JP6681971B2 - Processor and endoscope system - Google Patents

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本発明は、特定の生体構造を術者に観察させることが可能なプロセッサに関する。   The present invention relates to a processor that allows an operator to observe a specific anatomy.
病変部等の被写体を観察するための電子内視鏡システムが医療現場にて使用されている。医用の電子内視鏡システムの一例として、特定の生体構造を術者に観察させることが可能なものが知られている(例えば特許文献1参照)。特許文献1に記載の電子内視鏡システムをはじめとするこの種の電子内視鏡システムは、特定の生体構造に対して高い吸収特性を持つ波長域の光によって被写体を照射し、照射された被写体からの戻り光を受光し、受光された戻り光を用いて特定の生体構造を強調する分光画像を生成する。   An electronic endoscope system for observing a subject such as a lesion is used in a medical field. As an example of a medical electronic endoscope system, a system that allows an operator to observe a specific biological structure is known (see, for example, Patent Document 1). This type of electronic endoscope system including the electronic endoscope system described in Patent Document 1 irradiates a subject with light in a wavelength range having high absorption characteristics for a specific biological structure, and is irradiated with the subject. The return light from the subject is received, and the received return light is used to generate a spectral image that emphasizes a specific anatomy.
特許第3607857号公報Japanese Patent No. 3607857
特許文献1に記載の電子内視鏡システムは、特定の生体構造(例えば血管構造)の分光画像を生成するため、光源より照射された白色の照射光を所定の狭帯域フィルタを介して狭帯域化し、狭帯域化された照射光によって生体を照射する。この種の狭帯域フィルタには、血管強調に適した波長域の光だけを透過させる特性を持つものが理想的である。しかし、実際の狭帯域フィルタは、血管強調に適した波長域に透過ピークを持つと共にある程度の半値幅を持つものとなっており、血管強調に適した波長域以外の波長域の光も透過させる。そのため、画像全体が明るくなり、血管構造とそれ以外の構造(例えば粘膜構造など)とのコントラストが低下するという問題が指摘される。   The electronic endoscope system described in Patent Document 1 generates a spectral image of a specific biological structure (for example, a blood vessel structure), and thus white irradiation light emitted from a light source is narrow-banded through a predetermined narrow-band filter. Then, the living body is irradiated with the narrowed band-shaped irradiation light. Ideally, this type of narrow band filter has a characteristic of transmitting only light in a wavelength range suitable for blood vessel enhancement. However, an actual narrow-band filter has a transmission peak in a wavelength range suitable for blood vessel enhancement and a half-value width to some extent, and transmits light in a wavelength range other than the wavelength range suitable for blood vessel enhancement. . Therefore, it is pointed out that the whole image becomes bright and the contrast between the blood vessel structure and other structures (for example, mucous membrane structure) is lowered.
本発明は上記の事情に鑑みてなされたものであり、その目的とするところは、分光画像内における特定の生体構造とそれ以外の構造とのコントラストを向上させるのに好適なプロセッサを提供することである。   The present invention has been made in view of the above circumstances, and an object thereof is to provide a processor suitable for improving the contrast between a specific anatomical structure and other structures in a spectral image. Is.
本発明の実施形態に係るプロセッサは、所定のカラー配列を持つ画素群内の注目画素の輝度値を取得する輝度値取得手段を備える。輝度値取得手段は、注目画素の周辺に位置する周辺画素のうち特定の生体構造を強調するための特定波長域にピーク感度を持つ画素の信号を用いて注目画素の信号を演算することにより、注目画素での特定波長域の感度を上昇させ、特定波長域の感度が上昇された信号を用いて注目画素の輝度値を取得する。   The processor according to the embodiment of the present invention includes a brightness value acquisition unit that acquires a brightness value of a pixel of interest in a pixel group having a predetermined color array. The brightness value acquisition means calculates the signal of the pixel of interest by using the signal of the pixel having the peak sensitivity in the specific wavelength region for emphasizing the specific biological structure among the peripheral pixels located around the pixel of interest, The sensitivity of the pixel of interest in the specific wavelength band is increased, and the luminance value of the pixel of interest is acquired using the signal with the increased sensitivity of the specific wavelength band.
本実施形態によれば、例えば、特定の生体構造以外が写る画素での輝度が増加することにより、特定の生体構造が写る画素(暗部)と特定の生体構造以外が写る画素(明部)とのコントラストが向上する。   According to the present embodiment, for example, by increasing the brightness of a pixel other than a specific biological structure, a pixel (dark portion) in which a specific biological structure is captured and a pixel (bright portion) in which a specific biological structure is not captured. The contrast is improved.
特定波長域は、例えばヘモグロビンの吸収が大きい波長域である。   The specific wavelength range is, for example, a wavelength range in which hemoglobin absorption is large.
プロセッサは、可視光領域を含む光を射出する光源と、光源より照射された照射光を特定波長域に対応する狭帯域光にフィルタリングする光学フィルタとを備えた構成としてもよい。この構成において、輝度値取得手段は、狭帯域光によって照射された被写体を撮像した所定の外部装置から、所定のカラー配列を持つ画素群を構成する各画素の信号が入力される。   The processor may be configured to include a light source that emits light including a visible light region, and an optical filter that filters the irradiation light emitted from the light source into a narrow band light corresponding to a specific wavelength range. In this configuration, the brightness value acquisition unit receives a signal of each pixel forming a pixel group having a predetermined color array from a predetermined external device that images a subject illuminated by the narrow band light.
プロセッサは、光源の照射光路に対して光学フィルタを挿入し又は退避させる光学フィルタ切替手段と、ユーザによる入力操作を受け付ける操作手段とを備えた構成であってもよい。この構成において、光学フィルタ切替手段は、操作手段が受け付けた入力操作に従って光学フィルタを照射光路に挿入し又は照射光路から退避させる。   The processor may be configured to include an optical filter switching unit that inserts or retracts an optical filter in the irradiation light path of the light source, and an operation unit that receives an input operation by the user. In this configuration, the optical filter switching unit inserts the optical filter into the irradiation optical path or retracts it from the irradiation optical path according to the input operation received by the operation unit.
輝度値取得手段は、光学フィルタが照射光路から退避されている期間中、上記の感度を上昇させる処理を行うことなく画素群内の注目画素の輝度値を取得し、光学フィルタが照射光路に挿入されている期間中、上記の感度を上昇させる処理を行ったうえで画素群内の注目画素の輝度値を取得する構成としてもよい。   The brightness value acquisition means acquires the brightness value of the pixel of interest in the pixel group without performing the above-described processing for increasing the sensitivity during the period when the optical filter is retracted from the irradiation light path, and the optical filter inserts it in the irradiation light path. It is also possible to adopt a configuration in which the luminance value of the target pixel in the pixel group is acquired after performing the above-described processing for increasing the sensitivity during the period.
