JP4169957B2

JP4169957B2 - Electronic endoscope device

Info

Publication number: JP4169957B2
Application number: JP2001301805A
Authority: JP
Inventors: 大輔綾目; 充樋口; 信次竹内; 一則阿部
Original assignee: Fujinon Corp
Current assignee: Fujinon Corp
Priority date: 2001-09-28
Filing date: 2001-09-28
Publication date: 2008-10-22
Anticipated expiration: 2021-09-28
Also published as: JP2003102684A

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は電子内視鏡装置、特に光源ランプからライトガイドにより導いた照明光をスコープ先端から照射し、被観察体である生体内を撮像素子で撮影、観察する場合の画像のハレーションを防止するための構成に関する。
【０００２】
【従来の技術】
電子内視鏡装置では、光源ランプからの光がライトガイドを介してスコープ先端部へ導かれ、このスコープ先端部からの光が被観察体に照射されており、この被観察体は対物光学系を介してＣＣＤ（Charge Coupled Device）等の撮像素子で撮像される。このＣＣＤの撮像信号は、所定のカラー画像処理が施され、モニタ等に出力され、このモニタ上のカラー画像により目的部位の観察が行われる。また、近年では、上記対物光学系に可動レンズを組み込み、この可動レンズを変倍機構により前後移動させ、被観察体像を光学的に拡大することが行われ、拡大画像によって特定部位の細部を観察することも可能となっている。
【０００３】
そして、上記ＣＣＤでは、その撮像面に、補色関係にあるＹｅ（イエロー）、Ｃｙ（シアン）、Ｍｇ（マゼンタ）、Ｇ（グリーン）からなる補色フィルタ、或いはＲ（赤），Ｇ（緑），Ｂ（青）からなる原色フィルタが画素単位で配置されており、これらの色フィルタを介して得られたＣＣＤの蓄積電荷を撮像信号として取り出し、所定の画像処理を施すことにより、被観察体のカラー画像が形成される。
【０００４】
【発明が解決しようとする課題】
しかしながら、従来の電子内視鏡装置では、上記ＣＣＤの補色フィルタ、原色フィルタの各色の分光感度が異なり、また光源ランプ、ライトガイド（光ファイバ）等も固有の分光特性を有することから、ＣＣＤに蓄積される各色の信号が同時に飽和せず、ＣＣＤのダイナミックレンジを有効に使用することができないという問題があった。
【０００５】
特に、電子内視鏡の観察対象は消化器官等、生体内であることが多く、この生体内が赤を中心とした偏った色構成となっていることから、赤系統の色が先に飽和することが多くなる。そして、このような特定の色が先に飽和する結果としてハレーションが生じ、またこのハレーション部分には、飽和していない色の色づきが発生するという不都合がある。
【０００６】
本発明は上記問題点に鑑みてなされたものであり、その目的は、ハレーションの発生を良好に抑制すると共に、ハレーション部位における色づき等の不都合をなくすことができる電子内視鏡装置を提供することにある。
【０００７】
【課題を解決するための手段】
上記目的を達成するために、請求項１に係る発明は、赤外カットフィルタを介して光源ランプの光をライトガイドによってスコープ先端へ導き、このスコープ先端からの光照明により被観察体を撮像素子で撮像する電子内視鏡装置において、上記撮像素子で得られるカラー画像を構成する各色信号の内、赤系統の色信号が先に飽和しないように、４００〜７００ｎｍの波長範囲における最終的な電荷蓄積量の最大値と最小値の差が、少なくとも上記光源ランプの分光特性、上記ライトガイドの分光特性、上記撮像素子の分光感度、正常粘膜分光反射特性を考慮した場合の上記各色信号の電荷蓄積量の最大値と最小値の差よりも小さくなる分光特性に設定した波長較正フィルタを設けたことを特徴とする。
請求項２に係る発明は、上記波長較正フィルタを、４００〜７００ｎｍの波長範囲の各色信号の蓄積量の最大値と最小値の差を最大値に対する比で表したとき、その差が０．３９以下となる分光特性に設定したことを特徴とする。
請求項３に係る発明は、上記波長較正フィルタを、４００〜７００の波長範囲において波長が長くなる程、透過率が低下する特性に設定したことを特徴とする。
