JP4679013B2

JP4679013B2 - Endoscope image processing device

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Publication number: JP4679013B2
Application number: JP2001302788A
Authority: JP
Inventors: 仁士上野; 俊也秋本; 克一今泉; 守金子
Original assignee: Olympus Corp
Current assignee: Olympus Corp
Priority date: 2001-09-28
Filing date: 2001-09-28
Publication date: 2011-04-27
Anticipated expiration: 2021-09-28
Also published as: JP2003102680A

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、１つの撮像素子で通常画像モードと、蛍光画像モードとの２つのモードの画像を撮像する内視鏡を用い、通常画像モードと、蛍光画像モードとを切り換えて観察画像を得る内視鏡用画像処理装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
近年、内視鏡装置は、医療用分野及び工業用分野で広く用いられる。上記内視鏡装置は、挿入部先端側に撮像手段を備えた電子内視鏡を用いたものがある。上記内視鏡装置は、上記電子内視鏡で得た撮像信号を信号処理してモニタ等の表示手段に内視鏡画像を表示させる内視鏡用画像処理装置を備えている。
また、内視鏡装置は、医療用分野において、通常の白色光による通常画像を得る内視鏡装置の他に、蛍光画像を得る内視鏡装置も実現されている。
【０００３】
上記蛍光画像を得る内視鏡装置は、例えば、特開平８−１４０９２８号公報や特開平８−１４０９２９号公報に記載されているように通常画像と蛍光画像とを切り換え、又は同時に表示手段に表示させるものが提案されている。
上記特開平８−１４０９２８号公報や特開平８−１４０９２９号公報に記載の内視鏡装置は、挿入部先端側に通常画像用撮像素子及び蛍光画像用撮像素子の２つの撮像素子が配置される内視鏡を用いている。
【０００４】
上記蛍光画像用撮像素子の前面には、青色を遮光するカットフィルタが配置されている。そして、上記内視鏡装置は、光源からＲ（赤色），Ｇ（緑色），Ｂ（青色）の照明光が順次供給される。そして、上記内視鏡装置は、Ｂ（青色）の照明光が供給されたとき、蛍光画像用の観察像を撮像するようになっている。
しかしながら、上記特開８−１４０９２８号公報や特開平８−１４０９２９号公報に記載の内視鏡装置は、通常画像と蛍光画像との両方を観察可能にするため、内視鏡の挿入部先端側に２つの撮像素子を配置すると、挿入部先端側が太くなる問題や、コストが高くなる問題等が有る。
【０００５】
これを解消にするために、内視鏡装置は、挿入部先端側に１つの撮像素子を設けた内視鏡を用いるものが考えられる。
この場合、上記内視鏡は、上記撮像素子の前面に青色を遮光するカットフィルタを配置して、通常画像モードと蛍光画像モードとの両方の観察画像を得られるように構成される。
【０００６】
【発明が解決しようとする課題】
しかしながら、上記１つの撮像素子を設けた内視鏡を用いる内視鏡装置は、上記撮像素子の前面に青色を遮光するカットフィルタを配置しているので、通常画像モード時に、上記撮像素子で撮像される通常画像用の観察像に青色が欠けてしまう。この場合、上記内視鏡装置に用いられる従来の内視鏡用画像処理装置は、青色が欠けた通常画像用の観察像を撮像した撮像信号を画像処理することになるので、正しい色再現を行うことが困難となる。
【０００７】
本発明は、これらの事情に鑑みてなされたものであり、１つの撮像素子で通常画像モードと、蛍光画像モードとの２つのモードの画像を撮像する内視鏡を用い、通常画像モード時に際しても良好な観察画像を得られる内視鏡用画像処理装置を提供することを目的とする。
【０００８】
【課題を解決するための手段】
上記目的を達成するため、本発明の内視鏡用画像処理装置は、青色の少なくとも一部の波長帯域を遮光する帯域フィルタが撮像素子の前面に配置された内視鏡の前記撮像素子から出力される信号を画像処理して白色光による通常画像モードと、蛍光情報を含む蛍光画像モードとを切り換えてカラー画像信号を発生する内視鏡用画像処理装置において、前記通常画像モード時において、赤色の色信号と、青色または緑色の色信号とを用いて所定の色素量を算出する色素量算出手段と、前記通常画像モード時に、前記色素量算出手段により算出された所定の色素量に基づいて、前記カラー画像信号のうち、所定の色信号のゲインを調整する調整手段と、を具備したことを特徴とする。
【０００９】
【発明の実施の形態】
以下、図面を参照して本発明の実施の形態を説明する。
（第１の実施の形態）
図１ないし図１０は本発明の第１の実施の形態に係り、図１は第１の実施の形態を備えた内視鏡装置の全体構成図、図２は通常観察用フィルタと蛍光観察用フィルタが設けられた切替フィルタの構成を示す説明図、図３はフィルタの波長に対する透過特性を示す特性図であり、図３（Ａ）は通常観察用フィルタの透過特性図、図３（Ｂ）は蛍光観察用フィルタの透過特性図、図３（Ｃ）は励起光カットフィルタの透過特性図、図４は通常画像モードで白い被写体を観察した場合のＣＣＤで受光した光強度の波長に対する特性を示す特性図、図５は生体組織に含まれるヘモグロビンの吸光度の波長に対する特性を示す特性図、図６は図１の画像処理回路の構成を示す回路ブロック図、図７はヘモグロビン濃度に対するゲイン調整量の関係を示すグラフ、図８は図６の画像処理回路の変形例を示す回路ブロック図、図９は５００−７００ｎｍの波長帯域を透過する励起光カットフィルタの透過特性を示す特性図、図１０は図９の励起光カットフィルタにおける通常画像モード時のＣＣＤで受光した光強度の波長に対する特性を示す特性図である。
【００１０】
図１に示す本発明の第１の実施の形態の通常画像モード及び蛍光画像モードとを備えた内視鏡装置１Ａは、体腔内に挿入して観察するための電子内視鏡２Ａと、通常観察用の光及び励起用の光を発する光源装置３Ａと、通常観察画像と蛍光画像を構築する画像処理を行う内視鏡用画像処理装置としての（以下、画像処理装置）４Ａと、通常光による画像と蛍光による画像を表示するモニタ５とにより構成される。
【００１１】
電子内視鏡２Ａは、体腔内に挿入される細長の挿入部７を有している。この挿入部７の先端部８は、照明手段及び撮像手段を内蔵している。
挿入部７は、通常観察のための照明光及び励起光を伝送するライトガイドファイバ９が挿通され、このライトガイドファイバ９の手元側の入射端に設けた光源用コネクタ１０は光源装置３Ａに着脱自在に接続される。
【００１２】
光源装置３Ａは、ランプ駆動回路１１により発光するように駆動され、赤外波長帯域から可視光帯域を含む光を放射するランプ１２と、このランプ１２による照明光路上に設けられ、ランプ１２からの光量を制限する光源絞り１３と、照明光路上に設けられた切替フィルタ部１４と、この切替フィルタ部１４を通った光を集光するコンデンサレンズ１５とを備えている。
【００１３】
この切替フィルタ部１４は回転用モータ１６により回転されると共に、移動用モータ２０により光路上に配置されるフィルタが切り替えられる切替フィルタ１７と、回転用モータ１６に取り付けたラック１８に螺合するピニオン１９を回転駆動することにより、回転用モータ１６と共に切替フィルタ１７を光軸に垂直な方向に移動する移動用モータ２０とを備えている。
【００１４】
切替フィルタ１７は、図２に示すように内周側と外周側とに同心状に通常観察用のＲＧＢフィルタ２１と蛍光観察用フィルタ２２とが設けている。切替フィルタ１７は、前記移動用モータ２０を駆動することにより光路上に通常照明用フィルタ２１を設定して通常画像モードでの動作状態に設定したり、通常照明用フィルタ２１から蛍光照明用フィルタ２２に切り換えて蛍光画像モード（蛍光モードともいう）に設定した動作状態に切り替えができるようにしている。
【００１５】
上記ＲＧＢフィルタ２１は、周方向にＲ（赤）、Ｇ（緑）、Ｂ（青）の各波長帯域の光をそれぞれ透過するＲフィルタ２１ａ、Ｇフィルタ２１ｂ、Ｂフィルタ２１ｃが３等分するように設けてあり、回転モータ１６で回転駆動されることによりそれぞれが光路中に順次、略連続的に介挿される。
【００１６】
また、Ｒフィルタ２１ａ、Ｇフィルタ２１ｂ、Ｂフィルタ２１ｃの透過特性は図３（Ａ）に示すように、６００−７００ｎｍ、５００−６００ｎｍ、４００−５００ｎｍの各波長帯の光をそれぞれ透過するフィルタ特性を有する。図３等では符号２１ａ、２１ｂ、２１ｃの代わりに、そのフィルタ透過特性に対応する符号Ｒ、Ｇ、Ｂを用いて示している（後述する蛍光観察用フィルタ２２においても、同様である）。
【００１７】
