察用の表示画像（観察画像Ｐ）を生成する。生成された観察画像Ｐはモニタ１４に出力される。画像処理部５８は、フレームメモリ５９内の画像信号Ｂ、Ｇ、Ｒが更新される毎に、表示画像を更新する。観察画像Ｐでは、粘膜、表層血管６１及び中深層血管６２などの観察部位の全体的な性状がフルカラーで表示される。
As shown in FIG. 12, in the normal observation mode, the
通常観察モードにおいては、第１光源モジュール３１が出力する白色光（Ｎ１＋ＦＬ）が観察部位に照射されて撮影が行われる。白色光に関してはライトガイド４３Ａ、４３Ｂの光透過特性に大きな違いはないため、画像処理部５８は、内視鏡１１Ａ、１１Ｂから出力される画像信号のどちらに対しても同じ内容の画像処理を行う。
In the normal observation mode, the white light (N1+FL) output by the first
図１３に示すように、血管強調観察モードにおいては、画像処理部５８は、画像信号Ｂ、Ｇ、Ｒに基づいて、血管強調観察用の表示画像を生成する。血管強調観察モードにおける画像信号Ｂには、白色光のＢ成分（狭帯域光Ｎ１と蛍光ＦＬの一部を含む）に加えて、狭帯域光Ｎ２の情報が含まれているため、表層血管が高コントラストで描出される。癌などの病変においては、正常組織と比較して、表層血管の密集度が高くなる傾向があるなど血管のパターンに特徴があるため、腫瘍の良悪鑑別を目的とする血管強調観察においては、表層血管が鮮明に描出されることが好ましい。また、画像信号Ｇには、中深層血管の情報が多く含まれているため、画像信号Ｇに対しては輪郭強調処理などが施されて中深層血管が強調される。
As shown in FIG. 13, in the blood vessel enhanced observation mode, the
血管強調観察用の表示画像は、通常観察用と同様に、三色の画像信号Ｂ、Ｇ、Ｒに基づいて生成されるため観察部位をフルカラーで表示することが可能となるが、血管強調観察モードにおける画像信号Ｂは、通常観察モードにおける画像信号Ｂと比較すると、青色の濃度が高い。そのため、血管強調観察用の表示画像を生成する場合には、通常観察用の表示画像と同様の色味になるように色補正が行われる。画像処理部５８は、フレームメモリ５９内の画像信号Ｂ、Ｇ、Ｒが更新される毎に、血管強調観察用の表示画像（観察画像ＰＥ）を生成する。観察画像ＰＥでは、観察画像Ｐと同様に観察部位がフルカラーで表示されるが、観察画像Ｐと比較して、表層血管６１と中深層血管６２が高コントラストで描出されて強調表示される。
Since the display image for blood vessel-enhanced observation is generated based on the three-color image signals B, G, and R, as in the case for normal observation, it is possible to display the observation site in full color. The image signal B in the observation mode has a higher density of blue than the image signal B in the normal observation mode. Therefore, when generating a display image for enhanced blood vessel observation, color correction is performed so that the display image for normal observation has the same color tone. The
血管強調観察モードにおいては、白色光に加えて、第２光源モジュール３２が出力する狭帯域光Ｎ２が観察部位に照射されて撮影が行われる。狭帯域光Ｎ２に関してはライトガイド４３Ａ、４３Ｂの光透過特性に大きな違いがあるため（図１２参照）、画像処理部５８は、画像信号の出力元が、内視鏡１１Ａであるか内視鏡１１Ｂであるかに応じて画像処理の内容を変更する。
In the blood vessel-enhanced observation mode, in addition to white light, narrow-band light N2 output by the second
図１３（Ａ）に示すように、狭帯域光Ｎ２に対する光透過率が高い内視鏡１１Ａから出力された画像信号に対しては、上述の画像処理が行われる。これに対して、図１３（Ｂ）に示すように、狭帯域光Ｎ２に対する光透過率が低い内視鏡１１Ｂから出力された画像信号に対しては、画像処理部５８は、内視鏡１１Ａに対する画像処理に加えてコントラスト強調処理を施す。狭帯域光Ｎ２に対応する画像信号は、青色の画像信号Ｂであるため、コントラスト強調処理は、画像信号Ｂに対して実行される。
As shown in FIG. 13A, the image signal output from the
