JP3179166B2 - Electronic endoscope device - Google Patents

Electronic endoscope device

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JP3179166B2
JP3179166B2 JP03806592A JP3806592A JP3179166B2 JP 3179166 B2 JP3179166 B2 JP 3179166B2 JP 03806592 A JP03806592 A JP 03806592A JP 3806592 A JP3806592 A JP 3806592A JP 3179166 B2 JP3179166 B2 JP 3179166B2
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久雄 矢部
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オリンパス光学工業株式会社
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Description

【発明の詳細な説明】DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION
【0001】[0001]
【産業上の利用分野】本発明は、画像を複数の色信号に
分解し、分解した色信号から輝度信号を生成する手段を
備えた電子内視鏡装置に関する。
BACKGROUND OF THE INVENTION 1. Field of the Invention The present invention relates to an electronic endoscope apparatus having means for decomposing an image into a plurality of color signals and generating a luminance signal from the decomposed color signals.
【0002】[0002]
【従来の技術】近年、体腔内に細長の挿入部を挿入する
ことにより、体腔内臓器等を観察したり、必要に応じ処
置具チャンネル内に挿通した処置具を用いて各種治療処
置のできる内視鏡が広く利用されている。また、電荷結
合素子(CCD)等の固体撮像素子を撮像手段に用いた
電子内視鏡も種々提案されている。
2. Description of the Related Art In recent years, by inserting an elongated insertion portion into a body cavity, it is possible to observe internal organs in the body cavity or to perform various treatments using a treatment tool inserted into a treatment tool channel as necessary. Endoscopes are widely used. Also, various electronic endoscopes using a solid-state imaging device such as a charge-coupled device (CCD) as an imaging unit have been proposed.
【0003】このような電子内視鏡を備えた内視鏡装置
においては、明るさが重要となり、特に、遠点まで明る
く見えるかどうか、大出血時に明るく見えて出血源を見
極めることができるかどうかといった、絶対光量的な明
るさが重要となる。
[0003] In an endoscope apparatus provided with such an electronic endoscope, brightness is important. In particular, it is determined whether a distant point can be seen brightly and whether a bleeding source can be seen brightly during a major bleeding. Absolute light brightness is important.
【0004】これに対して、従来、AGC(オートゲイ
ンコントローラ)等により、固体撮像素子からの撮像信
号をゲインアップするものが提案されたり、ライトガイ
ドの本数を増やし照明光量を増加させるものが提案され
ている。さらに、解像力を向上させるものとして、RG
B成分に対して、γ特性を通常より変化させたり、I成
分(明度)をアンシャープマスキング処理するものが提
案されている。
[0004] On the other hand, conventionally, there has been proposed an AGC (auto gain controller) or the like which increases the gain of an image signal from a solid-state image sensor, or a device which increases the number of light guides to increase the amount of illumination. Have been. Furthermore, RG is used to improve the resolution.
With respect to the B component, there have been proposed ones in which the γ characteristic is changed more than usual and the I component (brightness) is subjected to unsharp masking.
【0005】[0005]
【発明が解決しようとする課題】しかしながら、AGC
(オートゲインコントローラ)等により、固体撮像素子
からの撮像信号をゲインアップするものは、ゲインアッ
プ時にS/N比が悪くなるという欠点があり、また、ラ
イトガイドの本数を増やし照明光量を増加させるもの
は、内視鏡の挿入部を太くするという問題がある。さら
に、RGB成分に対して、γ特性を通常より変化させた
り、I成分(明度)をアンシャープマスキング処理する
ものは、いずれも複雑かつ大規模な処理回路を必要とす
るという問題がある。
SUMMARY OF THE INVENTION However, AGC
(Auto gain controller) and the like which increase the gain of the image signal from the solid-state image sensor have a drawback that the S / N ratio is deteriorated at the time of increasing the gain, and the number of light guides is increased to increase the amount of illumination light. However, there is a problem that the insertion portion of the endoscope is made thicker. Further, any of the RGB components that change the γ characteristic more than usual and perform the unsharp masking process on the I component (brightness) requires a complicated and large-scale processing circuit.
【0006】一方、内視鏡の観察対象である体腔壁は、
G成分、R成分に比べてR成分の分光反射率が圧倒的に
高く、かつ、画像における空間周波数の高周波成分は、
G成分画像、B成分画像は多いが、R成分画像は少ない
という特徴がある。
On the other hand, the body cavity wall to be observed by the endoscope
The spectral reflectance of the R component is overwhelmingly higher than the G and R components, and the high frequency component of the spatial frequency in the image is:
There are many G component images and B component images, but few R component images.