プロセッサは、各画素の信号に対するマトリックス演算を行うマトリックス演算手段を備えた構成としてもよい。この構成において、マトリックス演算手段は、光学フィルタが照射光路から退避されている期間中、第一のマトリックス係数を用いてマトリックス演算を行い、光学フィルタが照射光路に挿入されている期間中、第一のマトリックス係数と異なる第二のマトリックス係数を用いてマトリックス演算を行う。   The processor may be configured to include a matrix calculation unit that performs a matrix calculation on the signal of each pixel. In this configuration, the matrix calculation means performs the matrix calculation using the first matrix coefficient during the period when the optical filter is retracted from the irradiation optical path, and the first calculation is performed during the period when the optical filter is inserted in the irradiation optical path. A matrix operation is performed using a second matrix coefficient different from the matrix coefficient of.
本発明の実施形態によれば、分光画像内における特定の生体構造とそれ以外の構造とのコントラストを向上させるのに好適なプロセッサが提供される。   According to the embodiments of the present invention, a processor suitable for improving the contrast between a specific anatomical structure and other structures in a spectral image is provided.
本発明の実施形態の電子内視鏡システムの外観図である。1 is an external view of an electronic endoscope system according to an embodiment of the present invention. 本発明の実施形態の電子内視鏡システムのブロック図である。It is a block diagram of an electronic endoscope system of an embodiment of the present invention. 本発明の実施形態のプロセッサに備えられた光学フィルタの分光特性例を示す図である。It is a figure which shows the spectral characteristic example of the optical filter with which the processor of embodiment of this invention was equipped. ヘモグロビンの吸収特性を示す図である。It is a figure which shows the absorption characteristic of hemoglobin. 本発明の実施形態の電子スコープに備えられた固体撮像素子の画素配置を示す図である。It is a figure which shows the pixel arrangement of the solid-state image sensor with which the electronic scope of embodiment of this invention was equipped. 混合信号(Wr、Gb、Wb、Gr)の分光特性を示す図である。It is a figure which shows the spectral characteristic of a mixed signal (Wr, Gb, Wb, Gr). 本発明の実施形態のプロセッサに備えられた第二の前段処理回路による輝度補正処理を説明するための図である。It is a figure for demonstrating the brightness | luminance correction process by the 2nd pre-stage processing circuit with which the processor of embodiment of this invention was equipped. 表層付近及び深層の血管構造を模式的に示す模式図と、モニタの表示画面に表示される分光画像例を示す図である。It is a schematic diagram which shows typically the blood-vessel structure of the surface layer vicinity and a deep layer, and the figure which shows the example of a spectroscopic image displayed on the display screen of a monitor.
以下、本発明の実施形態について図面を参照しながら説明する。なお、以下においては、本発明の一実施形態として電子内視鏡システムを例に取り説明する。   Hereinafter, embodiments of the present invention will be described with reference to the drawings. In the following, an electronic endoscope system will be described as an example of an embodiment of the present invention.
[電子内視鏡システム1の全体構成]
図1は、本実施形態の電子内視鏡システム1の外観図である。図1に示されるように、本実施形態の電子内視鏡システム1は、電子スコープ100及びプロセッサ200を備えている。プロセッサ200は、電子スコープ100からの信号を処理する信号処理装置と、自然光の届かない体腔内を電子スコープ100を介して照射する光源装置とを一体に備えた装置である。別の実施形態では、信号処理装置と光源装置とを別体で構成してもよい。
[Overall configuration of electronic endoscope system 1]
FIG. 1 is an external view of an electronic endoscope system 1 of this embodiment. As shown in FIG. 1, the electronic endoscope system 1 of the present embodiment includes an electronic scope 100 and a processor 200. The processor 200 is a device that integrally includes a signal processing device that processes a signal from the electronic scope 100 and a light source device that irradiates the inside of a body cavity where natural light does not reach via the electronic scope 100. In another embodiment, the signal processing device and the light source device may be separately configured.
図1に示されるように、電子スコープ100は、可撓性を有するシースによって外装された挿入部可撓管11を備えている。挿入部可撓管11の先端部分(屈曲部14)は、挿入部可撓管11の基端に連結された手元操作部13からの遠隔操作に応じて屈曲する。屈曲機構は、一般的な内視鏡に組み込まれている周知の機構であり、手元操作部13の湾曲操作ノブの回転操作に連動した操作ワイヤの牽引によって屈曲部14を屈曲させる。屈曲部14の先端には、硬質性を有する樹脂製筐体によって外装された先端部12の基端が連結している。先端部12の方向が湾曲操作ノブの回転操作による屈曲動作に応じて変わることにより、電子スコープ100による撮影領域が移動する。   As shown in FIG. 1, the electronic scope 100 includes an insertion portion flexible tube 11 that is covered with a flexible sheath. The distal end portion (bending portion 14) of the insertion portion flexible tube 11 bends in accordance with a remote operation from the hand operation portion 13 connected to the base end of the insertion portion flexible tube 11. The bending mechanism is a well-known mechanism incorporated in a general endoscope, and bends the bending portion 14 by pulling an operation wire that is interlocked with the rotation operation of the bending operation knob of the hand operation portion 13. The base end of the tip portion 12 which is covered with a hard resin casing is connected to the tip of the bent portion 14. The imaging region of the electronic scope 100 is moved by changing the direction of the distal end portion 12 according to the bending operation by the rotation operation of the bending operation knob.
プロセッサ200には、電子スコープ100の基端に設けられたコネクタ部10に対応する連結構造を持つコネクタ部20が設けられている。コネクタ部20は、コネクタ部10と機械的に接続されることにより、電子スコープ100とプロセッサ200とを電気的にかつ光学的に接続する。   The processor 200 is provided with a connector section 20 having a connection structure corresponding to the connector section 10 provided at the base end of the electronic scope 100. The connector unit 20 is mechanically connected to the connector unit 10 to electrically and optically connect the electronic scope 100 and the processor 200.
図2は、本実施形態の電子内視鏡システム1の構成を示すブロック図である。図2に示されるように、電子内視鏡システム1には、モニタ300がプロセッサ200に接続されている。   FIG. 2 is a block diagram showing the configuration of the electronic endoscope system 1 of this embodiment. As shown in FIG. 2, the monitor 300 is connected to the processor 200 in the electronic endoscope system 1.
