WO2007099681A1

WO2007099681A1 - 生体観察装置

Info

Publication number: WO2007099681A1
Application number: PCT/JP2006/324681
Authority: WO
Inventors: Kenji Yamazaki; Kazuhiro Gono
Original assignee: Olympus Medical Systems Corp.
Priority date: 2006-03-03
Filing date: 2006-12-11
Publication date: 2007-09-07
Also published as: JP5057675B2; US20080306338A1; EP1992270A1; KR20080102241A; EP1992270A4; CN101336087B; CN101336087A; BRPI0621380A2; JP2007236415A; KR101009559B1; EP1992270B1

Abstract

　ランプ１１からの白色光は、回転フィルタ１４のＲ，Ｇ，Ｂフィルタを経て広帯域のＲ，Ｇ，Ｂの面順次照明光となり、電子内視鏡２を経て体腔内の生体粘膜に照射され、ＣＣＤ２５により順次撮像される。ＣＣＤ２５の出力信号は、フィルタ回路３６内においてセレクタで順次切り替えられ、Ｒ信号に対してはスルー、Ｇ信号に対してはＢＰＦ、Ｂ信号に対してはＨＰＦにより生体粘膜の構造の空間周波数成分に対応した信号成分に分離される。この分離により生体粘膜の構造を識別し易くする画像の画像信号が生成される。

Description

明細書

生体観察装置

技術分野

[0001] 本発明は、体腔内等の生体粘膜等を観察する内視鏡装置等の生体観察装置に関する。

背景技術

[0002] 内視鏡及び光源装置等を有する内視鏡装置は、従来より、医療分野等において広く用いられている。

医療分野における内視鏡装置においては、例えば、白色光を生体内粘膜等の被写体に照射し、肉眼による観察と略同様の該被写体の像を撮像する通常観察の他に、通常観察における照射光よりも狭い帯域を有する光である狭帯域光を該被写体に照射して観察を行うことにより、通常観察に比べ、生体における粘膜表層の血管等をコントラスト良く撮像することが可能である狭帯域光観察 (NBI : Narrow Band I maging)がある。この狭帯域光観察を行う装置の第 1の従来例として、例えば特開 2 002— 095635号公報力ある。

[0003] 前述した狭帯域光観察において用いられる狭帯域光は、照明光を狭帯域化する必要がある。このため、通常観察に用いられる広帯域の照明光に対してフィルタを介揷する等の必要がある。

これに対して、第 2の従来例としての特開 2003— 93336号公報には、通常の照明光により得られる画像信号に対して信号処理し離散的な分光画像を生成し、生体組織の所望の深部の組織情報を得る狭帯域光内視鏡装置が開示されている。

上記第 2の従来例では、分光画像を得るための推定処理の他に、例えば撮像された信号が飽和しないように光量制御を行うことが必要になる等、構成が複雑になる欠点がある。

[0004] 本発明は上述した点に鑑みてなされたもので、簡単な構成で表層側と深層側の粘膜構造等、生体の構造を識別し易くする画像の画像信号を生成する生体観察装置を提供することを目的とする。発明の開示

課題を解決するための手段

[0005] 本発明は、生体に照射される広帯域の照明光のもとで撮像を行う撮像素子の出力信号に対して信号処理を行い、生成した画像信号を表示装置側に出力可能とする信号処理手段を具備する生体観察装置において、

前記信号処理手段は、前記出力信号に対して、前記生体の構造に対応した空間周波数成分に分離する分離手段を具備することを特徴とする。

図面の簡単な説明

[0006] [図 1]本発明の実施例 1の内視鏡装置の全体構成を示すブロック図。

[図 2]回転フィルタの構成を示す図。

[図 3]回転フィルタに設けられた R、 G、 Bフィルタの分光特性を示す特性図。

[図 4]フィルタ回路周辺部の構成を示すブロック図。

[図 5]フィルタ回路を構成する BPFの周波数特性を示す特性図。

[図 6]フィルタ回路を構成する HPFの周波数特性を示す特性図。

[図 7]第 2観察モード時に設定される γ補正回路の入出力特性を示す特性図。

[図 8]図 5の BPFを用いた場合の作用説明図。

[図 9]図 6の HPFを用いた場合の作用説明図。

[図 10]本発明の実施例 2の内視鏡装置の全体構成を示すブロック図。

[図 11]本発明の実施例 3におけるウェーブレット変換部の構成を示すブロック図。

[図 12]2次元の離散ウェーブレット変換による分解レベル 2の変換係数群の構成例を示す図。

[図 13]変形例におけるウェーブレット変換部の構成を示すブロック図。

発明を実施するための最良の形態

[0007] 以下、図面を参照して本発明の実施例を説明する。

(実施例 1)

図 1ないし図 9は、本発明の実施例 1に係るものである。図 1は、本発明の実施例 1 の内視鏡装置の全体構成を示す図である。図 2は、回転フィルタの構成を示す図である。図 3は、回転フィルタに設けられた R、 G、 Bフィルタの分光特性を示す図である。図 4は、フィルタ回路周辺部の構成を示す図である。

[0008] 図 5は、フィルタ回路を構成する BPFの周波数特性を示す図である。図 6は、フィルタ回路を構成する HPFの周波数特性を示す図である。図 7は、第 2観察モード時に設定される γ補正回路の入出力特性を示す図である。図 8は、図 5の BPFを用いた場合の作用説明図を示す図である。図 9は、図 6の HPFを用いた場合の作用説明図を示す図である。

[0009] 図 1に示すように本発明の生体観察装置の実施例 1としての内視鏡装置 1は、体腔内に挿入され、該体腔内において、生体組織等の被写体の像を撮像して撮像信号として出力する電子内視鏡 2と、この電子内視鏡 2に対し、被写体側を照明するための広帯域の照明光を出射する光源装置 3と、電子内視鏡 2に内蔵された撮像手段を駆動すると共に、電子内視鏡 2から出力された撮像信号に対して信号処理を行い、画像信号 (生体信号とも、う）としての映像信号を生成する信号処理手段としてのビデォプロセッサ 4と、ビデオプロセッサ 4から出力される映像信号に基づき、被写体の画像を表示する表示装置としてのモニタ 5とを有する。

