CN103889302A

CN103889302A - 内窥镜系统

Info

Publication number: CN103889302A
Application number: CN201380003540.9A
Authority: CN
Inventors: 酒井悠次; 鹈泽勉; 平川克己
Original assignee: Olympus Medical Systems Corp
Current assignee: Olympus Corp
Priority date: 2012-06-01
Filing date: 2013-04-03
Publication date: 2014-06-25
Anticipated expiration: 2033-04-03
Also published as: JP5490331B1; WO2013179760A1; EP2756790B1; JPWO2013179760A1; EP2756790A1; EP2756790A4; US20140088363A1; CN103889302B; US8882658B2

Abstract

内窥镜系统具有：内窥镜，其具有引导从光源发出的照明光的导光部件、对被摄体照射由导光部件引导的照明光的光学系统、以及使导光部件摆动以使得经由光学系统对被摄体照射的照明光的照射位置成为沿着规定扫描图案的照射位置的驱动部；坐标信息取得部，其取得能够确定沿着规定扫描图案照射的照明光的照射位置的坐标信息；以及校正信息取得部，其通过进行基于坐标信息的处理，以照明光中包含的规定波段的光为基准，取得用于对照明光中包含的规定波段以外的其他波段的光的倍率色差进行校正的校正信息。

Description

内窥镜系统

技术领域

本发明涉及内窥镜系统，特别涉及对被摄体进行扫描并取得图像的内窥镜系统。

背景技术

在医疗领域的内窥镜中，为了减轻被检者的负担，提出了用于使被插入到该被检者的体腔内的插入部细径化的各种技术。而且，作为这种技术的一例，在日本特开2011-101665号公报中公开了在相当于所述插入部的部分不具有固体摄像元件的光扫描型电子内窥镜和构成为具有该光扫描型电子内窥镜的电子内窥镜系统。

具体而言，在日本特开2011-101665号公报中公开了具有如下结构的电子内窥镜系统：通过使引导从光源部发出的照明光的照明用光纤的前端部谐振运动，以预先设定的扫描图案（例如呈涡旋状）对被摄体进行扫描，利用配置在照明用光纤周围的受光用光纤接收来自该被摄体的返回光，使用按照各颜色成分对该受光用光纤接收到的返回光进行分离而得到的信号，生成该被摄体的图像。

并且，在日本特开2011-101665号公报中公开了如下的校准方法来作为在所述电子内窥镜系统中产生的倍率色差的校准方法：使用根据从光源部射出的橙色光的光量而检测到的橙色成分，对根据从该光源部射出的红色光的光量而检测到的红色成分进行校正。

但是，根据日本特开2011-101665号公报所公开的校准方法，除了监视器中显示的图像的生成时使用的红色光、绿色光和蓝色光的光源以外，还需要设置倍率色差的校准时使用的橙色光的光源，所以，其结果，产生用于进行倍率色差的校准的结构烦杂化的课题。

本发明是鉴于所述情况而完成的，其目的在于，提供与以往相比能够简易地对使用扫描型内窥镜取得图像时产生的倍率色差进行校准的内窥镜系统。

发明内容

用于解决课题的手段

本发明的一个方式的内窥镜系统具有：内窥镜，其具有引导从光源发出的照明光的导光部件、对被摄体照射由所述导光部件引导的所述照明光的光学系统、以及使所述导光部件摆动以使得经由所述光学系统对所述被摄体照射的所述照明光的照射位置成为沿着规定扫描图案的照射位置的驱动部；坐标信息取得部，其取得能够确定沿着所述规定扫描图案照射的所述照明光的照射位置的坐标信息；以及校正信息取得部，其通过进行基于所述坐标信息的处理，以所述照明光中包含的规定波段的光为基准，取得用于对所述照明光中包含的所述规定波段以外的其他波段的光的倍率色差进行校正的校正信息。

附图说明

图1是示出本发明的实施例的内窥镜系统的主要部分的结构的图。

图2是示出在被摄体的表面设定的假想XY平面的一例的图。

图3是示出设置在内窥镜中的物镜光学系统的结构的一例的图。

图4是示出图3的物镜光学系统中产生的倍率色差的像差图。

图5是示出提供到设于内窥镜中的致动器的第1驱动信号的信号波形的一例的图。

图6是示出提供到设于内窥镜中的致动器的第2驱动信号的信号波形的一例的图。

图7A是用于说明对图2的假想XY平面照射照明光的情况下的、从点SA到点YMAX的照明光的照射坐标在时间上的变位的图。

图7B是用于说明对图2的假想XY平面照射照明光的情况下的、从点YMAX到点SA的照明光的照射坐标在时间上的变位的图。

图8是示出进行图像校正处理时可利用的校准用图卡（chart）的一例的图。

图9是用于说明使用图8的校准用图卡进行的处理的概要的流程图。

图10是用于说明在图9的步骤S2中进行的图像校正处理的具体例的流程图。

图11是示出进行图像校正处理时可利用的校准用图卡的与图8不同的例子的图。

具体实施方式

下面，参照附图对本发明的实施方式进行说明。

图1～图11涉及本发明的实施例。图1是示出本发明的实施例的内窥镜系统的主要部分的结构的图。

例如如图1所示，内窥镜系统1构成为具有能够插入到被检者的体腔内的扫描型的内窥镜2、与内窥镜2连接的主体装置3、与主体装置3连接的监视器4、以及与主体装置3连接的信息处理装置5。