【０００８】
上記の構成によれば、波長較正フィルタを光供給ラインに挿入することにより、従来よりも各色信号の電荷蓄積量（積分値）の最大値と最小値の差が小さくなり、ハレーションが抑制される。ここで、上記波長較正フィルタは、４００〜７００ｎｍの波長範囲の各色信号の蓄積量において最大値に対する比の最大値Ｗmaxと最小値Ｗminの差が０．４５以下となるようにすることが好ましい。即ち、従来の装置では、例えば上記最大値ＷmaxはＹｅ（イエロー）で１、最小値ＷminはＧ（グリーン）で０．４７となり、その差が０．５３程度となるが、この差が小さい程、各色信号の飽和状態のズレがなくなり、ハレーションが抑制されることになる。本願出願人は、波長較正フィルタを用い、上記の最大値Ｗmaxと最小値Ｗminの差を０．３９以下まで小さくすることにより、ハレーション抑制効果が向上することを経験的に得たものである。
【０００９】
また、本願発明では、上記波長較正フィルタの特性を決定する要素として、光源ランプの分光特性、ライトガイドの分光特性、撮像素子の分光感度だけでなく、正常粘膜分光反射特性を加えることを特徴としており、これによって、赤系統の多い生体内を撮影する場合の赤系統の信号の飽和状態を抑制し、ハレーションの防止を確実にしている。なお、この波長較正フィルタの特性を決定する要素として、例えば赤外カットフィルタの分光特性等、その他の特性を含ませることができる。
【００１０】
【発明の実施の形態】
図１には、実施形態例に係る電子内視鏡装置の一部の構成が示されており、この電子内視鏡装置は同時式とされ、光源装置１０、スコープ及びプロセッサ装置１２、モニタ１４等を有している。この図１において、スコープ及びプロセッサ装置１２には、そのスコープ先端に照明窓１６、観察窓１８が配置され、この照明窓１６にはライトガイド２０が連結され、このライトガイド２０が光源装置１０へ接続するためのコネクタ２１まで配設される。一方、上記観察窓１８には、対物光学系２２を介して撮像素子であるＣＣＤ２４が光学的に接続される。
【００１１】
また、変倍機構を備えた電子内視鏡装置では、上記対物光学系２２の一部として、図示していないが回転する線状伝達部材等で前後移動される可動レンズが組み込まれる。そして、上記線状伝達部材は例えばモータで駆動されることになり、可動レンズの前後移動によって光学的拡大像が得られる。
【００１２】
上記ＣＣＤ２４の後段には、相関二重サンプリング等を行った後、デジタル信号としてガンマ補正等の各種の映像処理を施す映像処理回路２６が接続されており、この映像処理回路２６から出力された輝度信号及び色差信号等がモニタ１４へ供給される。
【００１３】
一方、上記光源装置１０内には、キセノンランプ、ハロゲンランプ等からなる光源ランプ２８、赤外線（ＩＲ）をカットする赤外カットフィルタ２９、光量制御用シャッタ３０、集光レンズ３１が配置され、この集光レンズ３１からの光がライトガイド２０の入射端へ出力される。そして、上記のランプ２８と赤外カットフィルタ２９との間に、波長較正フィルタ３２が挿入される。
【００１４】
図２乃至図４には、上記の各部材の分光特性及び分光感度が示され、図５には、波長較正フィルタ３２の参考例のフィルタ特性等が示されており、まず波長較正フィルタの特性の設定について説明する。電子内視鏡装置での撮影においては、図２に示される光源ランプ２８の分光（透過率）特性１０１（波長４００〜７００ｎｍ）、赤外（ＩＲ）カットフィルタの分光（透過率）特性１０２、後述する波長較正フィルタ３２の分光（透過率）特性１０３、ライトガイド２０の分光特性１０４、そして図３に示される正常粘膜分光反射（率）特性１０５、ＣＣＤ２４の分光感度１０６の全ての光学特性の影響を受けることになり、この結果として、ＣＣＤ２４の電荷蓄積量（１０７）が得られる。
【００１５】
図４には、このＣＣＤ２４の最終的な電荷蓄積量が示されている。即ち、当該例のＣＣＤ２４では、補色フィルタが設けられており、Ｙｅ（イエロー）、Ｃｙ（シアン）、Ｍｇ（マゼンタ）、Ｇ（グリーン）の色信号の電荷蓄積量は、図示の特性となる。ここで、これら各色信号の蓄積量、即ち波長４００ｎｍから７００ｎｍにおいて単位時間当たりの積分値が同じであれば、各信号が同時に飽和状態となり、ハレーションも問題とはならないが、このような状態は現実の被写体ではあり得ない。しかし、各色信号の積分値の差が小さくなるように調整できれば、それに応じてハレーションの抑制が可能となり、本願発明では、各色信号の積分値の差（最大値との比の差）が０．４５以下になるように、波長較正フィルタ３２の特性を設定することとしている。