図2に示されるように、プロセッサ200は、システムコントローラ202、タイミングコントローラ204を有している。システムコントローラ202は、メモリ222に記憶された各種プログラムを実行することにより、電子内視鏡システム1の全体を統括的に制御する。また、システムコントローラ202は、操作パネル218に入力されるユーザ(術者又は補助者)による指示に応じて電子内視鏡システム1の各種設定を変更する。タイミングコントローラ204は、各部の動作のタイミングを調整するクロックパルスを電子内視鏡システム1内の各回路に出力する。   As shown in FIG. 2, the processor 200 has a system controller 202 and a timing controller 204. The system controller 202 executes various programs stored in the memory 222 to centrally control the entire electronic endoscope system 1. In addition, the system controller 202 changes various settings of the electronic endoscope system 1 according to an instruction from a user (operator or assistant) input on the operation panel 218. The timing controller 204 outputs a clock pulse for adjusting the operation timing of each unit to each circuit in the electronic endoscope system 1.
ランプ208は、ランプ電源イグナイタ206による始動後、主に可視光領域から不可視である赤外光領域に広がるスペクトルを持つ光(又は少なくとも可視光領域を含む光)を射出する。ランプ208には、キセノンランプ、ハロゲンランプ、メタルハライドランプ等の高輝度ランプが適している。ランプ208より射出された照射光は、集光レンズ210によって集光されつつ絞り212を介して適正な光量に制限される。   After the lamp 208 is started by the lamp power igniter 206, the lamp 208 mainly emits light (or light including at least the visible light region) having a spectrum extending from the visible light region to the invisible infrared light region. A high-intensity lamp such as a xenon lamp, a halogen lamp, or a metal halide lamp is suitable for the lamp 208. The irradiation light emitted from the lamp 208 is condensed by the condensing lens 210 and is limited to an appropriate light amount through the diaphragm 212.
絞り212には、図示省略されたアームやギヤ等の伝達機構を介してモータ214が機械的に連結している。モータ214は例えばDCモータであり、ドライバ216のドライブ制御下で駆動する。絞り212は、モニタ300の表示画面に表示される映像を適正な明るさにするため、モータ214により動作され開度が変えられる。ランプ208より照射された光の光量は、絞り212の開度に応じて制限される。適正とされる映像の明るさの基準は、術者による操作パネル218の輝度調節操作に応じて設定変更される。なお、ドライバ216を制御して輝度調整を行う調光回路は周知の回路であり、本明細書においては省略することとする。   A motor 214 is mechanically connected to the diaphragm 212 via a transmission mechanism such as an arm or gear (not shown). The motor 214 is, for example, a DC motor and is driven under the drive control of the driver 216. The aperture 212 is operated by the motor 214 to change the opening in order to make the image displayed on the display screen of the monitor 300 have proper brightness. The amount of light emitted from the lamp 208 is limited according to the opening of the diaphragm 212. The proper image brightness standard is changed according to the brightness adjustment operation of the operation panel 218 by the operator. Note that the dimming circuit that controls the driver 216 to adjust the luminance is a known circuit and is omitted in this specification.
操作パネル218の構成には種々の形態がある。操作パネル218の具体的構成としては、例えば、プロセッサ200のフロント面に実装された機能毎のハードウェアキーやタッチパネル式GUI(Graphical User Interface)、ハードウェアキーとGUIとの組合せ等が考えられる。   The operation panel 218 has various configurations. As a specific configuration of the operation panel 218, for example, a hardware key for each function mounted on the front surface of the processor 200, a touch panel GUI (Graphical User Interface), a combination of a hardware key and a GUI, or the like can be considered.
絞り212を通過した照射光は、光学フィルタ213により分光される。光学フィルタ213により分光された照射光は、LCB(Light Carrying Bundle)102の入射端に入射される。図3(a)、図3(b)のそれぞれに、光学フィルタ213の分光特性を例示する。図3(a)、図3(b)の各図中、縦軸は透過率を示し、横軸は波長(単位:nm)を示す。また、図4に、ヘモグロビンの吸収特性を示す。図4中、縦軸は吸収率を示し、横軸は波長(単位:nm)を示す。図3及び図4から判るように、光学フィルタ213は、ヘモグロビンに対する吸収特性の高い波長域(420nm付近や550nm付近の波長域)に透過ピークを持つ。420nm付近の波長域の光は表層付近の血管構造を観察するのに適しており、550nm付近の波長域の光は深層の血管構造を観察するのに適している。   The irradiation light that has passed through the diaphragm 212 is separated by the optical filter 213. The irradiation light separated by the optical filter 213 is incident on the incident end of an LCB (Light Carrying Bundle) 102. The spectral characteristics of the optical filter 213 are illustrated in FIGS. 3A and 3B, respectively. 3A and 3B, the vertical axis represents the transmittance and the horizontal axis represents the wavelength (unit: nm). In addition, FIG. 4 shows the absorption characteristics of hemoglobin. In FIG. 4, the vertical axis represents the absorptance and the horizontal axis represents the wavelength (unit: nm). As can be seen from FIGS. 3 and 4, the optical filter 213 has a transmission peak in a wavelength range having high absorption characteristics for hemoglobin (a wavelength range near 420 nm or 550 nm). Light in the wavelength range near 420 nm is suitable for observing the blood vessel structure near the surface layer, and light in the wavelength range near 550 nm is suitable for observing the deep blood vessel structure.
光学フィルタ213には、ドライバ216のドライブ制御下で駆動するモータ215が、図示省略されたアームやギヤ等の伝達機構を介して機械的に連結している。モータ215は、術者による操作パネル218のモード切替操作(後述)に応じて光学フィルタ213を光路に挿入し又は光路から退避させる。光学フィルタ213が光路から退避している期間は、絞り212を通過した照射光がLCB102の入射端に直接入射される。モータ215は、例えばガルバノモータやサーボモータである。   A motor 215, which is driven under the drive control of a driver 216, is mechanically connected to the optical filter 213 via a transmission mechanism such as an arm or gear (not shown). The motor 215 inserts the optical filter 213 into the optical path or retracts it from the optical path according to a mode switching operation (described later) of the operation panel 218 by the operator. While the optical filter 213 is retracting from the optical path, the irradiation light that has passed through the diaphragm 212 is directly incident on the incident end of the LCB 102. The motor 215 is, for example, a galvano motor or a servo motor.