[0010] 電子内視鏡 2は、体腔内に挿入される細長の挿入部 7を有し、この挿入部 7の後端には操作部 8が設けてある。また、挿入部 7内には照明光を伝送するライトガイド 9が挿通され、このライトガイド 9の後端 (基端）は、光源装置 3に着脱自在に接続される。

[0011] 光源装置 3は、ランプ点灯回路 10からの点灯電力の供給により、可視領域をカバ一する広帯域の照明光を発生する例えばキセノンランプ等のランプ 11と、照明光における熱線を遮断する熱線カットフィルタ 12と、熱線カットフィルタ 12を経た照明光の光量を制御する絞り装置 13と、照明光を面順次光に変換する回転フィルタ 14と、電子内視鏡 2内に配設されたライトガイド 9の入射面に回転フィルタ 14を介した面順次光を集光して供給する集光レンズ 15と、回転フィルタ 14の回転を制御する制御回路 16とを備えている。

[0012] 回転フィルタ 14は、図 2に示すように、円板の周方向に赤 (R)、緑 (G)、青（Β)の波長の光を広帯域で透過する Rフィルタ 14R、 Gフィルタ 14G、 Bフィルタ 14Bの 3つが扇状に設けてある。 [0013] 図 3は Rフィルタ 14R、 Gフィルタ 14G、 Bフィルタ 14Bの分光透過特性を示す。 Rフィルタ 14R、 Gフィルタ 14G、 Bフィルタ 14Bは、それぞれ R、 G、 Bの波長域の光を広帯域で透過する特性を示す。

この回転フィルタ 14は、制御回路 16により駆動制御されるモータ 17により所定の回転速度で回転され、この回転により、照明光路中に Rフィルタ 14R、 Gフィルタ 14G、

Bフィルタ 14Bが順次配置され、ライトガイド 9の入射面に R, G, Bの光が集光レンズ

15で集光されて順次入射される。

[0014] そして、このライトガイド 9により伝送され、挿入部 7の先端部 22の照明窓に取り付けられた照明レンズ 23を経て、体腔内組織側に照明光として照射される。

[0015] この照明窓に隣接して設けられた観察窓には対物レンズ 24が取り付けてあり、その結像位置には、撮像素子として電荷結合素子 (CCDと略記） 25が配置されており、この CCD25は、結像された光学像を光電変換する。

[0016] この CCD25は信号線 26を介してビデオプロセッサ 4内の CCDドライバ 29と、プリアンプ 30に接続される。なお、信号線 26は、実際には、図示しないコネクタを介してビデオプロセッサ 4と着脱自在に接続される。

CCDドライバ 29からの CCDドライブ信号の印加により CCD25により光電変換された撮像信号は、プリアンプ 30により増幅された後、相関二重サンプリング (CDS)及びノイズ除去等を行うプロセス回路 31を経て AZD変換回路 32に入力されると共に

、調光回路 33に入力される。

[0017] この AZD変換回路 32によりアナログ信号力もデジタル信号の画像データに変換された後、ホワイトバランス回路 34に入力され、ホワイトバランスの処理が行われた後、オートゲインコントロール回路 (AGC回路と略記） 35に入力され、所定レベルまで増幅される。

[0018] なお、 AGC回路 35は、光源装置 3の絞り装置 13による照明光量での調光動作が優先して行われ、この絞り装置 13の開口が開放状態に達した後、その開放状態の情報に基づいて、 AGC回路 35により不足する信号レベルが増大するように増幅する動作を行う。

また、調光回路 33は、プロセス回路 31の出力信号から、光源装置 3の絞り装置 13 の開口量を調整して適正な照明光量に制御する調光信号を生成する。

[0019] 上記 AGC回路 35の出力データは、本実施例における分離手段を形成するフィルタ回路 36に入力されると共に、切替スィッチ 40を介して γ補正回路 41に入力される

[0020] また、電子内視鏡 2には、術者等の操作により、例えば、通常観察モードとなる第 1 観察モードと、生体粘膜の構造を強調して観察モードする生体粘膜強調観察モードとしての第 2観察モードとの 2つの観察モードを選択して観察できるように、モード切替スィッチ 20が設けてある。

[0021] そして、モード切替スィッチ 20によりなされた観察モード切替の指示は、ビデオプロセッサ 4のモード切替回路 21に入力され、モード切替回路 21はモード切替指示に対応して切替スィッチ 40の切替を行うと共に、タイミングジェネレータ 49にモード切替信号を送る。

[0022] なお、モード切替スィッチ 20は、電子内視鏡 2に設けられているものに限らず、例えば、ビデオプロセッサ 4の図示しないフロントパネルに設けられていても良いし、ビデォプロセッサ 4に接続可能な図示しないキーボードにおける所定のキーとして構成されていても良い。

[0023] 切替スィッチ 40は、モード切替スィッチ 20の操作により、モード切替回路 21を介して通常観察に対応する第 1観察モード時には、接点 aが選択され、第 2観察モード時には接点 bが選択される。

[0024] 従って、第 2観察モードが選択された場合には、 AGC回路 35の出力信号は、観察対象の生体が持つ主要な構造、具体的には細かい粘膜構造及び粗い粘膜構造の空間周波数成分を分離抽出する分離手段を形成するフィルタ回路 36を経て、さら〖こ同時ィ匕回路 37、色変換回路 38及び面順次回路 39での処理が行われた後、切替スイッチ 40を経て γ補正回路 41に入力される。

[0025] フィルタ回路 36は、図 4に示すようにタイミングジェネレータ 49からのタイミング信号により切り替えられるセレクタ 51と、生体の主要な粘膜構造に対応する空間周波数成分を分離抽出できるようにする、周波数特性が設定されたバンドパスフィルタ (BPFと略記） 52及びハイパスフィルタ (HPFと略記） 53と力も構成される。 [0026] 図 4に示すようにフィルタ回路 36に、広帯域の R、 G、 B信号が面順次で入力されるタイミングでセレクタ 51がタイミングジェネレータ 49により切り替えられる。