内窥镜2具有形成为能够插入到被检者的体腔内的细长形状且具有挠性的插入部11。另外，在插入部11的基端部设有用于以拆装自如的方式使内窥镜2与主体装置3连接的未图示的连接器等。

在插入部11内部的从基端部到前端部的部分中分别贯穿插入有照明用光纤12和受光用光纤13，该照明用光纤12具有作为将从主体装置3的光源单元21提供的照明光引导至物镜光学系统14的导光部件的功能，该受光用光纤13接收来自被摄体的返回光并将其引导至主体装置3的检测单元23。

照明用光纤12的包含光入射面的端部配置在设于主体装置3的内部的合波器32上。并且，照明用光纤12的包含光出射面的端部以未被固定部件等固定的状态配置在设于插入部11的前端部的物镜光学系统14的光入射面的附近。即，照明用光纤12引导的照明光经由物镜光学系统14对被摄体进行照射。

另外，在本实施例中，作为与后述物镜光学系统14的设计数据对应的设计值，例如，优选设定为照明用光纤12的包含光出射面的端部的数值孔径NA为0.0963。

受光用光纤13的包含光入射面的端部固定配置在插入部11的前端部的前端面中的物镜光学系统14的光出射面的周围。并且，受光用光纤13的包含光出射面的端部配置在设于主体装置3的内部的分波器36上。

在插入部11的前端部侧的照明用光纤12的中途部安装有致动器15，该致动器15根据从主体装置3的驱动器单元22输出的驱动信号进行驱动。

这里，以后，作为与相当于插入部11的长度方向的轴的插入轴（或物镜光学系统14的光轴）垂直的假想平面，以在被摄体的表面设定图2所示的XY平面的情况为例进行说明。图2是示出在被摄体的表面设定的假想XY平面的一例的图。

具体而言，图2的XY平面上的点SA表示假想设定为在相当于从纸面近前侧朝向里侧的方向上存在插入部11的插入轴的情况下的、该插入轴与纸面的交点。并且，图2的XY平面中的X轴方向被设定为从纸面左侧朝向右侧的方向。并且，图2的XY平面中的Y轴方向被设定为从纸面下侧朝向上侧的方向。并且，构成图2的XY平面的X轴和Y轴在点SA交叉。

致动器15构成为具有：X轴用致动器（未图示），其根据从主体装置3的驱动器单元22输出的第1驱动信号进行动作，以使照明用光纤12的包含光出射面的端部在X轴方向上摆动；以及Y轴用致动器（未图示），其根据从主体装置3的驱动器单元22输出的第2驱动信号进行动作，以使照明用光纤12的包含光出射面的端部在Y轴方向上摆动。而且，伴随所述X轴用致动器和Y轴用致动器的动作，照明用光纤12的包含光出射面的端部以点SA为中心呈涡旋状摆动。

另外，在本实施例中，作为与后述物镜光学系统14的设计数据对应的设计值，例如，优选设定为通过致动器15而摆动的照明用光纤12的（包含光出射面的端部的）长度为3.4mm。

在插入部11的内部设有存储器16，该存储器16例如预先存储有包含根据物镜光学系统14的特性而决定的光学特性信息等的与内窥镜2相关联的各种信息的内窥镜信息。而且，在内窥镜2和主体装置3连接时，通过主体装置3的控制器25读出存储器16中存储的内窥镜信息。另外，存储器16中存储的物镜光学系统14的光学特性信息在后面进行详细说明。

这里，参照图3和图4对设于插入部11的前端部的物镜光学系统14的具体结构例进行说明。图3是示出设置在本实施例的内窥镜中的物镜光学系统的结构的一例的图。图4是示出图3的物镜光学系统中产生的倍率色差的像差图。

例如如图3所示，物镜光学系统14由具有正屈光力的2个平凸透镜构成。并且，本实施例的物镜光学系统14设计成具有下述设计数据。

另外，在下述物镜光学系统14的设计数据中，曲率半径示出为r，面间隔示出为d，各透镜相对于d线（587.6nm）的折射率示出为nd，各透镜的d线的阿贝数示出为νd。并且，在下述物镜光学系统14的设计数据中，曲率半径r的“∞”表示无限大，面编号的“物体面”中的D=7.50（mm）表示物镜光学系统14的焦点位置。并且，在没有特意记载的情况下，设曲率半径r和与面间隔d等距离有关的数据的单位为毫米（mm）。并且，下述物镜光学系统14的设计数据和图3内的“物体面”表示观察对象物的表面。并且，下述物镜光学系统14的设计数据和图3内的“像面”表示对呈涡旋状摆动的照明用光纤12的光出射面的轨迹进行投影的假想面。