入射端よりLCB102内に入射された照射光は、LCB102内を全反射を繰り返すことによって伝播する。LCB102内を伝播した照射光は、電子スコープ100の先端部12内に配置されたLCB102の射出端より射出され、配光レンズ104を介して被写体を照射する。   The irradiation light that has entered the LCB 102 from the entrance end propagates through the LCB 102 by repeating total reflection. The irradiation light propagating in the LCB 102 is emitted from the exit end of the LCB 102 arranged in the tip portion 12 of the electronic scope 100, and illuminates the subject through the light distribution lens 104.
被写体からの戻り光は、対物レンズ106を介して固体撮像素子108の受光面上の各画素で光学像を結ぶ。図5は、固体撮像素子108の画素配置を示す図である。図5に示されるように、固体撮像素子108は、補色市松型画素配置を有するインターレース方式の単板式カラーCCD(Charge Coupled Device)イメージセンサである。固体撮像素子108は、受光面上の各画素で結像した光学像を光量に応じた電荷として蓄積して、イエローYe、シアンCy、グリーンG、マゼンタMgの各補色信号を得る。   The return light from the subject forms an optical image at each pixel on the light receiving surface of the solid-state image sensor 108 via the objective lens 106. FIG. 5 is a diagram showing a pixel arrangement of the solid-state image sensor 108. As shown in FIG. 5, the solid-state imaging device 108 is an interlaced single-plate color CCD (Charge Coupled Device) image sensor having a complementary color checkered pixel arrangement. The solid-state image sensor 108 accumulates the optical image formed by each pixel on the light receiving surface as electric charges according to the amount of light, and obtains complementary color signals of yellow Ye, cyan Cy, green G, and magenta Mg.
固体撮像素子108は、実質的な感度向上やフレームレート向上のため、垂直方向に隣接する2つの画素の補色信号を加算し混合して出力する。混合信号は4通り(Wr、Gb、Wb、Gr)あり、それぞれ次のように定義される。
Wr=Mg+Ye
Gb=G+Cy
Wb=Mg+Cy
Gr=G+Ye
The solid-state imaging device 108 adds, mixes, and outputs complementary color signals of two vertically adjacent pixels in order to substantially improve sensitivity and frame rate. There are four mixed signals (Wr, Gb, Wb, Gr), which are defined as follows.
Wr = Mg + Ye
Gb = G + Cy
Wb = Mg + Cy
Gr = G + Ye
固体撮像素子108は、奇数フィールドではN1ラインから混合信号Wr、Gbを出力し、N2ラインから混合信号Wb、Grを出力する。偶数フィールドにおいては、混合する組合せを変更して、N1ラインから1ラインずれたN1’ラインから混合信号Wb、Grを出力し、N2ラインから1ラインずれたN2’ラインから混合信号Wr、Gbを出力する。混合信号(Wr、Gb、Wb、Gr)は、プリアンプ110による信号増幅後、ドライバ信号処理回路112を介して信号処理回路220に入力される。なお、固体撮像素子108のカラー配列は、例えばベイヤ型であってもよい。また、固体撮像素子108は、CMOS(Complementary Metal Oxide Semiconductor)イメージセンサに置き換えてもよい。   The solid-state image sensor 108 outputs the mixed signals Wr and Gb from the N1 line and the mixed signals Wb and Gr from the N2 line in the odd field. In the even-numbered field, the combination to be mixed is changed so that the mixed signals Wb and Gr are output from the N1 ′ line which is shifted by 1 line from the N1 line and the mixed signals Wr and Gb are output from the N2 ′ line which is shifted by 1 line from the N2 line. Output. The mixed signals (Wr, Gb, Wb, Gr) are input to the signal processing circuit 220 via the driver signal processing circuit 112 after signal amplification by the preamplifier 110. The color array of the solid-state image sensor 108 may be, for example, a Bayer type. Further, the solid-state image sensor 108 may be replaced with a CMOS (Complementary Metal Oxide Semiconductor) image sensor.
電子スコープ100には、ドライバ信号処理回路112及びメモリ14が備えられている。ドライバ信号処理回路112は、メモリ114にアクセスして電子スコープ100の固有情報を読み出す。メモリ114に記録される電子スコープ100の固有情報には、例えば、固体撮像素子108の画素数や感度、動作可能なフレームレート、型番等が含まれる。ドライバ信号処理回路112は、メモリ114より読み出された固有情報をシステムコントローラ202に出力する。   The electronic scope 100 includes a driver signal processing circuit 112 and a memory 14. The driver signal processing circuit 112 accesses the memory 114 and reads the unique information of the electronic scope 100. The unique information of the electronic scope 100 recorded in the memory 114 includes, for example, the number of pixels and sensitivity of the solid-state imaging device 108, operable frame rate, model number, and the like. The driver signal processing circuit 112 outputs the unique information read from the memory 114 to the system controller 202.
システムコントローラ202は、電子スコープ100の固有情報に基づいて各種演算を行い、制御信号を生成する。システムコントローラ202は、生成された制御信号を用いて、プロセッサ200に接続中の電子スコープに適した処理がされるようにプロセッサ200内の各種回路の動作やタイミングを制御する。   The system controller 202 performs various calculations based on the unique information of the electronic scope 100 to generate a control signal. The system controller 202 uses the generated control signal to control the operation and timing of various circuits in the processor 200 so that processing suitable for the electronic scope connected to the processor 200 is performed.
タイミングコントローラ204は、システムコントローラ202によるタイミング制御に従って、ドライバ信号処理回路112及び信号処理回路220にクロックパルスを供給する。ドライバ信号処理回路112は、タイミングコントローラ204から供給されるクロックパルスに従って、固体撮像素子108をプロセッサ200側で処理される映像のフレームレートに同期したタイミングで駆動制御する。   The timing controller 204 supplies a clock pulse to the driver signal processing circuit 112 and the signal processing circuit 220 according to the timing control by the system controller 202. The driver signal processing circuit 112 drives and controls the solid-state imaging device 108 at a timing synchronized with the frame rate of the image processed by the processor 200, according to the clock pulse supplied from the timing controller 204.
図2に示されるように、信号処理回路220は、セレクタ220a、第一の前段処理回路220b1、第二の信号処理回路220b2、マトリックス回路220c及び画像信号処理回路220dを有している。   As shown in FIG. 2, the signal processing circuit 220 includes a selector 220a, a first pre-stage processing circuit 220b1, a second signal processing circuit 220b2, a matrix circuit 220c, and an image signal processing circuit 220d.
電子内視鏡システム1の動作モードは、術者による操作パネル218のモード切替操作に従い、通常観察モード又は特殊観察モードに切り替わる。以下に、各モードにおける電子内視鏡システム1の動作を説明する。   The operation mode of the electronic endoscope system 1 is switched to the normal observation mode or the special observation mode according to the mode switching operation of the operation panel 218 by the operator. The operation of the electronic endoscope system 1 in each mode will be described below.
