WO2022064826A1 - 電子内視鏡システム - Google Patents

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WO2022064826A1
WO2022064826A1 PCT/JP2021/027018 JP2021027018W WO2022064826A1 WO 2022064826 A1 WO2022064826 A1 WO 2022064826A1 JP 2021027018 W JP2021027018 W JP 2021027018W WO 2022064826 A1 WO2022064826 A1 WO 2022064826A1
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WO
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noise
component
ultrasonic
electronic endoscope
echo signal
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PCT/JP2021/027018
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English (en)
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Inventor
雅之 萩原
Original Assignee
Hoya株式会社
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Publication date
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    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
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    • A61B8/12—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves in body cavities or body tracts, e.g. by using catheters
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
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    • A61B8/52—Devices using data or image processing specially adapted for diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/5269—Devices using data or image processing specially adapted for diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves involving detection or reduction of artifacts

Definitions

  • the present invention relates to an electronic endoscope system that acquires an ultrasonic image.
  • An electronic endoscopy system is used for observation and treatment of living tissues inside the human body.
  • an ultrasonic image (ultrasound) is obtained in an ultrasonic endoscope equipped with an ultrasonic probe.
  • a tomographic image can be obtained.
  • the processor connected to the ultrasonic endoscope functions as an ultrasonic diagnostic device to perform examinations and diagnoses.
  • an endoscope provided with an image pickup element and an ultrasonic probe is referred to as an ultrasonic endoscope (or an electronic endoscope).
  • the ultrasonic endoscope is provided with an image pickup element and an ultrasonic probe, and in a flexible tube extending from the ultrasonic endoscope to the processor, between the image pickup element provided at the tip of the insertion portion and a connector connected to the processor.
  • An image pickup signal transmission line is arranged to connect the image pickup signal, and the image pickup signal is transmitted through the image pickup signal transmission line.
  • an ultrasonic signal transmission line connecting between the ultrasonic probe provided at the tip of the insertion portion and the connector connected to the processor is arranged, and ultrasonic waves are transmitted through the ultrasonic signal line. The signal is transmitted.
  • the processor supplies power to the ultrasonic probe, and the ultrasonic probe transmits ultrasonic waves to living tissue and receives reflected waves.
  • the reflected wave received by the ultrasonic probe is signalized into an echo signal, and the echo signal is sent to the processor through the transmission line for the ultrasonic signal, and the processor processes the signal to obtain an ultrasonic image.
  • the processor is equipped with a switching power supply in addition to a signal processing unit that processes data using transmission signals (ultrasonic signals, imaging signals) from an ultrasonic endoscope, a control unit that controls image display, and the like.
  • the switching power supply generates and supplies the necessary voltage for operating each component device in the ultrasonic endoscope and the processor.
  • the processor is connected to a monitor for displaying captured images and ultrasonic images.
  • the ultrasonic image obtained based on the echo signal of the ultrasonic probe and displayed on the monitor contains noise generated in the ultrasonic endoscope or processor and noise superimposed on the AC power supply and entering from the outside as noise components. It may be mixed.
  • This noise component includes, for example, a noise component caused by switching of a switching power supply or a noise component caused by mutual interference between the transmission lines.
  • the transmission line for the image pickup signal and the transmission line for the ultrasonic signal are provided close to each other, the electrostatic coupling or the electromagnetic coupling between the transmission lines becomes strong, and the pulse that controls the image pickup element is strengthened.
  • the control signal or the like interferes with the ultrasonic probe or the transmission line for the ultrasonic signal, and a noise component is mixed in the echo signal.
  • ultrasonic images may generate noise peculiar to ultrasonic waves called artifacts (virtual images that do not actually exist).
  • An ultrasonic wave is generated and an echo reflected from the living body is received to obtain an echo signal, but a virtual image, that is, an artifact is generated as noise due to a side rope artifact, a grating lobe, multiple reflections, or the like.
  • high-frequency noise generated by the switching power supply may be superimposed on the received signal of the ultrasonic signal, so that an artifact may appear in the ultrasonic image generated by the ultrasonic diagnostic image.
  • Japanese Patent Application Laid-Open No. 2014-003801 discloses an ultrasonic image processor capable of removing periodic noise caused by the operation of a DC / DC converter. It is equipped with a main converter that inputs power from the power input section and outputs a constant voltage power supply, and a plurality of slave converters that input this constant voltage power supply and output power to the circuits that make up the ultrasonic image processor. By synchronizing the switching operation of the main converter and the slave converter, spike noise is reduced.
  • Japanese Patent Application Laid-Open No. 2019-076707 discloses a method of changing the switching frequency of a switching power supply by a preset change width in order to suppress an increase in switching noise appearing on an ultrasonic image.
  • the switching frequency becomes an integral multiple of the pulse repetition frequency, which is the frequency at which the ultrasonic pulse is transmitted when performing the scan, the ultrasonic image generated by executing the B (Brightness) mode scan or the M (Motion) mode scan. This is because switching noise due to switching appears on the ultrasonic image based on the data.
  • Japanese Unexamined Patent Publication No. 2017-080040 includes an image generation unit, a detection unit, and a control unit, and when the detection unit detects a peculiar change in the output from an external device or an ultrasonic probe in the time direction, the control unit Is a method of removing noise by displaying a reference image including a medical image at substantially the same position as the ultrasonic image displayed on the display unit in response to the detection of a peculiar change by the detection unit. It has been disclosed.
  • an electronic endoscope system equipped with an ultrasonic endoscope and a processor, it is preferable to accurately extract and image an echo signal that is easily buried in a noise component for more accurate diagnosis. Furthermore, in order to reduce the physical burden on the patient in which the ultrasonic endoscope is inserted into the body cavity, further reduction in the diameter of the flexible tube is required in the future.
  • the shield performance is forced to deteriorate due to the restriction of the shield structure due to the reduction in diameter, and noise components are generated. It becomes easier to do.
  • the present invention efficiently detects a periodically generated noise component contained in the ultrasonic image and suppresses the noise component, thereby performing a highly accurate ultrasonic image. It is an object of the present invention to provide an electronic endoscopic system capable of producing.
  • One aspect of the present invention is an electronic endoscopy system that acquires ultrasonic images.
  • An electronic endoscope with an ultrasonic probe at the tip that repeatedly applies ultrasonic waves to living tissue to sequentially obtain echo signals.
  • An ultrasonic image processing unit that processes the echo signal output from the ultrasonic probe to generate an ultrasonic image, and a periodic echo signal that is included in the first echo signal and is equal to or higher than a preset threshold level.
  • a noise detection unit that detects the noise component generated in the above, and a noise suppression component that suppresses the generation of the noise component in the second echo signal by being added to the second echo signal output after the first echo signal.
  • An ultrasonic image processor having a noise suppression unit generated and added to the second echo signal. To prepare for.
  • the noise suppression component is preferably a component having a phase opposite to that of the noise component.
  • the noise suppression unit adjusts at least one of the amplitude, frequency, and phase of the noise suppression component so that the level of the noise component is reduced in the second echo signal to which the noise suppression component is added. It is preferable to provide a noise suppression component correction unit.
  • the noise detection unit further detects the noise component included in the second echo signal to which the noise suppression component is added.
  • the electronic endoscope system further includes a display unit configured to display the ultrasonic image on a display screen, and the display unit includes the noise in the second echo signal to which the noise suppression component is added.
  • the display unit includes the noise in the second echo signal to which the noise suppression component is added.
  • the noise detection unit includes a cycle width detection unit that calculates a noise generation cycle in which the noise component is periodically generated, and calculates a cycle width from the minimum and maximum values of the noise generation cycle, and the noise detection unit includes a cycle width detection unit. It is preferable to detect the noise component by utilizing the noise generation cycle and the cycle width.
  • the noise detection unit Using the ultrasonic image for teachers without the noise component and the ultrasonic image for teachers with the noise component as teacher data, a noise component inference model in which the presence or absence of the noise component is machine-learned in advance is created. It is preferable to determine the presence or absence of the noise component by inputting the ultrasonic image generated by the ultrasonic image processing unit into the noise component inference model.
  • Another aspect of the present invention is an electronic endoscopy system that acquires ultrasonic images.
  • An electronic endoscope with an ultrasonic probe at the tip that repeatedly applies ultrasonic waves to living tissue to sequentially obtain echo signals.
  • An ultrasonic image processor having an ultrasonic image processing unit that processes the echo signal output from the ultrasonic probe to generate an ultrasonic image.
  • a noise detection unit that detects an external noise component superimposed on a cable that transmits the echo signal output from the ultrasonic probe, and a noise detection unit. It includes a noise suppression unit that generates a noise suppression component that suppresses the external noise component and applies it to the cable.
  • the noise suppression component may be a component having a phase opposite to that of the external noise component.
  • Either the electronic endoscope or the ultrasonic image processor may include an antenna for acquiring the external noise component from the cable.
  • the periodically generated noise component contained in the ultrasonic image is efficiently detected and the noise component is suppressed.
  • 4A to 4C are diagrams for explaining the image formation principle of the ultrasonic image in the electronic endoscope system of one embodiment. It is a figure explaining an example of the signal processing until the echo signal at the time of acquiring an ultrasonic image is displayed as the ultrasonic image of B mode.
  • 6A and 6B are diagrams showing an example of the echo signal and the luminance-modulated luminance after the echo signal of the A mode shown in FIG. 4A has passed through the amplifier circuit and the amplifier circuit. It is a figure which shows an example of the ultrasonic image of B mode obtained by the electronic endoscope system of one Embodiment. It is a figure which shows the example of the scan position of the ultrasonic beam and the generation part of a noise component in the ultrasonic image of B mode obtained by the electronic endoscope system of one Embodiment. It is a figure explaining the example of the generation frequency of the noise component appearing in the ultrasonic image of B mode obtained by the electronic endoscope system of one Embodiment.
  • FIG. 1 is a block diagram showing an overall configuration of an electronic endoscope system of one embodiment.
  • the electronic endoscope system 10 for acquiring an ultrasonic image includes an electronic endoscope 12, a processor for captured images 22, and a processor 30 for ultrasonic images.
  • the electronic endoscope 12 includes a lighting unit 14 that irradiates a living tissue, an image pickup element 16 that images a living tissue, a driver signal processing unit 18 that preprocesses a signal imaged by the image pickup element 16, and a living tissue. It is provided with an ultrasonic probe 20 that applies sound to obtain an echo signal.
  • the ultrasonic probe 20 acquires echo signals along various directions by outputting ultrasonic waves with a predetermined time difference for each probe element in which a plurality of probe elements for outputting ultrasonic waves are arranged in a predetermined direction. It is a phased array type probe that can be used.
  • the ultrasonic probe 20 repeatedly applies such ultrasonic waves to sequentially obtain echo signals.
  • the image signal of the living tissue is input to the driver signal processing unit 18 from the image pickup element 16 at a predetermined frame cycle, and is output to the system controller 102 of the image pickup image processor 22 and the image pickup image processing unit 26.
  • the frame period is, for example, 1/30 second and 1/60 second.
  • the driver signal processing unit 18 also accesses the memory 92 and reads out the unique information of the electronic endoscope 12.
  • the unique information of the electronic endoscope 12 recorded in the memory 92 includes, for example, the number of pixels and sensitivity of the image pickup device 16, the operable frame rate, the model number, and the like.
  • the image capture image processor 22 includes a light source unit 24 that transmits a light source to the illumination unit 14, and an image pickup image processing unit 26 that processes an image pickup signal output from the image pickup element 16 to generate an image pickup image.
  • the ultrasonic image processor 30 transmits a drive signal to the ultrasonic probe 20, receives an echo wave, and processes an echo signal from the ultrasonic probe 20 to generate an ultrasonic image.
  • the ultrasonic image processing unit 32 Based on the digital echo signal, the ultrasonic image processing unit 32 performs a predetermined calculation as shading image data, for example, by luminance modulation, and generates a one-dimensional B-mode image along one direction. Further, the ultrasonic image processing unit 32 synchronizes the one-dimensional B-mode image along a plurality of directions generated based on the echo signal obtained from the phased array type ultrasonic probe 20 with the scanning of the phased array. By arranging them along a predetermined azimuth direction, one two-dimensional B-mode image is created. Further, the created image is subjected to image processing using known techniques such as gain processing and contrast processing, and gradation processing corresponding to the display range of the image in the ultrasonic image display unit 46 is performed.
  • a predetermined calculation as shading image data for example, by luminance modulation
  • the ultrasonic image processing unit 32 synchronizes the one-dimensional B-mode image along a plurality of directions generated based on the echo signal obtained from the phased array type ultra
  • the ultrasonic image processor 30 includes a display unit 46 having a display of the generated ultrasonic image and an input function capable of inputting by a touch panel method. Further, the ultrasonic image processor 30 includes an input unit 42 for operating the ultrasonic image processor 30, a power supply unit 44, and an AC power supply input unit 48.
  • the input unit 42 accepts input of various information using a keyboard, mouse, touch panel, or the like.
  • the ultrasonic image display unit 46 displays various information including the generated ultrasonic image.
  • the power supply unit 44 supplies electric power for driving the electronic endoscope 12 and the captured image processor 22 in addition to the ultrasonic image processor 30.
  • the power supply unit 44 includes, for example, a DC / DC converter as a switching power supply as a constituent device, and generates a DC voltage according to the switching frequency of the DC / DC converter.
  • a plurality of DC / DC converters are provided, and each DC / DC converter converts the input DC voltage into a desired DC voltage to supply power to each device.
  • the noise detection unit 34 detects whether or not the echo signal (first echo signal) among the received echo signals contains a noise component that is periodically generated at a threshold level or higher set in advance.
  • the method for detecting the noise component is not particularly limited, but for example, a cycle width detection unit that calculates the noise generation cycle in which the noise component is periodically generated and calculates the cycle width from the minimum and maximum values of the noise generation cycle (described later). It is preferable that the noise detection unit detects the noise component by utilizing the noise generation period and the period width.
  • the noise detection unit 34 may further perform frequency analysis using an FFT (Fast Fourier Transform) to determine whether or not a spectral peak equal to or higher than a set threshold level exists. Since the echo signal reflected at the boundary surface of the living tissue does not have periodicity, the spectral peak is rarely present, and therefore the spectral peak may be the peak of the noise component generated periodically. high.
  • FFT Fast Fourier Transform
  • the noise suppression component is a component added to the echo signal so that the detected noise component is suppressed in the echo signal (second echo signal) subsequently output from the ultrasonic probe 20.
  • the noise suppression component will be described later.
  • FIG. 2 is a diagram illustrating an example of an electronic endoscope provided with an ultrasonic probe used in the electronic endoscope system of one embodiment.
  • the electronic endoscope 12 includes an operation unit 52, an insertion unit 54 having a tip portion 56 and mainly a flexible portion 58 inside, a flexible cable 60 having a light guide cable inside, and a scanner connector cable 62. And a connector 64 and a scanner connector 66.
  • the tip 56 is a sensor for inspecting a living tissue, and includes an image sensor 68, an ejection end face 70, and an ultrasonic probe 20.