（设计数据）

另一方面，在设计成具有上述设计数据的物镜光学系统14中，例如产生图4所示的倍率色差。

另外，图4的单点划线表示以绿色波段的光（以后也称为G光）为基准的情况下（规定为G光的倍率色差=0的情况下）的、红色波段的光（以后也称为R光）的像高（相当于图4的“FIY”）与由于倍率色差而引起的像差量之间的相关。并且，图4的双点划线表示以G光为基准的情况下、蓝色波段的光（以后也称为B光）的像高与由于倍率色差而引起的像差量之间的相关。并且，与图4的“FIY”的最大值相当的最大像高是与被摄体的表面的从点SA到后述点YMAX的距离（例如0.2（mm））大致一致的值，并且，是根据通过致动器15而摆动的照明用光纤12的最大振幅决定的值。

即，作为根据物镜光学系统14的特性决定的光学特性信息，在插入部11的存储器16中一并存储有上述设计数据、以及表示将图4的像差图所例示的由于物镜光学系统14而产生的倍率色差的基准设定为G光的情况下的、R光和B光的像高与像差量之间的对应关系的数据。

另一方面，主体装置3构成为具有光源单元21、驱动器单元22、检测单元23、存储器24、控制器25。

光源单元21构成为具有光源31a、光源31b、光源31c、合波器32。

光源31a例如构成为具有激光光源等，在通过控制器25的控制而接通时，将R光射出到合波器32。

光源31b例如构成为具有激光光源等，在通过控制器25的控制而接通时，将G光射出到合波器32。

光源31c例如构成为具有激光光源等，在通过控制器25的控制而接通时，将B光射出到合波器32。

合波器32构成为能够对从光源31a发出的R光、从光源31b发出的G光、从光源31c发出的B光进行合波并将其提供到照明用光纤12的光入射面。

驱动器单元22构成为具有信号产生器33、数字模拟（以下称为D/A）转换器34a和34b、放大器35。

信号产生器33构成为，根据控制器25的控制，生成例如图5所示的规定波形的信号，作为使照明用光纤12的包含光出射面的端部在X轴方向上摆动的第1驱动信号，并将其输出到D/A转换器34a。图5是示出提供到设于内窥镜中的致动器的第1驱动信号的信号波形的一例的图。

并且，信号产生器33构成为，根据控制器25的控制，生成例如图6所示的、使所述第1驱动信号的相位偏移90°后的波形的信号，作为使照明用光纤12的包含光出射面的端部在Y轴方向上摆动的第2驱动信号，并将其输出到D/A转换器34b。图6是示出提供到设于内窥镜中的致动器的第2驱动信号的信号波形的一例的图。

D/A转换器34a构成为，将从信号产生器33输出的数字的第1驱动信号转换为模拟的第1驱动信号并将其输出到放大器35。

D/A转换器34b构成为，将从信号产生器33输出的数字的第2驱动信号转换为模拟的第2驱动信号并将其输出到放大器35。

放大器35构成为，对从D/A转换器34a和34b输出的第1和第2驱动信号进行放大并将它们输出到致动器15。

这里，图5中例示的第1驱动信号的振幅值（信号电平）以成为最小值的时刻T1为起点逐渐增加，在时刻T2成为最大值后逐渐减小，在时刻T3再次成为最小值。

并且，图6中例示的第2驱动信号的振幅值（信号电平）以成为最小值的时刻T1为起点逐渐增加，在时刻T2附近成为最大值后逐渐减小，在时刻T3再次成为最小值。

然后，当图5所示的第1驱动信号被提供到致动器15的X轴用致动器、并且图6所示的第2驱动信号被提供到致动器15的Y轴用致动器时，照明用光纤12的包含光出射面的端部呈以点SA为中心的涡旋状摆动，根据这种摆动，呈图7A和图7B所示的涡旋状对被摄体的表面进行扫描。图7A是用于说明对图2的假想XY平面照射照明光的情况下的、从点SA到点YMAX的照明光的照射坐标在时间上的变位的图。图7B是用于说明对图2的假想XY平面照射照明光的情况下的、从点YMAX到点SA的照明光的照射坐标在时间上的变位的图。

具体而言，在时刻T1，对与被摄体的表面的点SA相当的位置照射照明光。然后，从时刻T1到时刻T2，伴随第1和第2驱动信号的振幅值的增加，被摄体的表面中的照明光的照射坐标以点SA为起点向外侧以描绘第1涡旋状的轨迹的方式变位，进而，当到达时刻T2时，对被摄体的表面中的照明光的照射坐标的最外点即点YMAX照射照明光。然后，从时刻T2到时刻T3，伴随第1和第2驱动信号的振幅值的减少，被摄体的表面中的照明光的照射坐标以点YMAX为起点向内侧以描绘第2涡旋状的轨迹的方式变位，进而，当到达时刻T3时，对被摄体的表面中的点SA照射照明光。

即，致动器15构成为，能够根据从驱动器单元22提供的第1和第2驱动信号，使照明用光纤12的包含光出射面的端部摆动，以使得经由物镜光学系统14对被摄体照射的照明光的照射位置成为沿着图7A和图7B中例示的涡旋形状的扫描图案的照射位置。