[通常観察モード]
通常観察モードは、通常のカラー画像をモニタ300の表示画面に表示させるモードである。電子内視鏡システム1の動作モードが通常観察モードに設定されると、光学フィルタ213が光路から退避される。そのため、被写体には白色の照射光が照射される。固体撮像素子108は、白色の照射光により照射された被写体からの戻り光を受光し、受光された戻り光を元に混合信号(Wr、Gb、Wb、Gr)を生成し出力する。固体撮像素子108より出力された混合信号(Wr、Gb、Wb、Gr)は、プリアンプ110による信号増幅後、ドライバ信号処理回路112を介して信号処理回路220に入力される。
[Normal observation mode]
The normal observation mode is a mode in which a normal color image is displayed on the display screen of the monitor 300. When the operation mode of the electronic endoscope system 1 is set to the normal observation mode, the optical filter 213 is retracted from the optical path. Therefore, the subject is illuminated with white illumination light. The solid-state imaging device 108 receives the return light from the subject illuminated by the white illumination light, generates a mixed signal (Wr, Gb, Wb, Gr) based on the received return light, and outputs it. The mixed signals (Wr, Gb, Wb, Gr) output from the solid-state image sensor 108 are input to the signal processing circuit 220 via the driver signal processing circuit 112 after signal amplification by the preamplifier 110.
通常観察モードへの設定時には、光学フィルタ213の切替動作だけでなくセレクタ220aの出力が第一の前段処理回路220b1に切り替わる。そのため、信号処理回路220に入力された混合信号(Wr、Gb、Wb、Gr)は、セレクタ220aを介して第一の前段処理回路220b1に入力される。第一の前段処理回路220b1は、入力された混合信号(Wr、Gb、Wb、Gr)に対して信号処理を施す。具体的には、第一の前段処理回路220b1は、入力された混合信号(Wr、Gb、Wb、Gr)に対し、Y/C分離、色補間等の所定の信号処理を施し、色補間後の信号をマトリックス回路220cに出力すると共に、混合信号(Wr、Gb、Wb、Gr)から輝度信号(Y)を生成して画像信号処理回路220dに出力する。マトリックス回路220cは、入力された色補間後の信号に対して所定のカラーマトリックス演算を行う。カラーマトリクス演算では、第一の前段処理回路220b1より入力される色補間後の信号が通常のカラー画像に適したカラーマトリクス係数(第一の係数)と乗算されることにより、原色信号(R、G、B)に変換される。変換後の原色信号(R、G、B)は、画像信号処理回路220dに入力される。画像信号処理回路220dは、マトリックス回路220cより入力される原色信号(R、G、B)に対してホワイトバランス調整、γ補正等の所定の信号処理を施した後、色差信号(R−Y、B−Y)を生成する。画像信号処理回路220dは、生成された色差信号(R−Y、B−Y)及び輝度信号(Y)をNTSC(National Television System Committee)やPAL(Phase Alternating Line)等の所定の規格に準拠したビデオ信号に変換し、変換されたビデオ信号をモニタ300に出力する。ビデオ信号がモニタ300に順次入力することにより、被写体の通常のカラー画像がモニタ300の表示画面に表示される。   When the normal observation mode is set, not only the switching operation of the optical filter 213 but also the output of the selector 220a is switched to the first pre-processing circuit 220b1. Therefore, the mixed signals (Wr, Gb, Wb, Gr) input to the signal processing circuit 220 are input to the first pre-processing circuit 220b1 via the selector 220a. The first pre-stage processing circuit 220b1 performs signal processing on the input mixed signal (Wr, Gb, Wb, Gr). Specifically, the first pre-processing circuit 220b1 performs predetermined signal processing such as Y / C separation and color interpolation on the input mixed signals (Wr, Gb, Wb, Gr), and after color interpolation. Signal is output to the matrix circuit 220c, and a luminance signal (Y) is generated from the mixed signal (Wr, Gb, Wb, Gr) and output to the image signal processing circuit 220d. The matrix circuit 220c performs a predetermined color matrix calculation on the input color-interpolated signal. In the color matrix calculation, the color-interpolated signal input from the first pre-processing circuit 220b1 is multiplied by a color matrix coefficient (first coefficient) suitable for a normal color image, so that the primary color signal (R, G, B). The converted primary color signals (R, G, B) are input to the image signal processing circuit 220d. The image signal processing circuit 220d performs predetermined signal processing such as white balance adjustment and γ correction on the primary color signals (R, G, B) input from the matrix circuit 220c, and then the color difference signals (RY, BY) is generated. The image signal processing circuit 220d complies the generated color difference signals (RY, BY) and luminance signal (Y) with a predetermined standard such as NTSC (National Television System Committee) or PAL (Phase Alternating Line). The video signal is converted into a video signal, and the converted video signal is output to the monitor 300. A normal color image of the subject is displayed on the display screen of the monitor 300 by sequentially inputting the video signal to the monitor 300.
[特殊観察モード]
特殊観察モードは、特定の生体構造を強調する分光画像をモニタ300の表示画面に表示させるモードである。電子内視鏡システム1の動作モードが特殊観察モードに設定されると、光学フィルタ213が光路に挿入される。そのため、被写体には光学フィルタ213による狭帯域光(図3参照)が照射される。固体撮像素子108は、狭帯域光により照射された被写体からの戻り光を受光し、受光された戻り光を元に混合信号(Wr、Gb、Wb、Gr)を生成し出力する。固体撮像素子108より出力された混合信号(Wr、Gb、Wb、Gr)は、プリアンプ110による信号増幅後、ドライバ信号処理回路112を介して信号処理回路220に入力される。
[Special observation mode]
The special observation mode is a mode in which a spectral image that emphasizes a specific biological structure is displayed on the display screen of the monitor 300. When the operation mode of the electronic endoscope system 1 is set to the special observation mode, the optical filter 213 is inserted in the optical path. Therefore, the narrow band light (see FIG. 3) by the optical filter 213 is applied to the subject. The solid-state imaging device 108 receives the return light from the subject illuminated by the narrow band light, generates a mixed signal (Wr, Gb, Wb, Gr) based on the received return light, and outputs the mixed signal. The mixed signals (Wr, Gb, Wb, Gr) output from the solid-state image sensor 108 are input to the signal processing circuit 220 via the driver signal processing circuit 112 after signal amplification by the preamplifier 110.