【0007】本発明は、上記事情に鑑みてなされたもの
であり、内視鏡画像の特徴に対応した信号処理を行うこ
とにより、簡単な回路構成で、明るさの向上及び解像力
の向上が実現できる電子内視鏡装置を提供することを目
的としている。
The present invention has been made in view of the above circumstances, and realizes improvement in brightness and resolution with a simple circuit configuration by performing signal processing corresponding to the characteristics of an endoscope image. It is an object of the present invention to provide an electronic endoscope apparatus capable of performing the above.
【0008】[0008]
【課題を解決するための手段及び作用】上記目的を達成
するため本発明による電子内視鏡装置は、被写体を撮像
する撮像手段と、前記撮像手段から出力された撮像信号
より複数の色信号を生成する色信号生成手段と前記複
数の色信号を規定の第1の割合で混合し、第1の輝度信
号を生成する第1の輝度信号生成手段と前記複数の色
信号と前記第1の輝度信号とにより、色差信号を生成す
る色差信号生成手段と前記複数の色信号を前記第1の
割合とは異なる第2の割合で混合し、第2の輝度信号を
生成する第2の輝度信号生成手段と前記第2の輝度信
号と前記色差信号とにより、映像信号を生成する映像信
号生成手段とを備えたことを特徴とする
Means and actions for solving the problems The above object has been achieved.
An electronic endoscope apparatus according to the present invention includes: an imaging unit configured to image a subject; and an imaging signal output from the imaging unit.
A color signal generating means for generating a higher plurality of color signals, the double
Number of chrominance signals are mixed at a specified first ratio to form a first luminance signal.
First luminance signal generating means for generating a plurality of colors;
A color difference signal is generated based on the signal and the first luminance signal.
Color difference signal generating means, and converting the plurality of color signals to the first
Mixing at a second ratio different from the ratio, and forming the second luminance signal
Second luminance signal generating means for generating the second luminance signal;
Signal and a color signal for generating a video signal based on the color difference signal.
Signal generation means .
【0009】[0009]
【実施例】以下、図面を参照しながら本発明の実施例に
ついて述べる。
Embodiments of the present invention will be described below with reference to the drawings.
【0010】図1ないし図3は本発明の一実施例に係わ
り、図1は内視鏡装置の構成を示すブロック図、図2は
観察像の映像信号の特性を説明する説明図、図3は内視
鏡装置の全体を示す側面図である。
FIGS. 1 to 3 relate to an embodiment of the present invention. FIG. 1 is a block diagram showing a configuration of an endoscope apparatus. FIG. 2 is an explanatory view for explaining characteristics of a video signal of an observation image. FIG. 2 is a side view showing the entire endoscope apparatus.
【0011】一実施例に係る内視鏡装置は、図3に示す
ように、電子内視鏡1を備えている。この電子内視鏡1
は、細長で例えば可撓性の挿入部2を有し、この挿入部
2の後端に太径の操作部3が連設されている。前記操作
部3の後端部からは側方に可撓性のユニバーサルコード
4が延設され、このユニバーサルコード4の先端部にコ
ネクタ5が設けられている。前記電子内視鏡1は、前記
コネクタ5を介して、光源装置及び信号処理回路が内蔵
されたビデオプロセッサ6に接続されるようになってい
る。さらに、前記ビデオプロセッサ6には、カラーモニ
タ7が接続されるようになっている。
An endoscope apparatus according to one embodiment includes an electronic endoscope 1 as shown in FIG. This electronic endoscope 1
Has, for example, an elongated, flexible insertion portion 2, and a large-diameter operation portion 3 is connected to the rear end of the insertion portion 2. A flexible universal cord 4 extends laterally from the rear end of the operation unit 3, and a connector 5 is provided at the tip of the universal cord 4. The electronic endoscope 1 is connected via the connector 5 to a video processor 6 having a light source device and a signal processing circuit built therein. Further, a color monitor 7 is connected to the video processor 6.
【0012】前記挿入部2の先端側には、硬性の先端部
9及びこの先端部9に隣接する後方側に湾曲可能な湾曲
部10が順次設けられている。また、前記操作部3に設
けられた湾曲操作ノブ11を回動操作することによっ
て、前記湾曲部10を左右方向あるいは上下方向に湾曲
できるようになっている。また、前記操作部3には、前
記挿入部2内に設けられた処置具チャンネルに連通する
挿入口12が設けられている。
On the distal end side of the insertion portion 2, a rigid distal end portion 9 and a bending portion 10 which can be bent rearward adjacent to the distal end portion 9 are sequentially provided. By rotating a bending operation knob 11 provided on the operation section 3, the bending section 10 can be bent in the left-right direction or the up-down direction. Further, the operation section 3 is provided with an insertion port 12 which communicates with a treatment instrument channel provided in the insertion section 2.