【００１６】
即ち、波長４００ｎｍから７００ｎｍまでのＹｅ信号の積分値Ａ_Ye、Ｍｇ信号の積分値Ａ_Mg、Ｃｙ信号の積分値Ａ_Cy、Ｇ信号の積分値Ａ_Ｇは、次の数式１で表される。
【数１】

なお、上記のｆ_Ye，ｆ_Mg，ｆ_Cy，ｆ_Ｇの一例が、図４のＹｅ，Ｃｙ，Ｍｇ，Ｇの分光曲線で示される。
【００１７】
そして、この数式１の積分値Ａ_Ye，Ａ_Mg，Ａ_Cy，Ａ_Ｇの中の最大値と最小値の最大値との比における差、即ち、最大値がＡ_Yeであったとすると、Ａ_Ye／Ａ_Ye（＝Ｗ_Ye），Ａ_Mg／Ａ_Ye（＝Ｗ_Mg），Ａ_Cy／Ａ_Ye（＝Ｗ_Cy），Ａ_Ｇ／Ａ_Ye（＝Ｗ_Ｇ）の中の最大値と最小値の差が０．４５以下（Ｗmax−Ｗmin≦０．４５）となるように、波長較正フィルタ３２の特性が設定される。
【００１８】
図５には、この波長較正フィルタ３２の参考例のフィルタ特性［図（Ａ）］と、これを使用したときのＣＣＤ２４での電荷蓄積量［図（Ｂ）］が示されている。この参考例のフィルタは、図示されるように、波長６５０ｎｍで０となり、６３０ｎｍ近傍以上の波長を半分以上カットする分光（透過率）特性を有しており、赤成分の長波長側を主に除去するものとなっている。即ち、生体内の粘膜は赤成分を多く含むため、図３の正常粘膜分光反射特性に示されるように、波長６００〜７００ｎｍの赤成分（帯域）の光の反射が多くなっており、この赤成分の光をカラー画像の構成に支障のない範囲で（カラー表示に必要な赤色量を最小限確保した状態で）カットするようにしている。
【００１９】
このような波長較正フィルタ３２によれば、図５（Ｂ）のような最終的なＣＣＤ２４の電荷蓄積量が得られる。即ち、この場合の各色信号の最大値は、Ｙｅの積分値Ａ_Yeで、Ｗ_Ye＝１、Ｗ_Mg＝０．６８、Ｗ_Cy＝０．７８、Ｗ_Ｇ＝０．５５となり、最大値と最小値の差Ｗmax−Ｗminは、Ｗ_Ye−Ｗ_Ｇ＝０．４５となる。
【００２０】
図６には、この波長較正フィルタ３２の第１実施例のフィルタ特性［図（Ａ）］及びＣＣＤ２４での電荷蓄積量［図（Ｂ）］が示されている。この第１実施例のフィルタは、図示されるように、波長が長くなる程、透過率が低下する特性とされており、この場合も赤成分のカット量は他の色成分に比べて多くなっている。このような第１実施例のフィルタによれば、図６（Ｂ）のような最終的なＣＣＤ２４の電荷蓄積量が得られ、この場合の各色信号の最大値は、Ｙｅの積分値Ａ_Yeで、Ｗ_Ye＝１、Ｗ_Mg＝０．６９、Ｗ_Cy＝０．９０、Ｗ_Ｇ＝０．６１となり、最大値と最小値の差Ｗmax−Ｗminは、Ｗ_Ye−Ｗ_Ｇ＝０．３９となる。
【００２１】
このように、第１実施例の波長較正フィルタ３２を挿入した場合は、最大値と最小値の差Ｗmax−Ｗminが従来の０．５３程度から、０．３９に下がることになり、この結果、特定の色が先に飽和することが少なくなり、ハレーションが抑制される。特に、実施形態例では、上述のように赤成分のカット量を多くしており、赤系統の色の飽和状態が良好に改善される。
【００２２】
図１において、光源ランプ２８からの光は、上記の波長較正フィルタ３２や赤外カットフィルタ２９、集光レンズ３１等を介してライトガイド２０の入射端へ出力され、このライトガイド２０を介して被観察体へ照明光として照射される。そして、この被観察体像が、対物光学系２２を介してＣＣＤ２４で捉えられると、映像処理回路２６にて各種の信号処理が施されることにより、モニタ１４に被観察体画像が表示される。当該例では、このモニタ１４に表示された画像において、ハレーションの発生が抑制されることになり、被観察体を良好な画質の下で観察することができる。
【００２３】
なお、上記実施形態例では、波長較正フィルタ３２を光源ランプ２８と赤外カットフィルタ２９の間に挿入したが、このフィルタ３２は、光源ランプ２８とスコープ先端の照明窓１６との間であれば、何れの場所に配置してもよい。
【００２４】
また、電子内視鏡装置では、ＣＣＤ２４にＲ（赤），Ｇ（緑），Ｂ（青）の原色フィルタを設けることもでき、この場合の積分値Ａ_Ｒ，Ａ_Ｇ，Ａ_Ｂは次の数式２で表される。
【数２】

なお、上記のｆ_Ｒ，ｆ_Ｇ，ｆ_Ｂは、Ｒ，Ｇ，Ｂの分光曲線である。
【００２５】
そして、この数式２の積分値におけるＡ_Ｒ，Ａ_Ｇ，Ａ_Ｂの中の最大値と最小値の最大値との比における差、即ち、最大値がＡ_Ｒであったとすると、Ａ_Ｒ／Ａ_Ｒ（＝Ｗ_Ｒ），Ａ_Ｇ／Ａ_Ｒ（＝Ｗ_Ｇ），Ａ_Ｂ／Ａ_Ｒ（＝Ｗ_Ｂ）の中の最大値と最小値の差が０．４５以下（Ｗmax−Ｗmin≦０．４５）となるように、波長較正フィルタの特性を設定すればよいことになる。