図１４に示すように、画像処理部５８は、コントラスト調整処理を行う際に、画像信号Ｂについて、濃度ヒストグラムを求める。周知のように、濃度ヒストグラムは、横軸に画素値（輝度値）を、縦軸に頻度を取ったグラフである。画像信号Ｂに対応する画像ＰＢには、表層血管６１と中深層血管６２が描出されている。
As shown in FIG. 14, the
狭帯域光Ｎ２は、ヘモグロビンの吸光係数が高い４０５ｎｍの波長域を持つため、表層血管６１、中深層血管６２の領域では、反射光量が小さく、画素値も低い。一方、血管が存在しない領域はヘモグロビンによる吸収が無いため、反射光量が大きく、画素値が高い。そのため、画像ＰＢにおいて、表層血管６１、中深層血管６２は、その周辺の血管が存在しない領域と比較して、濃度が高い。
Since the narrow-band light N2 has a wavelength range of 405 nm in which the absorption coefficient of hemoglobin is high, the amount of reflected light is small and the pixel value is low in the regions of the
また、狭帯域光Ｎ２は青色領域の波長域を持つため、散乱が強く深達度が低いため、中深層血管６２まで到達する光量は少なく、表層血管６１における吸収が多い。画像ＰＢにおいては、中深層血管６２と比べて、表層血管６１の濃度が高く描出される。画像ＰＢの濃度ヒストグラムは、濃度が高い順（画素値が低い順）に、表層血管６１のピークａ、中深層血管６２のピークｂ、血管が存在しない粘膜のピークｃの３つのピークを持つ。
Further, since the narrow-band light N2 has a wavelength band in the blue region, it is strongly scattered and has a low depth of penetration. In the image PB, the density of the
内視鏡１１Ｂが出力する画像信号Ｂは、内視鏡１１Ａと比較すると、狭帯域光Ｎ２の光量が少ない。これは、濃度ヒストグラムにおいては、画素値の最大値（ｍａｘ）と最小値（ｍｉｎ）の幅であるダイナミックレンジＤＲの違いとして現れる。内視鏡１１Ｂで得られた画像ＰＢのダイナミックレンジＤＲは、内視鏡１１Ａで得られた画像ＰＢのダイナミックレンジＤＲよりも狭い。
The image signal B output by the
画像処理部５８は、ＲＯＭなどの内部メモリを有しており、内部メモリには、階調補正テーブル５８ａが記憶されている。階調補正テーブル５８ａは、横軸が入力値を、縦軸が出力値を表し、入力値と出力値の対応関係を示す階調補正カーブを有している。コントラストを上げるためには、処理前の原画像において濃度が低い部分は、濃度がより低く、濃度が高い部分はより高くなるようにすればよいので、画像処理部５８は、コントラスト強調処理として、図１４に示す略Ｓ字形状の階調補正カーブに基づいて階調補正を行って、画像ＰＢのダイナミックレンジＤＲを広げる。これにより、血管領域と血管が存在しない領域の濃度差が広がって、血管のコントラストが向上する。画像ＰＢには、表層血管６１の情報が多く含まれているので、特に表層血管６１のコントラストが向上する。
The
こうしたコントラスト強調処理を施すことで、内視鏡１１Ｂが出力する画像信号Ｂにおいて、表層血管のコントラストが向上する。これにより、内視鏡１１Ｂにおける狭帯域光Ｎ２の不足分が補償される。
By performing such contrast enhancement processing, the contrast of superficial blood vessels is improved in the image signal B output by the
なお、本例においては、血管強調観察用の表示画像を生成する方式として、三色の画像信号Ｂ、Ｇ、Ｒを用いてフルカラー画像を生成しているが、この方式以外でもよく、例えば、画像信号Ｒを使わずに、画像信号Ｂ、Ｇの二色のみで生成して、画像信号Ｂをモニタ１４のＢチャンネル及びＧチャンネルに、画像信号Ｇに対応する信号をモニタ１４のＲチャンネルに割り当てる方式など、観察部位を疑似カラーで表示する方式を採用してもよい。
In this example, a full-color image is generated using three-color image signals B, G, and R as a method for generating a display image for enhanced observation of blood vessels, but other methods may be used. The image signal B is generated by only two colors of the image signals B and G without using the image signal R, and the image signal B is supplied to the B channel and G channel of the