【0013】図1に示すように、前記電子内視鏡1の挿
入部2内には、照明光を伝達するライトガイド13が挿
通されている。このライトガイド13の先端面は、前記
挿入部2の先端部9に設けられた照明レンズ14の後部
に配置され、この照明レンズ14から照明光を出射でき
るようになっている。また、前記ライトガイド13の入
射端側は、前記ユニバーサルコード4内に挿通されて前
記コネクタ5に接続されている。また、前記先端部9に
は、対物レンズ系15が設けられ、この対物レンズ系1
5の結像位置に、固体撮像素子16が配設されている。
この固体撮像素子16は、可視領域を含め紫外領域から
赤外領域に至る広い波長域で感度を有し、前記固体撮像
素子16には、信号線17,18が接続されている。
As shown in FIG. 1, a light guide 13 for transmitting illumination light is inserted into the insertion section 2 of the electronic endoscope 1. The distal end surface of the light guide 13 is disposed at the rear of an illumination lens 14 provided at the distal end 9 of the insertion section 2 so that illumination light can be emitted from the illumination lens 14. The light guide 13 has an incident end side inserted into the universal cord 4 and connected to the connector 5. The distal end 9 is provided with an objective lens system 15.
The solid-state imaging device 16 is disposed at the imaging position of No. 5.
The solid-state imaging device 16 has sensitivity in a wide wavelength range from the ultraviolet region to the infrared region including the visible region, and signal lines 17 and 18 are connected to the solid-state imaging device 16.
【0014】一方、ビデオプロセッサ6内には、紫外光
から赤外光に至る広帯域の光を発光するランプ19が設
けられている。このランプ19としては、一般的なキセ
ノンランプやストロボランプ等を用いることができる。
前記キセノンランプやストロボランプは、可視光のみな
らず紫外光及び赤外光を大量に発光する。このランプ1
9は、電源20によって電力が供給されるようになって
いる。前記ランプ19の前方には、モータ21によって
回転駆動される回転フィルタ22が配設されている。こ
の回転フィルタ22には、通常観察用の赤(R),緑
(G),青(B)の各波長領域の光を透過するフィルタ
が、周方向に沿って配列されている。
On the other hand, the video processor 6 is provided with a lamp 19 that emits light in a wide band from ultraviolet light to infrared light. As the lamp 19, a general xenon lamp, a strobe lamp, or the like can be used.
The xenon lamp and the strobe lamp emit a large amount of ultraviolet light and infrared light as well as visible light. This lamp 1
Reference numeral 9 denotes a power supply from a power supply 20. A rotary filter 22 driven by a motor 21 is provided in front of the lamp 19. In the rotary filter 22, filters for transmitting light in respective wavelength regions of red (R), green (G), and blue (B) for normal observation are arranged along the circumferential direction.
【0015】また、前記モータ21は、モータドライバ
23によって回転が制御されて駆動されるようになって
いる。
The rotation of the motor 21 is controlled by a motor driver 23 to be driven.
【0016】前記回転フィルタ22を透過し、R,G,
Bの各波長領域の光に時系列的に分離された光は、集光
レンズ24により集光されて前記ライトガイド13の入
射端に入射され、このライトガイド13を介して照明レ
ンズ14に導かれ、この照明レンズ14から出射され
て、観察部位を照明するようになっている。
R, G, R, G,
The light separated in a time series into the light of each wavelength region of B is condensed by the condenser lens 24 and is incident on the incident end of the light guide 13, and is guided to the illumination lens 14 via the light guide 13. Then, the light is emitted from the illumination lens 14 to illuminate the observation site.
【0017】この照明光による観察部位からの戻り光
は、対物レンズ系15によって、固体撮像素子16上に
結像され、光電変換されるようになっている。この固体
撮像素子16には、前記信号線17を介して、前記ビデ
オプロセッサ6内の駆動回路25からの駆動パルスが印
加され、この駆動パルスによって読み出し、転送が行わ
れるようになっている。この固体撮像素子16から読み
出された映像信号は、プリアンプ26に入力されるよう
になっている。
The return light from the observation site due to the illumination light is imaged on the solid-state image pickup device 16 by the objective lens system 15 and photoelectrically converted. A drive pulse from a drive circuit 25 in the video processor 6 is applied to the solid-state imaging device 16 via the signal line 17, and readout and transfer are performed by the drive pulse. The video signal read from the solid-state imaging device 16 is input to the preamplifier 26.