【００２６】
また、上記の波長較正フィルタ３２は、赤外カットフィルタ２９の特性を合体させた分光特性とし、赤外カットフィルタ２９の配置を不要にすることができる。即ち、図７及び図８には、赤外カットフィルタ２９と波長較正フィルタ３２を合体させた第３実施例及び第４実施例の合体フィルタの特性が示されており、第３実施例は図５（Ａ）の参考例の波長較正フィルタ特性に対応させたもの、第４実施例は図６（Ａ）の第１実施例の波長較正フィルタ特性に対応させたものである。
【００２７】
図７において、Ｆ_IRは図２に示した赤外カットフィルタ２９の特性、Ｆ_１は波長較正フィルタ３２の参考例の特性であり、これらのフィルタ特性を合体させ、Ｆ_３の分光透過率の第３実施例の合体フィルタを製作することができる。また、図８において、Ｆ_IRは上記と同様に赤外カットフィルタ２９の特性、Ｆ_２は波長較正フィルタ３２の第１実施例の特性であり、これらのフィルタ特性を合体させ、Ｆ_４の分光透過率の第４実施例の合体フィルタを得ることができる。これらの合体フィルタ（Ｆ_３，Ｆ_４）によれば、ハレーションを防止できると共に、フィルタの構成を簡略化することが可能となる。
【００２８】
【発明の効果】
以上説明したように、請求項１の発明によれば、カラー画像を構成する各色信号の内、赤系統の色信号が先に飽和しないように、４００〜７００ｎｍの波長範囲における撮像素子の最終的な電荷蓄積量の最大値と最小値の差が、少なくとも光源ランプの分光特性、ライトガイドの分光特性、撮像素子の分光感度、正常粘膜分光反射特性を考慮したときの上記各色信号の電荷蓄積量の最大値と最小値の差よりも小さくなる分光特性に設定した波長較正フィルタを設けたので、特定の色が先に飽和することが少なくなり、上記撮像素子の各画素のダイナミックレンジを有効に使用することができる。この結果、ハレーションの発生が抑制され、色づき等の不都合も解消することが可能となる。
また、この波長較正フィルタでは、正常粘膜分光反射特性を考慮して分光特性を設定しており、赤系統の色が多い生体内の撮影でのハレーションを良好に抑制することができる。
【００２９】
更に、赤外カットフィルタと波長較正フィルタは一つのフィルタとして製作することができ、この場合は、フィルタの構成が簡略化されるという利点がある。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の実施形態例に係る電子内視鏡装置の主要構成を示す図である。
【図２】実施形態例で用いられる各部材の分光特性及び分光感度を示し、図３にＤで結合される図である。
【図３】実施形態例で用いられる各部材の分光特性及び分光感度を示し、図２にＤで結合される図である。
【図４】実施形態例の波長較正フィルタを使用しないときＣＣＤで蓄積される最終的な蓄積量を示す図である。
【図５】波長較正フィルタの参考例の分光特性（分光透過率）［図（Ａ）］及びＣＣＤで蓄積される最終的な蓄積量［図（Ｂ）］を示す図である。
【図６】波長較正フィルタの第１実施例の分光特性（分光透過率）［図（Ａ）］及びＣＣＤで蓄積される最終的な蓄積量［図（Ｂ）］を示す図である。
【図７】第３実施例の合体フィルタの分光特性（分光透過率）を示す図である。
【図８】第４実施例の合体フィルタの分光特性（分光透過率）を示す図である。
【符号の説明】
１０…光源装置、
１２…スコープ及びプロセッサ装置、
１６…照明窓、１８…観察窓、
２０…ライトガイド、２８…光源ランプ、
２９…赤外カットフィルタ、
３２…波長較正フィルタ。[0001]
BACKGROUND OF THE INVENTION
The present invention irradiates an electronic endoscope apparatus, in particular, illumination light guided from a light source lamp by a light guide from the distal end of a scope, and prevents halation of an image when the inside of a living body as an object to be observed is photographed and observed with an image sensor. For the configuration.