そして、 R信号はスルーして同時化回路 37の Rメモリ 37aに格納され、 G信号は BP F52を経て Gメモリ 37bに格納され、 B信号は HPF53を経て Bメモリ 37cに格納される。

[0027] つまり、 R信号はそのまま Rメモリ 37aに格納され、 G信号は BPF52によりフィルタ処理されて Gメモリ 37bに格納され、 B信号は HPF53でフィルタ処理されて Bメモリ 37c に格納される。

この場合、 BPF52は、図 5に示すように中ないしは中低域部 Faの周波数成分に対しては、その振幅が 1より大きくなるように増強し、高域部 Fbを抑圧するフィルタ特性（周波数特性）に設定されている。また、 HPF53は、図 6に示すように高域部 Fcの周波数成分に対しては、振幅が 1より大きくなるように増強するフィルタ特性に設定されている。なお、 BPF52、 HPF53のいずれも DC成分は、その値が変化しないようにその振幅が 1となるように設定されて、る。

[0028] 本実施例における分離手段を構成するフィルタ回路 36は、生体における細かい粘膜構造と粗い粘膜構造とを分離すると共に、さらにそれらの構造を識別し易くするために γ補正回路 41におヽて後述するコントラスト変換処理を施すようにして!/、る。

[0029] 上記同時ィ匕回路 37の R, G, Βメモ U37a、 37b、 37cにそれぞれ格糸内された R, G, B信号データは、同時に読み出されて同時化された R, G, B信号となり、色調整手段としての色変換回路 38に入力されて色変換される。なお、図 4に示すように G, Bの信号は、それぞれフィルタ BPF52, HPF53によるフィルタ処理がされているので、 B PF (G)、 HPF (B)で示して!/、る。

[0030] 色変換回路 38は、同時化された R、 BPF (G)、 HPF (B)の画像情報を 3 X 3のマトリクスにより色変換する。これにより、粘膜の表層側の細かい構造部分と深層側の粗 Vヽ構造部分とをそれぞれ異なる色調で表示するように色変換処理する。このように色変換処理を行うことにより、分離された粘膜構造を表示される色調が異なることにより、より識別し易い画像にしている。

[0031] この場合における R、BPF (G)、 HPF (B)から、 G' 、 B' に色変換する変換式は、 3行 3列のマトリクス Kを用いて、以下の式（1)としている。

[数 1]

[0032] ここで、マトリクス Kは、例えば 3個の実数成分 ml〜m3 (その他の成分は 0)力もなり、この式（1)ような変換式により、 R、 BPF (G)、HPF (B)のカラー信号における BP F (G)及び HPF (B)の色信号の重み付け (比率)を大きくしている。ここでは、長波長となる Rの色信号を抑圧して、る。

[0033] この色変換回路 38の出力信号 (R' 、G' 、 B' に変換されたものとなるが、以下では紛らわしくなる場合を除き、簡単化のため R、 G、 Bを用いて説明する）は、面順次回路 39に入力される。

[0034] 面順次回路 39は、フレームメモリにより構成され、同時に格納された R、 G、 Bの画像データを色成分画像として順次読み出すことにより面順次の画像データに変換される。この面順次の R, G, Bの画像データは、切替スィッチ 40を経て γ補正回路 41 に入力され、 γ補正される。

[0035] この γ補正回路 41は、例えばその内部に γ補正の入出力特性を格納した γテーブルを有し、タイミングジェネレータ 49により、 γ補正の入出力特性が切り替えられる

[0036] 第 1観察モードでは、この γ補正回路 41は、面順次に入力される R、 G、 B信号に対して共通の γ補正を行う入出力特性に設定されるが、第 2観察モードにおいては、面順次に入力される R、 G、 B信号毎に γ補正の入出力特性が切り替えられる。

[0037] 具体的には、 y補正回路 41は、 R信号に対しては、図 7の実線で示す gammalの入出力特性に設定するのに対して、この R信号よりも粘膜表層の微細な構造情報を再現する G及び B信号に対しては、図 7の点線で示す gamma2の入出力特性に設定して、コントラスト変換処理を行うようにしている。

[0038] gamma2の入出力特性は、小さい入力域においては、 gammalの入出力特性の場合よりも小さな出力となり、大きな入力域においては、 gammalの入出力特性の場合よりも大きな出力となるように設定されている。

[0039] このような入出力特性で G及び B信号に対して γ補正を行うことにより、画像信号に再現される微細な粘膜構造情報のコントラストを高めることができるようにして、る。この γ補正回路 41により γ補正された後、拡大回路 42に入力されて拡大補間処理された後、強調回路 43に入力される。

この強調回路 43により、構造強調或いは輪郭強調が行われた後、セレクタ 44を経て同時ィ匕回路 45に入力される。この同時ィ匕回路 45は、 3つのメモリ 45a、 45b、 45c により形成されている。

[0040] 同時ィ匕回路 45により同時ィ匕された R, G, Bの画像データは、画像処理回路 46に入力され、動画の色ずれ補正等の画像処理が施された後、 DZA変換回路 47a、 47 b、 47cに入力される。そして、 D/A変換回路 47a、 47b、 47cによりアナログの映像信号若しくは画像信号 (広義の生体信号)に変換された後、表示装置としてのモニタ 5に入力される。モニタ 5は、入力される映像信号に対応した内視鏡画像を表示する。また、ビデオプロセッサ 4内には、タイミングジェネレータ 49が設けてあり、光源装置 3の制御回路 16からの回転フィルタ 14の回転に同期した同期信号が入力され、この同期信号と同期した各種タイミング信号を上記各回路に出力する。

また、調光回路 33は、光源装置 3の絞り装置 13を制御し、観察に適した適正な明るさの画像となるように照明光量を制御する。

[0041] 次にこのような構成の本実施例の内視鏡装置 1による作用を説明する。

[0042] まず、術者等は、図 1に示すように電子内視鏡 2を光源装置 3やビデオプロセッサ 4 に接続して、電源を投入する。また、術者等は、電子内視鏡 2を体腔内に挿入して体腔内の観察対象部位の生体組織を観察する。内視鏡装置 1の各部は、初期状態では、例えば通常観察としての第 1観察モードの状態に設定されている。