【0018】このプリアンプ26で増幅された映像信号
は、前記信号線18を介して、前記ビデオプロセッサ6
内に設けられたサンプルホールド回路27に入力され、
A/Dコンバータ28によって、デジタル信号に変換さ
れるようになっている。このデジタルの映像信号は、マ
ルチプレクサ29によって、例えば赤(R),緑
(G),青(B)各色に対応するフレームメモリ30
r,30g,30bに選択的に記憶されるようになって
いる。前記フレームメモリ30r,30g,30bは、
同時に読み出され、D/Aコンバータ31r,31g,
31bによって、アナログ信号に変換されるようになっ
ている。
The video signal amplified by the preamplifier 26 is supplied to the video processor 6 via the signal line 18.
Is input to the sample and hold circuit 27 provided in the
The digital signal is converted by the A / D converter 28. The digital video signal is converted by a multiplexer 29 into, for example, a frame memory 30 corresponding to each of red (R), green (G), and blue (B) colors.
r, 30g, and 30b. The frame memories 30r, 30g, 30b are:
The D / A converters 31r, 31g,
31b converts the signal into an analog signal.
【0019】D/Aコンバータ31r,31g,31b
からのアナログの各成分信号[R],[G],[B]
は、演算により通常の輝度信号[Y]を生成する通常輝
度演算回路32Nに入力されるようになっている。
D / A converters 31r, 31g, 31b
Analog component signals [R], [G], [B]
Are input to a normal luminance calculation circuit 32N that generates a normal luminance signal [Y] by calculation.
【0020】ここで、[Y]は、通常輝度演算回路32
Nにより [Y]=0.3[R]+0.59[G]+0.11[B] となっている。
Here, [Y] is the normal luminance calculation circuit 32
By N, [Y] = 0.3 [R] +0.59 [G] +0.11 [B].
【0021】また、D/Aコンバータ31r,31g,
31bからのアナログの各成分信号[R],[G],
[B]は、高周波域通過フィルタ(以下、HPFと記
す)33r,33g,33bを介して、比較的高周波の
アナログ信号[RH]、[GH]、[BH]となり、[R
H]、[GH]、[BH]は、演算により高周波の輝度信
号[YH]を生成する高周波輝度演算回路32Hに入力さ
れるようになっている。
The D / A converters 31r, 31g,
31b, analog component signals [R], [G],
[B] becomes relatively high-frequency analog signals [RH], [GH], and [BH] via high-frequency bandpass filters (hereinafter, referred to as HPFs) 33r, 33g, and 33b.
H], [GH], and [BH] are input to a high-frequency luminance calculation circuit 32H that generates a high-frequency luminance signal [YH] by calculation.
【0022】ここで、[YH]は、高周波輝度演算回路
32Hにより、例えば、 [YH]=0.1[RH]+0.6[GH]+0.3[BH] となっている。
Here, [YH] is, for example, [YH] = 0.1 [RH] +0.6 [GH] +0.3 [BH] by the high-frequency luminance calculation circuit 32H.
【0023】尚、HPF33r,33g,33bは、同
一の特性を有するものでも、各々別個に設定したもので
もよいし、また、胃用内視鏡、大腸用内視鏡等の内視鏡
の種類により撮像される被写体の特性に応じて可変する
ものとしてもよい。
The HPFs 33r, 33g, and 33b may have the same characteristics or may be individually set, or may be a type of endoscope such as a stomach endoscope and a colon endoscope. May be changed in accordance with the characteristics of the subject to be imaged.
【0024】また、[YH]は、 [YH]=0.1[RH]+0.6[GH]+0.3[BH] としたが、これに限らず、例えば、 [YH]=0.5[GH]+0.5[BH] としてもよく、[YH]の演算に用いる計算式は、被写
体の特性に応じて可変するとしてもよい。
[YH] is [YH] = 0.1 [RH] +0.6 [GH] +0.3 [BH], but is not limited to this. For example, [YH] = 0.5 [GH] +0.5 [BH], and the calculation formula used for the calculation of [YH] may be varied according to the characteristics of the subject.