以下、上記構成による作用について、図１５のフローチャートを参照しながら説明する。内視鏡診断を行う場合には、内視鏡１１をプロセッサ装置１２と光源装置１３にコネクタ２８を接続し、プロセッサ装置１２と光源装置１３の電源を入れて、電子内視鏡システム１０を起動する。
The operation of the above configuration will be described below with reference to the flow chart of FIG. When endoscopic diagnosis is performed, the
内視鏡１１の挿入部１６を被検者の消化管内に挿入して、消化管内の観察が開始される。通常観察モードでは、図８（Ａ）に示すように、第１光源モジュール３１が点灯する。レーザダイオードＬＤ１が発する狭帯域光Ｎ１と、蛍光体３６が発する蛍光ＦＬとが混合された白色光が内視鏡１１に供給される。供給された光はライトガイド４３を通じて照明窓２２に導光されて観察部位に照射される。
The
図８（Ａ）及び図１２に示すように、白色光（Ｎ１＋ＦＬ）を照射中に撮像素子４４によって観察部位が撮像されて、ＤＳＰ５７によってＢ、Ｇ、Ｒの画像信号が生成される。通常観察モードにおいては、画像処理部５８は、Ｂ、Ｇ、Ｒの画像信号に基づいて、通常観察用の表示画像を生成する。表示制御回路６０は、生成された表示画像をビデオ信号に変換して観察画像Ｐをモニタ１４に表示する。通常観察モードにおいては、こうした処理が繰り返される。
As shown in FIGS. 8(A) and 12, the
通常観察モードでは、第１光源モジュール３１が発光する白色光のみが照明光として使用される。白色光の光透過率については、内視鏡１１Ａのライトガイド４３Ａと内視鏡１１Ｂのライトガイド４３Ｂのどちらにおいても差が小さいので、画像処理部５８は、画像信号の出力元を区別せずに、どちらに対しても同じ画像処理を施す。内視鏡１１Ａ又は内視鏡１１Ｂのどちらが使用されている場合でも、同じような観察画像が得られるので、術者は、内視鏡１１Ａ、内視鏡１１Ｂのどちらでも問題なく利用することができる。
In the normal observation mode, only white light emitted by the first
血管強調観察を行う場合には、コンソール１５によってモード切り換え操作が行われて、プロセッサ装置１２が血管強調観察モードに設定される。図１５に示すように、血管強調観察モードでは、まず、光源制御部３４は、プロセッサ装置１２を経由して、内視鏡１１のＩＤメモリ４７から内視鏡ＩＤを取得する（Ｓ１０１）。コントローラ５６は、取得した内視鏡ＩＤに基づいて、接続された内視鏡１１が内視鏡１１Ａか内視鏡１１Ｂのいずれかであるかを識別して（Ｓ１０２）、機種情報を画像処理部５８に送信する。
When the blood vessel-enhanced observation is to be performed, the mode switching operation is performed by the
画像処理部５８は、機種情報に応じて画像処理の内容を変更する（Ｓ１０３）。機種情報が内視鏡１１Ａの場合には、図１３（Ａ）に示すように、画像信号Ｂ、Ｇ、Ｒに基づいて画像処理を施して表示画像を生成する。機種情報が内視鏡１１Ｂの場合には、図１３（Ｂ）に示すように、画像信号Ｂに対してコントラスト調整処理を施す（Ｓ１０４）。そして、処理済みの画像信号Ｂと、画像信号Ｇ、Ｒに基づいて表示画像を生成する。これにより、内視鏡１１Ａ、１１Ｂのどちらを使用した場合でも、同様の観察画像ＰＥが得られる。こうした処理が、血管強調観察モードが終了するまでの間繰り返される（Ｓ１０５）。
The
上記実施形態では、血管強調観察モードの光源として、波長が４０５ｎｍの狭帯域光Ｎ２を発する光源（第２光源モジュール３２）と、白色光原（第１光源モジュール３１）を用い、表層血管強調用に狭帯域光Ｎ２を、中深層血管強調用に白色光のＧ成分を利用する例で説明したが、図１６に示すように、白色光源の代わりに又はそれに加えて、中深層血管強調用の狭帯域光Ｎ３（波長が約５３０～５６０ｎｍの緑色狭帯域光）を発する光源を用いてもよい。 In the above embodiment, as light sources for the vessel enhancement observation mode, a light source (second light source module 32) that emits narrowband light N2 with a wavelength of 405 nm and a white light source (first light source module 31) are used. 16, the narrow-band light N2 and the G component of the white light are used for enhancing middle and deep blood vessels. However, as shown in FIG. A light source that emits narrowband light N3 (green narrowband light with a wavelength of approximately 530-560 nm) may be used.