特殊観察モードへの設定時には、光学フィルタ213の切替動作だけでなくセレクタ220aの出力が第二の前段処理回路220b2に切り替わる。そのため、信号処理回路220に入力された混合信号(Wr、Gb、Wb、Gr)は、セレクタ220aを介して第二の前段処理回路220b2に入力される。   When the special observation mode is set, not only the switching operation of the optical filter 213 but also the output of the selector 220a is switched to the second pre-processing circuit 220b2. Therefore, the mixed signals (Wr, Gb, Wb, Gr) input to the signal processing circuit 220 are input to the second pre-stage processing circuit 220b2 via the selector 220a.
第二の前段処理回路220b2は、分光画像内における特定の生体構造とそれ以外の構造とのコントラストが向上するように、各画素の輝度値を生成する。本実施形態において、特性の生体構造は、表層付近や深層の血管構造である。以下、表層付近や深層の血管構造を強調するための波長域を「特定波長域」と記す。特定波長域は、420nm付近や550nm付近の波長域である。第二の前段処理回路220b2は、混合信号(Wr、Gb、Wb、Gr)を演算して各画素での特定波長域の感度を上昇させることにより、分光画像内における特定の生体構造とそれ以外の構造とのコントラストを向上させるような輝度を生成する。   The second pre-processing circuit 220b2 generates the brightness value of each pixel so that the contrast between the specific biological structure in the spectroscopic image and other structures is improved. In this embodiment, the characteristic biological structure is a blood vessel structure near the surface layer or in the deep layer. Hereinafter, the wavelength range for emphasizing the blood vessel structure near the surface layer or in the deep layer will be referred to as “specific wavelength range”. The specific wavelength region is a wavelength region around 420 nm or around 550 nm. The second pre-processing circuit 220b2 calculates the mixed signal (Wr, Gb, Wb, Gr) to increase the sensitivity of each pixel in a specific wavelength range, thereby eliminating the specific biological structure in the spectroscopic image and other components. The brightness is generated so as to improve the contrast with the structure.
図6は、混合信号(Wr、Gb、Wb、Gr)の分光特性を示す図である。図6中、縦軸は感度を示し、横軸は波長(単位:nm)を示す。図6に示されるように、混合信号(Wr、Gb、Wb、Gr)のうち混合信号Wbは、特定波長域(420nm付近の波長域)の感度が最も高い信号であり、特定波長域(420nm付近の波長域)にピーク感度を持つ。また、混合信号(Wr、Gb、Wb、Gr)のうち混合信号Gbは、2つの特定波長域(420nm付近及び550nm付近の波長域)に高いピーク感度を持つ。   FIG. 6 is a diagram showing spectral characteristics of mixed signals (Wr, Gb, Wb, Gr). In FIG. 6, the vertical axis represents sensitivity and the horizontal axis represents wavelength (unit: nm). As shown in FIG. 6, of the mixed signals (Wr, Gb, Wb, Gr), the mixed signal Wb is the signal with the highest sensitivity in the specific wavelength range (wavelength range near 420 nm), and the specific wavelength range (420 nm). It has peak sensitivity in the near wavelength range). The mixed signal Gb of the mixed signals (Wr, Gb, Wb, Gr) has high peak sensitivity in two specific wavelength bands (wavelength bands near 420 nm and 550 nm).
図7(a)及び図7(b)は、第二の前段処理回路220b2による輝度生成処理を説明するための図である。図7(a)に、固体撮像素子108より奇数フィールドに出力される混合信号(Wr、Gb、Wb、Gr)を画素配置に従って並べた配置図を示す。図7(a)の配置図には、説明の便宜上、縦列、横列の各列に序数1〜4を付す。また、図7(b)に、輝度生成のための混合信号(Wr、Gb、Wb、Gr)を演算する際に用いられる式(1)〜(4)を例示する。式(1)〜(4)の各符号には2つの下付き文字が付される。各符号の左側の下付き文字は配置図の縦列の序数を表し、右側の下付き文字は配置図の横列の序数を表す。式(1)は混合信号Wr22の演算式を示し、式(2)は混合信号Gb23の演算式を示し、式(3)は混合信号Gr32の演算式を示し、式(4)は混合信号Wb33の演算式を示す。 FIG. 7A and FIG. 7B are diagrams for explaining the brightness generation process by the second pre-stage processing circuit 220b2. FIG. 7A is a layout diagram in which the mixed signals (Wr, Gb, Wb, Gr) output from the solid-state image sensor 108 to odd fields are arranged according to the pixel layout. In the layout diagram of FIG. 7A, for convenience of explanation, columns 1 and 4 are numbered with ordinal numbers 1 to 4, respectively. Further, FIG. 7B illustrates equations (1) to (4) used when computing the mixed signals (Wr, Gb, Wb, Gr) for luminance generation. Two subscripts are attached to each symbol of formulas (1) to (4). The subscripts on the left side of each code represent the ordinal numbers in the columns of the layout, and the subscripts on the right side represent the ordinal numbers in the rows of the layout. Expression (1) shows an arithmetic expression of the mixed signal Wr 22 , Expression (2) shows an arithmetic expression of the mixed signal Gb 23 , Expression (3) shows an arithmetic expression of the mixed signal Gr 32 , and Expression (4) shows The calculation formula of the mixed signal Wb 33 is shown.
式(1)に例示されるように、第二の前段処理回路220b2は、注目画素(混合信号Wr)を隣接する左右の画素(混合信号Gb)を用いて演算する。また、式(2)に例示されるように、第二の前段処理回路220b2は、注目画素(混合信号Gb)を隣接する上下の画素(混合信号Wb)を用いて演算する。また、式(3)に例示されるように、第二の前段処理回路220b2は、注目画素(混合信号Gr)を隣接する左右の画素(混合信号Wb)を用いて演算する。また、式(4)に例示されるように、第二の前段処理回路220b2は、注目画素(混合信号Wb)を隣接する斜め四方向の画素(混合信号Wr)を用いて演算する。このように、第二の前段処理回路220b2は、注目画素をその周辺に位置する周辺画素のうち特定波長域にピーク感度を持つ画素を用いて演算する。式(1)〜(4)を用いて混合信号(Wr、Gb、Wb、Gr)の演算が行われることにより、各画素において特定波長域(420nm付近及び550nm付近の少なくとも一方の波長域)の感度が上昇する。   As illustrated in Expression (1), the second pre-stage processing circuit 220b2 calculates the target pixel (mixed signal Wr) using the adjacent left and right pixels (mixed signal Gb). Further, as exemplified by the equation (2), the second pre-stage processing circuit 220b2 calculates the target pixel (mixed signal Gb) by using the adjacent upper and lower pixels (mixed signal Wb). Further, as exemplified by the equation (3), the second pre-stage processing circuit 220b2 calculates the target pixel (mixed signal Gr) using the adjacent left and right pixels (mixed signal Wb). Further, as exemplified by the equation (4), the second pre-stage processing circuit 220b2 calculates the target pixel (mixed signal Wb) by using pixels in four diagonal directions (mixed signal Wr) adjacent to each other. In this way, the second pre-stage processing circuit 220b2 calculates the target pixel using the pixel having the peak sensitivity in the specific wavelength region among the peripheral pixels located around the target pixel. The calculation of the mixed signal (Wr, Gb, Wb, Gr) is performed using the equations (1) to (4), so that each pixel has a specific wavelength range (at least one wavelength range near 420 nm and 550 nm). The sensitivity increases.