  • the ultrasonic probe 20 has an oscillator array in which a plurality of ultrasonic oscillators, for example, piezoelectric elements are arranged in an array as a probe element. Each of these oscillators transmits ultrasonic waves according to the drive signal, receives the reflected wave from the subject, and outputs an analog received signal.
  • Each transducer is attached to both ends of a piezoelectric body made of, for example, PZT (Lead Zirconate Titanate: lead zirconate titanate) which is a piezoelectric ceramic or PVDF (Poly Vinylidene Di Fluid: polyvinylidene fluoride) which is a high molecular weight piezoelectric element. It is configured by using the element on which the electrode is formed.
  • PZT Lead Zirconate Titanate: lead zirconate titanate
  • PVDF Poly Vinylidene Di Fluid: polyvinylidene fluoride
  • the image pickup element 68 of the tip 56 is provided with an image pickup element 16 and an objective lens, an illumination lens, or the like (not shown) for imaging by the image pickup element 16.
  • the objective lens forms an image of the return light from the living tissue irradiated by the illumination light on the light receiving surface of the image pickup device 16.
  • the image pickup device 16 is, for example, a single-panel color CCD (Charge Coupled Device) image sensor having a Bayer-type pixel arrangement.
  • the single-plate color CCD image sensor stores the optical image formed by each pixel on the light-receiving surface as an electric charge according to the amount of light, and corresponds to the color components of R (Red), G (Green), and B (Blue). Generates and outputs the image signal.
  • the image pickup device 16 is not limited to the CCD image sensor, and a CMOS (Complementary Metal Oxide Semiconductor) image sensor or other types of image pickup devices can also be used.
  • the image pickup device 16 may also be equipped with a complementary color filter.
  • the incident illumination light is emitted from the emission end surface 70 at the tip portion 56 through the light distribution lens.
  • the illumination light is incident on the illumination unit 14 of the electronic endoscope 12 via the light guide 94 (FIG. 3).
  • the outer part of the tip 56 is made of hard resin.
  • the tip portion 56 includes an air supply / water supply nozzle 72 that discharges or sucks a liquid or gas.
  • the air supply / water supply nozzle 72 discharges a liquid such as water for cleaning the surface of the objective lens and the illumination lens attached to the image pickup element 16, and removes the liquid and foreign matter remaining on the surface of the objective lens and the illumination lens.
  • a gas such as air is discharged to the lens.
  • a balloon (not shown) used for performing ultrasonic diagnosis by filling the tip portion 56 with a liquid and bringing it into contact with a living tissue is attached, and a balloon water injection port 88 and a balloon water suction port are attached. 90 is provided.
  • the tip portion 56 is provided with a forceps raising table 76 for bringing a flexible puncture needle (not shown) into contact with the living tissue, and suction of liquid or gas on the living tissue through the forceps raising table 76. There is also an opening for performing.
  • the insertion portion 54 is provided with a curved portion 78 that curves in the vertical direction and the horizontal direction.
  • the portion on the base end side (side of the operation portion 52) from the curved portion 78 is a flexible flexible portion 58 that can be bent according to its own weight or the operation of the practitioner.
  • the flexible portion 58 is provided between the curved portion 78 and the operation portion 52, and is provided with a signal line of a sensor provided at the tip portion 56 and a plurality of individual flow paths through which gas or fluid flows from the opening. ing. These individual channels are formed by tubes, tubes, or elongated holes.
  • a treatment tool insertion port protrusion 80 for inserting a puncture needle and a forceps raising wire cleaning port 74 are provided so as to be flexible.
  • a cap is detachably attached to the end opening of the treatment tool insertion port protrusion 80.
  • a treatment tool insertion / suction tube extending from the treatment tool insertion port protrusion 80 toward the tip 56 side and having flexibility is provided. The treatment tool insertion and suction tube is opened by the forceps raising table 76.
  • the puncture needle inserted into the treatment tool insertion / suction tube from the treatment tool insertion port protrusion 80 can protrude outward from the tip opening of the treatment tool insertion / suction tube on the forceps raising table 76, and is projected from the tip opening. It is used to palpate living tissue.
  • the operation unit 52 is provided with a plurality of operation buttons 84 of the flow path changeover switch, and a common flow path through which a fluid flows, which extends from the connector 64 in the flexible cable 60, is provided inside the operation unit 52.
  • the bending operation lever 82 is a lever operated by an operator to bend the curved portion 78 in the vertical direction and the horizontal direction. The bending portion 78 bends in the vertical direction and the left-right direction according to the rotation operation of the bending operation lever 82.
  • the flexible cable 60 connects the connector 64 connected to the captured image processor 22 and the operation unit 52.
  • the connector 64 is also provided with an opening port of a common flow path for supplying or sucking a fluid.
  • the connector 64 has a light source insertion unit 86 and is connected to a captured image processor 22.
  • the illumination light generated by the light source unit in the captured image processor 22 is transmitted from the connector 64 to the tip portion 56 through the flexible cable 60, the operation portion 52, and the light guide cable in the insertion portion 54. Will be done.
  • a drive signal is sent from the image pickup image processor 22 to the image pickup element 16 via the signal line in the flexible cable 60.
  • the image signal captured by the image pickup device 16 is sent to the image pickup image processor 22 via the signal lines in the flexible cable 60, the operation unit 52, and the insertion unit 54.
  • the scanner connector 66 is connected to the ultrasonic image processor 30, and sends the echo signal scanned by the ultrasonic probe 20 to the ultrasonic image processing unit 32 via the scanner connector cable 62.
  • the ultrasonic image processing unit 32 processes the echo signal to generate a diagnostic image of the biological tissue to be inspected, and displays the generated image on the display unit 46.
  • the scanner connector cable 62 transmits a drive signal of the ultrasonic probe 20 from the ultrasonic image processor 30 to the piezoelectric element of the ultrasonic probe 20. Piezoelectric elements can convert electrical energy into mechanical energy and generate ultrasonic waves by expansion and contraction due to voltage changes.
  • the connector 64 is connected to the driver signal processing unit 18.
  • An image signal of a living tissue is input to the driver signal processing unit 18 from the image pickup element 16 at a predetermined frame cycle, and is output to the system controller of the image pickup image processor 22 and the image pickup image processing unit 26.
  • the frame period is, for example, 1/30 second and 1/60 second.
  • FIG. 3 is a block diagram showing an example of a schematic configuration of an electronic endoscope and a processor for captured images used in the electronic endoscope system of one embodiment.
  • the captured image processor 22 includes a control system controller 102 and a timing controller 100.
  • the system controller 102 executes various programs stored in the memory 104 and controls the entire electronic endoscope system 10 in an integrated manner. Further, the system controller 102 is connected to the operation panel 95.
  • the system controller 102 changes each operation of the electronic endoscope system 10 and parameters for each operation in response to an instruction from the operator input from the operation panel 95.
  • the input instruction by the operator includes an operation mode switching instruction of the electronic endoscope system 10.
  • the operation mode includes a normal mode and a special mode.
  • the timing controller 100 outputs a clock pulse for adjusting the operation timing of each part to each part in the electronic endoscope system 10.
  • the light source unit 96 transmits the illumination light to the illumination unit 14 of the electronic endoscope 12 through the light guide 94.
  • a high-luminance lamp such as a xenon lamp, a halogen lamp, a mercury lamp, or a metal halide lamp is used.
  • the illumination light transmitted from the light source is focused by a condenser lens (not shown) and is limited to an appropriate amount of light through the diaphragm.
  • a motor is mechanically connected to the diaphragm via a transmission mechanism such as an arm or a gear (not shown).
  • the aperture can be changed in order to make the image displayed on the display screen of the captured image display unit 28 have appropriate brightness.
  • the illumination light that has passed through the diaphragm is incident on the illumination unit 14 of the electronic endoscope 12 via the light guide 94.
  • the incident illumination light is emitted from the emission end face 70 at the tip 56 through the light distribution lens.
  • a semiconductor light emitting element of a light emitting diode or a laser diode that emits light in a predetermined wavelength range may be used instead of the white light source that emits white light.
  • the system controller 102 performs various operations based on the unique information of the electronic endoscope 12 and generates a control signal.
  • the system controller 102 uses the generated control signal to operate various circuits in the captured image processor 22 so that processing suitable for the electronic endoscope 12 connected to the captured image processor 22 is performed. Control the timing.
  • the system controller 102 acquires the unique information of the memory 92 read by the driver signal processing unit 18.
  • the timing controller 100 supplies a clock pulse to the driver signal processing unit 18 according to the timing control by the system controller 102.
  • the driver signal processing unit 18 drives and controls the image pickup element 16 at a timing synchronized with the frame rate of the image processed by the image pickup image processor 22 according to the clock pulse supplied from the timing controller 100.
  • the captured image processor 22 includes a captured image processing unit 26.
  • the captured image processing unit 26 exerts its function by the system controller 102 reading and executing the program recorded in the memory 104. Therefore, since the captured image processing unit 26 functions integrally with the system controller 102, it may be provided in the system controller 102.
  • the captured image processing unit 26 is provided with a pre-stage signal processing circuit, and performs demosaic processing on each of the R, G, and B image signals input from the driver signal processing unit 18 at the frame cycle. Specifically, each image signal of R is subjected to interpolation processing by peripheral pixels of G and B, each image signal of G is subjected to interpolation processing by peripheral pixels of R and B, and each image signal of B is R. , G is subjected to interpolation processing by peripheral pixels. As a result, all the image signals are converted into image data having information on the three color components of R, G, and B. Further, the pre-stage signal processing circuit performs well-known processing such as color correction, matrix calculation, and white balance correction.
  • the captured image processing unit 26 may include a post-stage signal processing circuit.
  • the subsequent signal processing circuit performs predetermined signal processing on the image data to generate moving image data, and converts it into a predetermined video format signal.
  • the converted video format signal is used by the display unit 28 for displaying a moving image. As a result, a moving image of the living tissue is displayed on the display screen.
  • the photographing mode of the ultrasonic image processor 30 includes at least an A mode and a B mode.
  • the A mode is a mode in which amplitude information is displayed on the time axis of an echo signal in a predetermined direction in the subject.
  • the B mode is a mode for generating and displaying a one-dimensional image or a two-dimensional image along a predetermined direction showing the shape of the tissue in the subject.
  • FIGS. 4A to 4C are diagrams for explaining the image formation principle of the ultrasonic image in the electronic endoscope system of one embodiment.
  • Image formation using ultrasonic waves is based on the ultrasonic pulse reflection method.
  • FIG. 4A shows a state in which an ultrasonic beam is generated from the ultrasonic probe 20 in a living body.
  • the ultrasonic beam is emitted from the ultrasonic probe 20 into a living body in the form of a pulse of ultrasonic waves of, for example, about 10 MHz.
  • the radiated ultrasonic wave becomes a reflected wave due to the difference in acoustic impedance of the internal tissue in the living body, and is received again by the ultrasonic probe 20. This reflected wave becomes an echo signal.
  • the scanning of the ultrasonic beam by the electronic endoscope 12 is a sector scan by a phased array method, and the sector scan can obtain an echo signal along a predetermined direction.
  • FIG. 4B shows an example of an echo signal displayed in A mode. In the A mode, time is taken on the horizontal axis and reflection intensity (amplitude) is taken on the vertical axis, and an echo signal is displayed. Time represents the depth of the living body and is the distance between the internal tissues and the internal tissues.
  • the waveform of the echo signal in the A mode is subjected to luminance modulation according to the reflection intensity and converted into luminance, and the tomographic image is represented as a grayscale image by the luminance in the B mode.
  • the photographing mode of the ultrasonic image processor 30 may include a well-known M mode and Doppler mode.
  • FIG. 5 is a diagram illustrating an example of signal processing until an echo signal for acquiring an ultrasonic image, which is conventionally used, is displayed as an ultrasonic image in B mode.
  • the echo signal obtained by the ultrasonic probe 20 is amplified by the amplifier circuit 120 and integrated by the amplifier circuit 122 to remove harmonic noise.
  • the amplifier circuit 120 and the amplifier circuit 122 may be provided with an amplifier function and a low-pass filter function by an integrated inverting amplifier type amplifier circuit.
  • the echo signal which is an analog signal, is digitized by the A / D converter 124 at the sampling cycle of the clock signal 126, and becomes a digital echo signal.
  • the digital echo signal is subjected to luminance modulation by the luminance modulation unit 128 according to the reflection intensity and converted into luminance.
  • the digital echo signal converted into luminance is image-processed by the ultrasonic image generation unit 130 to obtain a two-dimensional B-mode tomographic image.
  • This digital image signal is converted into an analog signal by the D / A converter 132, and is displayed as a tomographic image in B mode on the ultrasonic image display unit 46.
  • FIG. 6A and 6B are diagrams showing an example of the echo signal and the luminance signal after the echo signal of the A mode shown in FIG. 4A has passed through the amplifier circuit 120 and the integrating circuit 122.
  • FIG. 6A high frequency noise is removed from the echo signal of the A mode shown in FIG. 4A.
  • FIG. 6B the echo signal in the A mode is a luminance signal from which high frequency noise has been removed.
  • the noise processing of the conventional ultrasonic image is basically performed by the amplifier circuit 120 and the integrator circuit 122 shown in FIG. 5, or the inverting amplifier circuit in which these are integrated.
  • the frequency of 1/2 or more of the sampling frequency of the clock signal 126 of the A / D converter 124 is a frequency that is not digitized by sampling, and the A / D converter 124 is also a kind of low-pass filter.
  • FIG. 7 is a diagram showing an example of a B-mode ultrasonic image obtained by the electronic endoscope system of one embodiment.
  • the fan-shaped portion obtained by sector scanning is an ultrasonic image, and the white portion at the upper part corresponds to the drive signal of the ultrasonic probe 20.
  • a white curved curve extending radially appears, and it is a noise component having a period (strictly speaking, a period fluctuating within a certain range).
  • FIG. 8 is a diagram showing an example of a scan position of an ultrasonic beam and a noise component generation part in a B-mode ultrasonic image obtained by the electronic endoscope system of one embodiment.
  • the noise generating parts in Scan A, Scan B and Scan C having different scan positions are indicated by circles.
  • scan B noise is generated at four positions, and if the time intervals are T1, T2, and T3, T1, T2, and T3 are generated with a certain width.
  • the time intervals T1, T2, and T3 are not constant, but are time intervals within a certain range.
  • the time interval of noise generation in scan A and scan C is not constant as in scan B, and is generated at a time interval within a certain range. Therefore, the noise component appearing as a radial curve curve has a period width within a certain range in the scan. That is, it is considered to be a periodic noise component that periodically occurs in a certain frequency band in the frequency domain.
  • FIG. 9 is a diagram illustrating an example of the generation frequency of the noise component appearing in the ultrasonic image of the B mode obtained by the electronic endoscope system of one embodiment.
  • the generation frequency fn of the noise component is 14.5 kHz. This frequency becomes the pass band of the frequency characteristic of the low-pass filter in the integrator circuit 122 or the inverting amplification type integrator circuit, and cannot be dealt with by the conventional noise processing.