また、白色光源として、青色の励起光を発する発光素子と黄色の蛍光を発する蛍光体とからなる光源を例に説明したが、白色光源としては、青色の励起光を発する発光素子と赤色の発光素子の２つの発光素子と、緑色の蛍光を発する蛍光体とから構成してもよいし、蛍光体を使用せずに、青色、緑色、赤色の３色の発光素子から構成してもよい。 In addition, as the white light source, a light source including a light emitting element that emits blue excitation light and a phosphor that emits yellow fluorescence has been described as an example. The element may be composed of two light emitting elements and a phosphor that emits green fluorescence, or may be composed of three light emitting elements of blue, green, and red without using phosphor.
上記実施形態では、血管情報観察として血管強調観察を例に説明したが、血管情報観察には、血管強調観察の他にも、血液の酸素飽和度を算出してこれを画像化して観察する酸素飽和度観察などがある。本発明は、酸素飽和度観察に適用することもできる。 In the above embodiment, an example of blood vessel information observation has been described in which blood vessel information observation is performed with emphasis on blood vessels. Observation of saturation, etc. The present invention can also be applied to oxygen saturation observation.
酸素飽和度観察における照明光としては、例えば、波長が４４５ｎｍや４７３ｎｍの光のように、酸化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンの吸光係数に差がある光と、波長が４０５ｎｍの光のように酸化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンの吸光係数が同じ等吸収点の光が利用される。そして、各波長で取得された複数の画像間で演算を行って酸素飽和度が算出される。画像間演算においては、各波長の光の出射光量の比率が所定の比率に保たれることを前提として、演算に使用する係数などが設定される。そのため、内視鏡の機種によって出射光量の比率が変化することは好ましくない。そこで、内視鏡１１Ｂにおける狭帯域光Ｎ２（４０５ｎｍ）の光量低下分を補償するコントラスト強調処理を施すことにより、画像間演算の精度を向上させることができる。
The illumination light used in observing the oxygen saturation includes, for example, light with a wavelength of 445 nm and 473 nm, which has a difference in absorption coefficient between oxyhemoglobin and reduced hemoglobin, and light with a wavelength of 405 nm, which is oxidized hemoglobin and reduced hemoglobin. Light at the isosbestic point where the extinction coefficient of hemoglobin is the same is used. Then, the oxygen saturation is calculated by performing calculations between a plurality of images acquired at each wavelength. In inter-image calculation, coefficients and the like used for calculation are set on the assumption that the ratio of the emitted light amount of light of each wavelength is maintained at a predetermined ratio. Therefore, it is not preferable for the ratio of the emitted light amount to change depending on the model of the endoscope. Therefore, the precision of inter-image calculation can be improved by performing a contrast enhancement process that compensates for the decrease in the light amount of the narrow band light N2 (405 nm) in the
また、酸素飽和度観察では、１例として波長が異なる３種類以上の光を利用するが、血管強調観察においても、青色光と緑色光に加えて、より深層の血管を強調するためにより波長が長い赤色光を使用するというように３種類以上の光を利用する場合もある。３種類以上の光を利用する場合に本発明を適用してもよい。 In addition, in oxygen saturation observation, as an example, three or more kinds of light with different wavelengths are used. In some cases, more than two types of light are used, such as using a long red light. The present invention may be applied when three or more kinds of light are used.
上記実施形態では、複数機種の内視鏡として、既存の内視鏡と青色領域のライトガイドの光透過特性が改善された改良型内視鏡を例に説明したが、既存の内視鏡と改良型内視鏡は１例である。これに限らず、本発明において、複数機種の内視鏡は、血管情報観察用の２種類の光のうち少なくとも一方に対する光透過率が異なるライトガイドが内蔵された複数の内視鏡であればよい。 In the above embodiment, an existing endoscope and an improved endoscope in which the light transmission characteristics of the light guide in the blue region are improved are explained as examples of multiple types of endoscopes. An improved endoscope is one example. Not limited to this, in the present invention, the multiple models of endoscopes may be multiple endoscopes having built-in light guides with different light transmittances for at least one of the two types of light for observing blood vessel information. good.