[0043] 照明光の光路上で回転フィルタ 14が一定速度で回転し、 R、 G、 Bの照明光が集光レンズ 15により集光されてライトガイド 9に入射される。図 3に示したように広帯域の R 、 G、 Bの各照明光は、ライトガイド 9の先端面からさらに照明レンズ 23を経て、生体組織に順次照射される。

[0044] そして、広帯域の R、 G、 Bの各照明光のもとで CCD25により撮像され、 CCD25により光電変換された CCD出力信号は、ビデオプロセッサ 4内のプリアンプ 30で増幅された後、プロセス回路 31内の CDS回路により信号成分が抽出される。プロセス回路 31の出力信号は、 AZD変換回路 32によりデジタル信号に変換され、（上記のように第 1観察モードの時には)ホワイトバランス回路 34、 AGC回路 35を経て切替スィッチ 40から γ補正回路 41に入力される。

[0045] y補正回路 41により γ補正された後、拡大回路 42に入力されて拡大補間処理された後、強調回路 43に入力され、この強調回路 43により、構造強調或いは輪郭強調が行われた後、セレクタ 44を経て同時ィ匕回路 45に入力される。この同時化回路 4 5により同時ィ匕された画像データは、画像処理回路 46に入力され、動画の色ずれ補正等の画像処理が施された後、 DZA変換回路 47a、 47b、 47cによりアナログの映像信号に変換された後、モニタ 5に出力される。そして、モニタ 5は、入力される映像信号に対応した内視鏡画像を表示する。

[0046] この第 1観察モードにおいては、可視領域の照明光による通常のカラー画像がモ- タ 5に表示される。

[0047] 一方、電子内視鏡 2のモード切替スィッチ 20が操作されて第 2観察モードへの切替指示が行われると、その信号がビデオプロセッサ 4のモード切替回路 21に入力される

[0048] モード切替回路 21は、タイミングジェネレータ 49に対して第 2観察モードへの切替指示が行われたモード切替信号を送ると共に、切替スィッチ 40の接点 bが ONするように切り替える。

[0049] タイミングジェネレータ 49は、図 4に示すようにフィルタ回路 36に広帯域の R, G, B の各信号が入力されるタイミングでセレクタ 51を順次切り替える。この場合、 R信号は、フィルタ処理が行われないでフィルタ回路 36をスルーして同時化回路 37の Rメモリ 37aに格納される。

[0050] これに対して、 G信号は、図 5に示すように、高域部 Fbを抑圧し、中低域部 Faを増強する周波数特性に設定された BPF52により、中低域部 Faの周波数成分が抽出（分離)される。

[0051] また、 B信号は、図 6に示すように高域部 Fcを増強する特性に設定された HPF53 により、高域部 Fcの周波数成分が抽出 (分離)される。

[0052] このように生体粘膜の表層側及びこの表層よりも深層側の構造、具体的には血管走行の構造に対応する空間周波数成分をそれぞれ分離抽出する周波数分離特性と共に、それらを識別し易くする特性に設定されたフィルタ回路 36の BPF52及び HPF 53により、以下に説明するようにそれらの構造を視認し易くする信号を生成する。

[0053] 図 8は、図 5の BPF52を用いることにより、狭帯域の Gの照明光のもとで撮像した G 信号と類似の G信号成分を分離抽出することを示すための説明図である。

図 8の台形は、広帯域の Gの照明光を示すものである。この Gの照明光は、中央付近の帯域制限され、粗い粘膜構造を得るのに適した波長域 GOと共に、これより短波長側の短波長域 Gaと、波長域 GOより長波長側の長波長域 Gbとを含む。短波長域 G aは、ヘモグロビンの吸光度が低いため、 CCD25により撮像された G信号中において、波長域 GOよりは血管像などのコントラストが低くなるが、浅層（表層）の細かい粘膜構造の画像に寄与する。

[0054] この細かい粘膜構造は、高周波成分として現れるため、 BPF52の特性として、高域側を抑圧した特性にして、その再現を抑制して、る。

[0055] 長波長域 Gbは、波長域 GOよりも深層の情報を再現する力その多くは深層の太い血管の構造であり、隣接する波長域 GOの再現情報と大きな差がないと考えられる。寧ろ、ヘモグロビンの吸光度がより低くなるため、コントラストが低ぐ波長域 GOによるノ、イコントラストの画像情報と重ね合わされ、平均化されるため、全体としてはコントラストが低下する。

[0056] このため、図 5に示すように、 BPF52の周波数特性を低〜中域の周波数成分に対してコントラスト増強する周波数特性に設定すると、低〜中域の周波数成分の信号を増強して抽出できるため、深層側の粗い粘膜構造の画像に対応する G信号成分が得られる。

[0057] また、図 9は、図 6の HPF53を用いることにより、狭帯域の Bの照明光のもとで撮像した B信号と類似の B信号成分を抽出することを示すための説明図である。

図 9に示す台形は、広帯域の Bの照明光を示すものである。この Bの照明光は、狭帯域に帯域制限され、細かい粘膜構造を得るのに適した波長域 BOと、これより長波長側の長波長域 Baを含む。長波長域 Baは、波長域 BOよりも波長が長いため、波長域 BOよりも若干深層の粘膜情報も再現するのに寄与する。

[0058] そして、この長波長域 Baで得られる Bの画像データは、中域の周波数成分となり、抑制対象となる。そのため、 HPF53の周波数特性は、図 6に示すようにその帯域を抑圧した特性に設定されて!ヽる。

[0059] また、この長波長域 Baは、波長域 BOと同じ粘膜情報の再現に寄与するが、へモグロビンの吸光度が低いため、コントラストが低くなる。この情報は、コントラストが高い波長域 BOと平均化された画像になるため、波長域 BOのみを照射した場合よりも画像のコントラストを低くする。