また、蛍光観察用フィルタ２２は、周方向に狭帯域の赤（Ｒ１）、狭帯域の緑（Ｇ１）、狭帯域の励起光をそれぞれ透過するＲ１フィルタ２２ａ、Ｇ１フィルタ２２ｂ、Ｅ１フィルタ２２ｃが３等分するように設けてあり、回転用モータ１６で回転駆動されることによりそれぞれが光路中に順次介挿される。
また、Ｒ１フィルタ２２ａ、Ｇ１フィルタ２２ｂ、Ｅ１フィルタ２２ｃの透過特性は図３（Ｂ）に示すように６００−６２０ｎｍ、５４０−５６０ｎｍ、３９０−４４５ｎｍを各波長帯域の光をそれぞれ透過するフィルタ特性を有する。
【００１８】
光源装置３Ａからの照明光はライトガイドファイバ９により、電子内視鏡２Ａの挿入部７の先端側に伝送（導光）される。このライトガイドファイバ９は蛍光観察のための光と通常観察のための光を少ない伝送ロスで伝送する。このライトガイドファイバ９としては、例えば多成分系ガラスファイバ、石英ファイバ等で構成される。
【００１９】
ライトガイドファイバ９の先端面に伝送された光は、その先端面に対向する照明窓に取り付けた照明レンズ２４を経て、拡開して体腔内の観察対象部位を照明するようになっている。
【００２０】
先端部８は、この照明窓に隣接して観察窓が設けている。この観察窓の後端側は、光学像を結ぶための対物レンズ系２５と、励起光をカットする励起光カットフィルタ２７と、蛍光及び反射光の各画像を撮像する撮像素子として例えばモノクロ撮像（或いは白黒撮像）を行う電荷結合素子（ＣＣＤと略記）２８とが配置されている。
蛍光及び反射画像を撮像する撮像素子としては、ＣＣＤ２８の代わりにＣＭＤ (Charged Modulation Device) 撮像素子、ＣＭＯＳ（ Complementary Metal-Oxide Semiconductor ）撮像素子、ＡＭＩ(Amplified MOS Imager)、ＢＣＣＤ(Back Illuminated ＣＣＤ）でも良い。
【００２１】
励起光カットフィルタ２７は蛍光観察時に、蛍光を発生させるために励起される励起光を遮光するフィルタである。この励起光カットフィルタ２７の特性を図３（Ｃ）に示す。この図３（Ｃ）に示すように４７０−７００ｎｍの波長帯域を透過する、つまり、青色帯域の一部の波長（４００−４７０ｎｍ）を除いた可視光を透過する特性を有する。
【００２２】
尚、この電子内視鏡２Ａは、蛍光画像モードと通常画像モードとを選択する指示操作や、フリーズ、レリーズの指示操作を行うためのスコープスイッチ２９が設けてあり、その操作信号は制御回路３７に入力され、制御回路３７はその操作信号に対応した制御動作を行う。
【００２３】
例えばスコープスイッチ２９におけるモード切換スイッチの通常モードスイッチを操作すると、光源装置３Ａはライトガイドファイバ９に通常画像モードの照明光、つまりＲ、Ｇ、Ｂの光を順次供給する状態となり、また画像処理装置４Ａも通常画像モードに対応した信号処理を行う状態になる。
【００２４】
また、モード切換スイッチの蛍光モードスイッチを操作すると、光源装置３Ａはライトガイドファイバ９に蛍光モードの照明光、つまりＲ１、Ｇ１、Ｅ１の光を順次供給する状態となり、また画像処理装置４Ａも蛍光モードに対応した信号処理を行う状態になる。
【００２５】
ＣＣＤ２８は画像処理装置４Ａ内に設けたＣＣＤ駆動回路３１からのＣＣＤ駆動信号により駆動されるようになっている。このＣＣＤ２８は、結像された光学像を光電変換して画像信号を出力するようになっている。
【００２６】
この画像信号は、画像処理装置４Ａ内に設けたプリアンプ３２で増幅され、更にオートゲインコントロール（ＡＧＣ）回路３３で所定レベルまで増幅された後、Ａ／Ｄ変換回路３４によりアナログ信号からデジタル信号（画像データ）に変換され、各画像データは切換を行うマルチプレクサ３５を経て、第１フレームメモリ３６ａ、第２フレームメモリ３６ｂ及び第３フレームメモリ３６ｃに一時格納（記憶）されるようになっている。
尚、ＣＣＤ駆動回路３１は、制御回路３７により制御される。具体的には、制御回路３７は、蛍光モードにおいて、Ｅ１フィルタ２２ｃにより励起光を照射して蛍光画像を得る期間におけるＣＣＤ２８で受光される光量がＲ１フィルタ２２ａ、Ｇ１フィルタ２２ｂで照明を行った場合の反射光の場合よりもはるかに低下するので、ＣＣＤ駆動回路３１を制御してＣＣＤ２８の電子シャッタ機能を動作させる。
【００２７】
また、制御回路３７は選択されたモードに応じて移動用モータ２０を制御するようになっている。また、回転用モータ１６は制御回路３７により制御されると共に、この回転用モータ１６の回転軸等に取り付けた図示しないエンコーダの出力は制御回路３７に入力され、制御回路３７はこのエンコーダの出力に同期してＣＣＤ駆動回路３１やマルチプレクサ３５の切換等を制御する。
【００２８】
また、制御回路３７は、マルチプレクサ３５の切換を制御し、通常画像モードではＲフィルタ２１ａ、Ｇフィルタ２１ｂ、Ｂフィルタ２１ｃの照明のもとで撮像した各画像データをそれぞれ第１フレームメモリ３６ａ、第２フレームメモリ３６ｂ、第３フレームメモリ３６ｃに順次記憶させるように制御する。
【００２９】
また、蛍光モードにおいても、制御回路３７は、マルチプレクサ３５の切換を制御し、Ｒ１フィルタ２２ａ、Ｇ１フィルタ２２ｂ、Ｅ１フィルタ２２ｃの照明のもとで撮像した各信号をそれぞれ第１フレームメモリ３６ａ、第２フレームメモリ３６ｂ、第３フレームメモリ３６ｃに順次記憶させるように制御する。
上記フレームメモリ３６ａ〜３６ｃに格納された画像データは画像処理回路３８に入力され、マトリクス演算などが施された後、Ｄ／Ａ変換回路３９によりアナログのＲＧＢ信号に変換されてモニタ５に出力される。
【００３０】
また、この画像処理装置４Ａは、プリアンプ３２を通した信号に基づいて光源装置３Ａ内の光源絞り１３の開口量を自動的に制御する調光回路４０が設けてある。また、この調光回路４０は、制御回路３７により制御される。
また、この制御回路３７は、ランプ駆動回路１１のランプ１２を発光駆動するランプ電流を制御する。また、この制御回路３７はスコープスイッチ２９の操作に応じた制御動作を行う。
【００３１】
また、この画像処理装置４Ａは、例えば電子内視鏡２Ａの他に図示しない２つの撮像素子を内蔵した機種等が異なる電子内視鏡でも使用できるように、接続されたスコープの識別情報を識別するための機種検知回路４８が設けてある。
【００３２】
一方、スコープ２Ａは、種類（機種）を含む固有の識別情報を発生するスコープＩＤ回路４７ａを有する。尚、スコープＩＤ回路４７ａは、スコープ２Ａの機種を含む情報が書き込まれたメモリ素子で構成されるが、これに限定されるものでなく、例えば複数のスイッチからなるディップスイッチ等で構成することもできる。
【００３３】
機種検知回路４８は、検知された機種情報を制御回路３７に送信し、制御回路３７は検出された機種に応じてその機種のスコープに適した蛍光モード及び通常画像モードで観察できるように光源装置３Ａを制御するようになっている。
尚、スコープ２Ａは、その機種を含む固有のＩＤ（識別情報）を発生するスコープＩＤ回路４７ａを備えた構成であるが、単に機種情報を画像処理装置４Ａにそれぞれ入力しても良い。
【００３４】
また、この画像処理装置４Ａは、スコープＩＤ回路４７ａを設けていないスコープにも対応可能である。この場合、スコープＩＤ回路４７ａを設けていないスコープが画像処理装置４Ａに接続されたとき、スコープＩＤを発生しないので、機種検知回路４８の出力により制御回路３７はスコープＩＤ回路４７ａを設けていない機種であると判断して、対応する制御動作を行うこともできる。
【００３５】
このような構成の内視鏡装置１Ａでは、光源装置３Ａの切替フィルタ１７のＲＧＢフィルタ２１、蛍光観察用フィルタ２２及び、電子内視鏡２Ａの撮像光路中に設けた励起光カットフィルタ２７のフィルタ特性を図３（Ａ）〜図３（Ｃ）に示すように設定したことが特徴の１つになっている。
【００３６】
この特徴を図４等を参照して以下に説明する。図４は通常画像モードにより、白い紙等の白い被写体を撮像した場合におけるＣＣＤ２８の受光面（撮像面）での光強度を示す。
この場合、図３（Ａ）に示す特性のＲフィルタ２１ａ、Ｇフィルタ２１ｂ、Ｂフィルタ２１ｃによりＲ，Ｇ，Ｂ光の照明が行われ、一方ＣＣＤ２８の前に配置された励起光カットフィルタ２７のフィルタ特性は図３（Ｃ）に示すようにＧ、Ｒの光は全て透過するが、Ｂの光に対してはその長波長側の一部を透過する特性である。このため、ＣＣＤ２８の受光面（撮像面）での光強度は、図４で２点鎖線で示すＢの短波長側がカットされたものとなる。つまり、ＣＣＤ２８は、Ｂの光に対して実線で示すようにその長波長側の一部のみが受光面（撮像面）で受光されることになる。
【００３７】
従って、Ｂフィルタ２１ｃによるＢ光での照明期間において、ＣＣＤ２８は、受光面（撮像面）で受光される光量が他のＲフィルタ２１ａ、Ｇフィルタ２１ｂによるＲ光、Ｇ光での照明期間の場合よりも低下することになる。
このため、通常画像モードにおいて、Ｂフィルタ２１ｃによる照明期間における撮像時、Ｒフィルタ２１ａ、Ｇフィルタ２１ｂによる照明期間における撮像の場合に比べて、その照明光量を増大したり、信号処理系側で増幅率を増大させてホワイトバランスのとれた通常画像が得られるようにしている。
【００３８】