上記実施形態では、半導体光源としてレーザダイオードを例に説明したが、ＬＥＤなど他の半導体光源でもよい。また、本発明は、キセノンランプやハロゲンランプなど、青色～赤色までの広い波長域を有する白色光を発する白色光源と、狭帯域光Ｎ２など特定の波長域に透過性を有する回転フイルタとを組み合わせて、血管情報観察用の光を生成する内視鏡システムに適用することもできる。 In the above embodiments, a laser diode is used as an example of the semiconductor light source, but other semiconductor light sources such as an LED may be used. In addition, the present invention combines a white light source, such as a xenon lamp or a halogen lamp, which emits white light having a wide wavelength range from blue to red, and a rotating filter having transparency in a specific wavelength range such as narrow-band light N2. It can also be applied to an endoscope system that generates light for blood vessel information observation.
ただし、キセノンランプやハロゲンランプなどが発する白色光の分光スペクトルにおいては、狭帯域光Ｎ２（波長が約４０５ｎｍ）のように紫外領域に近い波長域の光強度は相対的に低い場合が多い。そのため、狭帯域光Ｎ２を使用した血管情報観察を行う場合には、半導体光源を使用することが好ましく、本発明は、このような半導体光源を用いた場合に特に有効である。 However, in the spectral spectrum of white light emitted by a xenon lamp, a halogen lamp, or the like, the light intensity in a wavelength region close to the ultraviolet region, such as narrowband light N2 (wavelength is about 405 nm), is often relatively low. Therefore, when observing blood vessel information using the narrow-band light N2, it is preferable to use a semiconductor light source, and the present invention is particularly effective when using such a semiconductor light source.
また、上記実施形態では、青色領域の狭帯域光Ｎ２に対応する画像信号Ｂに対してコントラスト強調処理を行う例で説明したが、緑色領域など、ライトガイドの光透過率が青色領域以外の波長域で低下する場合には、その波長域に対する画像信号に対してコントラスト強調処理を実行してもよい。また、ライトガイドの光透過率に関して、青色領域及び緑色領域などの複数の波長域で光透過率に大きな差がある場合には、それぞれの波長域に対応する画像信号に対してコントラスト強調処理を実行してもよい。 Further, in the above embodiment, an example in which contrast enhancement processing is performed on the image signal B corresponding to the narrow-band light N2 in the blue region has been described. If there is a drop in the wavelength range, contrast enhancement processing may be performed on the image signal for that wavelength range. Also, regarding the light transmittance of the light guide, if there is a large difference in light transmittance between multiple wavelength regions such as the blue region and the green region, contrast enhancement processing is performed on the image signal corresponding to each wavelength region. may be executed.
ただし、本発明は、上記実施形態で示したように、血管情報観察用の光として、青色領域の狭帯域光を使用する場合において特に必要性が高い。理由は以下のとおりである。図５に示したとおり、ヘモグロビンの吸収スペクトルにおいては、緑色領域と比較して青色領域においては吸光係数の変化が急峻である。そのため、表層血管強調用の青色領域の光については、中深層血管強調用の緑色領域の光と比較して波長域が狭い狭帯域光であることが好ましい。波長域が狭いとそれだけ光量が低下する。加えて、ライトガイドの青色領域において光透過率が低いと光量はさらに低下することになる。光量の不足分が多いほど、本発明のようなコントラスト強調処理でコントラストの低下を補償する必要性が高い。したがって、本発明は、青色領域の光透過率が低いライトガイドを有する内視鏡で、青色領域の狭帯域光を利用して血管情報観察を行う場合に特に有効である。 However, as shown in the above embodiments, the present invention is particularly necessary when narrow-band light in the blue region is used as light for observing blood vessel information. The reason is as follows. As shown in FIG. 5, in the absorption spectrum of hemoglobin, the change in absorption coefficient is steeper in the blue region than in the green region. Therefore, the light in the blue region for emphasizing surface blood vessels is preferably narrow-band light with a narrower wavelength range than the light in the green region for emphasizing middle-deep blood vessels. The narrower the wavelength range, the lower the amount of light. In addition, low light transmission in the blue region of the light guide will further reduce the amount of light. The greater the shortage of the amount of light, the greater the necessity of compensating for the decrease in contrast with the contrast enhancement processing of the present invention. Therefore, the present invention is particularly effective when an endoscope having a light guide with low light transmittance in the blue region is used to observe blood vessel information using narrow-band light in the blue region.
また、コントラスト強調処理としては、階調補正処理に代えて又はそれに加えて、画像内の血管のエッジを検出して強調するエッジ強調処理でもよい。 Further, as contrast enhancement processing, edge enhancement processing for detecting and enhancing edges of blood vessels in an image may be used instead of or in addition to gradation correction processing.