[0060] このため、本実施例では撮像された信号に対して、 HPF53により高域を増強した周波数特性にして、高域でのコントラストを増強する。このようにして、表層側の細かい粘膜構造が視認し易くなるような B画像を生成することができる。

[0061] このようにして、狭帯域の G信号及び B信号に類似の粘膜構造を反映する G信号及び B信号は、 R信号と共に同時化された後、色変換回路 38により色変換されて、粘膜構造をより識別し易い色調に変換される。さらに面順次の信号に変換された後、 γ補正回路 41にお、て、 G信号及び Β信号に対して小さ、入力域と大き!/、入力域における夫々の出力の差を増大するコントラスト変換処理を施すようにしているので、表層側における粘膜構造を視認し易い状態の画像でモニタ 5に表示される。

[0062] このようにしてモニタ 5に表示される画像は、生体における細かい粘膜構造部分と ¾ ヽ粘膜構造部分とはそれらの空間周波数に対応した周波数特性で分離され、かつ異なる色調でより識別し易い画像として表示される。 [0063] このため、本実施例によれば、簡単な構成により、生体における細かい粘膜構造部分と粗い粘膜構造部分とを識別し易い画像として観察することができる。従って、診断を行ヽ易、画像を提供できる効果もある。

[0064] (実施例 2)

次に図 10を参照して、本発明の実施例 2を説明する。図 10は本発明の実施例 2の内視鏡装置 1Bを示す。実施例 1の内視鏡装置 1は、面順次式内視鏡装置であったが、本実施例では同時式の内視鏡装置 1 Bとなつて、る。

この内視鏡装置 1Bは、電子内視鏡 2Bと光源装置 3Bと、ビデオプロセッサ 4Bとモユタ 5とから構成される。

[0065] 電子内視鏡 2Bは、図 1に示す電子内視鏡 2において、 CCD25の撮像面に光学的に色分離する色分離フィルタ 60として例えば補色系フィルタが各画素単位で取り付けてある。図示しないがこの補色系フィルタは、各画素の前に、マゼンタ（Mg)、ダリーン（G)、シアン（Cy)、イエロ（Ye)の 4色のカラーチップが、水平方向には、 Mgと G とが交互に配置され、縦方向には、 Mg、 Cy、 Mg、 Yeと G、 Ye、 G、 Cyとの配列順で、それぞれ配置されている。

[0066] そして、この補色系フィルタを用いた CCD25の場合、縦方向に隣接する 2列の画素を加算して順次読み出すが、このとき奇数フィールドと偶数フィールドで画素の列をずらして読み出すようにする。そして、後段側での色分離回路により、公知のように輝度信号と色差信号とを生成できることになる。

[0067] また、電子内視鏡 2Bにおける例えば操作部 8内には、 ID発生回路 61が設けてある。この ID発生回路 61の HD情報を利用することにより、例えば電子内視鏡 2Bの CC D25の色分離フィルタ 60の種類、バラツキ等に応じて、信号処理する際の特性を変更することにより、より適切な信号処理を行えるようにして、る。

[0068] また、光源装置 3Bは、図 1の光源装置 3において回転フィルタ 14、モータ 17及び制御回路 16を除去した構成である。

[0069] つまり、この光源装置 3Bは、白色の照明光を集光レンズ 15により集光してライトガイド 9の基端面に入射する。そして、この照明光はライトガイド 9の先端面力もさらに照明レンズ 23を経て体腔内の観察対象部位の生体粘膜に照射される。そして、照明された生体粘膜の光学像が色分離フィルタ 60により補色系に分離され、 CCD25により撮像される c

[0070] CCD25の出力信号は、ビデオプロセッサ 4B内の CDS回路 62に入力される。そして、 CCD25の出力信号は、この CDS回路 62により、出力信号から信号成分が抽出されてベースバンドの信号に変換された後、 AZD変換回路 63に入力され、デジタル信号に変換されると共に、明るさ検波回路 64に入力され、明るさ (信号の平均輝度 )が検出される。

[0071] 明るさ検波回路 64により検出された明るさ信号は、調光回路 33に入力され、基準の明るさ (調光の目標値)との差分により調光するための調光信号が生成される。この調光回路 33からの調光信号は、光源装置 3Bの絞り装置 13を制御し、観察に適した照明光量となるように調光する。

[0072] AZD変換回路 64から出力されるデジタル信号は、 YZC分離回路 65に入力され、輝度信号 Yと (広義の色信号 Cとしての）線順次の色差信号 Cr ( = 2R— G) , Cb ( = 2B— G)が生成される。輝度信号 Yは、 γ回路 66を介してセレクタ 67に入力される（この輝度信号を Yhと記す)と共に、信号の通過帯域を制限する LPF71に入力される

[0073] この LPF71は、輝度信号 Yに対応して広い通過帯域に設定されている。そして、この LPF71の通過帯域特性により設定された帯域の輝度信号 Y1が、第 1マトリクス回路 72に入力される。

[0074] また、色差信号 Cr, Cbは、信号の通過帯域を制限する第 2の LPF73を介して (線順次）同時ィ匕回路 74に入力される。

[0075] この場合、第 2の LPF73は、制御回路 68により、観察モードに応じてその通過帯域特性が変更される。具体的には、通常観察に対応する第 1の観察モード時には、第 2 の LPF73は、第 1の LPF71より低い通過帯域 (低帯域）に設定される。

一方、粘膜強調観察を行う第 2観察モード時には、第 2の LPF73は、通常観察用の第 1観察モード時における低帯域よりも広い帯域に変更される。例えば第 2の LPF 73は、第 1の LPF41とほぼ同様に広帯域に設定 (変更）される。このように第 2の LP F73は、観察モードの切替に連動して、色差信号 Cr, Cbに対する通過帯域を変更する。なお、この観察モードの切替に連動した第 2の LPF73の特性の変更は、制御回路 68の制御で行われる。