  • the speed of sound depends on the living tissue, for example, blood is 1570 m / s, fat is 1450 m / s, kidney is 1560 m / s, and muscle is 1590 m / s. The average is 1540 m / s.
  • FIG. 10 is a diagram schematically showing an example of a power spectrum of a periodic noise component appearing in an ultrasonic image obtained by the electronic endoscope system of one embodiment.
  • the generation period of the noise component is not constant and fluctuates with a period width in a certain range, and along with this, the peak position of the power spectrum in the frequency domain also fluctuates within a range of a certain bandwidth.
  • the minimum period of the noise component to be measured is Tmin and the maximum period is Tmax
  • the power spectrum fluctuates between the minimum frequency 1 / Tmax and the maximum frequency 1 / Tmin as shown in FIG.
  • the noise generation frequency fn of the ultrasonic image shown in FIG. 7 as a noise component generated periodically was 14.5 kHz as an example. This frequency is considerably lower than the signal used in the electronic endoscope 12 and the ultrasonic image processor 30 being several MHz and the switching frequency of the switching power supply being several hundred KHz or more.
  • noise component generated by the following generation factors.
  • the repetition frequency PRF Pulse Repetition Frequency
  • the repetition frequency PRF Pulse Repetition Frequency
  • the switching power supply is switched within the time for detecting the echo signal. Therefore, a noise component derived from switching is generated in each of the echo signals.
  • noise components due to switching generated in each echo signal are added. Therefore, a noise component due to switching is also added according to the number of echo signals to be added, and this becomes a high-luminance luminance signal by luminance modulation, and becomes a noise component periodically generated in the B mode image.
  • a switching power supply for example, a step-down DC / DC converter
  • MOSFET When the MOSFET is turned on / off, resonance occurs in the loop of the converter due to the parasitic inductance and parasitic capacitance, which are parasitic elements, and high-frequency noise is generated. A noise component is added to the output of the converter.
  • FIG. 11 is a diagram showing an example in which noise of a plurality of switching power supplies used in the electronic endoscope system of one embodiment is superimposed on an echo signal.
  • the noise components superimposed on the DC outputs Vda, Vdb, and Vdc of the three switching power supplies become resonance noise components at a certain timing and are superimposed on the echo signal.
  • This resonance noise component may be periodically generated depending on the setting of the switching frequency. In this case, this resonance noise component becomes a noise component that is periodically generated in the B mode image.
  • FIG. 12 is a diagram illustrating an example of a noise factor at the insertion portion of the electronic endoscope used in the electronic endoscope system of one embodiment.
  • the illumination unit 14, the image pickup device 16, and the ultrasonic probe 20 are provided at the tip of the insertion unit 54.
  • Light is transmitted to the illumination unit 14 by the light guide 94.
  • An image pickup element drive signal line 142 and an image pickup element output signal line 144 are connected to the image pickup element 16.
  • An ultrasonic element drive / output signal line 146 through which a drive signal and an output signal of the ultrasonic element are transmitted is connected to the ultrasonic probe 20.
  • the transmission coil 118 of the electronic endoscope position measuring device 110 which will be described later, is wound around the insertion portion 54, if necessary.
  • the position of the electronic endoscope 12 inserted in the body cavity can be specified by using magnetism at the position in the body cavity.
  • a measuring device 110 may be used.
  • the electronic endoscope position measuring device 110 will be described.
  • FIG. 13 is a diagram showing an outline of an example of an electronic endoscope position measuring device 110 used in the electronic endoscope system 10 of one embodiment.
  • a plurality of transmission coils 118 used in the electronic endoscope position measuring device 110 are wound around the insertion portion 54 of the electronic endoscope 12 at predetermined intervals, and a magnetic field is generated by an electric current.
  • the plurality of transmitting coils 118-1, 118-2, ..., 118-n generate a magnetic field at each position and receive it by the receiving coil 116. And measure the position of the endoscope.
  • FIG. 13 shows the case where the transmitting coil 118 is located in the insertion portion 54 and the receiving coil 116 is located outside, but the transmitting coil 118 may be located outside and the receiving coil 116 may be located outside the endoscope. ..
  • the receiving coil 116 has a plurality of coil blocks and is arranged next to the bed, for example. Each coil block of the receiving coil 116 is wound so that the respective coil surfaces are orthogonal to each other in three directions.
  • the coil is adapted to detect a signal proportional to the strength of the magnetic field of the axial component orthogonal to the coil surface.
  • the coil block receives the generated magnetic field, converts it into a voltage signal, and outputs this voltage signal as a detection result.
  • the operating states of the transmit coil 118 and the receive coil 116 are controlled by the drive unit 112.
  • a high frequency sine wave is supplied from the drive unit 112 to each of the transmission coils 118-1, 118-2, ..., 118-n via the image capture processor 22.
  • Each transmitting coil 118-1, 118-2, ..., 118-n radiates an electromagnetic wave accompanied by a magnetic field to the surroundings by applying a sine wave.
  • the drive unit 112 can also individually specify the timing at which the transmission coils 118-1, 118-2, ..., 118-n generate a magnetic field.
  • the receiving coil 116 receives the magnetic field generated by the transmitting coil 118, generates a current by the received magnetic field, and converts it into a voltage signal.
  • the signal is sent from the receiving coil 116 to the drive unit 112.
  • the drive unit 112 gives a signal from the reception coil 116 to the position specifying unit 114, performs predetermined signal processing such as amplification processing, and then converts it into digital data by A / D conversion.
  • the frequency is extracted from the digital data by fast Fourier transform, and the magnetic field detection information of the frequency component corresponding to the sine wave of each transmission coil 118-1, 118-2, ..., 118-n is used. Separate and extract. From each digital data of the separated magnetic field detection information, the spatial position coordinates of the transmission coils 118-1, 118-2, ..., 118-n provided on the ultrasonic probe 20 are calculated. Further, the position specifying unit 114 connects the position coordinates of the transmission coils 118-1, 118-2, ..., 118-n to generate a linear insertion shape image as an electronic endoscope position image.
  • the length from the coil position located at the entrance portion of the insertion portion to the coil position located at the tip of the insertion portion can be calculated as the insertion length.
  • the drive signal of the transmission coil 118 may cause the generation of noise components periodically generated in the echo signal.
  • the stray capacitance C1 is a stray capacitance between the image sensor drive signal line 142 and the ultrasonic element drive / output signal line 146.
  • the stray capacitance C2 is a stray capacitance between the image sensor output signal line 144 and the ultrasonic element drive / output signal line 146.
  • the stray capacitance C3 is a stray capacitance between the ultrasonic element drive / output signal line 146 and the ground.
  • the stray capacitance C4 is a stray capacitance between the ultrasonic element drive / output signal line and the transmission coil 118. Further, the stray capacitances C5, C6, and C7 are stray capacitances between the ground and the image sensor drive signal line 142, the image sensor output signal line 144, and the transmission coil 118.
  • the ultrasonic element drive / output signal line 146 is electrostatically coupled to each line, and the current flowing as a signal of each line is superimposed on the ultrasonic element drive / output signal line 146 as a noise component in the differential mode. Will be done. Further, the stray capacitances C5 to C7 generated between each signal line and the ground become a noise component in the common mode due to electrostatic coupling, and a current flows, and this noise component is transferred to the ultrasonic element drive / output signal line 146. It is superimposed.
  • the magnetic field of the transmission coil 118 and external EM wave noise are also superimposed on the ultrasonic element drive / output signal line 146.
  • the clock signal 126 of the A / D converter 124 that digitizes the echo signal is also superimposed on the ultrasonic element drive / output signal line 146 as EM wave noise. be. Normally, these noises are minute, but when superimposed, they may appear as periodic noise components in the ultrasonic image.
  • the connection line to the image sensor 16 and the ultrasonic probe 20 in the electronic endoscope uses a shielding material to suppress noise components.
  • the noise component is suppressed by utilizing the reflection loss, absorption loss, and multiple reflection correction of the shield material.
  • Reflection loss is the loss caused by the reflection of the shielding material.
  • Absorption loss is a loss caused by the flow of an induced current that flows when an EM wave is incident on the shield material.
  • the multiple reflection correction a part of the EM wave that has entered the inside of the shield material is reflected at the boundary, and the noise component is suppressed by utilizing the fact that it leaks to the outside after being repeated a plurality of times.
  • the thickness of the shield material, the skin effect and the wavelength of the EM wave are taken into consideration for the correction.
  • the outer diameter of the insertion portion 54 becomes large, so that the insertion portion 54 cannot be sufficiently refined. Further, if the drive signal or the output signal is made into a minute signal or a high frequency signal in order to improve the equipment performance of the electronic endoscope 12, the problem of noise component is likely to occur, so that the image quality of the ultrasonic image is high. It may adversely affect the conversion. Therefore, it is difficult to suppress the noise component by the shield material.
  • the cause of the noise component that occurs periodically is not one, but it is considered to be a complex phenomenon of various noise components.
  • the noise component periodically generated in the echo signal and equal to or higher than the preset threshold level is detected and detected. It is necessary to suppress the noise component.
  • a method of suppressing the noise component from being included in the echo signal and a two-dimensional B-mode image obtained from the echo signal containing the noise component are subjected to image processing. There is a way to eliminate noise pixels.
  • FIG. 14 is a diagram showing an example of an echo signal on which a noise component periodically generated in the electronic endoscope system of one embodiment is superimposed.
  • the noise component corresponds to a high-luminance portion in the B-mode image, and is a waveform having a larger amplitude than the echo signal reflected by the living tissue by the drive signal of the ultrasonic probe 20. Therefore, the noise detection unit 34 determines and detects a signal having a threshold level or higher set in advance as a noise component.
  • FIG. 15 is a diagram illustrating an example of a method of suppressing a noise component in an ultrasonic image generated by the electronic endoscope system of one embodiment.
  • the echo signal becomes a digital echo signal through the amplifier circuit 120, the integrator circuit 122, and the A / D converter 124.
  • the noise detection unit 34 sets a threshold value of the noise level in advance, includes the signal in the first echo signal, and determines that the signal having the threshold value or more is a noise component.
  • the amplitude extraction unit 174 is provided in the noise detection unit 34.
  • the amplitude extraction unit 174 extracts the amplitude, frequency, and phase of the digital echo signal detected as a noise component.
  • the amplitude, frequency, and phase are extracted from the waveform of the echo signal in A mode.
  • the amplitude extraction unit 174 determines a component having a noise level equal to or higher than a preset threshold value as a noise component, but is set by performing frequency analysis using, for example, FFT instead of such a determination.
  • a component having a spectral peak equal to or higher than the threshold level may be determined as a noise component.
  • the amplitude extraction unit 174 measures the period (T1, T2, T3, ...) Of the digital echo signal detected as a noise component.
  • the period is, for example, a period calculated from the peak frequency of the power spectrum obtained by frequency analysis using the FFT of the digital echo signal from the waveform of the digital echo signal displayed in A mode, and the time point at which a plurality of noise components are generated is used.
  • the period (T1, T2, T3, ...) Can be obtained by specifying the above and calculating the time interval between the time points of occurrence.
  • the amplitude extraction unit 174 calculates the period width by the method described above. In this way, the amplitude extraction unit 174 calculates the cycle width and detects the noise component by using the noise generation cycle and the cycle width, so that the detection accuracy is high.
  • the noise suppression component generation unit 172 generates a noise suppression component by using the amplitude, frequency, and phase extracted by the amplitude extraction unit 174.
  • the noise suppression component generation unit 172 outputs the generated noise suppression component to the ultrasonic element drive / output signal line 146 and applies it to the second echo signal.
  • FIG. 16 is a diagram showing an example of a noise suppression component, and is a component that suppresses the noise component shown in FIG.
  • the noise suppression component shown in FIG. 16 is a component having a phase opposite to that of the noise component shown in FIG.
  • the amplitude and frequency of the noise suppression component shown in FIG. 16 are equal to the amplitude and frequency of the noise component.
  • FIG. 16 is a diagram showing an example of a noise suppression component, and is a component that suppresses the noise component shown in FIG.
  • the noise suppression component shown in FIG. 16 is a component having a phase opposite to that of the noise component shown in FIG.
  • the noise suppression component may have an amplitude smaller than the amplitude of the noise component, for example.
  • FIG. 17 is a diagram showing an example of an echo signal to which a noise suppression component is added, and shows a signal in which the noise suppression component shown in FIG. 16 is added to the echo signal shown in FIG.
  • the addition of the noise suppression component to the second echo signal is performed while the echo signal is being received, except when the drive signal is being transmitted to the ultrasonic probe 20.
  • the noise inhibitory component it is preferable that all the echo signals to be subsequently output are added as the second echo signal.
  • the ultrasonic image processor 30 includes a noise detection unit 34, determines that an echo signal periodically generated at a preset threshold level or higher is noise, and determines that the echo signal is generated in a subsequent echo signal as a noise suppression unit. Suppress at 36.
  • the noise generated periodically is detected by setting a threshold level by utilizing the fact that the noise generated periodically is a noise component having a large amplitude, while the detected noise component is used in the subsequent echo signal. Since the suppression unit 36 suppresses the noise component so as to be small, a high-quality ultrasonic image can be obtained.
  • the echo signal to which the noise suppression component is added is corrected by the noise suppression component correction unit 176 (FIG. 15).
  • the correction is performed by adjusting at least one of the amplitude, frequency, and phase of the noise suppression component so that the level of the noise component is reduced in the echo signal to which the noise suppression component is added. If the noise component generated periodically has a period width, the noise component may be generated in the subsequent echo signal at a generation cycle different from the detected noise component generation cycle. Further, the amplitude, frequency, and phase of the noise component may change after detection due to some cause, for example, when the use of a device powered by an AC power source is started in another room or the like.
  • the noise suppression component correction unit 176 corrects the noise suppression component added to the echo signal to reduce the noise component in the echo signal to which the noise suppression component is added. If the noise component is already suppressed by the addition of the noise suppression component, the noise level is further reduced. By adjusting the noise component by feedback in this way, in the echo signal to which the noise suppression component is added, the components other than the echo signal reflected by the living tissue can be minimized, and the effect of suppressing the generation of the noise component is maintained. ..
  • the signal level of the component corresponding to the noise component in the first echo signal detected by the amplitude extraction unit 174 is adjusted. Perform the processing to reduce. Such processing is performed, for example, by changing the amplitude, frequency, and phase of the noise suppression component.
  • the noise detection unit 34 detects the noise component for the echo signal whose noise suppression component has been corrected. If the noise component contained in the echo signal cannot be suppressed even if the noise suppression component is corrected, for example, the operator can be notified that noise is generated. Therefore, it is preferable that the ultrasonic image display unit 46 displays on the display screen a display prompting the suppression of the noise component when the noise component is detected in the echo signal to which the noise suppression component is added. By making such a display, the operator is informed that there is noise, and the operator is encouraged to take measures to suppress the noise component so that the diagnosis on the ultrasonic image is not affected. be able to.