ここで、通常画像モード時に白色反射板等を撮像してモニタ上に反射板を白く表示させる際に、Ｂ光の強度が低下するので、ＲＧＢの各信号出力が均一になるように調整すると、Ｂ信号の信号出力は一部の光が制限されなかった場合に対して、Ｂ信号のゲインが高く設定されるようになる。
【００３９】
また、図５に示すようにヘモグロビンの吸光度は、短波長になるに従い大きくなる。特に、ヘモグロビンの吸光度は、Ｂ光の遮断される波長帯域（４００〜４７０ｎｍ）に大きなピーク（ｓｏｌｅｔ帯）を持つ。
【００４０】
従って、通常画像モード時に生体体腔内を観察すると、図５に示すようにＢ光がヘモグロビンの吸収により大きく減衰される。しかしながら、４７０〜５００ｎｍに制限されたＢ光では、ヘモグロビンの吸収が小さく、ＣＣＤ２８に到達するＢ光の強度が高くなる。このため、通常画像モード時に４７０〜５００ｎｍに制限されたＢ光と、Ｒ光、Ｇ光で生体体腔内を観察すると、色調が変化することになる。
【００４１】
そこで、本実施の形態では、通常画像モード時に４７０〜５００ｎｍに制限されたＢ光からの信号のゲインを一定値減衰させるように構成する。
図６に示すように画像処理回路３８は、ＲＧＢの各信号の出力強度が一定値になるようにゲイン調整を行うホワイトバランス部５０と、このホワイトバランス部５０でのＲＧＢのゲイン調整値をメモリすると共に、Ｂチャンネルのゲインを一定値減衰させるホワイトバランス設定部５１と、前記ホワイトバランス部５０でゲイン調整されたＲＧＢの信号に対し、所定のマトリクス演算を施して蛍光画像信号又は通常画像信号を生成するマトリクス回路５２と、前記制御回路３７からモード信号を得て、マトリクス回路５２に蛍光画像用のパラメータを出力するか、又は、通常観察用のパラメータを出力するか判断し、モードに適したパラメータを出力するパラメータ設定部５３と、前記マトリクス回路５２で生成された画像信号をモニタに表示するためのゲイン調整を行うγ補正回路５４とから構成される。
以上の構成にすることで、通常画像モードでの良好な通常観察画像、蛍光モードでの明るい蛍光画像を実現できるようにしている。
【００４２】
このような構成による本実施の形態の作用を以下に説明する。
図１に示すように電子内視鏡２Ａの光源用コネクタ１０を光源装置３Ａに接続し、また、電子内視鏡２Ａの図示しない信号用コネクタを画像処理装置４Ａに接続する。そして、図１に示すような接続状態に設定して、各装置の電源を投入し、動作状態に設定する。すると、制御回路３７は初期設定の動作を行い、この初期設定の状態では例えば通常画像モードで動作するように設定する制御を行う。
【００４３】
この通常画像モードでは、制御回路３７は光源装置３Ａの移動用モータ２０を制御して、切替フィルタ１７をその内周側のＲＧＢフィルタ２１が照明光路中に位置するように設定する。
【００４４】
そして、回転モータ１６を回転させる。ランプ１２の白色光は切替フィルタ１７のＲフィルタ２１ａ、Ｇフィルタ２１ｂ、Ｂフィルタ２１ｃが順次照明光路中に配置されるようになり、観察対象側へＲ、Ｇ、Ｂの照明光が出射される。
通常画像モードでは切替フィルタによる（観察対象側への）照明光は上記のようにＲフィルタ２１ａ、Ｇフィルタ２１ｂ、Ｂフィルタ２１ｃが順次照明光路中に配置される。
【００４５】
Ｒ、Ｇ、Ｂの光で照明され、ＣＣＤ２８で撮像された信号は、増幅、Ａ／Ｄ変換された後、マルチプレクサ３５が制御回路３７で順次切り換えられることにより、第１フレームメモリ３６ａ、第２フレームメモリ３６ｂ、第３フレームメモリ３６ｃに順次格納される。
【００４６】
これらフレームメモリ３６ａ〜３６ｃに格納されたＲ、Ｇ、Ｂの色成分の画像データは所定のフレーム期間（例えば３３ｍｓ、つまり１／３０秒）で同時に読み出され、画像処理回路３８でマトリクス演算等がされ、Ｄ／Ａ変換回路３９を経てアナログの標準的な映像信号、ここではＲＧＢ信号にされてモニタ５に出力され、モニタ５の表示面には（白色光を照射した場合に、直接被写体を観察した場合のカラー色調を反映した）通常観察画像がカラー表示される。
【００４７】
上述したように、Ｂフィルタ２１ｃを通して照明を行った場合における被写体側での反射光量は励起光カットフィルタ２７によりその短波長側がカットされてＣＣＤ２８で受光される。このため、そのＢ光の色成分画像の受光量が他のＲ、Ｇ光の色成分画像の受光量より少なくなる（低下する）ので、ＲＧＢの各信号出力が均一になるように調整すると、Ｂ信号の信号出力は一部の光が制限されなかった場合に対して、Ｂ信号のゲインが高く設定される。
【００４８】
この状態で、通常画像モード時に生体体腔内を観察すると、Ｂ光がヘモグロビンの吸収により大きく減衰されるが、励起光カットフィルタ２７により４７０〜５００ｎｍに制限されたＢ光では、ヘモグロビンの吸収が小さく、ＣＣＤ２８に到達するＢ光の強度が高くなってしまう。すると、モニタに表示される通常画像モード時の生体体腔内の観察画像は、赤みがかったものとなる。
【００４９】
これを防止するために、画像処理回路３８は、ホワイトバランス部５０でＲＧＢの各信号の出力強度が一定値になるようにゲイン調整を行う。このとき、ホワイトバランス設定部５１は、ホワイトバランス部５０でのＲＧＢのゲイン調整値をメモリすると共に、Ｂチャンネルのゲインを一定値減衰させる。
【００５０】
このＢチャンネルのゲイン調整量は、図７に示すように生体体腔内のヘモグロビン濃度に依存する。このヘモグロビン濃度は、部位、臓器、組織の状態により変化する。
本実施の形態では、ヘモグロビン濃度１％〜４％に対してＢチャンネルのゲイン調整量を１５％〜３０％の範囲として一定の値を設定している。
【００５１】
そして、このようにゲインを調整されたＢ光と、Ｒ及びＧ光とは、マトリクス回路５２に入力される。マトリクス回路５２は、制御回路３７からモード信号を得たパラメータ設定部５３により、モードに適したパラメータを出力され、ゲイン調整されたＲＧＢの信号に対し、所定のマトリクス演算を施して通常画像信号を生成し、出力する。
【００５２】
マトリクス回路５２で生成された通常画像信号は、γ補正回路５４でゲイン調整され、Ｄ／Ａ変換回路３９でＤ／Ａ変換されてモニタに出力され、通常画像としてモニタに表示される。
【００５３】
このようにして通常画像モードで被写体を観察でき、例えば注目する患部部位等の被写体に対して蛍光観察を行いたい場合には、スコープスイッチ２９のモード切換スイッチの蛍光モードスイッチを操作する。すると、この操作信号を受けて、制御回路３７は光源装置３Ａは移動用モータ２０を駆動して、切替フィルタ１７を移動させ、蛍光観察用フィルタ２２が照明光路上に配置される状態に設定し、蛍光モードに切り換える。
【００５４】
蛍光モードに設定されると、電子内視鏡２Ａのライトガイドファイバ９には蛍光モードの照明光、つまりＲ１、Ｇ１、Ｅ１の光が順次供給される状態となる。
そして、被写体にはＲ１、Ｇ１、Ｅ１の光が順次照射される。Ｒ１、Ｇ１の照明の場合には、通常画像モードでのＲ、Ｇの光が順次照射された場合と同様の動作となる。つまり、この場合にはＲ１、Ｇ１の被写体での反射光をＣＣＤ２８で受光する。この場合、励起光カットフィルタ２７による影響を受けないで、ＣＣＤ２８は撮像することになる。
【００５５】
これに対し、励起光Ｅ１を照射した場合には、その励起光Ｅ１の反射光は励起光カットフィルタ２７で殆ど完全に遮光され、かつこの励起光カットフィルタ２７の透過帯域内の被写体側からの蛍光を受光する。この蛍光の強度は、Ｒ１、Ｇ１の被写体での反射光の強度に比べてはるかに小さいので、通常画像モードでのＲ、Ｇの照明、Ｂの照明及びそれらの場合の信号処理と類似した動作を行い、モニタに蛍光画像が表示される。このように蛍光モードにおいても、良好な蛍光画像が得られる。
【００５６】
この結果、本実施の形態の画像処理装置は、１つの撮像素子で通常画像モードと、蛍光画像モードとの２つのモードの画像を撮像する内視鏡を用い、通常画像モード時に際しても良好な観察画像を得られる。
【００５７】
また、上述した図６の画像処理回路３８は、ホワイトバランス部５０でＲＧＢの各信号の出力強度が一定値になるように通常画像モード時のゲイン調整を行うように構成されているが、図８に示すようにホワイトバランス部５０でホワイトバランスを行った後、マトリクス回路５２で通常画像モード時のゲイン調整を行うように構成しても良い。図８は、本発明の第１の実施の形態の変形例を示す回路ブロック図である。
【００５８】
図８に示すように画像処理回路３８Ｂは、通常画像モード時のゲイン調整を所定のマトリクス演算により行うマトリクス回路５２ｂと、このマトリクス回路５２ｂに対して、モードに適したパラメータを出力するパラメータ設定部５３ｂと、前記γ補正回路とから構成される。尚、ホワイトバランス部５０ｂは、ホワイトバランス設定部５１ｂで設定された値に基づき、通常のホワイトバランスを行うようになっている。
【００５９】
前記マトリクス回路５２ｂは、ホワイトバランス部５０ｂで通常のホワイトバランスが行われた後、上記マトリクス演算を行うようになっている。
このマトリクス演算は、例えば、以下に示すような３行３列の行列式で演算が行われる。
【００６０】
【式１】