また、上記実施形態では、内視鏡の機種情報のみに基づいて画像処理の内容を変更しているが、機種情報に加えて以下の条件を満たした場合に画像処理の内容を変更するようにしてもよい。内視鏡１１Ｂが接続された場合でも、内視鏡１１Ａが接続された場合よりも狭帯域光Ｎ２を発する第２光源モジュール３２の出力を上げることができれば、ライトガイド４３Ｂによる狭帯域光Ｎ２の出射光量の低下分を補償することができる。そのため、内視鏡１１Ｂが接続された場合には、まず、光源装置１３において、内視鏡１１Ａが接続された場合の出射光量と同じになるように、第２光源モジュール３２の出力を上げる。そして、第２光源モジュール３２の出力が上限値に達してそれ以上出力を上げることができない場合に、画像処理の内容を変更する。
In addition, in the above embodiment, the content of image processing is changed based only on the model information of the endoscope. may Even when the
上記実施形態では、Ｂ、Ｇ、Ｒのマイクロカラーフイルタが設けられたカラー撮像素子を用いて、白色光をマイクロカラーフイルタで色分離して複数色の画像を同時に取得する同時方式を例に説明したが、カラーフイルタが設けられていないモノクロ撮像素子を用いて、各色の画像を順次取得する面順次方式に適用してもよい。 In the above embodiment, a simultaneous method is described as an example in which a color image pickup device provided with B, G, and R micro color filters is used, and white light is color-separated by the micro color filters to obtain images of a plurality of colors at the same time. However, it may be applied to a frame sequential method in which images of each color are sequentially obtained by using a monochrome image pickup device having no color filter.
上記実施形態では、光源装置と画像処理を行うプロセッサ装置が別体で構成される例で説明したが、２つの装置を一体で構成してもよい。また、本発明は、撮像素子と超音波トランスデューサが先端部に内蔵された超音波内視鏡と画像処理を行うプロセッサ装置からなるシステム等、他の形態の内視鏡システムにも適用することができる。 In the above embodiment, an example in which the light source device and the processor device that performs image processing are configured separately has been described, but the two devices may be integrated. The present invention can also be applied to other forms of endoscope systems, such as a system comprising an ultrasonic endoscope having an imaging element and an ultrasonic transducer built in the distal end thereof, and a processor for image processing. can.
１０ 内視鏡システム
１１、１１Ａ、１１Ｂ 内視鏡
１２ プロセッサ装置（画像処理装置）
１３ 光源装置
２８ コネクタ
３１ 第１光源モジュール
３２ 第２光源モジュール
３４ 光源制御部
４２ａ、４２ｂ レセプタクルコネクタ（接続部）
４３、４３Ａ、４３Ｂ ライトガイド
４７、４７Ａ、４７Ｂ ＩＤメモリ
５６ コントローラ（内視鏡識別部）
５８ 画像処理部
５８ａ 階調補正テーブル
ＬＤ１、ＬＤ２ レーザダイオード
10
13
43, 43A, 43B light guides 47, 47A,
58
Claims (9)
前記接続部に接続された内視鏡の種類が前記第１及び第２の内視鏡のどちらであるかを識別する内視鏡識別部と、
前記第１及び第２の内視鏡のそれぞれが出力する画像信号に対して画像処理を施す画像処理部であり、白色光を用いる通常観察モードにおいて、前記第１の内視鏡及び前記第２の内視鏡において、内容を変更しないで前記画像処理を施し、かつ、前記光を用いる前記通常観察モード以外の観察モードにおいて、前記接続部に接続された内視鏡が前記第１の内視鏡か前記第２の内視鏡かに応じて、前記光透過率の差に基づき、内容を変更して前記画像処理を施す画像処理部とを備えていることを特徴とする内視鏡システム。 First and second light guides for guiding illumination light for illuminating an observation site in vivo, wherein the first and second light guides have a difference in light transmittance with respect to light in at least a part of the wavelength band of the illumination light. a connecting portion that exchangeably connects the first and second endoscopes each containing two light guides;
an endoscope identification unit that identifies which type of endoscope connected to the connection unit is the first endoscope or the second endoscope;
an image processing unit that performs image processing on image signals output by the first and second endoscopes, respectively, wherein in a normal observation mode using white light, the first endoscope and the second wherein, in an observation mode other than the normal observation mode using the light, the endoscope connected to the connecting portion performs the image processing without changing the content, and the endoscope is the first endoscope an image processing unit that performs the image processing by changing contents based on the difference in light transmittance depending on whether the endoscope is the endoscope or the second endoscope. .
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