第二の前段処理回路220b2は、特定波長域の感度上昇後の混合信号(Wr、Gb、Wb、Gr)に対して第一の前段処理回路220b1と同様の信号処理を施し、色補間後の信号をマトリックス回路220cに出力すると共に、混合信号(Wr、Gb、Wb、Gr)から輝度信号(Y)を生成して画像信号処理回路220dに出力する。マトリックス回路220cは、入力された色補間後の信号に対して所定のカラーマトリックス演算を行う。カラーマトリクス演算では、第二の前段処理回路220b2より入力される色補間後の信号が特定の生体構造の分光画像に適したカラーマトリクス係数(第一の係数と異なる第二の係数)と乗算されることにより、原色信号(R、G、B)に変換される。変換後の原色信号(R、G、B)は、画像信号処理回路220dに入力される。画像信号処理回路220dは、輝度信号Y及び原色信号(R、G、B)より生成される色差信号(R−Y、B−Y)を所定のビデオ信号に変換する。変換されたビデオ信号がモニタ300に順次入力されることにより、被写体の特定の生体組織を強調する分光画像がモニタ300の表示画面に表示される。   The second pre-stage processing circuit 220b2 performs the same signal processing as the first pre-stage processing circuit 220b1 on the mixed signal (Wr, Gb, Wb, Gr) after the sensitivity increase in the specific wavelength range, and after color interpolation. The signal is output to the matrix circuit 220c, and the luminance signal (Y) is generated from the mixed signal (Wr, Gb, Wb, Gr) and output to the image signal processing circuit 220d. The matrix circuit 220c performs a predetermined color matrix calculation on the input color-interpolated signal. In the color matrix calculation, the color-interpolated signal input from the second pre-processing circuit 220b2 is multiplied by a color matrix coefficient (a second coefficient different from the first coefficient) suitable for a spectral image of a specific biological structure. By doing so, it is converted into primary color signals (R, G, B). The converted primary color signals (R, G, B) are input to the image signal processing circuit 220d. The image signal processing circuit 220d converts the color difference signals (RY, BY) generated from the luminance signal Y and the primary color signals (R, G, B) into a predetermined video signal. By sequentially inputting the converted video signals to the monitor 300, a spectral image that emphasizes a specific living tissue of the subject is displayed on the display screen of the monitor 300.
図8(a)に、表層付近及び深層の血管構造を模式的に示す。また、図8(b)及び図(c)に、モニタ300の表示画面に表示される分光画像を例示する。   FIG. 8A schematically shows the blood vessel structure near the surface layer and in the deep layer. Further, FIGS. 8B and 8C exemplify the spectral image displayed on the display screen of the monitor 300.
第二の前段処理回路220b2による輝度生成処理により、各画素での420nm付近の波長域の感度を上昇させた場合を考える。この場合、表層付近の血管構造が写る画素は、ヘモグロビンによる吸収の情報が支配的であるため暗いままである。一方、それ以外の構造(例えば粘膜構造など)が写る画素は、感度の上昇に伴い輝度が増加するため明るくなる。その結果、表層付近の血管構造が写る画素(暗部)と粘膜構造等が写る画素(明部)とのコントラストが向上する(図8(b)参照)。   Consider a case where the sensitivity in the wavelength region near 420 nm in each pixel is increased by the luminance generation processing by the second pre-processing circuit 220b2. In this case, the pixels showing the blood vessel structure near the surface layer remain dark because the information of absorption by hemoglobin is dominant. On the other hand, pixels in which other structures (such as a mucous membrane structure) appear are brighter because the brightness increases as the sensitivity increases. As a result, the contrast between the pixel (dark portion) in which the blood vessel structure near the surface layer is reflected and the pixel (bright portion) in which the mucous membrane structure and the like are reflected is improved (see FIG. 8B).
第二の前段処理回路220b2による輝度生成処理により、各画素での550nm付近の波長域の感度を上昇させた場合を考える。この場合、深層の血管構造が写る画素は、ヘモグロビンによる吸収の情報が支配的であるため暗いままである。一方、それ以外の構造(例えば粘膜構造など)が写る画素は、感度の上昇に伴い輝度が増加するため明るくなる。その結果、深層の血管構造が写る画素(暗部)と粘膜構造等が写る画素(明部)とのコントラストが向上する(図8(c)参照)。なお、図8(c)の分光画像例では、420nm付近の波長域にもある程度の感度が確保されているため、表層付近の血管構造が低コントラストながらも写っている。   Consider a case where the sensitivity is increased in the wavelength region near 550 nm in each pixel by the luminance generation processing by the second pre-processing circuit 220b2. In this case, the pixel in which the deep blood vessel structure is reflected remains dark because the information of absorption by hemoglobin is dominant. On the other hand, pixels in which other structures (such as a mucous membrane structure) appear are brighter because the brightness increases as the sensitivity increases. As a result, the contrast between the pixel (dark portion) in which the deep blood vessel structure is reflected and the pixel (bright portion) in which the mucous membrane structure and the like is reflected is improved (see FIG. 8C). Note that in the spectral image example of FIG. 8C, since a certain degree of sensitivity is ensured in the wavelength region near 420 nm, the blood vessel structure near the surface layer is shown with low contrast.
以上が本発明の例示的な実施形態の説明である。本発明の実施形態は、上記に説明したものに限定されず、本発明の技術的思想の範囲において様々な変形が可能である。例えば明細書中に例示的に明示される実施形態等又は自明な実施形態等を適宜組み合わせた内容も本願の実施形態に含まれる。   The above is a description of exemplary embodiments of the present invention. The embodiments of the present invention are not limited to those described above, and various modifications are possible within the scope of the technical idea of the present invention. For example, the contents of a combination of the embodiments exemplarily described in the specification or the obvious embodiments are appropriately included in the embodiments of the present application.