  • the display urging the suppression of the noise component is a display urging the operator to take measures for suppressing the noise component, and as such a measure, for example, a contractor who maintains or repairs the electronic endoscope system 10. And changing the connection destination (outlet) of the plug of the AC power input unit 48.
  • the threshold level used for detecting the noise component in the second echo signal is the same value as the threshold level used for detecting the noise component in the first echo signal.
  • the correction of the noise suppression component is preferably performed while receiving the echo signal to which the noise suppression component is added, except when the drive signal is transmitted to the ultrasonic probe 20.
  • the noise component is detected by using a preset threshold value or by using frequency analysis, but instead of these, a machine-learned prediction model is used, that is, AI. (Artificial Intelligence: Artificial Intelligence) may be used for detection.
  • a teacher's ultrasonic image without an echo signal in which a noise component is periodically generated and a teacher's ultrasonic image in which a noise component is periodically generated are used as teacher data.
  • Feature quantities are extracted by machine learning. This makes it possible to learn in advance the presence or absence of a periodic noise component. Based on this learning result, it is determined whether or not there is a periodic noise component in the input ultrasonic image. It is also preferable to use an ultrasonic image in which the noise component periodically generated is detected by the noise detection unit 34 or the amplitude extraction unit 174 as the ultrasonic image for teachers in which the noise component is periodically generated. ..
  • FIG. 18 is a diagram illustrating an example of a process of learning by artificial intelligence (AI) and determining the presence or absence of a noise component periodically generated in the electronic endoscope system of one embodiment.
  • the noise component inference model 230 is created by extracting features by machine learning from a teacher's ultrasonic image to which information on the presence or absence of noise components is given. By inputting an ultrasonic image into the noise component inference model 230, it is possible to determine the presence or absence of a noise component from the feature amount internally extracted by the noise component inference model 230.
  • the feature quantities include the amplitude of the noise component, the periodicity of the noise component, the spread of the noise component, and the like.
  • the noise component inference model 230 of the noise detection unit 34 is created by using, for example, a neural network.
  • a neural network for example, a convolutional neural network (Convolutional Neural Network) widely applied in image recognition is preferably used.
  • FIG. 19 is a diagram showing an operation flow of noise suppression.
  • step S1 an ultrasonic image is generated.
  • the ultrasonic image is generated by the ultrasonic image generation unit 130 after converting the echo signal from the ultrasonic probe 20 into light and shade pixels by the brightness modulation unit 128.
  • step S2 periodic noise is detected.
  • a signal having a predetermined threshold value or more is detected as noise. If no noise is detected, the process ends.
  • step S3 When noise is detected, the amplitude, frequency, and phase of the noise component are extracted in step S3. Extraction is performed by the amplitude extraction unit 174.
  • step S4 the noise suppression component is generated by using the amplitude, frequency, and phase of the extracted noise component.
  • step S5 the generated noise suppression component is added to the second echo signal. The generation and addition of the noise suppression component is performed by the noise suppression component generation unit 172.
  • step S6 the noise suppression component is corrected in the second echo signal to which the noise suppression component is added, and the noise detection unit 34 detects noise equal to or higher than the threshold level in order to confirm whether the noise is corrected.
  • a warning is given in step S7, and the process ends. The warning is displayed on the ultrasonic image display unit 46. In this case, inform the surgeon that there is noise so that the diagnosis on the ultrasound image is not affected. If no noise is detected, the process ends.
  • the shield (external conductor) of the cable including the ultrasonic element drive / output signal line 146 is used in order to detect the external noise superimposed on the ultrasonic element drive / output signal line 146.
  • the shield external conductor of the cable including the ultrasonic element drive / output signal line 146 is used in order to detect the external noise superimposed on the ultrasonic element drive / output signal line 146.
  • An external noise component amplitude, frequency, phase
  • the noise suppression component is applied from the antenna to the shield of the cable including the ultrasonic element drive / output signal line 146.
  • the external noise component is canceled in the shield, and the external noise component superimposed on the ultrasonic element drive / output signal line 146 is reduced.
  • FIG. 20 conceptually shows a configuration example for reducing external noise superimposed on the ultrasonic element drive / output signal line 146 in the electronic endoscope system of one embodiment.
  • the antenna 182 is arranged in the vicinity of the shield 148 of the cable of the ultrasonic element drive / output signal line 146 extending from the ultrasonic probe 20.
  • the shield 148 is grounded in the ultrasonic image processor 30 or the electronic endoscope 12.
  • the noise suppression unit 36A in addition to the antenna 182, the circulator 184, the noise detection unit 34A, and the noise suppression component generation unit 172A (an example of the noise suppression unit) constitute the noise suppression unit 36A as a whole. do.
  • the noise suppression unit 36A may be provided in the ultrasonic image processor 30 or in the electronic endoscope 12. Alternatively, a part of the configuration of the noise suppression unit 36A is provided on one of the ultrasonic image processor 30 and the electronic endoscope 12, and a part of the configuration of the noise suppression unit 36A is provided in the ultrasonic image processor 30 and the electron. It may be provided on the other side of the endoscope 12.
  • the circulator 184 is provided to switch between transmission and reception by the antenna 182. It is not essential to provide the circulator 184, and the transmitting antenna and the receiving antenna may be provided separately.
  • the antenna 182 is, for example, a loop antenna or a monopole antenna, and is arranged near the shield 148 so that good electromagnetic coupling can be obtained.
  • the noise detection unit 34A detects the external noise component superimposed on the shield 148 via the antenna 182, and acquires the amplitude, frequency, and phase of the external noise component.
  • the noise detection unit 34A corresponds to the amplifier circuit, the integrator circuit, and the A / D converter of FIG. 15 for the received signal (signal corresponding to the external noise component) from the antenna 182 as preprocessing before noise detection. Processing may be performed.