また、Ｂ光のゲインを落とさずにＲ光及びＧ光のゲインをアップさせるようにしても良い。この場合、このマトリクス演算は、例えば、以下に示すような行列式で演算が行われる。
【００６１】
【式２】

これら行列式に基づきマトリクス回路５２ｂは、ＲＧＢの信号に対してマトリクス演算を行うことで、通常画像モード時のゲイン調整が可能となり、モニタに表示される通常画像モード時の生体体腔内の観察画像が良好なものとなる。
この結果、本変形例の画像処理部３８Ｂは、上記第１の実施の形態と同様な効果を得る。
【００６２】
また、電子内視鏡２Ａは、図９に示すように５００−７００ｎｍの波長帯域を透過するフィルタ特性の励起光カットフィルタ２７ｂを用いても良い。この場合、励起光カットフィルタ２７ｂは、青色帯域の波長（４００−５００ｎｍ）を除いた可視光を透過する特性を有している。
このため、ＣＣＤ２８の受光面（撮像面）での光強度は、図１０に示すように２点鎖線で示すＢ光全体がカットされたものとなる。
【００６３】
この場合、画像処理装置４Ａに出力される信号は、Ｒ光と、Ｇ光の信号のみなので、図４、図８で画像処理部３８，３８Ｂは、Ｂ’光の信号をＧ光の信号に割り当て、Ｒ，Ｇ，Ｇとして上述した信号処理を施すように構成しても良い。更に、具体的に説明すると、例えば、画像処理部３８は、Ｒ光，Ｇ光，Ｇ光の信号がホワイトバランス部５０に入力され、このホワイトバランス部５０でＢ’光の信号の代わりに割り当てたＧ光のゲインを調整する。この場合、ホワイトバランス設定部５１で設定される減衰量は、４０％となる。それ以外の構成は、上記第１の実施の形態と同様である。
【００６４】
（第２の実施の形態）
図１１は本発明の第２の実施の形態の画像処理回路の構成を示す回路ブロック図である。
本第２の実施の形態は、上記第１の実施の形態の構成に加え、ヘモグロビン濃度１％〜４％に応じて青色信号を生成してＢチャンネルのゲイン調整量を修正するように構成する。それ以外の構成は上記第１の実施の形態と同様なので説明を省略し、同じ構成には同じ符号を付して説明する。
【００６５】
即ち、図１１に示すように本第２の実施の形態の画像処理回路３８Ｃは、４７０〜５００ｎｍに制限されたＢ’光とＲ光を用いて（又はＲ光とＧ光を用いて）、ヘモグロビン量を算出する色素算出部６１と、この色素算出部６１で算出されるヘモグロビン量に基づき、モードに適したパラメータを設定するパラメータ設定部５３ｃと、このパラメータ設定部５３ｃで設定されたパラメータに基づき、Ｂチャンネルのゲイン調整量を修正するマトリクス回路５２ｃと、前記γ補正回路５４とから構成される。
【００６６】
前記パラメータ設定部５３ｃは、通常画像モード時、前記色素算出部６１から出力されるヘモグロビン量に基づき、Ｂ信号のゲインを減衰されるようにパラメータを設定し、これを前記マトリクス回路５２ｃに出力するようになっている。
【００６７】
前記色素算出部６１での演算は、以下の色信号を用い、励起光カットフィルタ２７で制限を受けないＢ光から形成される信号のゲインを以下の式に基づいて予測するようになっている。
【００６８】
生体から反射した光の強度は、以下の式で定義される。
ＩB＝Ｉ0ｅｘｐ（−ｃｄεB）・・・（１）
ＩB'＝Ｉ0ｅｘｐ（−ｃｄεB'）・・・（２）
ＩR＝ｋ・Ｉ0ｅｘｐ（−ｃｄεR）・・・（３）
Ｉ0：ホワイトバランス後の出力信号
ＩB：励起光カットフィルタ２７で光が遮断されなかったときのＢの反射光強度
ＩB'：励起光カットフィルタ２７で一部の光が遮断されたときのＢの反射光強度
ＩR：Ｒ光の反射光強度
εB：Ｂ光帯域のヘモグロビンの吸光度
εB'：Ｂ’光帯域のヘモグロビンの吸光度
εR：Ｒ光帯域のヘモグロビンの吸光度
ｃ：ヘモグロビン濃度
ｄ：光路長
尚、ｋは、ホワイトバランス取得時の係数である。本演算では、ホワイトバランス後であるので、ｋ＝１が成り立つ。従って、ｋは、演算式中より、削除される。
【００６９】
ここで、ＩRとＩB'との値からＩBの値を算出する。
（２）、（３）式からｃｄを求める。
【００７０】
ｃｄ＝（ｌｏｇＩR−ｌｏｇＩB'）／（εB'−εR）
ｃｄを（１），（２）より求められる下式に代入する。

よって、ＩR／ＩBとＩR／ＩB'との関係式は以下の式で求まる。
ＩR／ＩB＝（ＩR／ＩB'）^{｛（εＢ−εＲ）／（εＢ’−εＲ）｝} ・・・（４）
上記関係式により、Ｂ光帯域で遮断されなかったときのＢ光の反射光強度が求まる。
【００７１】
尚、上記関係式は、Ｒ光とＢ’光との関係により、Ｂ光の強度を予測したが、Ｒ光とＧ光との関係により、Ｂ光の強度を予測しても良い。
次に、Ｒ光とＧ光とで色素量を求める場合は、上記（１）〜（３）の関係式でＢ’がＧに変更となる。
ＩB＝Ｉ0ｅｘｐ（−ｃｄεB）・・・（１）
ＩG＝Ｉ0ｅｘｐ（−ｃｄεG）・・・（２’）
ＩR＝ｋ・Ｉ0ｅｘｐ（−ｃｄεR）・・・（３）
ＩG：Ｇ光の反射光強度
εG：Ｇ光帯域のヘモグロビンの吸光度
ここで、ＩRとＩGとの値からＩBの値を算出する。
（２’）、（３）式からｃｄを求める。
ｃｄ＝（ｌｏｇＩR−ｌｏｇＩG）／（εG−εR）
ｃｄを（１），（２’）より求められる下式に代入する。

よって、ＩR／ＩBとＩR／ＩGとの関係式は以下の式で求まる。
ＩR／ＩB＝（ＩR／ＩG）^{｛（εＢ−εＲ）／（εＧ−εＲ）｝} ・・・（５’）
上記関係式により、Ｂ光帯域で遮断されなかったときのＢ光の反射光強度が求まる。
【００７２】
色素算出部６１は、上述した関係式（５）、（５’）で算出されたＢ光の反射光強度に基づいてヘモグロビン量を算出し、この算出値をパラメータ設定部５３ｃに出力する。
パラメータ設定部５３ｃは、色素算出部６１で算出されたヘモグロビン量に基づき、モードに適したパラメータを設定してマトリクス回路５２ｃに出力する。
【００７３】
マトリクス回路５２ｃは、パラメータ設定部５３ｃで設定されたパラメータに基づき、青色信号を生成してＢチャンネルのゲイン調整量を修正するようマトリクス演算を行うようになっている。
このマトリクス演算は、例えば、以下に示すような３行３列の行列式で演算が行われる。
【００７４】
【式３】