【0025】D/Aコンバータ31r,31g,31b
からのアナログの各成分信号[R],[G],[B]
は、また、低周波域通過フィルタ(以下、LPFと記
す)34r,34g,34bを介して、比較的低周波の
アナログ信号[RL]、[GL]、[BL]となり、[R
L]、[GL]、[BL]は、演算により低周波の輝度信
号[YL]を生成する低周波輝度演算回路32Lに入力さ
れるようになっている。
D / A converters 31r, 31g, 31b
Analog component signals [R], [G], [B]
Are also converted into relatively low-frequency analog signals [RL], [GL], [BL] via low-frequency band-pass filters (hereinafter, referred to as LPFs) 34r, 34g, 34b, and [R
[L], [GL], and [BL] are input to a low-frequency luminance calculation circuit 32L that generates a low-frequency luminance signal [YL] by calculation.
【0026】ここで、[YL]は、低周波輝度演算回路
32Lにより、例えば、 [YL]=0.6[RL]+0.3[GL]+0.1[BL] となっている。
Here, [YL] is, for example, [YL] = 0.6 [RL] +0.3 [GL] +0.1 [BL] by the low-frequency luminance calculation circuit 32L.
【0027】尚、LPF34r,34g,34bは、同
一の特性を有するものでも、各々別個に設定したもので
もよいし、また、胃用内視鏡、大腸用内視鏡等の内視鏡
の種類により撮像される被写体の特性に応じて可変する
ものとしてもよい。
The LPFs 34r, 34g and 34b may have the same characteristics or may be individually set, and may be of a type of endoscope such as a stomach endoscope and a large intestine endoscope. May be changed in accordance with the characteristics of the subject to be imaged.
【0028】また、[YL]は、 [YL]=0.6[RL]+0.3[GL]+0.1[BL] としたが、これに限らず、例えば、 [YL]=0.7[RL]+0.3[GL] としてもよく、[YL]の演算に用いる計算式は、被写
体の特性に応じて可変するとしてもよい。
[YL] is set to [YL] = 0.6 [RL] +0.3 [GL] +0.1 [BL], but is not limited thereto. For example, [YL] = 0.7 [RL] +0.3 [GL], and the calculation formula used for the calculation of [YL] may be varied according to the characteristics of the subject.
【0029】さらに、LPF34rとHPF33rは、
単純にD/Aコンバータ31rからのアナログの成分信
号[R]を2分するものでもよく、また、LPF34r
の通過帯域とHPF33rの通過帯域との間に間隔があ
ってもよい。LPF34gとHPF33g、LPF34
bとHPF33bについても同様である。
Further, the LPF 34r and the HPF 33r are
The analog component signal [R] from the D / A converter 31r may be simply divided into two, and the LPF 34r
May be provided between the pass band of the HPF 33r and the pass band of the HPF 33r. LPF34g, HPF33g, LPF34
The same applies to b and the HPF 33b.
【0030】通常輝度演算回路32Nの出力である通常
の輝度信号[Y]は、R用減算回路35r及びB用減算
回路35bに入力され、R用減算回路35rは、D/A
コンバータ31rの出力である[R]から通常輝度信号
[Y]を減算した色差信号[R−Y]を生成し、B用減
算回路35rは、D/Aコンバータ31bの出力である
[B]から通常輝度信号[Y]を減算した色差信号[B
−Y]を生成するようになっている。
The normal luminance signal [Y] output from the normal luminance calculation circuit 32N is input to an R subtraction circuit 35r and a B subtraction circuit 35b.
The color difference signal [RY] is generated by subtracting the normal luminance signal [Y] from the output [R] of the converter 31r, and the B subtraction circuit 35r outputs the color difference signal [RY] from the output [B] of the D / A converter 31b. The color difference signal [B] obtained by subtracting the normal luminance signal [Y]
−Y] is generated.
【0031】高周波輝度演算回路32Hの出力である高
周波の輝度信号[YH]及び低周波輝度演算回路32Lの
出力である低周波の輝度信号[YL]は、変調回路36
に入力され、変調回路36は[YH]と[YL]を合成し
合成輝度信号[Y’]を生成するようになっている。
The high-frequency luminance signal [YH] output from the high-frequency luminance operation circuit 32H and the low-frequency luminance signal [YL] output from the low-frequency luminance operation circuit 32L are modulated.
The modulation circuit 36 synthesizes [YH] and [YL] to generate a synthesized luminance signal [Y '].
【0032】色信号[R−Y]、[B−Y]及び合成輝
度信号[Y’]は、例えば、NTSCエンコーダ回路3
7に入力されてNTSCコンポジット信号に変換され、
前記カラーモニタ7に入力され、このカラーモニタ7に
よって、観察部位がカラー表示されるようになってい
る。
The chrominance signals [RY] and [BY] and the synthesized luminance signal [Y '] are output, for example, by the NTSC encoder circuit 3.