[0002]
[Prior art]
In an electronic endoscope apparatus, light from a light source lamp is guided to a scope tip through a light guide, and light from the scope tip is irradiated to an object to be observed. The image is picked up by an image sensor such as a CCD (Charge Coupled Device). The CCD image signal is subjected to predetermined color image processing and output to a monitor or the like, and the target portion is observed by the color image on the monitor. In recent years, a movable lens is incorporated in the objective optical system, and the movable lens is moved back and forth by a zooming mechanism to optically enlarge the observed object image. It is also possible to observe.
[0003]
In the CCD, a complementary color filter composed of Ye (yellow), Cy (cyan), Mg (magenta), G (green), or R (red), G (green), A primary color filter composed of B (blue) is arranged in units of pixels, and the accumulated charge of the CCD obtained through these color filters is taken out as an imaging signal and subjected to predetermined image processing, whereby the object to be observed is A color image is formed.
[0004]
[Problems to be solved by the invention]
However, in the conventional electronic endoscope apparatus, the spectral sensitivity of each color of the complementary color filter and the primary color filter of the CCD is different, and the light source lamp, the light guide (optical fiber), etc. have inherent spectral characteristics. There is a problem that the signals of the accumulated colors are not saturated at the same time, and the dynamic range of the CCD cannot be used effectively.
[0005]
In particular, the observation target of an electronic endoscope is often a living body such as a digestive organ, and since this living body has a biased color composition centering on red, the color of the red line is saturated first. To do more. Then, halation occurs as a result of saturation of such a specific color first, and there is a disadvantage that coloring of an unsaturated color occurs in this halation portion.
[0006]
The present invention has been made in view of the above problems, and an object of the present invention is to provide an electronic endoscope apparatus that can satisfactorily suppress the occurrence of halation and eliminate inconveniences such as coloring at the halation site. It is in.
[0007]
[Means for Solving the Problems]
In order to achieve the above object, according to the first aspect of the present invention, the light from the light source lamp is guided to the distal end of the scope by the light guide via the infrared cut filter, and the object to be observed is imaged by the light illumination from the distal end of the scope. In the electronic endoscope apparatus that captures an image, the final charge in the wavelength range of 400 to 700 nm so that the red color signal is not saturated first among the color signals constituting the color image obtained by the image sensor. The difference between the maximum value and the minimum value of the accumulated amount is the charge accumulation of each color signal in consideration of at least the spectral characteristics of the light source lamp, the spectral characteristics of the light guide, the spectral sensitivity of the imaging device, and the normal mucosal spectral reflection characteristics. A wavelength calibration filter set to a spectral characteristic that is smaller than the difference between the maximum value and the minimum value is provided.
In the invention according to claim 2, when the difference between the maximum value and the minimum value of the accumulated amount of each color signal in the wavelength range of 400 to 700 nm is expressed as a ratio with respect to the maximum value, the difference is 0.39. The spectral characteristics are set as follows.
The invention according to claim 3 is characterized in that the wavelength calibration filter is set to a characteristic in which the transmittance decreases as the wavelength becomes longer in the wavelength range of 400 to 700.
[0008]
According to the above configuration, by inserting the wavelength calibration filter into the light supply line, the difference between the maximum value and the minimum value of the charge accumulation amount (integrated value) of each color signal becomes smaller than before, and halation is suppressed. . Here, the wavelength calibration filter is preferably configured such that the difference between the maximum value Wmax and the minimum value Wmin of the maximum value in the accumulated amount of each color signal in the wavelength range of 400 to 700 nm is 0.45 or less. . That is, in the conventional apparatus, for example, the maximum value Wmax is 1 for Ye (yellow) and the minimum value Wmin is 0.47 for G (green), and the difference is about 0.53. Thus, the saturation of each color signal is eliminated and halation is suppressed. The applicant of the present application has empirically obtained that the halation suppression effect is improved by using a wavelength calibration filter and reducing the difference between the maximum value Wmax and the minimum value Wmin to 0.39 or less.