[0076] 同時ィ匕回路 74は、同時ィ匕された色差信号 Cr, Cbを生成し、この色差信号 Cr, Cb は、第 1マトリクス回路 72に入力される。

[0077] 第 1マトリクス回路 72は、輝度信号 Y及び色差信号 Cr, Cbから Rl、 Gl、 B1の色信号に変換する。

[0078] この第 1マトリクス回路 72は、制御回路 68によって制御され、 CCD25の色分離フィルタ 60の特性に応じて (変換特性を決定する）マトリクス係数の値を変更して、混色の無い或いは混色を殆ど解消した Rl, Gl, B1の色信号に変換する。

例えば、ビデオプロセッサ 4Bに実際に接続される電子内視鏡 2Bにより、その電子内視鏡 2Bに搭載されている CCD25の色分離フィルタ 60の特性が異なる場合があり、制御回路 68は、 HD情報により実際に使用されている CCD25の色分離フィルタ 60 の特性に応じて第 1マトリクス回路 72の係数を変更する。

[0079] このようにすることにより、実際に使用される撮像手段の種類が異なる場合にも適切に対応でき、偽色の発生を防止したり、混色の無い Rl, Gl, B1の 3原色信号に変換することができる。

この第 1マトリクス回路 72により生成された Rl、 Gl、 B1の色信号は、実施例 1におけるフィルタ回路 36に対応するフィルタ回路 36Bを経て、ホワイトバランス回路 86に出力される。

[0080] 実施例 1では、フィルタ回路 36には面順次で R、 G、 Bの信号が入力される構成であつたため図 4に示すようにセレクタ 51を用いていた力本実施例では Rl、 Gl、 Bl の色信号が同時に入力される構成であるため、図 4のセレクタ 51を不要にしている。

[0081] そして、 R1信号は、フィルタ回路 36Bをスルーして、ホワイトバランス回路 86に入力される。また、 G1信号及び B1信号は、それぞれ BPF52及び HPF53を経て、 Gl 信号及び Bl' 信号になり、それぞれ、ホワイトバランス回路 86に入力される。

[0082] 本実施例においては、このフィルタ回路 36Bにより実質的に実施例 1と同様の信号処理が施される。また、このフィルタ回路 36Bを通した R1信号、 G 信号及び B 信号が入力される、ホワイトバランス回路 86及びその出力信号が入力される γ回路 7 5は、制御回路 68により制御される。

[0083] ホワイトバランス回路 86は、入力され R1信号、 G 信号、 B 信号に対してホヮイトバランス調整を行い、ホワイトバランス調整された R1信号、 G1' 信号、 B1' 信号を γ回路 75に出力する。

[0084] 本実施例においても、撮像された信号に対して γ回路 75により、実施例 1の γ補正回路 41と基本的に同様のコントラスト変換処理を施す。つまり、第 1観察モードでは、共通の入出力特性で γ補正される力第 2観察モード時には Rl、 Gl, B1毎に異なる入出力特性で γ補正される。

[0085] この場合、実施例 1では先に色変換された後に γ補正回路 41で γ補正していたのに対して、本実施例では γ補正された後、後述する第 2マトリクス回路 76において色変換を行う構成に変更されて、る。

[0086] このため、本実施例では、第 2観察モード時には、 Rl、 Gl信号に対しては、図 7の gammmalの入出力特性で、そして B1信号に対しては図 7の gamma2の入出力特性で (この場合には同時に） γ補正するようにして!/、る。

[0087] このように本実施例における γ回路 75によって、第 2観察モード時には、第 1観察モード時よりも γ補正の特性を強調した γ特性に変更されて、コントラスト変換処理が施され、これにより、コントラストが強調され、より識別し易い表示になる。

γ回路 75により γ補正された R2、 G2、 B2の色信号は第 2マトリクス回路 76により、輝度信号 Yと、色差信号 R— Y、 Β— Υに変換される。

[0088] この場合、制御回路 68は、第 1観察モード時には、 R2, G2, Β2信号から輝度信号

Υと、色差信号 R— Υ、 Β—Υに単に変換するように第 2マトリクス回路 76のマトリクス係数を設定する。

[0089] また、制御回路 68は、第 2観察モード時には、第 2マトリクス回路 76のマトリクス係数を実施例 1の色変換回路 38による色変換、つまり色調整手段の機能も兼ねるマトリタス係数に変更する。

[0090] 第 2マトリクス回路 76により出力される輝度信号 Υηは、セレクタ 67に入力される。このセレクタ 67は、制御回路 68により切替が制御される。つまり、第 1観察モード時には輝度信号 Yhが選択され、第 2観察モード時には、輝度信号 Ynが選択される。 [0091] 第 2マトリクス回路 76から出力される色差信号 R—Y、 B— Yは、セレクタ 67を通った輝度信号 Yh又は Yn (YhZYnと表記）と共に、拡大回路 77に入力される。

[0092] この拡大回路 77により拡大処理された輝度信号 YhZYnは、強調回路 78により輪郭強調された後、第 3マトリクス回路 79に入力される。また、拡大回路 77により拡大処理された色差信号 R—Y, B— Yは、強調回路 78を通さないで第 3マトリクス回路 7 9に入力される。

[0093] そして、輝度信号 YhZYn、色差信号 R— Y及び色差信号 B— Yは、第 3マトリクス回路 79により R, G, Bの 3原色信号に変換された後、さらに DZA変換回路 80によりアナログの 3原色信号に変換されて映像信号出力端力モニタ 5に出力される。

[0094] なお、強調回路 78による輪郭強調も CCD25及び色分離フィルタ 60等の種類に応じてその強調特性 (強調帯域が中低帯域にするか中高帯域にするか)等を変更しても良い。

[0095] このような構成による本実施例は、基本的に実施例 1の面順次により撮像された信号に対して空間周波数成分で CCD25で撮像された信号を分離することを、同時式の場合に適用した作用となる。

[0096] つまり、実施例 1では、面順次で撮像されて順次入力される R, G, Bの信号に対してフィルタ回路 36により、空間周波数成分で分離等する処理を行っていたが、本実施例では同時に入力される R, G, Bの信号に対してフィルタ回路 36Bにより、空間周波数成分で分離等する処理を行ってヽる。