  • the noise suppression component generation unit 172A generates a noise suppression component which is a component having a phase opposite to the detected external noise component, similarly to the noise suppression component generation unit 172 described above.
  • the amplitude and frequency of the noise suppression component are preferably equal to the amplitude and frequency of the external noise component, but the amplitude of the noise suppression component may be smaller than the amplitude of the external noise component.
  • the noise suppression component generation unit 172A preferably adjusts at least one of the amplitude, frequency, and phase of the noise suppression component so that the level of the external noise component is minimized.
  • the noise suppression component generated by the noise suppression component generation unit 172A is applied from the antenna 182 to the shield 148 of the ultrasonic element drive / output signal line 146. As a result, external noise is canceled in the shield 148, and noise superimposition on the ultrasonic element drive / output signal line 146 can be suppressed. As a result, a high-quality ultrasonic image can be obtained.
  • the switching timing between the noise detection period (that is, the reception period by the antenna 182) and the application period of the noise suppression component (that is, the transmission period of the antenna 182) is not limited.
  • noise detection is performed at predetermined time intervals, and during a period in which noise detection is not performed, a noise suppression component based on the noise detection result performed immediately before is applied to the shield 148.
  • the noise level for example, amplitude
  • the noise level of the external noise component does not fall below a predetermined threshold value, for example, a warning is exceeded. It is preferable to display it on the sound wave image display unit 46.
  • the present invention relates to the patent application of Japanese Patent Application No. 2020-159687 filed with the Japan Patent Office on September 24, 2020, and the entire contents of this application are incorporated herein by reference.

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Abstract

一実施形態の電子内視鏡システムは、電子内視鏡と、撮像画像用プロセッサと、超音波画像用プロセッサとを備える。電子内視鏡は、撮像素子と、超音波を繰り返し付与してエコー信号を順次得る超音波プローブと、を先端部に有する。超音波画像用プロセッサは、エコー信号のうちの第１エコー信号に含まれ、予め設定した閾値レベル以上の周期的に発生するノイズ成分を検出するノイズ検出部と、第１エコー信号の後に出力する第２エコー信号に付加されることにより第２エコー信号においてノイズ成分の発生を抑制するノイズ抑制成分を生成し、第２エコー信号に付加するノイズ抑制部と、を有する。

Description

電子内視鏡システム
　本発明は、超音波画像を取得する電子内視鏡システムに関する。
　人体内部の生体組織の観察や治療に電子内視鏡システムが使用されている。電子内視鏡システムは、生体組織の画像として、撮像素子を用いて被検体の光学観察像を取得することに加えて、超音波プローブを備える超音波内視鏡では、超音波画像（超音波断層像）を得ることができる。超音波内視鏡と接続したプロセッサは、超音波診断装置として機能して、検査や診断を行う。以下、撮像素子及び超音波プローブを備える内視鏡を超音波内視鏡（あるいは電子内視鏡）という。
　超音波内視鏡は、撮像素子と超音波プローブを備え、超音波内視鏡からプロセッサに延びる可撓管内には、挿入部の先端に設けた撮像素子と、プロセッサに接続するコネクタとの間を接続する撮像信号用伝送線が配設され、撮像信号用伝送線を通じて撮像信号が伝送される。また、上記可撓管内には、挿入部の先端に設けた超音波プローブと、プロセッサに接続するコネクタとの間を接続する超音波信号用伝送線が配設され、超音波信号線を通じて超音波信号が伝送される。
　超音波による検査や診断を行う際には、プロセッサから超音波プローブに電力供給を行い、超音波プローブは生体組織に超音波を送信して反射波を受信する。超音波プローブで受信した反射波は、エコー信号に信号化され、エコー信号は、超音波信号用伝送線を通じてプロセッサに送られ、プロセッサで信号処理を行って超音波画像となる。
　プロセッサは、超音波内視鏡からの送信信号（超音波信号、撮像信号）を用いてデータ処理を行う信号処理部、画像表示を制御する制御部等の他、スイッチング電源を備える。スイッチング電源は、超音波内視鏡及びプロセッサ内の各構成デバイスを動作させるための必要な電圧を生成し供給する。プロセッサは、撮像画像や超音波画像を表示するためのモニタと接続される。
　超音波プローブのエコー信号に基づいて得られモニタに表示される超音波画像には、超音波内視鏡あるいはプロセッサ内で発生するノイズやＡＣ電源に重畳されて外部から進入するノイズがノイズ成分として混入する場合がある。このノイズ成分は、例えば、スイッチング電源のスイッチングに起因したノイズ成分、あるいは、上記伝送線間の相互干渉に起因したノイズ成分を含む。例えば、可撓管内では、撮像信号用伝送線と超音波信号用伝送線とが近接して設けられているため、伝送線間の静電結合あるいは電磁結合が強くなり、撮像素子を制御するパルス制御信号等が、超音波プローブや超音波信号用伝送線に干渉してエコー信号にノイズ成分が混入する。
　さらに、超音波画像には、アーチファクト（実際には存在しない虚像）と呼ばれる超音波特有のノイズが発生する場合もある。超音波を発生させて、生体内から反射したエコーを受信してエコー信号を得るが、サイドロープアーチファクト、グレーティングローブや多重反射等の原因により虚像、即ちアーチファクトがノイズとなって発生する。また、スイッチング電源で発生する高周波ノイズが超音波信号の受信信号に重畳することで、超音波診断画像で生成される超音波画像にアーチファクトが表れる場合もある。
　これらの超音波画像内のノイズ成分に対して、特開２０１４－００３８０１号公報ではＤＣ／ＤＣコンバータの動作に起因する周期的なノイズを除去できる超音波画像用プロセッサを開示している。電源入力部から電源を入力し、定電圧の電源を出力する主コンバータと、この定電圧の電源を入力し、超音波画像用プロセッサを構成する回路に電源を出力する複数の従コンバータとを備え、主コンバータ及び従コンバータのスイッチング動作を同期させることにより、スパイクノイズを減らしている。
　特開２０１９－０７６７０７号公報は、超音波画像上に表れるスイッチングノイズの増加を抑制するために、スイッチング電源のスイッチング周波数を、予め設定された変更幅ずつ変更する方法を開示している。スイッチング周波数が、スキャンを実行する際に超音波パルスを送信する周波数であるパルス繰返し周波数の整数倍になると、Ｂ（Ｂｒｉｇｈｔｎｅｓｓ）モードスキャン又はＭ（Ｍｏｔｉｏｎ）モードスキャンの実行により生成される超音波画像データに基づく超音波画像上に、スイッチングに起因するスイッチングノイズが表れるからである。
　特開２０１７－０８００４０号公報は、画像生成部と、検出部と、制御部とを具備し、検出部で外部装置又は超音波プローブからの出力の時間方向における特異な変化を検出すると、制御部は、検出部による特異な変化の検出に応じて、表示部に表示されている超音波画像と実質的に同じ位置の医用画像を含む参照画像を表示部に表示し、ノイズを除去する方法が開示されている。
　超音波内視鏡及びプロセッサを備える電子内視鏡システムでは、より精度の高い診断のためにノイズ成分に埋もれ易いエコー信号を精度よく取り出し、画像化することが好ましい。さらに、超音波内視鏡が体腔内に挿入される患者の肉体的負担を軽くするために、今後さらなる可撓管の細径化が求められる。従来の伝送線のシールド構造でノイズの進入を抑えていた超音波信号用伝送線及び撮像信号用伝送線では、細径化によるシールド構造の制約によりシールド性能の低下を余儀なくされ、ノイズ成分が発生し易くなる。
　また、超音波内視鏡及びプロセッサを駆動するための電力源であるＡＣ電源に外部からノイズが重畳した場合は、電源回路やフィルタ回路によりある程度は低減されるが、ノイズレベルが大きい場合や、ＥＭＩノイズ等が意図しないルートでエコー信号に重畳した場合は、超音波画像のノイズ成分となり画質の低下を招く。さらには高精細化のために、微小なエコー号の検出も要求され、超音波画像のノイズ成分をいかに抑制するかが大きな課題となっている。
　本発明は、超音波プローブを用いて超音波画像を取得する際、超音波画像に含まれる周期的に発生するノイズ成分を効率よく検出してノイズ成分の抑制を行い、精度の高い超音波画像を生成することができる電子内視鏡システムを提供することを目的とする。
　本発明の一態様は、超音波画像を取得する電子内視鏡システムであって、
　生体組織に超音波を繰り返し付与してエコー信号を順次得る超音波プローブを先端部に有する電子内視鏡と、
　前記超音波プローブから出力する前記エコー信号を処理して超音波画像を生成する超音波画像処理部と、前記エコー信号のうちの第１エコー信号に含まれ、予め設定した閾値レベル以上の周期的に発生するノイズ成分を検出するノイズ検出部と、前記第１エコー信号の後に出力する第２エコー信号に付加されることにより前記第２エコー信号において前記ノイズ成分の発生を抑制するノイズ抑制成分を生成し、前記第２エコー信号に付加するノイズ抑制部と、を有する超音波画像用プロセッサと、
を備える。
　前記ノイズ抑制成分は、前記ノイズ成分と逆位相の成分であることが好ましい。
　前記ノイズ抑制部は、前記ノイズ抑制成分が付加された前記第２エコー信号において前記ノイズ成分のレベルが低減されるよう、前記ノイズ抑制成分の振幅、周波数、及び位相の少なくともいずれか１つを調整するノイズ抑制成分補正部を備えることが好ましい。
　前記ノイズ検出部は、さらに、前記ノイズ抑制成分が付加された前記第２エコー信号に含まれる前記ノイズ成分を検出することが好ましい。
　前記電子内視鏡システムは、前記超音波画像を表示画面に表示するよう構成された表示部をさらに備え、前記表示部は、前記ノイズ抑制成分が付加された前記第２エコー信号中に前記ノイズ成分が検出された場合に、前記ノイズ成分の抑制を促す表示を前記表示画面に表示させることが好ましい。
　前記ノイズ検出部は、前記ノイズ成分が周期的に発生するノイズ発生周期を算出し、前記ノイズ発生周期の最小値と最大値から周期幅を算出する周期幅検出部を備え、前記ノイズ検出部は、前記ノイズ発生周期と前記周期幅を利用して前記ノイズ成分を検出することが好ましい。
　前記ノイズ検出部は、
　前記ノイズ成分のない教師用超音波画像と、前記ノイズ成分のある教師用超音波画像とを教師データとして前記ノイズ成分の有無を予め機械学習したノイズ成分推論モデルを作成し、
　前記ノイズ成分推論モデルに、前記超音波画像処理部で生成される前記超音波画像を入力することにより、前記ノイズ成分の有無を判定することが好ましい。
本発明の別の態様は、超音波画像を取得する電子内視鏡システムであって、
　生体組織に超音波を繰り返し付与してエコー信号を順次得る超音波プローブを先端部に有する電子内視鏡と、
　前記超音波プローブから出力する前記エコー信号を処理して超音波画像を生成する超音波画像処理部を有する超音波画像用プロセッサと、
　を備える。
　前記電子内視鏡又は前記超音波画像用プロセッサのいずれか一方は、
　前記超音波プローブから出力する前記エコー信号を伝送するケーブルに重畳する外部ノイズ成分を検出するノイズ検出部と、
　前記外部ノイズ成分を抑制するノイズ抑制成分を生成し、前記ケーブルに印加するノイズ抑制部と、を備える。
　前記ノイズ抑制成分は、前記外部ノイズ成分と逆位相の成分であってもよい。
　前記電子内視鏡又は前記超音波画像用プロセッサのいずれか一方は、前記ケーブルから前記外部ノイズ成分を取得するアンテナを備えてもよい。
　上述の電子内視鏡システムによれば、超音波プローブを用いて超音波画像を取得する際、超音波画像に含まれる周期的に発生するノイズ成分を効率よく検出してノイズ成分の抑制を行い、高品質の超音波画像を生成することができる。
一実施形態の電子内視鏡システムの全体構成の一例を示すブロック図である。 一実施形態の電子内視鏡システムで用いる超音波プローブを備えた電子内視鏡の一例を説明する図である。 一実施形態の電子内視鏡システムで用いる電子内視鏡及び撮像画像用プロセッサの概略構成の一例を示すブロック図である。 図４Ａ～図４Ｃは、一実施形態の電子内視鏡システムにおける超音波画像の画像形成原理を説明する図である。 超音波画像を取得する際のエコー信号がＢモードの超音波画像として表示されるまでの信号処理の一例を説明する図である。 図６Ａ，図６Ｂは、図４Ａで示したＡモードのエコー信号が増幅回路及び積分回路を通過した後のエコー信号及び輝度変調された輝度の一例を示す図である。 一実施形態の電子内視鏡システムで得られるＢモードの超音波画像の一例を示す図である。 一実施形態の電子内視鏡システムで得られるＢモードの超音波画像における超音波ビームのスキャン位置とノイズ成分の発生部の例を示す図である。 一実施形態の電子内視鏡システムで得られるＢモードの超音波画像に表れるノイズ成分の発生周波数の例を説明する図である。 一実施形態の電子内視鏡システムで得られる超音波画像に表れる周期性のあるノイズ成分のパワースペクトルの例を模式的に示す図である。 一実施形態の電子内視鏡システムで用いる複数のスイッチング電源のノイズがエコー信号に重畳された例を示す図である。 一実施形態の電子内視鏡システムで用いる電子内視鏡挿入部でのノイズ要因の例を説明する図である。 一実施形態の電子内視鏡システムで用いる電子内視鏡位置測定装置の一例の概略を示す図である。 一実施形態の電子内視鏡システムで周期的に発生するノイズ成分が重畳されたエコー信号の例を示す図である。 一実施形態の電子内視鏡システムで用いるノイズ抑制部の一例を説明する図である。 一実施形態の電子内視鏡システムで用いるノイズ抑制成分の例を示す図である。 一実施形態の電子内視鏡システムにおいてノイズ抑制成分が付加されたエコー信号を示す図である。 一実施形態の電子内視鏡システムにおいてＡＩ（人工知能）による学習と周期的に発生するノイズ成分の有無の判断をおこなうプロセスの例を説明する図である。 一実施形態の電子内視鏡システムにおいて行うノイズ抑制の動作フローの一例を示す図である。 一実施形態の電子内視鏡システムで用いるノイズ抑制部の一例を説明する図である。
（電子内視鏡システムの全体構成）