另外，在本实施例中，沿着图7A和图7B的涡旋形状照射经由物镜光学系统14的照明光，进而，固定配置在物镜光学系统14的光出射面的周围的受光用光纤13接收来自被摄体的表面的返回光，与此相伴，生成90°的视场角（视野）的图像。

另一方面，检测单元23构成为具有分波器36、检测器37a、37b和37c、模拟数字（以下称为A/D）转换器38a、38b和38c。

分波器36构成为具有分色镜等，将从受光用光纤13的光出射面射出的返回光分离为R（红）、G（绿）和B（蓝）的各颜色成分的光，并将它们射出到检测器37a、37b和37c。

检测器37a构成为检测从分波器36输出的R光的强度，生成与该检测到的R光的强度对应的模拟的R信号，并将其输出到A/D转换器38a。

检测器37b构成为检测从分波器36输出的G光的强度，生成与该检测到的G光的强度对应的模拟的G信号，并将其输出到A/D转换器38b。

检测器37c构成为检测从分波器36输出的B光的强度，生成与该检测到的B光的强度对应的模拟的B信号，并将其输出到A/D转换器38c。

A/D转换器38a构成为将从检测器37a输出的模拟的R信号转换为数字的R信号并将其输出到控制器25。

A/D转换器38b构成为将从检测器37b输出的模拟的G信号转换为数字的G信号并将其输出到控制器25。

A/D转换器38c构成为将从检测器37c输出的模拟的B信号转换为数字的B信号并将其输出到控制器25。

在存储器24中预先存储有用于进行主体装置3的控制的控制程序等，并且，存储有作为信息处理装置5的处理结果而得到的图像校正信息。另外，这种图像校正信息在后面详细说明。

控制器25构成为读出存储器24中存储的控制程序，根据该读出的控制程序进行光源单元21和驱动器单元22的控制。

控制器25构成为，能够将在插入部11与主体装置3连接时从存储器16输出的内窥镜信息输出到信息处理装置5。并且，控制器25进行动作，以使得将从信息处理装置5输出的图像校正信息存储在存储器24中。

控制器25构成为，根据在与从时刻T1到时刻T2相当的期间内从检测单元23输出的R信号、G信号和B信号，生成1帧的图像。并且，控制器25构成为，根据在与从时刻T2到时刻T3相当的期间内从检测单元23输出的R信号、G信号和B信号，生成1帧的图像。

进而，控制器25在存储器24中存储有图像校正信息的情况下进行动作，以对各帧的图像实施基于该图像校正信息的图像校正处理，并以规定帧率在监视器4中显示实施了该图像校正处理的校正后的图像。

信息处理装置5构成为具有运算处理部51，该运算处理部51根据从控制器25输出的光学特性信息和从光照射坐标检测模块101输出的坐标信息，进行图像校正信息的取得处理。

这里，具有作为坐标信息取得部的功能的光照射坐标检测模块101构成为具有位置检测元件（PSD：Position Sensitive Detector）等，检测接收到经由物镜光学系统14射出的照明光时的位置，并且输出与该检测到的位置对应的坐标信息。

另外，在本实施例的光照射坐标检测模块101中预先进行设定，使得图2、图7A和图7B中例示的XY平面上的点SA的坐标位置为（0,0）。即，从光照射坐标检测模块101输出的坐标信息是表示以图2、图7A和图7B中例示的XY平面上的点SA的坐标位置（0,0）为基准的相对的坐标位置的信息。

因此，运算处理部51能够根据从具有以上所述的结构的光照射坐标检测模块101输出的坐标信息，确定从内窥镜2呈涡旋状照射的照明光的照射位置。

并且，运算处理部51构成为，根据从光照射坐标检测模块101输出的坐标信息和从控制器25输出的内窥镜信息中包含的光学特性信息进行后述处理，由此取得图像校正信息，并将该取得的图像校正信息输出到主体装置3的控制器25。

接着，下面对具有以上所述的结构的内窥镜系统1的各部的动作等进行说明。

首先，手术医生等分别将内窥镜2、监视器4和信息处理装置5的各部与主体装置3连接，在与内窥镜2的前端面对置的位置配置光照射坐标检测模块101，进而，设定为从光照射坐标检测模块101输出的坐标信息被输入到信息处理装置5。

然后，当接通内窥镜系统1的各部的电源后，插入部11的存储器16中存储的内窥镜信息经由控制器25输出到信息处理装置5。

另外，根据本实施例，可以将能够确定内窥镜2的种类的ID信息作为内窥镜信息而存储在存储器16中，并且，将与多个内窥镜2的种类对应的光学特性信息存储在存储器24中。进而，在这种情况下，控制器25也可以根据从存储器16输出的ID信息来识别与主体装置3连接的内窥镜2的种类，根据该识别到的结果选择适合于内窥镜2的光学特性信息，将该选择出的光学特性信息输出到信息处理装置5。