尚、式３中のＣは、色素演算部６１で算出されたヘモグロビン量に基づき、決められるゲイン調整量である。
【００７５】
そして、マトリクス回路５２ｃで生成された通常画像信号は、γ補正回路５４でゲイン調整され、Ｄ／Ａ変換回路３９でＤ／Ａ変換されてモニタに出力され、通常画像としてモニタに表示される。
【００７６】
この結果、本第２の実施の形態の画像処理装置は、上記第１の実施の形態の画像処理装置の効果に加え、通常画像モード時にヘモグロビン量に応じて良好な観察画像を得られる。
【００７７】
尚、本発明は、以上述べた実施形態のみに限定されるものではなく、発明の要旨を逸脱しない範囲で種々変形実施可能である。
【００７８】
［付記］
（付記項１）青色の少なくとも一部の波長帯域を遮光する帯域フィルタが撮像素子の前面に配置された内視鏡の前記撮像素子から出力される信号を画像処理して白色光による通常画像モードと、蛍光情報を含む蛍光画像モードとを切り換えてカラー画像信号を発生する内視鏡用画像処理装置において、
前記通常画像モード時に、前記カラー画像信号のうち、所定の色信号のゲインを調整する調整手段を設けたことを特徴とする内視鏡用画像処理装置。
【００７９】
（付記項２）前記通常画像モード時に、前記カラー画像信号のうち、所定の色信号を用いて青色信号を生成する生成手段を設けたことを特徴とする付記項１に記載の内視鏡用画像処理装置。
【００８０】
（付記項３）前記調整手段は、青色のゲインを減衰させることを特徴とする付記項１に記載の内視鏡用画像処理装置。
【００８１】
（付記項４）前記調整手段は、赤色及び緑色のゲインを増幅させることを特徴とする付記項１に記載の内視鏡用画像処理装置。
【００８２】
（付記項５）前記調整手段は、赤色と青色又は緑色の色信号を用いて色素量を算出し、ゲインの調整量を設定することを特徴とする付記項１に記載の内視鏡用画像処理装置。
【００８３】
（付記項６）前記生成手段は、所定の色信号のゲインを調整して青色信号とすることを特徴とする付記項２に記載の内視鏡用画像処理装置。
【００８４】
（付記項７）接続される前記内視鏡の種類に関する情報を入力され、この情報に基づき、前記調整手段又は前記生成手段を制御する制御手段を有することを特徴とする付記項１又は２に記載の内視鏡用画像処理装置。
【００８５】
（付記項８）前記ゲインの減衰量は、１５％〜３０％の範囲であることを特徴とする付記項３に記載の内視鏡用画像処理装置。
【００８６】
（付記項９）前記ゲインの増幅量は、１８％〜４２％の範囲であることを特徴とする付記項４に記載の内視鏡用画像処理装置。
【００８７】
（付記項１０）前記生成手段でゲインを調整される所定の色信号は、緑色であることを特徴とする付記項６に記載の内視鏡用画像処理装置。
【００８８】
（付記項１１）前記ゲインの調整量は、４０％に減衰することを特徴とする付記項１０に記載の内視鏡用画像処理装置。
【００８９】
【発明の効果】
以上説明したように本発明によれば、１つの撮像素子で通常画像モードと、蛍光画像モードとの２つのモードの画像を撮像する内視鏡を用い、通常画像モード時に際しても良好な観察画像を得られる内視鏡用画像処理装置を実現できる。
【図面の簡単な説明】
【図１】第１の実施の形態を備えた内視鏡装置の全体構成図
【図２】通常観察用フィルタと蛍光観察用フィルタが設けられた切替フィルタの構成を示す説明図
【図３】フィルタの波長に対する透過特性を示す特性図
【図４】通常画像モードで白い被写体を観察した場合のＣＣＤで受光した光強度の波長に対する特性を示す特性図
【図５】生体組織に含まれるヘモグロビンの吸光度の波長に対する特性を示す特性図
【図６】図１の画像処理回路の構成を示す回路ブロック図
【図７】ヘモグロビン濃度に対するゲイン調整量の関係を示すグラフ
【図８】図６の画像処理回路の変形例を示す回路ブロック図
【図９】５００−７００ｎｍの波長帯域を透過する励起光カットフィルタの透過特性を示す特性図
【図１０】図９の励起光カットフィルタにおける通常画像モード時のＣＣＤで受光した光強度の波長に対する特性を示す特性図
【図１１】本発明の第２の実施の形態の画像処理回路の構成を示す回路ブロック図
【符号の説明】
１Ａ…内視鏡装置
２Ａ…電子内視鏡
３Ａ…光源装置
４Ａ…画像処理装置
５…モニタ
７…挿入部
８…先端部
１４…切替フィルタ部
１６…回転用モータ
１７…切替フィルタ
２１…ＲＧＢフィルタ
２２…蛍光観察用フィルタ
２７…励起光カットフィルタ
２８…ＣＣＤ
３７…制御回路
５０…ホワイトバランス部
５１…ホワイトバランス設定部
５２…マトリクス回路
５３…パラメータ設定部
５４…γ補正回路[0001]
BACKGROUND OF THE INVENTION
The present invention uses an endoscope that captures images of two modes, a normal image mode and a fluorescence image mode, with one image sensor, and switches between the normal image mode and the fluorescence image mode to obtain an observation image. The present invention relates to an endoscope image processing apparatus.
[0002]
[Prior art]
In recent years, endoscope apparatuses are widely used in the medical field and the industrial field. Some of the above-described endoscope apparatuses use an electronic endoscope having an imaging unit on the distal end side of the insertion portion. The endoscope apparatus includes an endoscope image processing apparatus that performs signal processing on an imaging signal obtained by the electronic endoscope and displays an endoscope image on a display unit such as a monitor.
In addition, in the medical field, an endoscope apparatus that obtains a fluorescent image is realized in addition to an endoscope apparatus that obtains a normal image using normal white light.
[0003]
The endoscope apparatus for obtaining the fluorescent image is, for example, switched between a normal image and a fluorescent image as described in JP-A-8-140929 and JP-A-8-140929, or simultaneously displayed on the display means. Something has been proposed.
In the endoscope apparatus described in the above Japanese Patent Laid-Open Nos. 8-140929 and 8-140929, two image pickup devices, a normal image pickup device and a fluorescent image pickup device, are arranged on the distal end side of the insertion portion. An endoscope is used.
[0004]
A cut filter that blocks blue light is disposed in front of the fluorescent image pickup device. The endoscope apparatus is sequentially supplied with R (red), G (green), and B (blue) illumination light from a light source. The endoscope apparatus captures an observation image for a fluorescent image when B (blue) illumination light is supplied.
However, the endoscope apparatus described in the above-mentioned Japanese Patent Application Laid-Open No. 8-140929 and Japanese Patent Application Laid-Open No. 8-140929 makes it possible to observe both a normal image and a fluorescent image. If two image pickup devices are arranged in this manner, there are a problem that the distal end side of the insertion portion becomes thick, a problem that costs increase, and the like.
[0005]
In order to solve this problem, an endoscope apparatus that uses an endoscope in which one image sensor is provided on the distal end side of the insertion portion can be considered.
In this case, the endoscope is configured such that a cut filter that blocks blue light is arranged on the front surface of the imaging element so that observation images in both the normal image mode and the fluorescence image mode can be obtained.
[0006]
[Problems to be solved by the invention]
However, in the endoscope apparatus using the endoscope provided with the one image pickup device, the cut filter for blocking blue light is arranged on the front surface of the image pickup device, so that an image is picked up by the image pickup device in the normal image mode. The observed image for the normal image lacks blue color. In this case, the conventional endoscopic image processing apparatus used for the endoscopic apparatus performs image processing on an imaging signal obtained by capturing an observation image for a normal image lacking blue, so that correct color reproduction is performed. It becomes difficult to do.
[0007]
The present invention has been made in view of these circumstances, and uses an endoscope that captures images in two modes, a normal image mode and a fluorescence image mode, with one image sensor, and at the time of the normal image mode. Another object of the present invention is to provide an endoscopic image processing apparatus capable of obtaining a good observation image.
[0008]
[Means for Solving the Problems]
In order to achieve the above object, the present inventionEndoscope image processing deviceA bandpass filter that blocks at least a part of the wavelength band of blue is subjected to image processing on the signal output from the imaging element of the endoscope arranged in front of the imaging element, and the normal image mode using white light and fluorescence information In an endoscope image processing apparatus that generates a color image signal by switching between including a fluorescent image mode,In the normal image mode, a dye amount calculating means for calculating a predetermined dye amount using a red color signal and a blue or green color signal;During the normal image mode,Based on the predetermined dye amount calculated by the dye amount calculating means,Adjustment means for adjusting the gain of a predetermined color signal among the color image signalsIt was characterized by comprising.
[0009]
DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION
Embodiments of the present invention will be described below with reference to the drawings.
(First embodiment)
FIGS. 1 to 10 relate to a first embodiment of the present invention, FIG. 1 is an overall configuration diagram of an endoscope apparatus including the first embodiment, and FIG. 2 is a normal observation filter and a fluorescence observation filter. FIG. 3 is a characteristic diagram showing a transmission characteristic with respect to the wavelength of the filter, FIG. 3 (A) is a transmission characteristic diagram of a normal observation filter, and FIG. 3 (B). Is the transmission characteristic diagram of the filter for fluorescence observation, FIG. 3C is the transmission characteristic diagram of the excitation light cut filter, and FIG. 4 is a characteristic of the light intensity received by the CCD with respect to the wavelength when a white object is observed in the normal image mode. FIG. 5 is a characteristic diagram showing the characteristic of the absorbance of hemoglobin contained in the living tissue with respect to the wavelength, FIG. 6 is a circuit block diagram showing the configuration of the image processing circuit of FIG. 1, and FIG. 7 is a gain adjustment amount with respect to the hemoglobin concentration Show the relationship FIG. 8 is a circuit block diagram showing a modification of the image processing circuit of FIG. 6, FIG. 9 is a characteristic diagram showing the transmission characteristics of an excitation light cut filter that transmits a wavelength band of 500 to 700 nm, and FIG. It is a characteristic view showing the characteristic of the light intensity received by the CCD in the normal image mode in the excitation light cut filter with respect to the wavelength.
[0010]
An endoscope apparatus 1A having the normal image mode and the fluorescence image mode of the first embodiment of the present invention shown in FIG. 1 includes an electronic endoscope 2A for insertion into a body cavity and observation, and a normal A light source device 3A for emitting observation light and excitation light, an endoscope image processing device (hereinafter referred to as an image processing device) 4A for performing image processing for constructing a normal observation image and a fluorescence image, and normal light And a monitor 5 for displaying an image by fluorescence.
[0011]
The electronic endoscope 2A has an elongated insertion portion 7 that is inserted into a body cavity. The distal end portion 8 of the insertion portion 7 incorporates illumination means and imaging means.
The insertion portion 7 is inserted with a light guide fiber 9 that transmits illumination light and excitation light for normal observation, and a light source connector 10 provided at an incident end on the proximal side of the light guide fiber 9 is attached to and detached from the light source device 3A. Connect freely.
[0012]
The light source device 3A is driven so as to emit light by the lamp driving circuit 11 and is provided on the illumination optical path by the lamp 12 that emits light including the visible light band from the infrared wavelength band. A light source diaphragm 13 for limiting the amount of light, a switching filter unit 14 provided on the illumination optical path, and a condenser lens 15 for condensing light passing through the switching filter unit 14 are provided.
[0013]
The switching filter unit 14 is rotated by a motor 16 for rotation, and a switching filter 17 for switching a filter arranged on the optical path by a motor 20 for movement, and a pinion screwed into a rack 18 attached to the motor 16 for rotation. The motor 19 for rotation is provided with the motor 20 for movement which moves the switching filter 17 in the direction perpendicular | vertical to an optical axis with the motor 16 for rotation.
[0014]
As shown in FIG. 2, the switching filter 17 is provided with a normal observation RGB filter 21 and a fluorescence observation filter 22 concentrically on the inner peripheral side and the outer peripheral side. The switching filter 17 drives the movement motor 20 to set the normal illumination filter 21 on the optical path to set the normal image mode operation state, or from the normal illumination filter 21 to the fluorescent illumination filter 22. To the operation state set to the fluorescence image mode (also referred to as fluorescence mode).
[0015]
In the RGB filter 21, the R filter 21a, the G filter 21b, and the B filter 21c that respectively transmit light in the wavelength bands of R (red), G (green), and B (blue) in the circumferential direction are equally divided into three. Each of them is inserted into the optical path sequentially and substantially continuously by being driven to rotate by the rotary motor 16.
[0016]
Further, the transmission characteristics of the R filter 21a, the G filter 21b, and the B filter 21c are filter characteristics that respectively transmit light in each wavelength band of 600 to 700 nm, 500 to 600 nm, and 400 to 500 nm, as shown in FIG. Have In FIG. 3 and the like, symbols R, G, and B corresponding to the filter transmission characteristics are used instead of