変形例として、固体撮像素子108のカラー配列がベイヤ型(原色系)である場合を考える。この場合、第二の前段処理回路220b2は、分光画像内における特定の生体構造とそれ以外の構造とのコントラストを向上させるような輝度を生成するため、各画素において例えばB(Blue)光など、特定波長域に近い波長域の感度を上昇させる。これにより、本実施形態と同様の効果が得られる。   As a modified example, consider a case where the color array of the solid-state image sensor 108 is a Bayer type (primary color system). In this case, the second pre-processing circuit 220b2 generates brightness that improves the contrast between a specific biological structure and other structures in the spectroscopic image, so that, for example, B (Blue) light in each pixel, Increases sensitivity in the wavelength range close to the specific wavelength range. As a result, the same effect as that of the present embodiment can be obtained.
1 電子内視鏡システム
100 電子スコープ
200 プロセッサ
1 Electronic Endoscope System 100 Electronic Scope 200 Processor

Claims (7)

  1. 所定のカラー配列を持つ画素群内の注目画素の輝度値を取得する輝度値取得手段を備え、
    前記輝度値取得手段は、
    前記注目画素の周辺に位置する周辺画素のうち特定の生体構造を強調するための特定波長域にピーク感度を持つ画素の信号を用いて該注目画素の信号を演算することにより、該注目画素での該特定波長域の感度を上昇させ、該特定波長域の感度が上昇された信号を用いて該注目画素の輝度値を取得し、
    前記ピーク感度のある前記特定波長域は、
    420nm付近と550nm付近の少なくとも一方の波長域であり、
    前記特定波長域にピーク感度を持つ画素は、
    少なくとも420nm〜550nmを含む波長域にゼロよりも大きい感度を持つ、
    プロセッサ。
    A brightness value acquiring unit for acquiring a brightness value of a pixel of interest in a pixel group having a predetermined color array;
    The brightness value acquisition means,
    By calculating a signal of the pixel of interest using a signal of a pixel having a peak sensitivity in a specific wavelength region for emphasizing a specific biological structure among peripheral pixels located around the pixel of interest, The sensitivity of the specific wavelength region is increased, and the luminance value of the pixel of interest is acquired using a signal with increased sensitivity in the specific wavelength region,
    The specific wavelength range with the peak sensitivity,
    At least one wavelength region around 420 nm and around 550 nm,
    Pixels with peak sensitivity in the specific wavelength range,
    Has a sensitivity greater than zero in a wavelength range including at least 420 nm to 550 nm,
    Processor.
  2. 前記特定波長域は、ヘモグロビンの吸収が大きい波長域である、
    請求項1に記載のプロセッサ。
    The specific wavelength range is a wavelength range in which hemoglobin absorption is large,
    The processor according to claim 1.
  3. 可視光領域を含む光を射出する光源より照射された照射光を前記特定波長域に対応する狭帯域光にフィルタリングする光学フィルタと、
    を備え、
    前記輝度値取得手段は、
    前記狭帯域光によって照射された被写体を撮像した所定の外部装置から、前記所定のカラー配列を持つ画素群を構成する各画素の信号が入力される、
    請求項1又は請求項2に記載のプロセッサ。
    An optical filter that filters irradiation light emitted from a light source that emits light including a visible light region into a narrow band light corresponding to the specific wavelength range,
    Equipped with
    The brightness value acquisition means,
    A signal of each pixel forming a pixel group having the predetermined color arrangement is input from a predetermined external device that images a subject illuminated by the narrow band light.
    The processor according to claim 1 or 2.
  4. 前記光源の照射光路に対して前記光学フィルタを挿入し又は退避させる光学フィルタ切替手段と、
    ユーザによる入力操作を受け付ける操作手段と、
    を備え、
    前記光学フィルタ切替手段は、
    前記操作手段が受け付けた入力操作に従って前記光学フィルタを前記照射光路に挿入し又は該照射光路から退避させる、
    請求項3に記載のプロセッサ。
    An optical filter switching means for inserting or retracting the optical filter with respect to the irradiation optical path of the light source,
    Operation means for accepting an input operation by a user,
    Equipped with
    The optical filter switching means,
    According to the input operation received by the operation means, the optical filter is inserted into the irradiation light path or retracted from the irradiation light path,
    The processor according to claim 3.
  5. 前記輝度値取得手段は、
    前記光学フィルタが前記照射光路から退避されている期間中、前記感度を上昇させる処理を行うことなく前記画素群内の注目画素の輝度値を取得し、
    前記光学フィルタが該照射光路に挿入されている期間中、前記感度を上昇させる処理を行ったうえで前記画素群内の注目画素の輝度値を取得する、
    請求項4に記載のプロセッサ。
    The brightness value acquisition means,
    During the period in which the optical filter is retracted from the irradiation optical path, the brightness value of the pixel of interest in the pixel group is acquired without performing the process of increasing the sensitivity,
    During the period in which the optical filter is inserted in the irradiation light path, the brightness value of the pixel of interest in the pixel group is acquired after performing the process of increasing the sensitivity.
    The processor according to claim 4.
  6. 前記各画素の信号に対するマトリックス演算を行うマトリックス演算手段
    を備え、
    前記マトリックス演算手段は、
    前記光学フィルタが前記照射光路から退避されている期間中、第一のマトリックス係数を用いてマトリックス演算を行い、該光学フィルタが該照射光路に挿入されている期間中、第一のマトリックス係数と異なる第二のマトリックス係数を用いてマトリックス演算を行う、
    請求項4又は請求項5に記載のプロセッサ。
    Matrix calculation means for performing a matrix calculation on the signal of each pixel,
    The matrix calculation means,
    During the period when the optical filter is retracted from the irradiation light path, a matrix operation is performed using the first matrix coefficient, and while the optical filter is inserted in the irradiation light path, it is different from the first matrix coefficient. Perform a matrix operation using the second matrix coefficient,
    The processor according to claim 4 or 5.
  7. 請求項1から請求項6の何れか一項に記載のプロセッサと、
    画像生成手段によって生成された画像を表示する表示装置と、
    を備え
    前記画像生成手段は、
    前記プロセッサに備えられており、前記輝度値に基づいて前記表示装置に表示させる画像を生成する、
    内視鏡システム。
    A processor according to any one of claims 1 to 6,
    A display device for displaying the image generated by the image generating means,
    Equipped with
    The image generating means,
    Is provided with the processor, that generates an image to be displayed on the display device based on the brightness value,
    Endoscope system.
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