[0009]
In addition, the present invention is characterized by adding not only the spectral characteristics of the light source lamp, the spectral characteristics of the light guide, and the spectral sensitivity of the image sensor, but also the normal mucosal spectral reflection characteristics as elements that determine the characteristics of the wavelength calibration filter. As a result, the saturation state of the red system signal in the case of photographing a living body with many red systems is suppressed, and the prevention of halation is ensured. It should be noted that other characteristics such as the spectral characteristics of the infrared cut filter can be included as factors determining the characteristics of the wavelength calibration filter.
[0010]
DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION
FIG. 1 shows a partial configuration of an electronic endoscope apparatus according to the embodiment. The electronic endoscope apparatus is a simultaneous type, and includes a light source device 10, a scope and processor device 12, and a monitor 14. Etc. In FIG. 1, the scope and processor device 12 has an illumination window 16 and an observation window 18 disposed at the distal end of the scope. A light guide 20 is connected to the illumination window 16, and the light guide 20 is connected to the light source device 10. A connector 21 for connection is provided. On the other hand, a CCD 24 as an image pickup device is optically connected to the observation window 18 via an objective optical system 22.
[0011]
Further, in an electronic endoscope apparatus provided with a zoom mechanism, a movable lens that is moved back and forth by a rotating linear transmission member or the like (not shown) is incorporated as a part of the objective optical system 22. The linear transmission member is driven by a motor, for example, and an optically magnified image is obtained by moving the movable lens back and forth.
[0012]
Connected to the subsequent stage of the CCD 24 is a video processing circuit 26 for performing various video processing such as gamma correction as a digital signal after performing correlated double sampling and the like. The luminance output from the video processing circuit 26 is connected. Signals, color difference signals, and the like are supplied to the monitor 14.
[0013]
On the other hand, a light source lamp 28 made of a xenon lamp, a halogen lamp or the like, an infrared cut filter 29 for cutting infrared rays (IR), a light amount control shutter 30, and a condenser lens 31 are disposed in the light source device 10. Light from the condenser lens 31 is output to the incident end of the light guide 20. A wavelength calibration filter 32 is inserted between the lamp 28 and the infrared cut filter 29.
[0014]
2 to 4 show the spectral characteristics and spectral sensitivities of the above-described members, and FIG. 5 shows the filter characteristics and the like of the reference example of the wavelength calibration filter 32. First, the characteristics of the wavelength calibration filter are shown. The setting of will be described. In photographing with the electronic endoscope apparatus, the spectral (transmittance) characteristic 101 (wavelength 400 to 700 nm) of the light source lamp 28 shown in FIG. 2, the spectral (transmittance) characteristic 102 of the infrared (IR) cut filter, A spectral (transmittance) characteristic 103 of a wavelength calibration filter 32, which will be described later, a spectral characteristic 104 of the light guide 20, and a normal mucosal spectral reflection (ratio) characteristic 105 shown in FIG. As a result, the charge accumulation amount (107) of the CCD 24 is obtained.
[0015]
FIG. 4 shows the final charge accumulation amount of the CCD 24. That is, the CCD 24 of this example is provided with a complementary color filter, and the charge accumulation amounts of color signals of Ye (yellow), Cy (cyan), Mg (magenta), and G (green) have the characteristics shown in the figure. Here, if the accumulated amount of each color signal, that is, the integrated value per unit time at the wavelength of 400 nm to 700 nm is the same, each signal is saturated at the same time, and halation is not a problem. It cannot be a subject. However, if adjustment can be made so that the difference between the integrated values of the respective color signals becomes small, halation can be suppressed accordingly. In the present invention, the difference between the integrated values of the respective color signals (the difference in the ratio from the maximum value) is 0. The characteristics of the wavelength calibration filter 32 are set so as to be 45 or less.
[0016]
That is, the integral value A _Ye of the Ye signal for wavelengths from 400 nm to 700 nm, the integral value A _{Mg of the Mg} signal, the integral value A _{Cy of the Cy} signal, and the integral value A _G of the G signal are expressed by the following Equation 1.
[Expression 1]

An example of the above f _Ye , f _Mg , f _Cy , and f _G is shown by the spectral curves of Ye, Cy, Mg, and G in FIG.
[0017]
Then, if the difference in the ratio between the maximum value and the maximum value of the minimum values among the integrated values A _Ye , A _Mg , A _Cy , and _AG of Equation 1, that is, the maximum value is A _Ye , then A _Ye / A _Ye (= W _Ye ), A _Mg / A _Ye (= W _Mg ), A _Cy / A _Ye (= W _Cy ), A _G / A _Ye (= W _G ) The characteristics of the wavelength calibration filter 32 are set so that the difference is 0.45 or less (Wmax−Wmin ≦ 0.45).