symbols

21a, 21b, and 21c (the same applies to the fluorescence observation filter 22 described later).
[0017]
The fluorescence observation filter 22 includes three R1 filters 22a, G1 filters 22b, and E1 filters 22c that transmit narrowband red (R1), narrowband green (G1), and narrowband excitation light in the circumferential direction. They are provided so as to be equally divided, and each is sequentially inserted in the optical path by being rotationally driven by the rotation motor 16.
Further, the transmission characteristics of the R1 filter 22a, the G1 filter 22b, and the E1 filter 22c have filter characteristics that transmit light in each wavelength band at 600 to 620 nm, 540 to 560 nm, and 390 to 445 nm as shown in FIG. Have.
[0018]
Illumination light from the light source device 3A is transmitted (guided) by the light guide fiber 9 to the distal end side of the insertion portion 7 of the electronic endoscope 2A. The light guide fiber 9 transmits light for fluorescence observation and light for normal observation with a small transmission loss. The light guide fiber 9 is composed of, for example, a multicomponent glass fiber or a quartz fiber.
[0019]
The light transmitted to the distal end surface of the light guide fiber 9 is expanded through an illumination lens 24 attached to an illumination window facing the distal end surface, and illuminates the site to be observed in the body cavity.
[0020]
The distal end portion 8 is provided with an observation window adjacent to the illumination window. The rear end side of the observation window is, for example, monochrome imaging (imaging imaging) as an imaging device that captures each image of fluorescence and reflected light, an objective lens system 25 for connecting optical images, an excitation light cut filter 27 for cutting excitation light, and an image of fluorescence and reflected light. Alternatively, a charge coupled device (abbreviated as CCD) 28 for performing black and white imaging) is disposed.
As an imaging device for capturing fluorescent and reflected images, a CMD (Charged Modulation Device) imaging device, a CMOS (Complementary Metal-Oxide Semiconductor) imaging device, an AMI (Amplified MOS Imager), and a BCCD (Back Illuminated CCD) may be used instead of the CCD 28. good.
[0021]
The excitation light cut filter 27 is a filter that shields excitation light excited to generate fluorescence during fluorescence observation. The characteristics of the excitation light cut filter 27 are shown in FIG. As shown in FIG. 3C, it has a characteristic of transmitting the wavelength band of 470-700 nm, that is, transmitting visible light excluding a part of the wavelength (400-470 nm) of the blue band.
[0022]
The electronic endoscope 2A is provided with a scope switch 29 for performing an instruction operation for selecting a fluorescence image mode and a normal image mode, and a freeze / release instruction operation. The control circuit 37 performs a control operation corresponding to the operation signal.
[0023]
For example, when the normal mode switch of the mode switch in the scope switch 29 is operated, the light source device 3A is in a state of sequentially supplying illumination light in the normal image mode, that is, R, G, B light, to the light guide fiber 9 and image processing. The device 4A is also in a state of performing signal processing corresponding to the normal image mode.
[0024]
When the fluorescence mode switch of the mode switch is operated, the light source device 3A is in a state of sequentially supplying the illumination light in the fluorescence mode, that is, the light of R1, G1, E1, to the light guide fiber 9, and the image processing device 4A is also fluorescent. The signal processing corresponding to the mode is performed.
[0025]
The CCD 28 is driven by a CCD drive signal from a CCD drive circuit 31 provided in the image processing apparatus 4A. The CCD 28 photoelectrically converts the formed optical image and outputs an image signal.
[0026]
This image signal is amplified by a preamplifier 32 provided in the image processing apparatus 4A, further amplified to a predetermined level by an auto gain control (AGC) circuit 33, and then converted from an analog signal to a digital signal ( Each image data is temporarily stored (stored) in the first frame memory 36a, the second frame memory 36b, and the third frame memory 36c via the multiplexer 35 that performs switching.
The CCD drive circuit 31 is controlled by the control circuit 37. Specifically, in the fluorescence mode, the control circuit 37 illuminates the R1 filter 22a and the G1 filter 22b with the amount of light received by the CCD 28 during the period of obtaining the fluorescence image by irradiating the excitation light with the E1 filter 22c. Therefore, the CCD driving circuit 31 is controlled to operate the electronic shutter function of the CCD 28.
[0027]
The control circuit 37 controls the moving motor 20 according to the selected mode. The rotation motor 16 is controlled by a control circuit 37, and the output of an encoder (not shown) attached to the rotation shaft of the rotation motor 16 is input to the control circuit 37. The control circuit 37 outputs the output of the encoder. In synchronization, the switching of the CCD drive circuit 31 and the multiplexer 35 is controlled.
[0028]
The control circuit 37 controls the switching of the multiplexer 35. In the normal image mode, the image data captured under the illumination of the R filter 21a, the G filter 21b, and the B filter 21c are respectively stored in the first frame memory 36a and the first frame memory 36a. Control is performed so that the two-frame memory 36b and the third frame memory 36c are sequentially stored.
[0029]
Also in the fluorescence mode, the control circuit 37 controls the switching of the multiplexer 35, and each signal imaged under the illumination of the R1 filter 22a, the G1 filter 22b, and the E1 filter 22c is stored in the first frame memory 36a and the first frame memory 36a, respectively. Control is performed so that the two-frame memory 36b and the third frame memory 36c are sequentially stored.
The image data stored in the frame memories 36a to 36c is input to the image processing circuit 38, subjected to matrix calculation, etc., converted to analog RGB signals by the D / A conversion circuit 39, and output to the monitor 5. The
[0030]
In addition, the image processing apparatus 4A is provided with a dimming circuit 40 that automatically controls the opening amount of the light source aperture 13 in the light source apparatus 3A based on a signal that has passed through the preamplifier 32. The dimming circuit 40 is controlled by the control circuit 37.
The control circuit 37 controls the lamp current for driving the lamp 12 of the lamp driving circuit 11 to emit light. The control circuit 37 performs a control operation according to the operation of the scope switch 29.
[0031]
Further, the image processing apparatus 4A identifies the identification information of the connected scope so that it can be used with, for example, different types of electronic endoscopes including two types of imaging devices (not shown) in addition to the electronic endoscope 2A. A model detection circuit 48 is provided.
[0032]
On the other hand, the scope 2A has a scope ID circuit 47a that generates unique identification information including the type (model). The scope ID circuit 47a is configured by a memory element in which information including the model of the scope 2A is written. However, the scope ID circuit 47a is not limited to this, and may be configured by, for example, a dip switch including a plurality of switches. it can.
[0033]
The model detection circuit 48 transmits the detected model information to the control circuit 37, and the control circuit 37 can observe in the fluorescence mode and the normal image mode suitable for the scope of the model according to the detected model. 3A is controlled.
The scope 2A is configured to include a scope ID circuit 47a that generates a unique ID (identification information) including the model, but model information may be simply input to the image processing apparatus 4A.
[0034]
The image processing apparatus 4A can also handle a scope not provided with the scope ID circuit 47a. In this case, since a scope ID is not generated when a scope not provided with the scope ID circuit 47a is connected to the image processing apparatus 4A, the control circuit 37 does not provide the scope ID circuit 47a by the output of the model detection circuit 48. Therefore, the corresponding control operation can be performed.
[0035]
In the endoscope apparatus 1A having such a configuration, the RGB filter 21 of the switching filter 17 of the light source apparatus 3A, the fluorescence observation filter 22, and the filter of the excitation light cut filter 27 provided in the imaging optical path of the electronic endoscope 2A. One characteristic is that the characteristics are set as shown in FIGS.
[0036]
This feature will be described below with reference to FIG. FIG. 4 shows the light intensity on the light receiving surface (imaging surface) of the CCD 28 when a white subject such as white paper is imaged in the normal image mode.
In this case, the R, G, and B lights are illuminated by the R filter 21a, G filter 21b, and B filter 21c having the characteristics shown in FIG. 3A, while the excitation light cut filter 27 disposed in front of the CCD 28 As shown in FIG. 3C, the filter characteristic is a characteristic that transmits all of G and R light, but transmits part of the longer wavelength side of B light. For this reason, the light intensity on the light receiving surface (imaging surface) of the CCD 28 is obtained by cutting the short wavelength side of B indicated by a two-dot chain line in FIG. That is, as shown by the solid line for the B light, only a part on the long wavelength side of the CCD 28 is received by the light receiving surface (imaging surface).
[0037]
Accordingly, in the illumination period with the B light by the B filter 21c, the CCD 28 has a light amount received by the light receiving surface (imaging surface) in the illumination period with the R light and the G light by the other R filters 21a and G filters 21b. Will be lower than.
For this reason, in the normal image mode, the amount of illumination light is increased or amplified on the signal processing system side, compared with the case of imaging during the illumination period using the R filter 21a and G filter 21b. The rate is increased so that a normal image with white balance can be obtained.
[0038]