　図１は、一実施形態の電子内視鏡システムの全体構成を示すブロック図である。超音波画像を取得する電子内視鏡システム１０は、電子内視鏡１２と、撮像画像用プロセッサ２２と、超音波画像用プロセッサ３０と、を備える。
　電子内視鏡１２は、生体組織を照射する照明部１４と、生体組織を撮像する撮像素子１６と、撮像素子１６で撮像された信号を前処理するドライバ信号処理部１８と、生体組織に超音波を付与してエコー信号を得る超音波プローブ２０とを備える。超音波プローブ２０は、超音波を出力する複数のプローブ要素が所定の方向に配列した各プローブ要素が所定の時間差をもって超音波を出力することにより、種々の方向に沿ったエコー信号を取得することができるフェーズドアレイ方式のプローブである。超音波プローブ２０は、このような超音波の付与を繰り返し行い、エコー信号を順次得る。
　ドライバ信号処理部１８には、生体組織の画像信号が撮像素子１６より所定のフレーム周期で入力され、撮像画像用プロセッサ２２のシステムコントローラ１０２や撮像画像処理部２６へ出力する。フレーム周期は、例えば、１／３０秒、１／６０秒である。
　ドライバ信号処理部１８はまた、メモリ９２にアクセスして電子内視鏡１２の固有情報を読み出す。メモリ９２に記録される電子内視鏡１２の固有情報には、例えば、撮像素子１６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。
　撮像画像用プロセッサ２２は、照明部１４に光源を伝送する光源部２４と、撮像素子１６から出力される撮像信号を処理して撮像画像を生成する撮像画像処理部２６を備える。
　超音波画像用プロセッサ３０は、超音波プローブ２０への駆動信号を送信し、エコー波を受信する送受信部３８と、超音波プローブ２０からのエコー信号を処理して超音波画像を生成する超音波画像処理部３２と、エコー信号（第１エコー信号）に含まれ、予め設定した閾値レベル以上の周期的に発生するノイズ成分を検出するノイズ検出部３４と、後続して出力するエコー信号（第２エコー信号）に付加されることにより、検出したノイズ成分が当該エコー信号において抑制されるノイズ抑制成分を生成し、当該エコー信号に付加するノイズ抑制部３６と、を備える。
　超音波画像処理部３２は、デジタルエコー信号に基づいて、例えば輝度変調により濃淡画像データとして所定の演算が施され、一方向に沿った一次元のＢモード画像を生成する。さらに、超音波画像処理部３２は、フェーズドアレイ方式の超音波プローブ２０から得られるエコー信号に基づいて生成される複数の方向に沿った一次元のＢモード画像を、フェーズドアレイの走査に合わせて所定の方位方向に沿って配置することにより、１つの二次元のＢモード画像を作成する。さらに、作成された画像にゲイン処理、コントラスト処理等の公知の技術を用いた画像処理をおこなうとともに、超音波画像表示部４６における画像の表示レンジに対応した階調処理を行う。
　超音波画像用プロセッサ３０は、生成した超音波画像の表示とタッチパネル方式で入力可能な入力機能とを有する表示部４６を備えている。さらに、超音波画像用プロセッサ３０は、超音波画像用プロセッサ３０の操作を行う入力部４２と、電源部４４と、ＡＣ電源入力部４８を備える。
　入力部４２は、キーボード、マウス、タッチパネル等を用いて、各種情報の入力を受け付ける。超音波画像表示部４６は、生成された超音波画像を含む各種情報を表示する。電源部４４は、超音波画像用プロセッサ３０の他、電子内視鏡１２と撮像画像用プロセッサ２２を駆動するための電力を供給する。電源部４４は、例えば、スイッチング電源であるＤＣ／ＤＣコンバータを構成デバイスとして備え、ＤＣ／ＤＣコンバータにおけるスイッチング周波数により直流電圧を生成している。ＤＣ／ＤＣコンバータは複数個備えられており、入力の直流電圧を各ＤＣ／ＤＣコンバータで所望の直流電圧に変換し、各デバイスに電力を供給する。
　ノイズ検出部３４は、受信したエコー信号のうちのエコー信号（第１エコー信号）に予め設定した閾値レベル以上の周期的に発生するノイズ成分が含まれているか否かを検出する。ノイズ成分の検出方法は、特に制限されないが、例えば、ノイズ成分が周期的に発生するノイズ発生周期を算出し、ノイズ発生周期の最小値と最大値から周期幅を算出する周期幅検出部（後述する振幅等抽出部）を備え、ノイズ検出部は、ノイズ発生周期と周期幅を利用してノイズ成分を検出することが好ましい。
　ノイズ検出部３４は、さらに、ＦＦＴ（Ｆａｓｔ　Ｆｏｕｒｉｅｒ　Ｔｒａｎｓｆｏｒｍ）を利用した周波数分析を行うことにより、設定された閾値レベル以上のスペクトルピークが存在するか否かを判定してもよい。生体組織の境界面で反射するエコー信号は、周期性を有さないため、スペクトルピークが存在することは少なく、このため、スペクトルピークは、周期的に発生するノイズ成分のピークである可能性が高い。
　ノイズ抑制成分は、検出したノイズ成分が、超音波プローブ２０から後続して出力するエコー信号（第２エコー信号）において、その発生が抑制されるよう、当該エコー信号に付加される成分である。ノイズ抑制成分については後述する。
（電子内視鏡）
　図２は、一実施形態の電子内視鏡システムで用いる超音波プローブを備えた電子内視鏡の一例を説明する図である。
　電子内視鏡１２は、操作部５２と、先端部５６及び主に内部に軟性部５８を備えた挿入部５４と、ライトガイドケーブルを内部に備えた可撓性ケーブル６０と、スキャナコネクタケーブル６２と、コネクタ６４と、スキャナコネクタ６６と、を備える。
　先端部５６は、生体組織を検査するセンサであり、撮像素子部６８、射出端面７０及び超音波プローブ２０を備える。超音波プローブ２０には、プローブ要素として複数の超音波振動子、例えば圧電素子をアレイ状に配列した振動子アレイを有している。これらの振動子は、それぞれ駆動信号に従って超音波を送信すると共に被検体からの反射波を受信してアナログの受信信号を出力する。各振動子は、例えば、圧電セラミックであるＰＺＴ（Ｌｅａｄ　Ｚｉｒｃｏｎａｔｅ　Ｔｉｔａｎａｔｅ：チタン酸ジルコン酸鉛）や、高分子圧電素子であるＰＶＤＦ（Ｐｏｌｙ　Ｖｉｎｙｌｉｄｅｎｅ　Ｄｉ　Ｆｌｕｏｒｉｄｅ：ポリフッ化ビニリデン）等からなる圧電体の両端に電極を形成した素子を用いて構成される。
　先端部５６の撮像素子部６８には、撮像素子部６８には、撮像素子１６と、撮像素子１６による撮像のための対物レンズや照明レンズ等（図示略）が設けられている。対物レンズは、照明光により照射された生体組織からの戻り光を、撮像素子１６の受光面上で結像させる。撮像素子１６は、例えば、ベイヤ型画素配置を有する単板式カラーＣＣＤ（Ｃｈａｒｇｅ　Ｃｏｕｐｌｅｄ　Ｄｅｖｉｃｅ）イメージセンサである。単板式カラーＣＣＤイメージセンサは、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、Ｒ（Ｒｅｄ）、Ｇ（Ｇｒｅｅｎ）、Ｂ（Ｂｌｕｅ）の色成分に対応した画像信号を生成して出力する。撮像素子１６は、ＣＣＤイメージセンサに限らず、ＣＭＯＳ（Ｃｏｍｐｌｅｍｅｎｔａｒｙ　Ｍｅｔａｌ　Ｏｘｉｄｅ　Ｓｅｍｉｃｏｎｄｕｃｔｏｒ）イメージセンサやその他の種類の撮像装置を用いることもできる。撮像素子１６はまた、補色系フィルタを搭載したものであってもよい。
　先端部５６にある射出端面７０からは、入射された照明光が、配光レンズを通して射出される。照明光は、ライトガイド９４（図３）を介して、電子内視鏡１２の照明部１４に入射される。
　先端部５６の外側部分は硬質樹脂で構成されている。
　さらに、先端部５６は、液体あるいは気体を吐出するあるいは吸引する送気・送水ノズル７２を備える。送気・送水ノズル７２は、撮像素子１６に付随した対物レンズ及び照明レンズの表面を洗浄する水等の液体を吐出したり、対物レンズ及び照明レンズの表面に残存する液体や異物を除去するために空気等の気体を吐出したりする。また、先端部５６には、液体を充填して生体組織に接触させて超音波診断を行うために用いるバルーン（図示略）が装着されるようになっており、バルーン注水口８８とバルーン吸水口９０が設けられている。さらに、先端部５６には、可撓性を有する穿刺針（図示略）を生体組織に接触させるための鉗子起上台７６が設けられ、この鉗子起上台７６を通して生体組織上の液体や気体の吸引を行なう開口も設けられている。
　挿入部５４には、上下方向及び左右方向に湾曲する湾曲部７８が設けられている。湾曲部７８より基端側（操作部５２の側）の部分は自重や施術者の操作に追従して屈曲することができる可撓性のある軟性部５８となっている。
　軟性部５８は、湾曲部７８と操作部５２の間に設けられ、先端部５６に設けられるセンサの信号線、及び、上記開口から気体あるいは流体が流れる複数の個別流路がその内部に設けられている。これらの個別流路は、管、チューブ、あるいは長孔により形成されている。
　操作部５２の先端部５６の側には、可撓性を備え、穿刺針を挿入するための処置具挿入口突起８０と鉗子起上ワイヤ洗浄口７４が突設している。処置具挿入口突起８０の端部開口にはキャップが着脱可能に取り付けてある。挿入部５４の内部には、処置具挿入口突起８０から先端部５６側に向かって延び、かつ可撓性を有する処置具挿通兼吸引管が設けられている。処置具挿通兼吸引管は、鉗子起上台７６で開口している。処置具挿入口突起８０から処置具挿通兼吸引管に挿入された穿刺針は、鉗子起上台７６にある処置具挿通兼吸引管の先端開口から外側に突出可能であり、先端開口から突出させて生体組織を触診するために用いられる。
　操作部５２は、流路切換スイッチの複数の操作ボタン８４を備え、コネクタ６４から可撓性ケーブル６０内を延びる、流体が流れる共通流路がその内部に設けられている。湾曲操作レバー８２は、湾曲部７８を、上下方向及び左右方向に湾曲させるために、術者が操作するレバーである。湾曲操作レバー８２の回転操作に応じて湾曲部７８が上下方向及び左右方向に湾曲する。
　可撓性ケーブル６０は、撮像画像用プロセッサ２２に接続するコネクタ６４と操作部５２を接続する。コネクタ６４には、流体の供給あるいは吸引を行うための共通流路の開口ポートも設けられている。
　コネクタ６４は、光源差込部８６を有し、撮像画像用プロセッサ２２に接続される。撮像画像用プロセッサ２２にある光源ユニットで生成された照明光は、コネクタ６４から、可撓性ケーブル６０、操作部５２、及び挿入部５４内のライトガイドケーブル内を通り先端部５６に向けて伝送される。さらに、コネクタ６４からは、撮像画像用プロセッサ２２から可撓性ケーブル６０内の信号線を介して撮像素子１６へ駆動信号が送られる。撮像素子１６で撮像した画像信号は、可撓性ケーブル６０、操作部５２、及び挿入部５４内の信号線を介して撮像画像用プロセッサ２２へ送られる。
　スキャナコネクタ６６は、超音波画像用プロセッサ３０に接続され、超音波プローブ２０でスキャンしたエコー信号を、スキャナコネクタケーブル６２を介して超音波画像処理部３２に送る。超音波画像処理部３２は、エコー信号を処理して、検査対象の生体組織の診断用画像を生成し、生成した画像を表示部４６に表示する。さらに、スキャナコネクタケーブル６２は、超音波画像用プロセッサ３０から、超音波プローブ２０の駆動信号を、超音波プローブ２０の圧電素子へ送信する。圧電素子は、電気的エネルギーを機械的エネルギーに変換でき、電圧変化による伸縮で超音波を発生する。
　コネクタ６４は、ドライバ信号処理部１８に接続される。ドライバ信号処理部１８には、撮像素子１６より生体組織の画像信号が所定のフレーム周期で入力され、撮像画像用プロセッサ２２のシステムコントローラや撮像画像処理部２６へ出力される。フレーム周期は、例えば、１／３０秒、１／６０秒である。
（電子内視鏡用プロセッサ）
　図３は、一実施形態の電子内視鏡システムで用いる電子内視鏡及び撮像画像用プロセッサの概略構成の一例を示すブロック図である。撮像画像用プロセッサ２２は、制御用のシステムコントローラ１０２及びタイミングコントローラ１００を備えている。システムコントローラ１０２は、メモリ１０４に記憶された各種プログラムを実行し、電子内視鏡システム１０全体を統合的に制御する。また、システムコントローラ１０２は、操作パネル９５に接続されている。
　システムコントローラ１０２は、操作パネル９５より入力されるオペレータからの指示に応じて、電子内視鏡システム１０の各動作、各動作のためのパラメータを変更する。オペレータによる入力指示には、電子内視鏡システム１０の動作モードの切り替え指示等が含まれる。一実施形態によれば、動作モードとして、通常モードと特殊モードがある。タイミングコントローラ１００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１０内の各部分に出力する。
　光源部９６は、ライトガイド９４を通して、電子内視鏡１２の照明部１４へ照明光を伝送する。光源には、例えば、キセノンランプ、ハロゲンランプ、水銀ランプ、メタルハライドランプ等の高輝度ランプが用いられる。光源より伝送された照明光は、図示されない集光レンズによって集光され、絞りを介して適正な光量に制限される。絞りには、図示されないアームやギヤ等の伝達機構を介してモータが機械的に連結している。絞りは、撮像画像表示部２８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、開度が変えられる。
　絞りを通過した照明光は、ライトガイド９４を介して、電子内視鏡１２の照明部１４に入射される。入射された照明光は、配光レンズを通して先端部５６にある射出端面７０より射出される。
　光源部９６の光源は、白色光を射出する白色光源に替えて、所定の波長域の光を発光する発光ダイオードやレーザーダイオードの半導体発光素子を用いてもよい。
　システムコントローラ１０２は、電子内視鏡１２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１０２は、生成された制御信号を用いて、撮像画像用プロセッサ２２に接続されている電子内視鏡１２に適した処理がなされるように撮像画像用プロセッサ２２内の各種回路の動作やタイミングを制御する。システムコントローラ１０２は、ドライバ信号処理部１８で読み出されたメモリ９２の固有情報を取得する。
　タイミングコントローラ１００は、システムコントローラ１０２によるタイミング制御に従って、ドライバ信号処理部１８にクロックパルスを供給する。ドライバ信号処理部１８は、タイミングコントローラ１００から供給されるクロックパルスに従って、撮像素子１６を撮像画像用プロセッサ２２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。
　撮像画像用プロセッサ２２は、撮像画像処理部２６を備えている。撮像画像処理部２６は、システムコントローラ１０２が、メモリ１０４に記録されたプログラムを読み出して実行することにより機能を発揮する。したがって、撮像画像処理部２６は、システムコントローラ１０２と一体となって機能するため、システムコントローラ１０２内に設けてもよい。
　撮像画像処理部２６には、前段信号処理回路が設けられており、ドライバ信号処理部１８よりフレーム周期で入力されるＲ、Ｇ、Ｂの各画像信号に対してデモザイク処理を施す。具体的には、Ｒの各画像信号についてＧ、Ｂの周辺画素による補間処理が施され、Ｇの各画像信号についてＲ、Ｂの周辺画素による補間処理が施され、Ｂの各画像信号についてＲ、Ｇの周辺画素による補間処理が施される。これにより、画像信号が全て、Ｒ、Ｇ、Ｂの３つの色成分の情報を持つ画像データに変換される。さらに、前段信号処理回路は、色補正、マトリックス演算、及びホワイトバランス補正等の周知の処理を施す。
　撮像画像処理部２６は、後段信号処理回路を備えてもよい。後段信号処理回路は、画像データに所定の信号処理を施して動画データを生成し、所定のビデオフォーマット信号に変換する。変換されたビデオフォーマット信号は、表示部２８で動画の表示のために用いられる。これにより、生体組織の動画が表示画面に表示される。
（超音波画像用プロセッサの撮影モード）
　超音波画像用プロセッサ３０の撮影モードは、Ａモード、及びＢモードを少なくとも含む。Ａモードは、被検体内の所定の方向におけるエコー信号を時間軸上に振幅情報を表示するモードである。Ｂモードは、被検体内の組織の形状を表す所定の方向に沿った一次元の画像あるいは二次元の画像を生成し表示するモードである。
　図４Ａ～図４Ｃは、一実施形態の電子内視鏡システムにおける超音波画像の画像形成原理を説明する図である。超音波を利用した画像形成は、超音波パルス反射法を基礎にしている。図４Ａは、生体内で超音波プローブ２０から超音波ビームを発生している状態である。超音波ビームは、超音波プローブ２０から、例えば１０ＭＨｚ前後の超音波をパルス状に生体内に放射される。放射された超音波は、生体内での体内組織の音響インピーダンスの差により反射波となり、再度超音波プローブ２０で受信される。この反射波は、エコー信号となる。
　電子内視鏡１２での超音波ビームのスキャンは、フェーズドアレイ方式によるセクタスキャンであり、このセクタスキャンにより、所定の方向に沿ったエコー信号を得ることができる。図４Ｂには、Ａモードの表示によるエコー信号の一例が示されている。Ａモードでは、横軸に時間、縦軸に反射強度（振幅）を採り、エコー信号が表示される。時間は生体深度を表し、体内組織及び体内組織間の距離となる。
　このＡモードのエコー信号の波形を、図４Ｃに示すように、反射強度に応じて輝度変調して輝度に変換し、輝度により断層像を濃淡画像として表わすのがＢモードである。超音波画像用プロセッサ３０の撮影モードは、この他に、周知のＭモード、ドプラモードを含んでもよい。