另一方面，控制器25在刚刚将从存储器16读入的内窥镜信息输出到信息处理装置5的大致之后的定时，对光源单元21进行在断开光源31a和31c的状态下将光源31b从断开切换为接通的控制，并且，对驱动器单元22进行将第1和第2驱动信号输出到致动器15的控制。然后，通过这种控制器25的控制，G光呈涡旋状照射到光照射坐标检测模块101的表面，从光照射坐标检测模块101依次输出与接收到该涡旋状照射的G光的坐标位置对应的坐标信息。

具有作为校正信息取得部的功能的运算处理部51进行如下处理：当检测到从光照射坐标检测模块101输出与G光的规定像高对应的1个坐标信息时，根据光学特性信息分别检测该规定像高处的R光和B光的像差量，进而，根据该检测到的各像差量，分别取得根据R光的照射而生成的R图像的校正处理中使用的R图像校正信息、以及根据B光的照射而生成的B图像的校正处理中使用的B图像校正信息。

具体而言，运算处理部51例如当检测到从光照射坐标检测模块101输出与G光的规定像高对应的1个坐标信息时，根据图4的像差图检测该规定像高处的R光的像差量，计算该检测到的R光的像差量相对于最大像高所占的比例P（%），取得该计算出的比例P（%）的值作为R图像校正信息。并且，运算处理部51例如当检测到从光照射坐标检测模块101输出与G光的规定像高对应的1个坐标信息时，根据图4的像差图检测该规定像高处的B光的像差量，进而，计算该检测到的B光的像差量相对于最大像高所占的比例Q（%），取得该计算出的比例Q（%）的值作为B图像校正信息。

然后，运算处理部51将如上所述取得的R图像校正信息和B图像校正信息输出到控制器25。

当检测到从信息处理装置5输出R图像校正信息和B图像校正信息时，控制器25将各图像校正信息存储在存储器24中，并且，对光源单元21进行在接通光源31b的状态下将光源31a和31c从断开切换为接通的控制。然后，通过这种控制器25的控制，R光、G光和B光的混合光呈涡旋状照射到（光照射坐标检测模块101等的）任意的被摄体的表面，通过受光用光纤13接收对该任意的被摄体的表面照射的混合光的返回光，从检测单元23依次输出与该接收到的返回光对应的各颜色信号（R信号、G信号和B信号）。

控制器25生成与从检测单元23输出的R信号对应的R图像，对该生成的R图像实施基于存储器24中存储的R图像校正信息的图像校正处理。并且，控制器25生成与从检测单元23输出的B信号对应的B图像，对该生成的B图像实施基于存储器24中存储的B图像校正信息的图像校正处理。

具体而言，作为所述图像校正处理，例如，控制器25进行使根据从检测单元23输出的R信号而生成的R图像收缩与存储器24中存储的R图像校正信息的比例相当的P（%）的处理。并且，作为所述图像校正处理，例如，控制器25进行使根据从检测单元23输出的B信号而生成的B图像膨胀与存储器24中存储的B图像校正信息的比例相当的Q（%）的处理。

然后，控制器25按照各帧对分别实施了图像校正处理后的校正后的R图像和B图像以及根据从检测单元23输出的G信号而生成的G图像进行合成，以规定帧率在监视器4中显示该合成后的图像。

另外，在本实施例中，不限于以G光为基准（规定为G光的倍率色差=0）取得R图像校正信息和B图像校正信息的结构，例如，也可以构成为以R光为基准（规定为R光的倍率色差=0）取得G图像的校正处理中使用的G图像校正信息和B图像校正信息。或者，在本实施例中，还可以构成为以B光为基准（规定为B光的倍率色差=0）取得R图像校正信息和G图像校正信息。

如上所述，根据本实施例，能够根据所述光学特性信息、以及在将规定的1个颜色成分的光照射到光照射坐标检测模块101的表面时检测到的坐标信息，来取得用于对伴随与该规定的1个颜色成分不同的其他颜色成分的光的照射而产生的倍率色差进行校正的信息。其结果，根据本实施例，与以往相比，能够简易地对使用扫描型内窥镜取得图像时产生的倍率色差进行校准。

并且，根据本实施例，能够通过图像校正处理，对构成为仅具备具有正屈光力的光学部件的物镜光学系统14中产生的倍率色差进行校正。其结果，根据本实施例，能够简化扫描型内窥镜中的插入部的前端部的结构，并且能够对由于倍率色差而产生的颜色偏移进行校正。

另外，根据本实施例，例如，在光学特性信息中包含能够确定物镜光学系统14的畸变的像差图等信息的情况下，也可以代替光照射坐标检测模块101而使用图8所示的校准用图卡201进行图像校正处理。图8是示出进行图像校正处理时可利用的校准用图卡的一例的图。

校准用图卡201构成为适合于具有桶形畸变的物镜光学系统14，如图8所示，具有在白色的背景区域内利用黑色描绘的由多个圆点构成的圆点图案。

另外，图8的圆点图案中包含的各圆点被描绘成，圆点的直径随着从校准用图卡201的中央部朝向外缘部而增大、并且圆点彼此的间隔随着从校准用图卡201的中央部朝向外缘部而变宽。