Here, when the white reflection plate or the like is imaged in the normal image mode and the reflection plate is displayed on the monitor in white, the intensity of the B light decreases. As for the signal output of the B signal, the gain of the B signal is set higher than when a part of the light is not limited.
[0039]
Further, as shown in FIG. 5, the absorbance of hemoglobin increases as the wavelength becomes shorter. In particular, the absorbance of hemoglobin has a large peak (solet band) in the wavelength band (400 to 470 nm) where B light is blocked.
[0040]
Therefore, when the inside of the living body cavity is observed in the normal image mode, the B light is greatly attenuated by the absorption of hemoglobin as shown in FIG. However, in the B light limited to 470 to 500 nm, the absorption of hemoglobin is small and the intensity of the B light reaching the CCD 28 is high. For this reason, when the inside of the living body cavity is observed with B light, R light, and G light limited to 470 to 500 nm in the normal image mode, the color tone changes.
[0041]
Therefore, in this embodiment, the gain of the signal from the B light limited to 470 to 500 nm in the normal image mode is attenuated by a certain value.
As shown in FIG. 6, the image processing circuit 38 stores a white balance unit 50 that performs gain adjustment so that the output intensity of each RGB signal becomes a constant value, and RGB gain adjustment values in the white balance unit 50. In addition, a white balance setting unit 51 for attenuating the gain of the B channel by a certain value, and RGB signals gain-adjusted by the white balance unit 50 are subjected to a predetermined matrix operation to obtain a fluorescent image signal or a normal image signal. A mode signal is obtained from the matrix circuit 52 to be generated and the control circuit 37, and it is determined whether to output a parameter for fluorescent image or a parameter for normal observation to the matrix circuit 52. The parameter setting unit 53 for outputting parameters and the image signal generated by the matrix circuit 52 are displayed on a monitor. It consists of performing γ correction circuit 54 gain adjustment for.
With the above configuration, a good normal observation image in the normal image mode and a bright fluorescent image in the fluorescence mode can be realized.
[0042]
The effect | action of this Embodiment by such a structure is demonstrated below.
As shown in FIG. 1, the light source connector 10 of the electronic endoscope 2A is connected to the light source device 3A, and the signal connector (not shown) of the electronic endoscope 2A is connected to the image processing device 4A. Then, the connection state as shown in FIG. 1 is set, the power of each device is turned on, and the operation state is set. Then, the control circuit 37 performs an initial setting operation. In the initial setting state, for example, the control circuit 37 performs control to set the operation in the normal image mode.
[0043]
In this normal image mode, the control circuit 37 controls the moving motor 20 of the light source device 3A to set the switching filter 17 so that the RGB filter 21 on the inner peripheral side thereof is positioned in the illumination optical path.
[0044]
Then, the rotary motor 16 is rotated. For the white light of the lamp 12, the R filter 21a, the G filter 21b, and the B filter 21c of the switching filter 17 are sequentially arranged in the illumination optical path, and the R, G, and B illumination lights are emitted to the observation target side. .
In the normal image mode, the illumination light from the switching filter (to the observation target side) is sequentially arranged in the illumination optical path with the R filter 21a, the G filter 21b, and the B filter 21c as described above.
[0045]
A signal illuminated with R, G, B light and picked up by the CCD 28 is amplified and A / D converted, and then the multiplexer 35 is sequentially switched by the control circuit 37, whereby the first frame memory 36a and the second frame memory 36a The frame memory 36b and the third frame memory 36c are sequentially stored.
[0046]
The R, G, and B color component image data stored in the frame memories 36a to 36c are simultaneously read out in a predetermined frame period (for example, 33 ms, that is, 1/30 second), and the image processing circuit 38 performs matrix calculation or the like. The analog standard video signal, which is an RGB signal in this case, is output to the monitor 5 through the D / A conversion circuit 39, and is output to the monitor 5. The normal observation image is displayed in color, reflecting the color tone when observing the image.
[0047]
As described above, when the illumination is performed through the B filter 21 c, the reflected light amount on the subject side is cut off on the short wavelength side by the excitation light cut filter 27 and received by the CCD 28. For this reason, the received light amount of the color component image of the B light is smaller (decreased) than the received light amounts of the other color component images of the R and G lights. Therefore, when the RGB signal outputs are adjusted to be uniform, As for the signal output of the B signal, the gain of the B signal is set higher than when a part of the light is not limited.
[0048]
In this state, when the inside of the body cavity is observed in the normal image mode, the B light is greatly attenuated by the absorption of hemoglobin, but the B light limited to 470 to 500 nm by the excitation light cut filter 27 has a small absorption of hemoglobin. The intensity of the B light reaching the CCD 28 is increased. Then, the observation image in the living body cavity in the normal image mode displayed on the monitor becomes reddish.
[0049]
In order to prevent this, the image processing circuit 38 performs gain adjustment in the white balance unit 50 so that the output intensity of each signal of RGB becomes a constant value. At this time, the white balance setting unit 51 stores the RGB gain adjustment values in the white balance unit 50 and attenuates the gain of the B channel by a certain value.
[0050]
The gain adjustment amount of the B channel depends on the hemoglobin concentration in the living body cavity as shown in FIG. This hemoglobin concentration varies depending on the state of the site, organ, and tissue.
In the present embodiment, a constant value is set with the gain adjustment amount of the B channel in the range of 15% to 30% with respect to the hemoglobin concentration of 1% to 4%.
[0051]
The B light, the R light, and the G light whose gains are adjusted in this way are input to the matrix circuit 52. The matrix circuit 52 outputs a parameter suitable for the mode by the parameter setting unit 53 that has obtained the mode signal from the control circuit 37, performs a predetermined matrix operation on the RGB signal whose gain has been adjusted, and outputs a normal image signal. Generate and output.
[0052]
The normal image signal generated by the matrix circuit 52 is gain-adjusted by the γ correction circuit 54, D / A converted by the D / A conversion circuit 39, output to the monitor, and displayed on the monitor as a normal image.
[0053]
In this way, the subject can be observed in the normal image mode. For example, when it is desired to perform fluorescence observation on the subject such as the affected part of interest, the fluorescence mode switch of the mode switch of the scope switch 29 is operated. Then, in response to this operation signal, the control circuit 37 sets the state in which the light source device 3A drives the moving motor 20 to move the switching filter 17 so that the fluorescence observation filter 22 is arranged on the illumination optical path. Switch to fluorescence mode.
[0054]
When the fluorescent mode is set, the light guide fiber 9 of the electronic endoscope 2A is sequentially supplied with fluorescent mode illumination light, that is, light of R1, G1, and E1.
The subject is sequentially irradiated with light of R1, G1, and E1. In the case of R1 and G1 illumination, the operation is the same as when the R and G lights are sequentially irradiated in the normal image mode. That is, in this case, the CCD 28 receives the reflected light from the R1 and G1 subjects. In this case, the CCD 28 takes an image without being affected by the excitation light cut filter 27.
[0055]
On the other hand, when the excitation light E1 is irradiated, the reflected light of the excitation light E1 is almost completely shielded by the excitation light cut filter 27, and from the subject side within the transmission band of the excitation light cut filter 27. Receives fluorescence. Since the intensity of the fluorescence is much smaller than the intensity of the reflected light from the R1 and G1 subjects, the operation is similar to the R, G illumination, B illumination, and signal processing in those cases in the normal image mode. And a fluorescent image is displayed on the monitor. Thus, a good fluorescence image can be obtained even in the fluorescence mode.
[0056]
As a result, the image processing apparatus according to the present embodiment uses an endoscope that captures images in two modes, that is, the normal image mode and the fluorescence image mode with one image sensor, and is good even in the normal image mode. An observation image can be obtained.
[0057]
Further, the image processing circuit 38 in FIG. 6 described above is configured to perform gain adjustment in the normal image mode so that the output intensity of each signal of RGB becomes a constant value in the white balance unit 50. As shown in FIG. 8, after white balance is performed by the white balance unit 50, the matrix circuit 52 may perform gain adjustment in the normal image mode. FIG. 8 is a circuit block diagram showing a modification of the first embodiment of the present invention.
[0058]
As shown in FIG. 8, the image processing circuit 38B includes a matrix circuit 52b that performs gain adjustment in a normal image mode by a predetermined matrix operation, and a parameter setting unit that outputs parameters suitable for the mode to the matrix circuit 52b. 53b and the γ correction circuit. The white balance unit 50b performs normal white balance based on the value set by the white balance setting unit 51b.
[0059]
The matrix circuit 52b performs the matrix calculation after normal white balance is performed by the white balance unit 50b.
This matrix calculation is performed using, for example, a determinant of 3 rows and 3 columns as shown below.
[0060]
[Formula 1]