7 and converted into an NTSC composite signal.
The image is input to the color monitor 7, and the observation site is displayed in color by the color monitor 7.
【0033】また、前記ビデオプロセッサ6内には、シ
ステム全体のタイミングを作る図示しないタイミングジ
ェネレータが設けられ、モータドライバ23、駆動回路
25、マルチプレクサ29等の各回路間の同期が取られ
ている。
In the video processor 6, a timing generator (not shown) for generating the timing of the entire system is provided, and the circuits such as the motor driver 23, the drive circuit 25, and the multiplexer 29 are synchronized.
【0034】このように構成された内視鏡装置の作用に
ついて説明する。
The operation of the thus configured endoscope apparatus will be described.
【0035】電子内視鏡1の挿入部2を体腔内に挿入
し、ランプ19からの照明光を観察部位に照射すること
により、固体撮像素子16は、例えば、図2(a)に示
すような観察像を撮像する。固体撮像素子16から読み
だされる映像信号は、プリアンプ27により増幅され、
サンプルホールド回路27を介してA/Dコンバータ2
8によりデジタル信号に変換される。このデジタル信号
は、マルチプレクサ29によりR,G,Bの各信号の各
フレーム毎に、それぞれフレームメモリ30r,30
g,30bに格納される。フレームメモリ30r,30
g,30bに格納されたR,G,Bのデジタル信号は、
同時に読み出され、D/Aコンバータ31r,31g,
31bによって、アナログ信号に変換される。
By inserting the insertion section 2 of the electronic endoscope 1 into the body cavity and irradiating the illumination light from the lamp 19 to the observation site, the solid-state imaging device 16 is, for example, as shown in FIG. Captures a unique observation image. A video signal read from the solid-state imaging device 16 is amplified by a preamplifier 27,
A / D converter 2 via sample and hold circuit 27
8 to be converted into a digital signal. This digital signal is supplied to a frame memory 30r, 30r by a multiplexer 29 for each frame of each signal of R, G, B.
g, 30b. Frame memories 30r, 30
R, G, B digital signals stored in g, 30b are
The D / A converters 31r, 31g,
The signal is converted into an analog signal by 31b.
【0036】体腔内では、R成分が多く、D/Aコンバ
ータ31r,31g,31bによって、アナログ信号に
変換されたアナログ信号の各成分信号[R],[G],
[B]は、図2(b)に示すようになる。すなわち、成
分信号[R]は、信号レベルは高いが、高周波成分は少
なく、逆に、成分信号[G],[B]は、[R]に比べ
信号レベルは低いが、高周波成分は多い。したがって、
輝度信号を、図2(c)に示すように、通常の輝度信号
[Y]に対して、空間周波数の低周波領域では[G]及
び/または[B]の割合を減らし[R]の比率を高め、
また、空間周波数の高周波領域では、[G]及び/また
は[B]の割合を減らすと[R]の高周波成分が少ない
ため解像度が劣化してしまうため、[G]及び/または
[B]の割合を増やし[R]の比率を低くした合成輝度
信号[Y’]にする。
In the body cavity, there are many R components, and the component signals [R], [G], and [G] of the analog signals converted into analog signals by the D / A converters 31r, 31g and 31b.
[B] is as shown in FIG. That is, the component signal [R] has a high signal level but a small amount of high frequency components. Conversely, the component signals [G] and [B] have a low signal level but a large number of high frequency components as compared with [R]. Therefore,
As shown in FIG. 2C, the ratio of [G] and / or [B] is reduced in the low frequency region of the spatial frequency with respect to the normal luminance signal [Y], as shown in FIG. To increase
Further, in the high frequency region of the spatial frequency, when the ratio of [G] and / or [B] is reduced, the high frequency component of [R] is small and the resolution is deteriorated. A composite luminance signal [Y '] in which the ratio is increased and the ratio of [R] is decreased.
【0037】そのため、[R],[G],[B]をLP
F32Lを介して[RL]、[GL]、[BL]を抽出し、
また、HPF32Hを介して[RH]、[GH]、[BH]
を抽出する。次に、低周波輝度演算回路32Lでは、
[RL]、[GL]、[BL]を用いて[YL]を生成し、
高周波輝度演算回路32Hでは、[RH]、[GH]、
[BH]を用いて[YH]を生成する。変調回路36は、
低周波輝度演算回路32L及び高周波輝度演算回路32H
で生成された[YL]、[YH]より合成輝度信号
[Y’]を得る。
Therefore, [R], [G] and [B] are converted to LP
[RL], [GL], [BL] are extracted through F32L,
[RH], [GH], [BH] via HPF32H.