[0097] 従って、本実施例によれば、同時式の場合においても順次式の場合の実施例 1とほぼ同様の効果を有する。

つまり、通常観察時と同じ照明状態において、狭帯域光の下で撮像した場合と類似の生体粘膜の表層側の細か!/、粘膜構造ど深層側の粗!、粘膜構造とを識別し易ヽ画像として観察することができる。

なお、上述した実施例 1及び 2においては、フィルタ回路 36、 36Bにより、周波数で分離すると共に、生体粘膜の反射特性 (吸光特性)を考慮してコントラスト変換処理も行うようにしている力本発明は、単に生体の構造における分離しょうとする空間周波数で分離 (抽出)するものも含む。 [0098] 例えば表層側の細か!/ヽ粘膜構造と粗!ヽ粘膜構造にそれぞれ対応する両空間周波数成分の間の空間周波数をカットオフ周波数とした HPF或いは LPF等を用いて両粘膜構造の少なくとも一方の粘膜構造に対応する生体信号に分離するものを含む。

[0099] (実施例 3)

次に図 11から図 13を参照して、本発明の実施例 3を説明する。図 11は本発明の実施例 3における分離手段としてのウェーブレット変換部 36Cを示す。本実施例の内視鏡装置は、例えば図 10の内視鏡装置 1Bにおいて、フィルタ回路 36Bの代わりに図 11に示すウェーブレット変換部 36Cを用いた構成である。

[0100] 図 11に示すようにこのウェーブレット変換部 36Cは、図 10に示す G1信号と B1信号に対して 2次元の離散ウェーブレット変換を行うウェーブレット変換回路（以下、 DWT と略記） 81と、この DWT81から出力されるウェーブレット変換係数に所定の重み付け処理を行う係数変換回路 82と、この係数変換回路 82の出力に対して 2次元の逆離散ウェーブレット変換を行う逆ウェーブレット変換回路（IDWTと略記） 83と力らなる

[0101] なお、 R信号はウェーブレット変換部 36Cをスルーして第 1マトリクス回路 72に入力される。

DWT81では、 Haar基底を用いて 2次元の離散ウェーブレット変換を行う。この 2次元の離散ウェーブレット変換は、水平方向と垂直方向とにそれぞれ適用する 2つの 1 次元フィルタ力もなる分離型 2次元フィルタを用いるものであり、公知であるのでその説明を省略する。

[0102] 図 12は DWT81による 2次元の離散ウェーブレット変換において、分解レベル 2の変換係数群の構成例である。ここで、離散ウェーブレット変換によりサブバンドに分割された変換係数（画像成分）を HH1、 LH1、 HL1、 HH2、 LH2、 HL2、 LL2で示している。

[0103] ここで、例えば HH1は、水平、垂直方向共に、高域通過フィルタを適用して得られる画像成分を示し、 HHxの Xは原画像に対する分解レベルを示す。また、 LH、 HL、 LLは、それぞれ水平方向に低域通過型フィルタ、垂直方向に高域通過型フィルタを適用した画像成分、水平方向に高域通過型フィルタ、垂直方向に低域通過型フィルタを適用した画像成分、水平方向に低域通過型フィルタ、垂直方向に低域通過型フィルタを適用した画像成分を示す。また、 LL2、 HL2、 LH2、 LL2は、 LLlをサブバンドに分解することで導出される。なお、分解レベル 1の場合には、分解前の画像は 4つの変換係数 HH1、 LH1、 HL1、 LLlに分解されることになる。

[0104] DWT81は、入力される (原信号の） G信号に対する分解レベルを、 B信号よりも少なくし、例えば分解レベルを 1として、 HH1、 LH1、 HL1、 LLlに分解する。一方、入力される B信号に対しては、 G信号の場合よりも分解レベルを上げて、例えば分解レベノレ 4とし、 HH1,LH1,HL1、 HH2,LH2,HL2、 HH3,LH3,HL3、 HH4,LH4,H L4,LL4に分解する。

[0105] このようにして DWT81により生成された変換係数は、係数変換回路 82に入力される。

[0106] この係数変換回路 82における重み付けは、 G信号に対しては HH1,LH1,HL1の変換係数がより小さくなるように重み係数が乗算される。

[0107] 例えば、重み係数として一律にゼロが設定される。これにより、水平方向、垂直方向

、対角方向の高周波成分を抑制することができる。また、 LL1には、重み係数 1として

1が乗算される。

[0108] 一方、 B信号に対しては、 HH2,LH2,HL2、 HH3,LH3,HL3、 HH4,LH4,HL4 の変換係数がより小さくなるように重み係数が乗算される。例えば、重み係数は、一律にゼロとされる。これにより、中低域の周波数成分を抑制する。また、 HH1,LH1, HL1及び LL4〖こは、重み係数 1が乗算される。

[0109] このようにして、係数変換回路 82により重み付け処理されて出力される係数は、 ID WT83に入力され、 2次元の逆離散ウェーブレット変換が行われる。

[0110] この場合、 G信号に対しては、重み付け処理された後の HH1,LH1,HL1と、 LL1 を用いて逆離散ウェーブレット変換が行われる。その結果、合成される画像信号 (G 信号）には、細力な粘膜構造情報が抑制される。

[0111] 一方、 B信号に対しては、重み付け後の HH2,LH2,HL2、 HH3,LH3,HL3、 HH 4,LH4,HL4と、 HH1,LH1,HL1及び LL4を用いて逆離散ウェーブレット変換が行われる。その結果、合成される画像信号 (B信号）には、主に細かな粘膜情報が再現される。

このように処理された R. G. Bの信号は、図 10に示す γ回路 75に入力され、実施例 2で説明したように同様の処理が行われる。

[0112] 本実施例によれば、分離型の 2次元フィルタを用いることにより、より画質の良い状態の粘膜構造を再現する画像が得られる。その他、実施例 2と同様の作用効果が得られる。なお、上記の説明にお、ては、重み付けを行わな、場合の重み係数として 1を用いた力 1以上の重み係数を設定して、コントラストを増強するようにしても良い。すなわち、 G信号の場合、 LL1に 1以上の重み係数を乗算して、中低域成分からなる画像成分のコントラストを増強し、また Β信号に対しては、 HH1,LH1,HL1に 1以上の重み係数を乗算して、細力な粘膜情報のコントラストを増強するようにしても良い