[0018]
FIG. 5 shows a filter characteristic [FIG. (A)] of a reference example of the wavelength calibration filter 32 and a charge accumulation amount [FIG. (B)] in the CCD 24 when the filter characteristic is used. As shown in the figure, the filter of this reference example has a spectral (transmittance) characteristic that is 0 at a wavelength of 650 nm and cuts more than half of the wavelength near 630 nm by half. Mainly on the long wavelength side of the red component It is supposed to be removed. That is, since the mucous membrane in a living body contains a lot of red components, the red component (band) of light having a wavelength of 600 to 700 nm reflects more and more as shown in the normal mucosal spectral reflection characteristics of FIG. The component light is cut within a range that does not hinder the construction of the color image (with a minimum amount of red required for color display).
[0019]
According to such a wavelength calibration filter 32, the final charge accumulation amount of the CCD 24 as shown in FIG. 5B can be obtained. That is, the maximum value of each color signal in this case is the integrated value A _Ye of _Ye , W _Ye = 1, W _Mg = 0.68, W _Cy = 0.78, W _G = 0.55, difference Wmax-Wmin minimum becomes W _Ye -W _G = 0.45.
[0020]
FIG. 6 shows the filter characteristics [FIG. (A)] of the first embodiment of the wavelength calibration filter 32 and the charge accumulation amount [FIG. (B)] in the CCD 24. As shown in the drawing, the filter of the first embodiment has a characteristic that the transmittance decreases as the wavelength becomes longer. In this case, the cut amount of the red component is larger than that of the other color components. ing. According to the filter of the first embodiment, the final charge accumulation amount of the CCD 24 as shown in FIG. 6B is obtained. In this case, the maximum value of each color signal is the integral value A _Ye of _Ye . , W _Ye = 1, W _Mg = 0.69, W _Cy = 0.90, W _G = 0.61, and the difference between the maximum value and the minimum value Wmax−Wmin is W _Ye −W _G = 0.39. Become.
[0021]
As described above, when the wavelength calibration filter 32 of the first embodiment is inserted, the difference Wmax−Wmin between the maximum value and the minimum value is about 0.53 from the conventional value of about 0.53. As a result, the specific color is less likely to be saturated first, and halation is suppressed. In particular, in the embodiment, the cut amount of the red component is increased as described above, and the saturation state of the red color is satisfactorily improved.
[0022]
In FIG. 1, the light from the light source lamp 28 is output to the incident end of the light guide 20 via the wavelength calibration filter 32, the infrared cut filter 29, the condenser lens 31, and the like. The object is irradiated as illumination light. When the object image is captured by the CCD 24 via the objective optical system 22, the image processing circuit 26 performs various signal processing to display the object image on the monitor 14. . In this example, the occurrence of halation in the image displayed on the monitor 14 is suppressed, and the object to be observed can be observed with good image quality.
[0023]
In the above embodiment, the wavelength calibration filter 32 is inserted between the light source lamp 28 and the infrared cut filter 29. However, the filter 32 is between the light source lamp 28 and the illumination window 16 at the distal end of the scope. , Any location may be used.
[0024]
In the electronic endoscope apparatus, R (red), G (green), and B (blue) primary color filters can be provided in the CCD 24. In this case, the integrated values A _R , A _G , and A _B are as follows. It is expressed by Formula 2.
[Expression 2]

Note that the above f _R , f _G , and f _B are R, G, and B spectral curves.
[0025]
Then, A _R, A G in the integral value of the equation _2, the difference in the ratio between the maximum value and the maximum value of the minimum value among A _B, i.e., when the maximum value is assumed to be A _R, A _R _/ A The difference between the maximum value and the minimum value among _R (= W _R ), A _G / A _R (= W _G ), and A _B / A _R (= W _B ) is 0.45 or less (Wmax−Wmin ≦ 0. 45) It is sufficient to set the characteristics of the wavelength calibration filter so as to be 45).
[0026]
In addition, the wavelength calibration filter 32 described above has spectral characteristics that combine the characteristics of the infrared cut filter 29, and the arrangement of the infrared cut filter 29 can be eliminated. That is, FIG. 7 and FIG. 8 show the characteristics of the combined filter of the third embodiment and the fourth embodiment in which the infrared cut filter 29 and the wavelength calibration filter 32 are combined. 5A corresponds to the wavelength calibration filter characteristics of the reference example, and the fourth embodiment corresponds to the wavelength calibration filter characteristics of the first embodiment of FIG.