　図５は、従来用いられている、超音波画像を取得する際のエコー信号が、Ｂモードの超音波画像として表示されるまでの信号処理の一例を説明する図である。超音波プローブ２０で得られるエコー信号は、増幅回路１２０で増幅され、積分回路１２２で積分され高調波ノイズが除去される。増幅回路１２０と積分回路１２２は、一体化した反転増幅型積分回路により、増幅機能とローパスフィルタ機能を備えてもよい。次に、アナログ信号であるエコー信号は、Ａ／Ｄ変換器１２４でクロック信号１２６によるサンプリング周期でデジタル化され、デジタルエコー信号となる。
　デジタルエコー信号は、輝度変調部１２８で、反射強度に応じて輝度変調して輝度に変換される。輝度に変換されたデジタルエコー信号は、超音波画像生成部１３０において画像処理され二次元のＢモードの断層像となる。このデジタル画像信号をＤ／Ａ変換器１３２でアナログ信号に変換し、超音波画像表示部４６でＢモードの断層像として表示される。
　図６Ａ，図６Ｂは、図４Ａで示したＡモードのエコー信号が、増幅回路１２０及び積分回路１２２を通過した後のエコー信号及び輝度信号の一例を示す図である。図６Ａに示すように、図４Ａで示したＡモードのエコー信号は、高周波ノイズが除去されている。このＡモードのエコー信号は、図６Ｂに示すように、高周波ノイズが除去された輝度信号となる。このように、従来の超音波画像のノイズ処理は、基本的には図５で示した増幅回路１２０と積分回路１２２、或はこれらを一体化した反転増幅回路により行われる。なお、Ａ／Ｄ変換器１２４のクロック信号１２６によるサンプリング周波数の１／２以上の周波数は、サンプリングによるデジタル化されない周波数であり、Ａ／Ｄ変換器１２４も一種のローパスフィルタとなる。
（周期的に発生するノイズ成分）
　図７は、一実施形態の電子内視鏡システムで得られるＢモードの超音波画像の一例を示す図である。セクタスキャンによる扇型の部分が超音波画像であり、上部の白い部分が超音波プローブ２０の駆動信号に相当する。この例では、矢印で示したように、放射状に延びる白い湾曲した曲線が現れており、周期（厳密には、ある範囲内で変動する周期）を持ったノイズ成分となっている。
　図８は、一実施形態の電子内視鏡システムで得られるＢモードの超音波画像における超音波ビームのスキャン位置と、ノイズ成分の発生部の例を示す図である。スキャン位置が相違するスキャンＡ、スキャンＢとスキャンＣにおけるノイズの発生部をマル印で示している。例えば、スキャンＢにおいてノイズの発生する位置は４か所であり、その時間間隔をＴ１、Ｔ２、Ｔ３とすると、Ｔ１、Ｔ２、Ｔ３はある幅を持って発生している。時間間隔Ｔ１、Ｔ２、Ｔ３は、一定ではなく、ある範囲内の時間間隔である。
　さらにスキャンＡとスキャンＣにおけるノイズの発生の時間間隔も、スキャンＢ同様に、一定ではなく、ある範囲内の時間間隔で発生していることが分かる。従って、放射状の湾曲曲線として表れるノイズ成分はスキャンにおいて、ある範囲内の周期幅を持つ。すなわち、周波数領域ではある周波数帯域の中で周期的に発生する周期ノイズ成分と考えられる。
　図９は、一実施形態の電子内視鏡システムで得られるＢモードの超音波画像に表れるノイズ成分の発生周波数の例を説明する図である。ノイズ成分を表す高輝度点の間隔ｘを測定すると、５．３ｃｍが得られる。生体内の音速をｖとすると、ノイズ発生周波数ｆｎは、ｆｎ＝ｖ／２ｘで表すことができる。音速ｖを例えば１５４０ｍ／ｓとすると、ノイズ成分の発生周波数ｆｎは１４．５ｋＨｚとなる。この周波数は、積分回路１２２あるいは反転増幅型積分回路におけるローパスフィルタの周波数特性の通過帯域になり、従来のノイズ処理では対応できない。なお、音速は生体組織に依存し、例えば、血液は１５７０ｍ／ｓ、脂肪は１４５０ｍ／ｓ、腎臓は１５６０ｍ／ｓ、筋肉は１５９０ｍ／ｓである。平均的には１５４０ｍ／ｓとなる。
　図１０は、一実施形態の電子内視鏡システムで得られる超音波画像に表れる周期性のあるノイズ成分のパワースペクトルの例を模式的に示す図である。ノイズ成分の発生周期は一定ではなく、ある範囲の周期幅も持って変動しており、これにともない周波数領域におけるパワースペクトルのピーク位置もある帯域幅の範囲内で変動している。測定されるノイズ成分の最小周期をＴｍｉｎ、最大周期をＴｍａｘとすると、図１０で示すように、パワースペクトルは、最小周波数１／Ｔｍａｘと最大周波数１／Ｔｍｉｎの間で変動している。
　周期的に発生するノイズ成分として図７に示した超音波画像のノイズ発生周波数ｆｎは、一例として計算した値は、１４．５ｋＨｚであった。この周波数は、電子内視鏡１２や超音波画像用プロセッサ３０で使用される信号が数ＭＨｚであり、スイッチング電源のスイッチング周波数も数百ＫＨｚ以上であるのに対してかなり低い。
　このような周期的に発生するノイズ成分は、以下の発生要因に起因すると考えられる。
（１）複数の構成デバイスで用いるクロック信号の周波数あるいは複数の構成デバイスのスイッチング信号の周波数の整数倍の周波数が同期することにより、発生するノイズ成分。
（２）スイッチング電源で発生するノイズ成分。
（３）電子内視鏡挿入部５４で発生するノイズ成分。
（１）について
　例えば、超音波画像用プロセッサ３０で、超音波プローブ２０の駆動信号の繰り返し周波数ＰＲＦ（Ｐｕｌｓｅ　Ｒｅｐｅｔｉｔｉｏｎ　Ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ）をスイッチング電源のスイッチング周波数の整数倍にして同期させ、二次元Ｂモード画像を生成する場合を考える。スイッチング周波数をＰＲＦの略整数倍にして超音波を出力した場合、Ｂモード画像にアーチファクトが発生する可能性がある。
　スイッチング周波数をＰＲＦのほぼ整数倍にして超音波プローブ２０と超音波画像用プロセッサ３０との間で送受信を行うとき、エコー信号を検出する時間内にスイッチング電源のスイッチングが行われる。このため、エコー信号のそれぞれにスイッチングに由来するノイズ成分が発生することとなる。同じ超音波ビームから得られた複数のエコー信号を加算した場合、各エコー信号のそれぞれに発生したスイッチングに起因するノイズ成分が加算されてしまう。そのため、加算されるエコー信号の数に応じてスイッチングに起因するノイズ成分も加算され、これが輝度変調によって高輝度の輝度信号となり、Ｂモード画像で周期的に発生するノイズ成分となる。
（２）について
　スイッチング電源、例えば降圧型ＤＣ／ＤＣコンバータは、スイッチング素子として、例えばＭＯＳＦＥＴを使用している。ＭＯＳＦＥＴのオン／オフ時にコンバータのループ内に寄生要素である寄生インダクタンスと寄生容量で共振が起き、高周波ノイズが発生し、降圧型ＤＣ／ＤＣコンバータの出力インダクタの浮遊容量を介して、ＤＣ／ＤＣコンバータの出力にノイズ成分がのる。
　ＤＣ／ＤＣコンバータ等のスイッチング電源では、ノイズ成分となるサージ／リンギング電圧を抑制することを目的としたサージ吸収素子やスナバ回路が設けられる。しかしながら、このようなノイズ対策を行ったとしても、完全にノイズ成分を無くすことは困難であり、スイッチング周波数を変えたとしても、ノイズ成分の発生タイミング（周期）が変わるだけで、無くならない。このため、スイッチング周波数を変えることが、複数のスイッチング電源からのノイズ成分が同期して重畳される現象を防ぐ点から好ましい。
　図１１は、一実施形態の電子内視鏡システムで用いる複数のスイッチング電源のノイズがエコー信号に重畳された例を示す図である。例えば、３個のスイッチング電源の直流出力Ｖｄａ、Ｖｄｂ、Ｖｄｃに重畳されたノイズ成分が、あるタイミングで同期して共振ノイズ成分となり、エコー信号に重畳される。この共振ノイズ成分が、スイッチング周波数の設定によって周期的に発生する場合がある。この場合、この共振ノイズ成分がＢモード画像において周期的に発生するノイズ成分となる。
（３）について
　図１２は、一実施形態の電子内視鏡システムで用いる電子内視鏡の挿入部でのノイズ要因の例を説明する図である。挿入部５４の先端には、上述したように、照明部１４、撮像素子１６と超音波プローブ２０が設けられている。照明部１４には、ライトガイド９４により光が伝送されている。撮像素子１６には、撮像素子駆動信号ライン１４２と撮像素子出力信号ライン１４４が接続されている。超音波プローブ２０には、超音波素子の駆動信号と出力信号が伝送する超音波素子駆動・出力信号ライン１４６が接続されている。また、挿入部５４には、必要に応じて、後述する電子内視鏡位置測定装置１１０の送信コイル１１８が巻回されている。
　なお、電子内視鏡システム１０を用いるとき、体腔内に挿入した電子内視鏡１２が体腔内のどの位置にあるかを、磁気を利用して位置を特定することができる電子内視鏡位置測定装置１１０を用いる場合もある。ここで、電子内視鏡位置測定装置１１０について説明する。
　図１３は、一実施形態の電子内視鏡システム１０で用いる電子内視鏡位置測定装置１１０の一例の概略を示す図である。電子内視鏡位置測定装置１１０に用いられる送信コイル１１８は、電子内視鏡１２の挿入部５４に所定の間隔で複数個巻回され、電流によって磁界を発生する。複数個の送信コイル１１８－１、１１８－２、・・・、１１８－ｎは、電子内視鏡１２を体腔内に挿入したときに、各位置で磁界を発生し、受信コイル１１６で受信して内視鏡の位置を測定する。なお、図１３では、送信コイル１１８が挿入部５４にあり、受信コイル１１６が外部にある場合を示しているが、送信コイル１１８が外部にあり、受信コイル１１６が内視鏡にある場合もある。
　受信コイル１１６は、複数のコイルブロックを有し、例えば、ベッドの横に配置される。受信コイル１１６の各コイルブロックは、３方向にそれぞれのコイル面が直交するように巻回されている。コイルはそのコイル面に直交する軸方向成分の磁界の強度に比例した信号を検出するようになっている。コイルブロックは、発生している磁界を受信して電圧信号に変換し、この電圧信号を検出結果として出力している。これらの送信コイル１１８及び受信コイル１１６は、駆動部１１２によって動作状態が制御される。
　各送信コイル１１８－１、１１８－２、・・・、１１８－ｎは、撮像画像用プロセッサ２２を介して駆動部１１２から高周波数の正弦波が供給される。各送信コイル１１８－１、１１８－２、・・・、１１８－ｎは、正弦波が印加されることで、磁界を伴う電磁波を周囲に放射する。なお、駆動部１１２は、各送信コイル１１８－１、１１８－２、・・・、１１８－ｎが磁界を発生するタイミングを個別に指定することもできる。
　受信コイル１１６は、送信コイル１１８が発生した磁界を受信し、受信した磁界により電流を発生し、電圧の信号に変換する。信号は、受信コイル１１６から駆動部１１２に送られる。駆動部１１２は、受信コイル１１６からの信号を位置特定部１１４に与え、増幅処理等の所定の信号処理を施した後Ａ／Ｄ変換により、デジタルデータにする。
　位置の特定は、デジタルデータに対して高速フーリエ変換により周波数を抽出し、各送信コイル１１８－１、１１８－２、・・・、１１８－ｎの正弦波に対応する周波数成分の磁界検出情報に分離抽出する。分離した磁界検出情報の各デジタルデータから超音波プローブ２０に設けられた各送信コイル１１８－１、１１８－２、・・・、１１８－ｎの空間位置座標を算出する。さらに位置特定部１１４は、各送信コイル１１８－１、１１８－２、・・・、１１８－ｎの位置座標を連結して、線状の挿入形状画像を電子内視鏡位置画像として生成する。
　また、挿入部の入口部分に位置するコイル位置から挿入部の先端に位置するコイル位置にまでの長さを挿入長として算出することもできる。
　このような電子内視鏡位置測定装置１１０を用いた場合に、送信コイル１１８の駆動信号は、エコー信号に周期的に発生するノイズ成分の発生原因となる場合がある。
　（３）の説明に戻り、上記信号ライン及び送信コイル１１８の間には、浮遊容量が存在し、静電結合により超音波素子駆動・出力信号ライン１４６にノイズが誘導される。浮遊容量Ｃ１は、撮像素子駆動信号ライン１４２と超音波素子駆動・出力信号ライン１４６間の浮遊容量である。浮遊容量Ｃ２は、撮像素子出力信号ライン１４４と超音波素子駆動・出力信号ライン１４６間の浮遊容量である。浮遊容量Ｃ３は、超音波素子駆動・出力信号ライン１４６とアース間の浮遊容量である。浮遊容量Ｃ４は、超音波素子駆動・出力信号ラインと送信コイル１１８間の浮遊容量である。さらに、浮遊容量Ｃ５、Ｃ６、Ｃ７は、アースと撮像素子駆動信号ライン１４２、撮像素子出力信号ライン１４４、送信コイル１１８との間の浮遊容量である。
　上記浮遊容量により、超音波素子駆動・出力信号ライン１４６は各ラインと静電結合され、各ラインの信号として流れる電流が超音波素子駆動・出力信号ライン１４６にディファレンシャルモードのノイズ成分となって重畳される。さらに、各信号ラインとアースとの間に発生する浮遊容量Ｃ５～Ｃ７は、静電結合によりコモンモードのノイズ成分となって電流が流れ、このノイズ成分が超音波素子駆動・出力信号ライン１４６に重畳される。
　その他、送信コイル１１８の磁界及び外部ＥＭ波ノイズも超音波素子駆動・出力信号ライン１４６に重畳される。さらには、図６で示したように、エコー信号をデジタル化するＡ／Ｄ変換器１２４のクロック信号１２６にもＥＭ波ノイズとして、超音波素子駆動・出力信号ライン１４６に重畳される可能性がある。通常これらのノイズは微小であるが、重畳された場合は超音波画像に周期性のあるノイズ成分として表れる場合がある。
　電子内視鏡内の撮像素子１６及び超音波プローブ２０への接続ラインは、シールド材を用いてノイズ成分を抑えている。具体的には、シールド材の反射損失、吸収損失、及び多重反射補正を利用して、ノイズ成分を抑えている。反射損失は、シールド材が反射することで生じる損失である。吸収損失は、シールド材にＥＭ波が入射したときに流れる誘導電流が流れることで生じる損失である。多重反射補正では、シールド材内部に侵入したＥＭ波の一部が境界で反射し、それが複数回繰り返すうちに外部に漏れることを利用してノイズ成分を抑える。多重反射補正では、シールド材の厚さ、表皮効果とＥＭ波の波長を考慮して補正する。
　このようなシールド材による挿入部５４のノイズ対策を行うと、挿入部５４の外径は大きくなるため、挿入部５４の細系化が十分にできない。また、電子内視鏡１２の機器性能の向上のために、駆動信号あるいは出力信号を微小信号にする、あるいは高周波信号にすると、ノイズ成分の問題が発生し易くなるため、超音波画像の高画質化に悪影響を及ぼす可能性がある。このため、シールド材によるノイズ成分の抑制は難しい。
　周期的に発生するノイズ成分の発生原因は一つではなく、様々なノイズ成分の複合的な現象と考えられる。この周期的に発生するノイズ成分を抑制して超音波画像の高画質化を図るためには、エコー信号に周期的に発生する、予め設定した閾値レベル以上のノイズ成分を検出して、検出したノイズ成分を抑制することが必要である。ここで、ノイズ成分の抑制には、エコー信号に上記ノイズ成分が含まれないように抑制する方法と、ノイズ成分を含んだエコー信号から得られる二次元のＢモード画像に対して画像処理をして、ノイズ画素を無くす方法がある。
（ノイズ成分の抑制）
　図１４は、一実施形態の電子内視鏡システムで周期的に発生するノイズ成分が重畳されたエコー信号の例を示す図である。ノイズ成分はＢモード画像において高輝度の部分に対応し、超音波プローブ２０の駆動信号によって生体組織で反射したエコー信号よりも大きな振幅となっている波形である。このため、ノイズ検出部３４で、予め設定した閾値レベル以上の信号をノイズ成分と判定して検出する。
　図１５は、一実施形態の電子内視鏡システムで生成する超音波画像中のノイズ成分を抑制する方法の一例を説明する図である。エコー信号は、増幅回路１２０、積分回路１２２、Ａ／Ｄ変換器１２４を通ってデジタルエコー信号となる。ノイズ検出部３４は、予めノイズレベルの閾値を設定し、第１エコー信号に含まれ、この閾値以上の信号をノイズ成分と判定する。
　振幅等抽出部１７４は、ノイズ検出部３４に設けられる。振幅等抽出部１７４は、ノイズ成分として検出されたデジタルエコー信号の振幅、周波数、及び位相を抽出する。振幅、周波数、及び位相は、Ａモードのエコー信号の波形から抽出される。振幅等抽出部１７４は、予め設定した閾値以上のノイズレベルを有する成分をノイズ成分と判定するが、このような判定に代えて、例えば、ＦＦＴを利用した周波数分析を行うことにより、設定された閾値レベル以上のスペクトルピークが存在する成分をノイズ成分と判定してもよい。また、振幅等抽出部１７４は、ノイズ成分として検出されたデジタルエコー信号の周期（Ｔ１、Ｔ２、Ｔ３、・・・）を測定する。このとき、ある周期以下の短周期を除くのが好ましい。周期は、例えば、Ａモード表示のデジタルエコー信号の波形から、デジタルエコー信号のＦＦＴを利用した周波数分析により得られるパワースペクトルのピーク周波数から算出する周期を利用して、ノイズ成分の複数の発生時点を特定し、発生時点間の時間間隔を算出することで、周期（Ｔ１、Ｔ２、Ｔ３、・・・）を求めることができる。振幅等抽出部１７４は、上述した方法で、周期幅を算出する。このように振幅等抽出部１７４は、周期幅を算出し、ノイズ発生周期と周期幅を利用してノイズ成分を検出するので、検出精度は高い。