接着，下面对使用这种校准用图卡201的情况下的图像校正处理等进行说明。图9是用于说明使用图8的校准用图卡进行的处理的概要的流程图。

首先，手术医生等分别将内窥镜2、监视器4和信息处理装置5的各部与主体装置3连接。进而，手术医生等在与内窥镜2的前端面对置、并且圆点图案的中央的圆点与物镜光学系统14的光轴大致一致的位置上配置校准用图卡201。

然后，当接通内窥镜系统1的各部的电源后，将插入部11的存储器16中存储的内窥镜信息经由控制器25输出到信息处理装置5。

控制器25在刚刚将从存储器16读入的内窥镜信息输出到信息处理装置5的大致之后的定时，对光源单元21进行将光源31a、31b和31c从断开切换为接通的控制，并且，对驱动器单元22进行将第1和第2驱动信号输出到致动器15的控制。然后，通过这种控制器25的控制，R光、G光和B光的混合光呈涡旋状照射到校准用图卡201的表面，通过受光用光纤13接收对校准用图卡201的表面照射的混合光的返回光，从检测单元23依次输出与该接收到的返回光对应的各颜色信号（R信号、G信号和B信号）。

然后，控制器25根据从检测单元23输出的R信号、G信号和B信号生成R图像、G图像和B图像，将该生成的各颜色的图像输出到信息处理装置5。

在与图2中例示的XY平面的点SA相当的坐标位置（0,0）和从控制器25输出的各图像中包含的圆点图案的中央的圆点的位置一致的状态下，运算处理部51取得该各图像中包含的圆点图案的各圆点的坐标位置。即，具有作为坐标信息取得部的功能的运算处理部51取得从控制器25输出的各图像中包含的圆点图案的各圆点的坐标位置，作为能够确定从内窥镜2呈涡旋状照射的照明光的照射位置的坐标信息。

运算处理部51通过使用图案匹配来计测G图像内的圆点图案中包含的圆点的坐标位置在R图像内的圆点图案中偏移了何种程度，在R图像的各像素中计算表示R图像的像素相对于G图像的像素的颜色偏移的大小的颜色偏移量RZP。

然后，具有作为校正信息取得部的功能的运算处理部51取得如上所述求出的R图像的各像素中的颜色偏移量RZP作为R图像校正信息（图9的步骤S1），然后，将该取得的R图像校正信息输出到主体装置3的控制器25。

并且，运算处理部51通过使用图案匹配来计测G图像内的圆点图案中包含的圆点的坐标位置在B图像内偏移了何种程度，在B图像的各像素中计算表示B图像的像素相对于G图像的像素的颜色偏移的大小的颜色偏移量BZP。

然后，具有作为校正信息取得部的功能的运算处理部51取得如上所述求出的B图像的各像素中的颜色偏移量BZP作为B图像校正信息（图9的步骤S1），然后，将该取得的B图像校正信息输出到主体装置3的控制器25。

控制器25将从信息处理装置5输出的R图像校正信息和B图像校正信息存储在存储器24中。

然后，控制器25生成与从检测单元23输出的R信号对应的R图像，对该生成的R图像实施基于存储器24中存储的R图像校正信息的图像校正处理（图9的步骤S2）。并且，控制器25生成与从检测单元23输出的B信号对应的B图像，对该生成的B图像实施基于存储器24中存储的B图像校正信息的图像校正处理（图9的步骤S2）。

这里，以R图像的情况为例来说明在图9的步骤S2中进行的图像校正处理的具体例。图10是用于说明在图9的步骤S2中进行的图像校正处理的具体例的流程图。

首先，控制器25从R图像内的各像素中，分别提取作为校正对象的关注像素以及位于该关注像素附近的多个附近像素（图10的步骤S11）。

具体而言，控制器25从R图像内的各像素中，例如分别提取作为校正对象的关注像素PI、以及位于该关注像素附近的4个附近像素PN1、PN2、PN3和PN4。

接着，控制器25分别计算图10的步骤S11中提取出的关注像素与各附近像素之间的距离（图10的步骤S12），进而，取得与该计算出的各距离对应的归一化值（图10的步骤S13）。

具体而言，控制器25例如计算关注像素PI与附近像素PN1之间的距离DP1，计算关注像素PI与附近像素PN2之间的距离DP2，计算关注像素PI与附近像素PN3之间的距离DP3，计算关注像素PI与附近像素PN4之间的距离DP4。进而，控制器25通过进行归一化以使得如上所述计算出的距离DP1～DP4的合计值成为1.0，分别取得与距离DP1对应的归一化值DN1、与距离DP2对应的归一化值DN2、与距离DP3对应的归一化值DN3、与距离DP4对应的归一化值DN4。

控制器25通过图10的步骤S13中取得的归一化值对存储器24中存储的R图像校正信息中包含的各附近像素的颜色偏移量进行加权（图10的步骤S14）。

具体而言，控制器25根据存储器24中存储的R图像校正信息，例如进行将附近像素PN1的颜色偏移量RZPN1乘以归一化值DN1、将附近像素PN2的颜色偏移量RZPN2乘以归一化值DN2、将附近像素PN3的颜色偏移量RZPN3乘以归一化值DN3、将附近像素PN4的颜色偏移量RZPN4乘以归一化值DN4的加权。