Is extracted. Next, in the low-frequency luminance calculation circuit 32L,
[YL] is generated using [RL], [GL], and [BL],
In the high-frequency luminance calculation circuit 32H, [RH], [GH],
[YH] is generated using [BH]. The modulation circuit 36
Low frequency luminance operation circuit 32L and high frequency luminance operation circuit 32H
A composite luminance signal [Y '] is obtained from [YL] and [YH] generated in step (1).
【0038】一方、[R],[G],[B]から通常輝
度演算回路32Nにより[Y]を演算し、この[Y]と
[R]からR用減算回路35rにより色差信号[R−
Y]を生成し、同様に[Y]と[B]からB用減算回路
35bにより色差信号[B−Y]を生成する。
On the other hand, [Y] is calculated from [R], [G], and [B] by the normal luminance calculation circuit 32N, and the color difference signal [R−] is calculated from the [Y] and [R] by the R subtraction circuit 35r.
Y], and similarly, a color difference signal [B−Y] is generated from [Y] and [B] by the B subtraction circuit 35b.
【0039】得られた合成輝度信号[Y’]及び色差信
号[R−Y]、[B−Y]をNTSCエンコーダ回路3
7に入力してNTSCコンポジット信号に変換し、この
NTSCコンポジット信号をカラーモニタ7に入力し、
観察部位をカラー表示する。
The obtained combined luminance signal [Y ′] and color difference signals [RY] and [BY] are converted into an NTSC encoder circuit 3.
7 to convert the signal into an NTSC composite signal. The NTSC composite signal is input to the color monitor 7,
The observation site is displayed in color.
【0040】以上述べたように、本実施例の内視鏡装置
は、単純に成分信号[R]をゲインアップさせた従来例
に比べS/Nが優れているとともに、例えば、 [YH]=0.5[GH]+0.5[BH] [YL]=0.7[RL]+0.3[GL] とした場合、固体撮像素子16に結像される被写体画像
のRGB各色毎の明るさ(高周波成分は全体としての明
るさに影響しないので、RGB各色毎の低周波成分の明
るさ、あるいは、低周波成分の和)は、各色信号のレベ
ルが、例えば、 [R]:[G]:[B]=5A:A:A (A;比例定
数) のとき、通常の輝度信号[Y]が [Y]=2.2A であるのに対して,合成輝度信号[Y’]は[Y’]〜
[YL]=3.8A (記号”〜”は、”ほぼ等しい”
を表す。)となり、したがって、1.7倍の明るさとな
り、明るさ向上が実現できる。また、色差信号[R−
Y]、[B−Y]は、通常の輝度信号[Y]より生成さ
れているので、上述したように明るさを向上するととも
に、通常の色再現を実現できる。
As described above, the endoscope apparatus of the present embodiment has a higher S / N than the conventional example in which the gain of the component signal [R] is simply increased, and for example, [YH] = If 0.5 [GH] +0.5 [BH] [YL] = 0.7 [RL] +0.3 [GL], the brightness of each of the RGB colors of the subject image formed on the solid-state imaging device 16 (Because the high-frequency component does not affect the brightness as a whole, the brightness of the low-frequency component for each of the RGB colors or the sum of the low-frequency components) indicates that the level of each color signal is, for example, [R]: [G] : [B] = 5A: A: A (A; proportionality constant), the normal luminance signal [Y] is [Y] = 2.2A, whereas the composite luminance signal [Y '] is [ Y '] ~
[YL] = 3.8A (The symbols "-" are "almost equal.")
Represents ), So that the brightness is 1.7 times higher and the brightness can be improved. In addition, the color difference signal [R-
Since [Y] and [BY] are generated from the normal luminance signal [Y], the brightness can be improved and the normal color reproduction can be realized as described above.
【0041】さらに、画像における空間周波数の高周波
成分がG成分画像、B成分画像は多いが、R成分画像は
少ないという特徴に対して、合成輝度信号[Y’]の高
周波成分においては、R成分が通常の輝度信号[Y]に
比べ少ないか、あるいは、全く含まれていないので、微
細な構造のコントラストを向上させることができる。
Further, in the feature that the high frequency component of the spatial frequency in the image is large for the G component image and the B component image but is small for the R component image, the high frequency component of the synthesized luminance signal [Y '] has the R component. Is smaller than the normal luminance signal [Y] or is not included at all, so that the contrast of a fine structure can be improved.