　ノイズ抑制成分生成部１７２は、振幅等抽出部１７４において抽出した振幅、周波数、及び位相を利用して、ノイズ抑制成分を生成する。ノイズ抑制成分生成部１７２は、生成したノイズ抑制成分を、超音波素子駆動・出力信号ライン１４６に出力し、第２エコー信号に印加する。
　図１６は、ノイズ抑制成分の一例を示す図であり、図１４に示すノイズ成分を抑制する成分である。図１６に示すノイズ抑制成分は、図１４に示すノイズ成分と逆位相の成分である。図１６に示すノイズ抑制成分の振幅及び周波数は、ノイズ成分の振幅及び周波数と等しい。なお、ノイズ抑制成分は、図１６に示す例以外に、例えば、振幅がノイズ成分の振幅より小さいものであってもよい。図１７は、ノイズ抑制成分が付加されたエコー信号の一例を示す図であり、図１６に示すノイズ抑制成分が、図１４に示すエコー信号に付加された信号を示す。
　このように、ノイズ抑制成分がエコー信号に付加されることで、エコー信号に重畳したノイズ成分がキャンセルされ、エコー信号におけるノイズ成分の発生が抑制される。これにより、ノイズ成分の少ない高品質の超音波画像が生成される。ノイズ抑制成分の第２エコー信号への付加は、超音波プローブ２０に駆動信号を送信しているときを除き、エコー信号を受信している間行われる。ノイズ抑制性成分は、後続して出力するすべてのエコー信号を第２エコー信号として付加されることが好ましい。
　より詳しく説明すると、電子内視鏡システム１０では、超音波プローブ２０から出力するエコー信号には様々なノイズが重畳されており、多くは高調波成分を含むランダムなノイズである。このため、高調波成分を除去することで高画質化を図っている。しかしながら、周期的に発生するノイズ成分は、多くの信号や、その高調波が同期して発生するものと思われ、高調波が同期する周期は低周波領域にあり、大きな振幅を有する。このため、超音波画像用プロセッサ３０は、ノイズ検出部３４を備え、予め設定した閾値レベル以上の周期的に発生するエコー信号をノイズと判断し、後続するエコー信号中での発生をノイズ抑制部３６で抑制する。
　したがって、電子内視鏡システム１０では、周期的に発生するノイズは振幅の大きなノイズ成分であることを利用して、閾値レベルを設けることにより検出する一方、検出したノイズ成分が後続するエコー信号において小さくなるように抑制部３６がノイズ成分を抑制するので、高画質の超音波画像を得ることができる。
　ノイズ抑制成分が付加されたエコー信号は、ノイズ抑制成分補正部１７６（図１５）において、補正されることが好ましい。補正は、ノイズ抑制成分が付加されたエコー信号においてノイズ成分のレベルが低減されるよう、ノイズ抑制成分の振幅、周波数、及び位相の少なくともいずれか１つを調整することにより行われる。周期的に発生するノイズ成分に周期幅があると、検出したノイズ成分の発生周期と異なる発生周期で、後続するエコー信号にノイズ成分が発生するおそれがある。また、ノイズ成分の振幅、周波数、位相は、検出後に、何らかの原因、例えば、他の部屋等においてＡＣ電源を動力源とする装置の使用が開始されることで変化する可能性もある。そのため、検出したノイズ成分に基づいてノイズ抑制成分を生成し後続するエコー信号に付加しても、ノイズ成分の発生を十分に抑えられない場合がある。そこで、ノイズ抑制成分補正部１７６において、エコー信号に付加されたノイズ抑制成分を補正することで、ノイズ抑制成分を付加したエコー信号中のノイズ成分を低減することが好ましい。ノイズ成分が、ノイズ抑制成分の付加によって既に抑制されている場合は、さらにノイズレベルが低減される。このようにノイズ成分をフィードバック調整することより、ノイズ抑制成分が付加されたエコー信号において、生体組織で反射したエコー信号以外の成分を最小化でき、ノイズ成分の発生を抑制する効果が維持される。
　ノイズ抑制成分の補正は、具体的に、ノイズ抑制成分が付加された第２エコー信号のうち、振幅等抽出部１７４により検出された第１エコー信号中のノイズ成分と対応する成分の信号レベルを低減する処理を行う。そのような処理は、例えば、ノイズ抑制成分の振幅、周波数、位相を変化させることにより行われる。
　ノイズ検出部３４は、ノイズ抑制成分が補正されたエコー信号を対象としてノイズ成分の検出を行うことが好ましい。ノイズ抑制成分を補正しても、エコー信号に含まれるノイズ成分を抑制できない場合に、例えば、ノイズが発生していることを術者に知らせることができる。そのため、超音波画像表示部４６は、ノイズ抑制成分が付加されたエコー信号中にノイズ成分が検出された場合に、ノイズ成分の抑制を促す表示を表示画面に表示させることが好ましい。このような表示を行うことで、ノイズがあることを術者に知らせるとともに、術者にノイズ成分を抑制するための対策を講じることを促し、超音波画像での診断に影響がないようにすることができる。ノイズ成分の抑制を促す表示は、術者にノイズ成分を抑制するための対策を講じることを促す表示であり、そのような対策として、例えば、電子内視鏡システム１０の保守、修理を行う業者への連絡や、ＡＣ電源入力部４８のプラグの接続先（コンセント）を変更することが挙げられる。
　なお、第２エコー信号中のノイズ成分の検出に用いられる閾値レベルは、第１エコー信号中のノイズ成分の検出に用いられる閾値レベルと同じ値である。ノイズ抑制成分の補正は、超音波プローブ２０に駆動信号を送信しているときを除き、ノイズ抑制成分を付加したエコー信号を受信している間行うことが好ましい。
　ノイズ成分の検出は、上述の実施形態では、予め設定した閾値を用いて検出する、或は周波数分析を用いて検出するが、これらに代えて機械学習をした予測モデルを用いて、すなわち、ＡＩ（Ａｒｔｉｆｉｃｉａｌ　Ｉｎｔｅｌｌｉｇｅｎｃｅ：人工知能）を用いて検出してもよい。
　ＡＩによる検出では、ノイズ検出部３４において、周期的にノイズ成分が発生するエコー信号のない教師用超音波画像と、周期的にノイズ成分の発生している教師用超音波画像とを教師データとして機械学習により特徴量を抽出する。これにより、周期性のあるノイズ成分の有無を予め学習させることができる。この学習結果をもとに、入力された超音波画像の周期性のあるノイズ成分の有無を判定する。周期的にノイズ成分の発生している教師用超音波画像には、ノイズ検出部３４あるいは振幅等抽出部１７４によって周期的に発生しているノイズ成分が検出された超音波画像を用いることも好ましい。
　図１８は、一実施形態の電子内視鏡システムにおいて人工知能（ＡＩ）による学習と周期的に発生するノイズ成分の有無の判断をおこなうプロセスの例を説明する図である。ノイズ成分推論モデル２３０は、ノイズ成分有無の情報を与えた教師用超音波画像から機械学習により特徴量を抽出して作成される。このノイズ成分推論モデル２３０に超音波画像を入力することにより、ノイズ成分推論モデル２３０が内部で抽出した特徴量からノイズ成分の有無を判定することができる。特徴量としては、ノイズ成分の振幅、ノイズ成分の周期性、ノイズ成分の広がり等がある。
　ノイズ検出部３４のノイズ成分推論モデル２３０は、例えば、ニューラルネットワークを利用して作成される。ニューラルネットワークは、例えば、画像認識で広く応用されている畳み込みニューラルネットワーク（Ｃｏｎｖｏｌｕｔｉｏｎａｌ　Ｎｅｕｒａｌ　Ｎｅｔｗｏｒｋ）が好適に用いられる。
　図１９は、ノイズ抑制の動作フローを示す図である。まず、ステップＳ１において、超音波画像を生成する。超音波画像は、超音波プローブ２０からのエコー信号を輝度変調部１２８で濃淡画素に変換し、超音波画像生成部１３０で生成される。ステップＳ２で、周期性のあるノイズを検出する。ノイズの検出は、予め定められた閾値以上の信号をノイズとして検出する。ノイズが検出されなかったときは、終了する。
　ノイズが検出されたときは、ステップＳ３で、ノイズ成分の振幅、周波数、位相の抽出を行う。抽出は、振幅等抽出部１７４により行われる。ステップＳ４では、抽出されたノイズ成分の振幅、周波数、位相を利用してノイズ抑制成分の生成を行う。ステップＳ５では、生成したノイズ抑制成分が第２エコー信号に付加される。ノイズ抑制成分の生成及び付加は、ノイズ抑制成分生成部１７２により行われる。ステップＳ６では、ノイズ抑制成分が付加された第２エコー信号においてノイズ抑制成分の補正を行い、ノイズが補正されているかを確認するため、ノイズ検出部３４において、閾値レベル以上のノイズを検出する。ノイズが検出されたときは、ステップＳ７で警告を行い、終了する。警告は、超音波画像表示部４６に表示する。この場合は、ノイズがあることを術者に知らせ、超音波画像での診断に影響がないようにする。ノイズが検出されなかったときは、終了する。
　図１２を参照して説明したように、上述した電子内視鏡システムでは、静電結合及び／又は電磁結合の影響により外部ノイズが超音波素子駆動・出力信号ライン１４６に重畳する。そこで、一実施形態の電子内視鏡システムでは、超音波素子駆動・出力信号ライン１４６に重畳する外部ノイズを検出するために、超音波素子駆動・出力信号ライン１４６を含むケーブルのシールド（外部導体）の近くにアンテナを設ける。アンテナによって検出された外部ノイズ成分（振幅、周波数、位相）を利用してノイズ抑制成分を生成し、アンテナから超音波素子駆動・出力信号ライン１４６を含むケーブルのシールドにノイズ抑制成分を印加する。それによって、当該シールドにおいて外部ノイズ成分がキャンセルされ、超音波素子駆動・出力信号ライン１４６に重畳する外部ノイズ成分が低減する。
　図２０は、一実施形態の電子内視鏡システムにおいて、超音波素子駆動・出力信号ライン１４６に重畳する外部ノイズを低減するための構成例を概念的に示している。
　図２０に示すように、一実施形態の電子内視鏡システムでは、超音波プローブ２０から延びる超音波素子駆動・出力信号ライン１４６のケーブルのシールド１４８の近傍にアンテナ１８２が配置される。なお、シールド１４８は、超音波画像用プロセッサ３０又は電子内視鏡１２において接地されている。
　アンテナ１８２から放射される電波が超音波素子駆動・出力信号ライン１４６に重畳しないように、例えば、アンテナ１８２と超音波素子駆動・出力信号ライン１４６の間の距離を確保する方策や、アンテナから放射される電波の向きと超音波素子駆動・出力信号ライン１４６が延びる方向とを直交させる方策等を採ることが好ましい。
　図２０に示す電子内視鏡システムにおいて、アンテナ１８２に加え、サーキュレータ１８４、ノイズ検出部３４Ａ、及び、ノイズ抑制成分生成部１７２Ａ（ノイズ抑制部の一例）は、全体として、ノイズ抑制部３６Ａを構成する。ノイズ抑制部３６Ａは、超音波画像用プロセッサ３０内に設けられてもよいし、電子内視鏡１２内に設けられてもよい。あるいは、ノイズ抑制部３６Ａの構成の一部が、超音波画像用プロセッサ３０及び電子内視鏡１２の一方に設けられ、ノイズ抑制部３６Ａの構成の一部が超音波画像用プロセッサ３０及び電子内視鏡１２の他方に設けられてもよい。
　サーキュレータ１８４は、アンテナ１８２による送信及び受信を切り替えるために設けられる。サーキュレータ１８４を設けることは必須ではなく、送信アンテナと受信アンテナを別個に設けてもよい。
　アンテナ１８２は、例えばループアンテナやモノポールアンテナであり、良好な電磁結合が得られるようにシールド１４８の近くに配置する。それによって、ノイズ検出部３４Ａは、アンテナ１８２を介してシールド１４８に重畳する外部ノイズ成分を検出し、外部ノイズ成分の振幅、周波数、位相を取得する。
　なお、ノイズ検出部３４Ａは、ノイズ検出前の前処理として、アンテナ１８２からの受信信号（外部ノイズ成分に相当する信号）に対して図１５の増幅回路、積分回路、Ａ／Ｄ変換器に対応する処理を行ってもよい。
　ノイズ抑制成分生成部１７２Ａは、前述したノイズ抑制成分生成部は１７２と同様に、検出された外部ノイズ成分と逆位相の成分であるノイズ抑制成分を生成する。ノイズ抑制成分の振幅及び周波数は、外部ノイズ成分の振幅及び周波数と等しいことが好ましいが、ノイズ抑制成分の振幅は外部ノイズ成分の振幅より小さくてもよい。
　ノイズ抑制成分生成部１７２Ａは、外部ノイズ成分のレベルが最小化されるように、ノイズ抑制成分の振幅、周波数、及び位相の少なくともいずれか１つを調整することが好ましい。
　ノイズ抑制成分生成部１７２Ａによって生成されたノイズ抑制成分は、アンテナ１８２から超音波素子駆動・出力信号ライン１４６のシールド１４８に印加される。それによって、シールド１４８において外部ノイズがキャンセルされ、超音波素子駆動・出力信号ライン１４６に対するノイズ重畳を抑制することができる。結果として、高画質の超音波画像を得ることができる。
　ノイズ検出の期間（つまり、アンテナ１８２による受信期間）とノイズ抑制成分の印加の期間（つまり、アンテナ１８２の送信期間）の切り替えタイミングは限定されない。一実施形態では、所定時間ごとにノイズ検出を行い、ノイズ検出を行わない期間では、直前に行ったノイズ検出結果に基づくノイズ抑制成分がシールド１４８に印加される。
　なお、ノイズ抑制成分が印加された後に、シールド１４８に重畳する外部ノイズ成分を検出し、当該外部ノイズ成分のノイズレベル（例えば振幅）が所定の閾値以下にならない場合には、例えば、警告を超音波画像表示部４６に表示させるとよい。
　以上、本発明の電子内視鏡システムについて詳細に説明したが、本発明の電子内視鏡システは上記実施形態に限定されず、本発明の主旨を逸脱しない範囲において、種々の改良や変更をしてもよいのはもちろんである。
　本発明は、２０２０年９月２４日に日本国特許庁に出願された特願２０２０－１５９６８７の特許出願に関連しており、この出願のすべての内容がこの明細書に参照によって組み込まれる。

Claims (10)

  1. 　超音波画像を取得する電子内視鏡システムであって、
    　生体組織に超音波を繰り返し付与してエコー信号を順次得る超音波プローブを先端部に有する電子内視鏡と、
    　前記超音波プローブから出力する前記エコー信号を処理して超音波画像を生成する超音波画像処理部と、前記エコー信号のうちの第１エコー信号に含まれ、予め設定した閾値レベル以上の周期的に発生するノイズ成分を検出するノイズ検出部と、前記第１エコー信号の後に出力する第２エコー信号に付加されることにより前記第２エコー信号において前記ノイズ成分の発生を抑制するノイズ抑制成分を生成し、前記第２エコー信号に付加するノイズ抑制部と、を有する超音波画像用プロセッサと、
    を備えることを特徴とする電子内視鏡システム。
  2. 　前記ノイズ抑制成分は、前記ノイズ成分と逆位相の成分である、請求項１に記載の電子内視鏡システム。
  3. 　前記ノイズ抑制部は、前記ノイズ抑制成分が付加された前記第２エコー信号において前記ノイズ成分のレベルが低減されるよう、前記ノイズ抑制成分の振幅、周波数、及び位相の少なくともいずれか１つを調整するノイズ抑制成分補正部を備える、請求項１又は２に記載の電子内視鏡システム。
  4. 　前記ノイズ検出部は、さらに、前記ノイズ抑制成分が付加された前記第２エコー信号に含まれる前記ノイズ成分を検出する、請求項１から３のいずれか１項に記載の電子内視鏡システム。
  5. 　前記電子内視鏡システムは、前記超音波画像を表示画面に表示するよう構成された表示部をさらに備え、前記表示部は、前記ノイズ抑制成分が付加された前記第２エコー信号中に前記ノイズ成分が検出された場合に、前記ノイズ成分の抑制を促す表示を前記表示画面に表示させる、請求項４に記載の電子内視鏡システム。
  6. 　前記ノイズ検出部は、前記ノイズ成分が周期的に発生するノイズ発生周期を算出し、前記ノイズ発生周期の最小値と最大値から周期幅を算出する周期幅検出部を備え、前記ノイズ検出部は、前記ノイズ発生周期と前記周期幅を利用して前記ノイズ成分を検出する、請求項１から５のいずれか１項に記載の電子内視鏡システム。
  7. 　前記ノイズ検出部は、
    　前記ノイズ成分のない教師用超音波画像と、前記ノイズ成分のある教師用超音波画像とを教師データとして前記ノイズ成分の有無を予め機械学習したノイズ成分推論モデルを作成し、
    　前記ノイズ成分推論モデルに、前記超音波画像処理部で生成される前記超音波画像を入力することにより、前記ノイズ成分の有無を判定する、請求項１又は２に記載の電子内視鏡システム。
  8. 　超音波画像を取得する電子内視鏡システムであって、
    　生体組織に超音波を繰り返し付与してエコー信号を順次得る超音波プローブを先端部に有する電子内視鏡と、
    　前記超音波プローブから出力する前記エコー信号を処理して超音波画像を生成する超音波画像処理部を有する超音波画像用プロセッサと、
    　を備え、
    　前記電子内視鏡又は前記超音波画像用プロセッサのいずれか一方が、
    　前記超音波プローブから出力する前記エコー信号を伝送するケーブルに重畳する外部ノイズ成分を検出するノイズ検出部と、
    　前記外部ノイズ成分を抑制するノイズ抑制成分を生成し、前記ケーブルに印加するノイズ抑制部と、を備えることを特徴とする電子内視鏡システム。
  9. 　前記ノイズ抑制成分は、前記外部ノイズ成分と逆位相の成分である、請求項８に記載の電子内視鏡システム。
  10. 　前記電子内視鏡又は前記超音波画像用プロセッサのいずれか一方は、前記ケーブルから前記外部ノイズ成分を取得するアンテナを備える、請求項８又は９に記載の電子内視鏡システム。
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