[0027]
In FIG. 7, F _IR is the characteristic of the infrared cut filter 29 shown in FIG. 2, and F ₁ is the characteristic of the reference example of the wavelength calibration filter 32. These filter characteristics are combined to obtain the spectral transmittance of F _3. The combined filter of the third embodiment can be manufactured. In FIG. 8, F _IR is the characteristic of the infrared cut filter 29 as described above, and F ₂ is the characteristic of the first embodiment of the wavelength calibration filter 32. These filter characteristics are combined to obtain the spectrum of F ₄ . The combined filter of the fourth embodiment of the transmittance can be obtained. According to these combined filters (F ₃ , F ₄ ), halation can be prevented and the configuration of the filter can be simplified.
[0028]
【The invention's effect】
As described above, according to the first aspect of the present invention, the final color of the image sensor in the wavelength range of 400 to 700 nm is set so that the red color signal is not saturated first among the color signals constituting the color image. The difference between the maximum and minimum values of the charge accumulation amount is the charge accumulation amount of each color signal when considering at least the spectral characteristics of the light source lamp, the spectral characteristics of the light guide, the spectral sensitivity of the image sensor, and the normal mucosal spectral reflection characteristics A wavelength calibration filter set to a spectral characteristic that is smaller than the difference between the maximum and minimum values is provided, so that specific colors are less likely to be saturated first, and the dynamic range of each pixel of the image sensor is effectively Can be used. As a result, the occurrence of halation is suppressed and inconveniences such as coloring can be solved.
Further, in this wavelength calibration filter, the spectral characteristics are set in consideration of the normal mucosal spectral reflection characteristics, and it is possible to satisfactorily suppress halation in in-vivo imaging with many red colors.
[0029]
Further, the infrared cut filter and the wavelength calibration filter may be fabricated as a single filter, in this case, there is an advantage that the configuration of the filter is simplified.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a diagram showing a main configuration of an electronic endoscope apparatus according to an embodiment of the present invention.
FIG. 2 is a diagram showing the spectral characteristics and spectral sensitivity of each member used in the embodiment, and is a diagram coupled to FIG.
FIG. 3 is a diagram illustrating spectral characteristics and spectral sensitivities of members used in the embodiment, and is coupled to FIG. 2 by D.
FIG. 4 is a diagram illustrating a final accumulation amount accumulated in the CCD when the wavelength calibration filter of the embodiment is not used.
FIG. 5 is a diagram showing spectral characteristics (spectral transmittance) [FIG. (A)] of a reference example of a wavelength calibration filter and a final accumulated amount [FIG. (B)] accumulated in a CCD.
FIG. 6 is a diagram illustrating spectral characteristics (spectral transmittance) [FIG. (A)] of the first embodiment of the wavelength calibration filter and a final accumulated amount [FIG. (B)] accumulated in the CCD.
FIG. 7 is a diagram showing spectral characteristics (spectral transmittance) of a combined filter of a third embodiment.
FIG. 8 is a diagram showing spectral characteristics (spectral transmittance) of a coalescing filter according to a fourth embodiment.
[Explanation of symbols]
10: Light source device,
12 ... Scope and processor device,
16 ... lighting window, 18 ... observation window,
20 ... Light guide, 28 ... Light source lamp,
29 ... Infrared cut filter,
32: Wavelength calibration filter.

Claims

In an electronic endoscope apparatus that guides light of a light source lamp to a distal end of a scope by a light guide through an infrared cut filter, and images an object to be observed with an imaging element by light illumination from the distal end of the scope,
The difference between the maximum value and the minimum value of the final charge accumulation amount in the wavelength range of 400 to 700 nm so that the red color signal is not saturated first among the color signals constituting the color image obtained by the imaging device. From the difference between the maximum value and the minimum value of the charge accumulation amount of each color signal when considering at least the spectral characteristics of the light source lamp, the spectral characteristics of the light guide, the spectral sensitivity of the image sensor, and the normal mucosal spectral reflection characteristics An electronic endoscope apparatus comprising a wavelength calibration filter set to have a spectral characteristic that becomes smaller.

The wavelength calibration filter is set to a spectral characteristic such that when the difference between the maximum value and the minimum value of the accumulated amount of each color signal in the wavelength range of 400 to 700 nm is expressed as a ratio to the maximum value, the difference is 0.39 or less. The electronic endoscope apparatus according to claim 1.

The electronic endoscope apparatus according to claim 1 or 2, wherein the wavelength calibration filter is set to have a characteristic that the transmittance decreases as the wavelength becomes longer in a wavelength range of 400 to 700.