【0042】尚、本一実施例では、面順次方式による撮
像手段を用いて説明したが、これに限らず、例えば、カ
ラーモザイクフィルタを有する単板カラー方式の撮像手
段でもよい。また、カラーモニタ7への出力をコンポジ
ット信号としたが、これに限らず、例えば、RGB出力
としてもよい。
In this embodiment, the description has been made using the image pickup means of the frame sequential method. However, the present invention is not limited to this. For example, an image pickup means of a single-plate color method having a color mosaic filter may be used. Although the output to the color monitor 7 is a composite signal, the present invention is not limited to this. For example, an RGB output may be used.
【0043】[0043]
【発明の効果】以上説明したように本発明によれば、本
発明の内視鏡装置は、内視鏡画像の特徴に対応した信号
処理を行うことにより、簡単な回路構成で、明るさの向
上及び解像力の向上が実現できるという効果がある。
As described above, according to the present invention, the endoscope apparatus of the present invention performs signal processing corresponding to the characteristics of an endoscope image, thereby achieving a simple circuit configuration and brightness. There is an effect that improvement in resolution and resolution can be realized.
【図面の簡単な説明】[Brief description of the drawings]
【図1】一実施例に係る内視鏡装置の構成を示すブロッ
ク図である。
FIG. 1 is a block diagram illustrating a configuration of an endoscope apparatus according to one embodiment.
【図2】一実施例に係る観察像の映像信号の特性を説明
する説明図である。
FIG. 2 is an explanatory diagram illustrating characteristics of a video signal of an observation image according to one embodiment.
【図3】一実施例に係る内視鏡装置の全体を示す側面図
である。
FIG. 3 is a side view showing the entire endoscope apparatus according to one embodiment.
【符号の説明】 1…電子内視鏡 6…ビデオプロセッサ 7…カラーモニタ 30r〜30b…フレームメモリ 33r〜33b…HPF 34r〜34b…LPF 32N …通常輝度演算回路 32H …高周波輝度演算回路 32L …低周波輝度演算回路 36…変調回路 37…NTSCエンコーダ回路[Description of Signs] 1 ... Electronic endoscope 6 ... Video processor 7 ... Color monitor 30r-30b ... Frame memory 33r-33b ... HPF 34r-34b ... LPF 32N ... Normal luminance operation circuit 32H ... High frequency luminance operation circuit 32L ... Low Frequency / luminance calculation circuit 36: Modulation circuit 37: NTSC encoder circuit
フロントページの続き (58)調査した分野(Int.Cl.7,DB名) A61B 1/00 - 1/32 G02B 23/24 G06T 1/00 - 1/40 G06T 3/00 - 5/50 G06T 9/00 - 9/40 H04N 7/18 Continuation of front page (58) Fields investigated (Int.Cl. 7 , DB name) A61B 1/00-1/32 G02B 23/24 G06T 1/00-1/40 G06T 3/00-5/50 G06T 9 / 00-9/40 H04N 7/18

Claims (1)

    (57)【特許請求の範囲】(57) [Claims]
  1. 【請求項1】 被写体を撮像する撮像手段と、 前記撮像手段から出力された撮像信号より複数の色信号
    を生成する色信号生成手段と前記複数の色信号を規定の第1の割合で混合し、第1の
    輝度信号を生成する第1の輝度信号生成手段と前記複数の色信号と前記第1の輝度信号とにより、色差
    信号を生成する色差信号生成手段と前記複数の色信号を前記第1の割合とは異なる第2の割
    合で混合し、第2の輝度信号を生成する第2の輝度信号
    生成手段と前記第2の輝度信号と前記色差信号とにより、映像信号
    を生成する映像信号生成手段とを備えた ことを特徴とする電子内視鏡装置。
    An image pickup means for picking up an image of a subject, and a plurality of color signals based on an image pickup signal output from the image pickup means
    And a color signal generating means for generating the first color signal and a plurality of color signals at a specified first ratio.
    A first luminance signal generating means for generating a luminance signal; and a color difference between the plurality of color signals and the first luminance signal.
    A color difference signal generating means for generating a signal; and a second ratio different from the first ratio for the plurality of color signals.
    A second luminance signal that mixes together to generate a second luminance signal
    A video signal based on the generating means and the second luminance signal and the color difference signal
    Electronic endoscope apparatus characterized by comprising a video signal generating means for generating a.
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