Further, the gains of the R light and the G light may be increased without reducing the gain of the B light. In this case, this matrix calculation is performed by a determinant as shown below, for example.
[0061]
[Formula 2]

Based on these determinants, the matrix circuit 52b performs matrix calculation on the RGB signals, thereby enabling gain adjustment in the normal image mode, and the observation image in the body cavity in the normal image mode displayed on the monitor. Will be good.
As a result, the image processing unit 38B according to the present modification obtains the same effects as those of the first embodiment.
[0062]
Further, the electronic endoscope 2A may use an excitation light cut filter 27b having a filter characteristic that transmits a wavelength band of 500 to 700 nm as shown in FIG. In this case, the excitation light cut filter 27b has a characteristic of transmitting visible light excluding the wavelength (400 to 500 nm) in the blue band.
Therefore, the light intensity on the light receiving surface (imaging surface) of the CCD 28 is obtained by cutting the entire B light indicated by the two-dot chain line as shown in FIG.
[0063]
In this case, since the signals output to the image processing apparatus 4A are only the R and G light signals, the

image processing units

38 and 38B in FIGS. 4 and 8 convert the B ′ light signal into the G light signal. You may comprise so that the signal processing mentioned above may be performed as allocation, R, G, and G. More specifically, for example, in the image processing unit 38, R light, G light, and G light signals are input to the white balance unit 50, and the white balance unit 50 assigns them instead of B 'light signals. Adjust the gain of G light. In this case, the attenuation set by the white balance setting unit 51 is 40%. Other configurations are the same as those in the first embodiment.
[0064]
(Second Embodiment)
FIG. 11 is a circuit block diagram showing a configuration of an image processing circuit according to the second embodiment of the present invention.
In the second embodiment, in addition to the configuration of the first embodiment, a blue signal is generated according to the hemoglobin concentration of 1% to 4% to correct the gain adjustment amount of the B channel. . Since other configurations are the same as those of the first embodiment, description thereof will be omitted, and the same components will be described with the same reference numerals.
[0065]
That is, as shown in FIG. 11, the image processing circuit 38C of the second embodiment uses B ′ light and R light limited to 470 to 500 nm (or R light and G light), Based on the pigment calculation unit 61 that calculates the amount of hemoglobin, the parameter setting unit 53c that sets parameters suitable for the mode based on the hemoglobin amount calculated by the pigment calculation unit 61, and the parameters set by the parameter setting unit 53c Based on this, the matrix circuit 52c for correcting the gain adjustment amount of the B channel and the γ correction circuit 54 are configured.
[0066]
The parameter setting unit 53c sets a parameter so that the gain of the B signal is attenuated based on the amount of hemoglobin output from the pigment calculation unit 61 in the normal image mode, and outputs the parameter to the matrix circuit 52c. It is like that.
[0067]
The calculation in the dye calculation unit 61 uses the following color signal, and predicts the gain of the signal formed from the B light not restricted by the excitation light cut filter 27 based on the following equation. .
[0068]
The intensity of light reflected from the living body is defined by the following equation.
IB = I0exp (-cd.epsilon.B) (1)
IB '= I0exp (-cd.epsilon.B') (2)
IR = k.I0exp (-cd.epsilon.R) (3)
I0: Output signal after white balance
IB: Reflected light intensity of B when the light is not blocked by the excitation light cut filter 27
IB ′: Reflected light intensity of B when a part of the light is blocked by the excitation light cut filter 27
IR: Reflected light intensity of R light
εB: Absorbance of hemoglobin in the B light band
εB ′: Absorbance of hemoglobin in the B ′ optical band
εR: Absorbance of hemoglobin in the R light band
c: Hemoglobin concentration
d: Optical path length
Note that k is a coefficient at the time of white balance acquisition. In this calculation, after white balance, k = 1 holds. Therefore, k is deleted from the arithmetic expression.
[0069]
Here, the value of IB is calculated from the values of IR and IB '.
Cd is obtained from equations (2) and (3).
[0070]
cd = (logIR−logIB ′) / (εB′−εR)
Substitute cd into the following equation obtained from (1) and (2).

Therefore, the relational expression between IR / IB and IR / IB ′ is obtained by the following expression.
IR / IB = (IR / IB ')^{{(ΕB−εR) / (εB′−εR)}} ... (4)
From the above relational expression, the reflected light intensity of the B light when not blocked in the B light band is obtained.
[0071]
In the above relational expression, the intensity of the B light is predicted based on the relationship between the R light and the B ′ light. However, the intensity of the B light may be predicted based on the relationship between the R light and the G light.
Next, when the amount of dye is determined by R light and G light, B ′ is changed to G in the relational expressions (1) to (3) above.
IB = I0exp (-cd.epsilon.B) (1)
IG = I0exp (-cd.epsilon.G) (2 ')
IR = k.I0exp (-cd.epsilon.R) (3)
IG: Reflected light intensity of G light
εG: Absorbance of hemoglobin in the G light band
Here, the value of IB is calculated from the values of IR and IG.
Cd is obtained from the equations (2 ') and (3).
cd = (logIR−logIG) / (εG−εR)
Substitute cd into the following equation obtained from (1) and (2 ').

Therefore, the relational expression between IR / IB and IR / IG is obtained by the following expression.
IR / IB = (IR / IG)^{{(ΕB-εR) / (εG-εR)}} ... (5 ')
From the above relational expression, the reflected light intensity of the B light when not blocked in the B light band is obtained.
[0072]
The pigment calculation unit 61 calculates the hemoglobin amount based on the reflected light intensity of the B light calculated by the relational expressions (5) and (5 ′) described above, and outputs the calculated value to the parameter setting unit 53c.
The parameter setting unit 53c sets a parameter suitable for the mode based on the hemoglobin amount calculated by the pigment calculation unit 61, and outputs the parameter to the matrix circuit 52c.
[0073]
Based on the parameters set by the parameter setting unit 53c, the matrix circuit 52c generates a blue signal and performs matrix calculation so as to correct the B channel gain adjustment amount.
This matrix calculation is performed using, for example, a determinant of 3 rows and 3 columns as shown below.
[0074]
[Formula 3]

Note that C in Expression 3 is a gain adjustment amount determined based on the hemoglobin amount calculated by the pigment calculation unit 61.
[0075]
The normal image signal generated by the matrix circuit 52c is gain-adjusted by the γ correction circuit 54, D / A converted by the D / A conversion circuit 39, output to the monitor, and displayed on the monitor as a normal image.
[0076]
As a result, the image processing apparatus according to the second embodiment can obtain a good observation image according to the amount of hemoglobin in the normal image mode in addition to the effects of the image processing apparatus according to the first embodiment.
[0077]
The present invention is not limited to the above-described embodiments, and various modifications can be made without departing from the spirit of the invention.
[0078]
[Appendix]
(Additional Item 1) Normal image mode using white light by performing image processing on a signal output from the imaging element of the endoscope in which a bandpass filter that blocks at least a part of the wavelength band of blue is disposed in front of the imaging element And an endoscope image processing device that generates a color image signal by switching between a fluorescence image mode including fluorescence information,
An endoscopic image processing apparatus, comprising: an adjustment unit configured to adjust a gain of a predetermined color signal among the color image signals in the normal image mode.
[0079]
(Additional Item 2) The endoscope according to Additional Item 1, further comprising a generation unit configured to generate a blue signal using a predetermined color signal among the color image signals in the normal image mode. Image processing device.
[0080]
(Additional Item 3) The endoscope image processing apparatus according to Additional Item 1, wherein the adjustment unit attenuates a blue gain.
[0081]
(Additional Item 4) The endoscope image processing apparatus according to Additional Item 1, wherein the adjustment unit amplifies red and green gains.
[0082]
(Additional Item 5) The endoscopic image according to Additional Item 1, wherein the adjustment unit calculates a dye amount by using red and blue or green color signals and sets an adjustment amount of gain. Processing equipment.
[0083]
(Additional Item 6) The endoscope image processing device according to Additional Item 2, wherein the generation unit adjusts a gain of a predetermined color signal to generate a blue signal.
[0084]
(Additional Item 7) According to Additional Item 1 or 2, wherein information regarding the type of the endoscope to be connected is input, and control means for controlling the adjustment means or the generation means is provided based on the information. The endoscope image processing apparatus described.
[0085]
(Additional Item 8) The endoscope image processing device according to Additional Item 3, wherein an attenuation amount of the gain is in a range of 15% to 30%.
[0086]
(Additional Item 9) The endoscope image processing device according to Additional Item 4, wherein an amplification amount of the gain is in a range of 18% to 42%.
[0087]
(Additional Item 10) The endoscope image processing device according to Additional Item 6, wherein the predetermined color signal whose gain is adjusted by the generation unit is green.
[0088]
(Additional Item 11) The endoscope image processing apparatus according to Additional Item 10, wherein the gain adjustment amount is attenuated to 40%.
[0089]
【The invention's effect】
As described above, according to the present invention, a good image can be observed even in the normal image mode by using an endoscope that captures an image in two modes, the normal image mode and the fluorescence image mode, with one image sensor. An endoscopic image processing apparatus can be realized.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is an overall configuration diagram of an endoscope apparatus including a first embodiment.
FIG. 2 is an explanatory diagram showing a configuration of a switching filter provided with a normal observation filter and a fluorescence observation filter.
FIG. 3 is a characteristic diagram showing transmission characteristics with respect to wavelength of a filter.
FIG. 4 is a characteristic diagram showing characteristics of light intensity received by a CCD with respect to wavelength when a white object is observed in a normal image mode.
FIG. 5 is a characteristic diagram showing the characteristics of hemoglobin with respect to wavelength of hemoglobin contained in a living tissue.
6 is a circuit block diagram showing the configuration of the image processing circuit of FIG. 1;
FIG. 7 is a graph showing the relationship between the amount of gain adjustment and the hemoglobin concentration.
8 is a circuit block diagram showing a modification of the image processing circuit in FIG. 6;
FIG. 9 is a characteristic diagram illustrating transmission characteristics of an excitation light cut filter that transmits a wavelength band of 500 to 700 nm.
10 is a characteristic diagram showing characteristics of light intensity received by a CCD in the normal image mode with respect to wavelength in the excitation light cut filter of FIG.
FIG. 11 is a circuit block diagram showing a configuration of an image processing circuit according to a second embodiment of the present invention.
[Explanation of symbols]
1A ... Endoscopic device
2A ... Electronic endoscope
3A ... Light source device
4A ... Image processing apparatus
5 ... Monitor
7 ... Insertion section
8 ... Tip
14 ... Switching filter section
16: Motor for rotation
17 ... Switching filter
21 ... RGB filter
22 ... Filter for fluorescence observation
27 ... Excitation light cut filter
28 ... CCD
37 ... Control circuit
50 ... White balance section
51 ... White balance setting section
52. Matrix circuit
53 ... Parameter setting section
54 ... γ correction circuit

Claims

A bandpass filter that blocks at least a part of the wavelength band of blue is subjected to image processing on the signal output from the imaging element of the endoscope arranged in front of the imaging element, and the normal image mode using white light and fluorescence information In an endoscope image processing apparatus that generates a color image signal by switching between including a fluorescent image mode,
In the normal image mode, a dye amount calculating means for calculating a predetermined dye amount using a red color signal and a blue or green color signal;
An adjusting means for adjusting a gain of a predetermined color signal among the color image signals based on the predetermined dye amount calculated by the dye amount calculating means in the normal image mode ;
An image processing apparatus for an endoscope , comprising:

The endoscope image processing apparatus according to claim 1, wherein the pigment amount is a hemoglobin amount.