[0113] (変形例）

図 13は変形例におけるウェーブレット変換部 36Dを示す。このウェーブレット変換部 36Dは、図 11のウェーブレット変換部 36Cにおいて、 B信号の明るさ平均値を算出する明るさ平均画像生成回路 84と、明るさ平均画像生成回路 84の出力信号と ID WT83から出力される B信号とを加算する加算器 85とを設けたものである。

[0114] そして、図 11の構成の場合と同様に、 R信号はこのウェーブレット変換部 36Dをスルーして γ回路 75に出力され、 G信号と Β信号とは DWT81、係数変換回路 82及び IDWT83へと順次入力される。さらに B信号は、明るさ平均画像生成回路 84に入力され、この明るさ平均画像生成回路 84の出力信号と IDWT83の出力信号とが加算されて、 γ回路 75に出力される。

[0115] この変形例においては、 DWT81では、 G信号及び Β信号共に、同じ分解レベル、例えば分解レベル 1のサブバンドに分解されるようにしている。

[0116] 係数変換回路 82は、 G信号に対しては、 HH1,LH1,HL1の変換係数がより小さくなるように重み係数を乗算し (例えば一律にゼロの重み係数を乗算し）、 LL1には 1を乗算する。

一方、係数変換回路 82は、 B信号における LL1の係数には、重み係数ゼロを乗算し、 HH1,LH1,HL1の係数には、 1を乗算する。 [0117] この係数変換回路 82に重み付け処理された係数は、 IDWT83において、 2次元の逆離散ウェーブレット変換される。 B信号は、重み付け後の LL1と HH1,LH1,HL1を基に合成画像を生成する。 G信号も、重み付け後の LL1と HH1,LH1,HL1を基に合成画像を生成する。

[0118] また、明るさ平均画像生成回路 84は、 B信号の明るさ平均を算出し、全画素に対してこの明るさ平均の画素値の画像信号を出力する。この明るさ平均画像生成回路 84 力も出力される画像信号は加算器 85に入力され、 IDWT83から出力される B信号と加算された B2信号がこのウェーブレット変換部 36Dから出力される。

[0119] 本変形例では、分解レベルを G、 B信号で共通とする事により、構成を簡略化すると共に、明るさ平均画像生成手段を設ける事で、 B信号における低域成分をより抑制した画像信号を簡便に生成することが可能となる。その他、実施例 3と同様の効果を有する。

[0120] なお、実施例 3及びその変形例として、実施例 2の場合に適用した場合で説明した力面順次方式にも同様に適用することができる。

[0121] 上述した各実施例等において、生体観察装置を信号処理手段としての機能を持つビデオプロセッサ 4若しくは 4Bのみで構成しても良!、。

[0122] また、上述した各実施例等においては、光源装置 3若しくは 3Bで発生した広帯域の照明光をライトガイド 9により伝送し、このライトガイド 9の先端面力も照明レンズ 23 を介して伝送した照明光を生体粘膜等に照射する構成にしていた。

[0123] 本発明は、この構成に限定されるものでなぐ例えば電子内視鏡 2若しくは 2Bの先端部 22に、発光ダイオード (LEDと略記)等の発光素子を配置して照明手段を形成し、この発光素子力も若しくは照明レンズ 23を介して生体粘膜等の被写体を照明する構成にしても良い。

[0124] なお、上述した各実施例等を部分的に組み合わせる等して構成される実施例等も本発明に属する。

[0125] また、本発明は、上述した各実施形態に限定されるものではなぐ発明の趣旨を逸脱しな、範囲内にお、て種々の変更や応用が可能であることは勿論である。

[0126] 本出願は、 2006年 3月 3日に日本国に出願された特願 2006— 058711号を優先権主張の基礎として出願するものであり、上記の開示内容は、本願明細書、請求の範囲、図面に引用されたものとする。

Claims

請求の範囲

[1] 生体に照射される広帯域の照明光のもとで撮像を行う撮像素子の出力信号に対して信号処理を行い、生成した画像信号を表示装置側に出力可能とする信号処理手段を具備する生体観察装置において、

前記信号処理手段は、前記出力信号に対して、前記生体の構造に対応した空間周波数成分に分離する分離手段を具備することを特徴とする生体観察装置。

[2] 前記分離手段は、前記生体における細力な粘膜構造および粗、粘膜構造の少なくとも一方を反映した信号に分離することを特徴とする請求項 1記載の生体観察装置

[3] 前記信号処理手段は、前記分離手段から出力される分離手段出力信号に対して、色調を調整する色調整手段を有することを特徴とする請求項 1又は 2記載の生体観察装置。

[4] 前記信号処理手段は、前記分離手段から出力される分離手段出力信号に対して、コントラスト変換処理を施すコントラスト変換処理手段を有することを特徴とする請求項 1から 3のいずれか 1つに記載の生体観察装置。

[5] 前記分離手段は、前記出力信号に対して、前記生体の構造に対応した周波数通過特性が異なるフィルタを用いて構成される請求項 1から 4のいずれ力 1つに記載の生体観察装置。

[6] 前記分離手段は、前記出力信号に対して、ウェーブレット変換手段により構成される請求項 1から 4のいずれか 1つに記載の生体観察装置。

[7] 前記分離手段は、前記出力信号として出力される緑色信号が有する帯域のうち、低域部及び中域部の振幅を増強し、かつ、高域部の振幅を抑圧する周波数特性として設定されたバンドパスフィルタを有することを特徴とする請求項 1から 4のいずれか

1つに記載の生体観察装置。

[8] 前記分離手段は、前記出力信号として出力される青色信号が有する帯域のうち、高域部の振幅を増強する周波数特性として設定されたハイパスフィルタを有することを特徴とする請求項 7に記載の生体観察装置。