控制器25根据图10的步骤S14中进行加权后的各附近像素的颜色偏移量，计算图10的步骤S11中提取出的关注像素的颜色偏移量（图10的步骤S15）。

具体而言，控制器25例如计算将颜色偏移量RZPN1乘以归一化值DN1而得到的值、将颜色偏移量RZPN2乘以归一化值DN2而得到的值、将颜色偏移量RZPN3乘以归一化值DN3而得到的值、将颜色偏移量RZPN4乘以归一化值DN4而得到的值的总和，作为步骤S11中提取出的关注像素的颜色偏移量RZPI。

然后，控制器25在R图像内的各像素的颜色偏移量RZPI的计算未完成的情况下（图10的步骤S16），反复进行图10的步骤S11～步骤S15的处理。并且，控制器25在R图像内的各像素的颜色偏移量RZPI的计算完成时（图10的步骤S16），对R图像实施基于该计算出的各像素的颜色偏移量RZPI的图像校正处理（图10的步骤S17）。

进而，控制器25通过应用图10的一连串处理，在对B图像实施了与对R图像实施的处理大致相同的图像校正处理后，按照每帧对实施了该图像校正处理后的校正后的R图像和B图像、以及根据从检测单元23输出的G信号而生成的未校正的G图像进行合成，以规定帧率在监视器4中显示该合成后的图像（图9的步骤S3）。

另外，以上所述的图像校正处理的方法也能够大致同样地应用于具有枕形畸变的物镜光学系统14。具体而言，例如，通过进行基于包含以圆点的直径随着从校准用图卡的中央部朝向外缘部而减小、并且圆点彼此的间隔随着从该校准用图卡的中央部朝向外缘部而变窄的方式描绘的圆点图案的R图像和B图像的处理等，能够进行与所述处理大致相同的图像校正处理。

另一方面，根据本实施例，例如，在光学特性信息中包含能够确定物镜光学系统14的畸变的像差图等信息的情况下，也可以代替光照射坐标检测模块101而使用图11所示的校准用图卡301进行图像校正处理。图11是示出进行图像校正处理时可利用的校准用图卡的与图8不同的例子的图。

校准用图卡301构成为适合于具有桶形畸变的物镜光学系统14，如图11所示，具有在白色的背景区域内利用黑色的线段描绘的由多个格子构成的格子图案。

另外，图11的格子图案中包含的各格子被描绘成，线宽随着从校准用图卡301的中央部朝向外缘部而变粗、格子间隔随着从校准用图卡301的中央部朝向外缘部而变宽、并且格子形状随着从校准用图卡301的中央部朝向外缘部而变形。

接着，下面对使用这种校准用图卡301的情况下的图像校正处理等进行说明。

首先，手术医生等分别将内窥镜2、监视器4和信息处理装置5的各部与主体装置3连接。进而，手术医生等在与内窥镜2的前端面对置、并且格子图案的中央的顶点与物镜光学系统14的光轴大致一致的位置配置校准用图卡301。

控制器25在刚刚将从存储器16读入的内窥镜信息输出到信息处理装置5的大致之后的定时，对光源单元21进行将光源31a、31b和31c从断开切换为接通的控制，并且，对驱动器单元22进行将第1和第2驱动信号输出到致动器15的控制。然后，通过这种控制器25的控制，R光、G光和B光的混合光呈涡旋状照射到校准用图卡301的表面，通过受光用光纤13接收对校准用图卡301的表面照射的混合光的返回光，从检测单元23依次输出与该接收到的返回光对应的各颜色信号（R信号、G信号和B信号）。

在与图2中例示的XY平面的点SA相当的坐标位置（0,0）和从控制器25输出的各图像中包含的格子图案的中央的顶点的位置一致的状态下，运算处理部51取得该各图像中包含的格子图案的各顶点的坐标位置。即，具有作为坐标信息取得部的功能的运算处理部51取得从控制器25输出的各图像中包含的格子图案的各顶点的坐标位置，作为能够确定从内窥镜2呈涡旋状照射的照明光的照射位置的坐标信息。

运算处理部51通过使用图案匹配来计测G图像内的格子图案中包含的顶点的坐标位置在R图像内的格子图案中偏移了何种程度，在R图像的各像素中计算表示R图像的像素相对于G图像的像素的颜色偏移的大小的颜色偏移量RZP。

然后，具有作为校正信息取得部的功能的运算处理部51取得如上所述求出的R图像的各像素中的颜色偏移量RZP作为R图像校正信息（图9的步骤S1）后，将该取得的R图像校正信息输出到主体装置3的控制器25。

并且，运算处理部51通过使用图案匹配来计测G图像内的格子图案中包含的顶点的坐标位置在B图像内偏移了何种程度，在B图像的各像素中计算表示B图像的像素相对于G图像的像素的颜色偏移的大小的颜色偏移量BZP。

这里，以R图像的情况为例来说明在图9的步骤S2中进行的图像校正处理的具体例。

然后，控制器25在R图像内的各像素的颜色偏移量RZPI的计算未完成的情况下（图10的步骤S16），反复进行图11的步骤S11～步骤S15的处理。并且，控制器25在R图像内的各像素的颜色偏移量RZPI的计算完成时（图10的步骤S16），对R图像实施基于该计算出的各像素的颜色偏移量RZPI的图像校正处理（图10的步骤S17）。

另外，以上所述的图像校正处理的方法也能够大致同样地应用于具有枕形畸变的物镜光学系统14。具体而言，例如，通过进行基于包含以线宽随着从校准用图卡的中央部朝向外缘部而变细、格子间隔随着从该校准用图卡的中央部朝向外缘部而变窄、并且格子形状随着从该校准用图卡的中央部朝向外缘部而变形的方式描绘的格子图案的R图像和B图像的处理等，能够进行与所述处理大致相同的图像校正处理。

即，根据以上所述的使用适合于物镜光学系统14的畸变的规定的校准用图卡进行图像校正处理的方法，与以往相比，能够简易地对使用扫描型内窥镜取得图像时产生的倍率色差进行校准。

本发明不限于上述各实施例，当然能够在不脱离发明主旨的范围内进行各种变更和应用。

本申请以2012年6月1日在日本申请的日本特愿2012-126422号为优先权主张的基础进行申请，上述公开内容被引用到本申请说明书、权利要求书和附图中。

Claims

1.一种内窥镜系统，其特征在于，该内窥镜系统具有：

内窥镜，其具有引导从光源发出的照明光的导光部件、对被摄体照射由所述导光部件引导的所述照明光的光学系统、以及使所述导光部件摆动以使得经由所述光学系统对所述被摄体照射的所述照明光的照射位置成为沿着规定扫描图案的照射位置的驱动部；

坐标信息取得部，其取得能够确定沿着所述规定扫描图案照射的所述照明光的照射位置的坐标信息；以及倍率色差

校正信息取得部，其通过进行基于所述坐标信息的处理，以所述照明光中包含的规定波段的光为基准，取得用于对所述照明光中包含的所述规定波段以外的其他波段的光的倍率色差进行校正的校正信息倍率色差。

2.根据权利要求1所述的内窥镜系统，其特征在于，

所述内窥镜系统还具有存储部，该存储部预先存储有表示在将由于所述光学系统而产生的倍率色差的基准设定为所述规定波段的光的情况下的、所述其他波段的光的像高与像差量之间的对应关系的光学特性信息，

所述校正信息取得部根据所述坐标信息检测对与规定像高相当的位置照射了所述规定波段的光，根据所述光学特性信息检测所述规定像高处的所述其他波段的光的像差量，进而，根据该检测到的像差量，取得根据所述其他波段的光的返回光而生成的图像的校正中使用的图像校正信息。

3.根据权利要求2所述的内窥镜系统，其特征在于，

所述图像校正信息是所述规定像高处的所述其他波段的光的像差量相对于最大像高所占的比例。

4.根据权利要求2所述的内窥镜系统，其特征在于，

所述规定波段的光是绿色的光，并且，所述其他波段的光是红色的光和蓝色的光中的至少一方。

5.根据权利要求2所述的内窥镜系统，其特征在于，

所述光学系统仅具备具有正屈光力的光学部件。

6.根据权利要求1所述的内窥镜系统，其特征在于，

所述被摄体是适合于所述光学系统的畸变的校准用图卡，

所述坐标信息取得部基于根据对所述校准用图卡照射的所述照明光的返回光而生成的图像，取得所述坐标信息，

所述校正信息取得部取得根据所述坐标信息计测的、所述其他波段的光的照射位置相对于所述规定波段的光的照射位置的偏移量，作为根据所述其他波段的光的返回光而生成的图像的校正中使用的图像校正信息，根据该取得的图像校正信息进行图像校正处理。

7.根据权利要求6所述的内窥镜系统，其特征在于，

所述校准用图卡具有在白色的背景区域内利用黑色描绘的图形图案。

8.根据权利要求6所述的内窥镜系统，其特征在于，

9.根据权利要求7所述的内窥镜系统，其特征在于，

所述图形图案是以圆点的直径随着从所述校准用图卡的中央部朝向外缘部而增大、并且圆点彼此的间隔随着从所述校准用图卡的中央部朝向外缘部而变宽的方式描绘的由多个圆点构成的圆点图案。

10.根据权利要求7所述的内窥镜系统，其特征在于，

所述图形图案是以圆点的直径随着从所述校准用图卡的中央部朝向外缘部而减小、并且圆点彼此的间隔随着从所述校准用图卡的中央部朝向外缘部而变窄的方式描绘的由多个圆点构成的圆点图案。

11.根据权利要求7所述的内窥镜系统，其特征在于，

所述图形图案是以线宽随着从所述校准用图卡的中央部朝向外缘部而变粗、并且格子间隔随着从所述校准用图卡的中央部朝向外缘部而变宽的方式描绘的格子图案。

12.根据权利要求7所述的内窥镜系统，其特征在于，

所述图形图案是以线宽随着从所述校准用图卡的中央部朝向外缘部而变细、并且格子间隔随着从所述校准用图卡的中央部朝向外缘部而变窄的方式描绘的格子图案。