JP2004023764A

JP2004023764A - Image processing device

Info

Publication number: JP2004023764A
Application number: JP2002180394A
Authority: JP
Inventors: Katsuichi Imaizumi; 今泉　克一; Yoshinori Takahashi; 高橋　義典
Original assignee: Olympus Corp
Current assignee: Olympus Corp
Priority date: 2002-06-20
Filing date: 2002-06-20
Publication date: 2004-01-22

Abstract

<P>PROBLEM TO BE SOLVED: To provide an image processing device which secures an effective exposure time and removes dark current noise stably regardless of a change in the temperature of an imaging element even when a highly sensitive imaging element is used. <P>SOLUTION: The image processing device 4 has an average value computing circuit 41 as a means of computing an imaging condition for computing a dependency value on the imaging condition. This circuit computes an average picture element value for one frame of a picture element determined as a lightproof area by a lightproof part determining signal from a dark current distribution tentative storage memory 39. The device also has a multiplication circuit 42 as a means for computing noise to compute a noise pattern under the imaging condition. This circuit multiplies a reference dark current value from the memory 39 with the average picture element value computed by the circuit 41, and converts the value to dark current noise associated with the temperature of a CCD 23 in operation. The device also has a subtraction circuit 33 which subtracts the dark current converted by the circuit 42 from an image signal outputted from an A/D conversion circuit 32, and removes a noise pattern caused by the dark current. <P>COPYRIGHT: (C)2004,JPO

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、高感度な撮像素子に対する画像処理を行う画像処理装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
今日、医療分野において、内視鏡は、広く用いられる。内視鏡は、体腔内等に挿入する細長な挿入部を有している。内視鏡は、挿入部を挿入することで、体腔内の食道、胃、小腸、大腸などの消化管や肺等の気管等を観察可能である。また、内視鏡は、必要に応じて処置具を用いることで治療処置等を行なうことができる。
【０００３】
上記内視鏡は、挿入部先端部から取り込んだ被写体像を撮像する電荷結合素子（ＣＣＤ）等の撮像装置を内蔵した電子内視鏡がある。上記電子内視鏡は、上記撮像装置で被写体像を光電変換して得た撮像信号を、画像処理装置で信号処理してモニタ等の表示手段に内視鏡画像を表示させるようになっている。このため、上記電子内視鏡は、術者の疲労が少ないので広く利用されている。
通常、電子内視鏡は、光源装置から供給される通常観察光を生体組織に照射し、肉眼で見るのと同様なカラー画像の内視鏡画像を得ている。
【０００４】
一方、これに対して、電子内視鏡は、上記通常観察の他に、光源装置から供給される紫外〜青色の励起光を生体組織に照射して得た生体組織からの自家蛍光を撮像して自家蛍光観察するものもある。この自家蛍光観察は、生体組織からの自家蛍光の性質が正常粘膜と腫瘍とで異なることで、腫瘍を識別可能である。
【０００５】
ところで、このような電子内視鏡の撮像装置に用いられるＣＣＤは、例えば、ＵＳＰ５，３３７，３４０号公報に記載されているように、素子内にＣＭＤ（　Ｃｈａｒｇｅ　Ｍｕｌｔｉｐｌｉｃａｔｉｏｎ　Ｄｅｖｉｃｅ　）を配置されたものが提案されている。上記ＣＭＤを用いたＣＣＤは、イオン化を利用した電荷の増倍が可能となっている。上記ＣＭＤを用いたＣＣＤは、画素毎にＣＭＤを配置して画素毎に電荷の増幅をすることも可能であり、また、転送チャンネルにＣＭＤを配置して転送ライン毎に電荷の増幅をすることも可能である。
【０００６】
上記ＣＭＤを用いたＣＣＤは、電荷の読み出し前に電荷の増幅が行われる。このため、上記ＣＭＤを用いたＣＣＤは、ＣＣＤ外で増幅を行うよりも読み出しノイズの影響が少なくなり、高いＳ／Ｎ比の画像が得られるというメリットがある。このため、上記ＣＭＤを用いたＣＣＤは、高感度での撮像が可能であり、微弱光の撮像に適している。
上記ＣＭＤを用いたＣＣＤを制御駆動する画像処理装置は、ＣＣＤに制御パルスを入力することで、ＣＣＤ内での信号の増幅率を制御している。
【０００７】
しかしながら、上記ＣＭＤを用いたＣＣＤのような増幅率の高い高感度撮像素子を用いた場合、画素ごとの暗電流のばらつきも非常に大きく増幅されてしまう。
このため、上記画像処理装置は、上記ＣＭＤを用いたＣＣＤが低い増幅率のとき、分からないようなノイズもノイズパターンとしてしまうことがあった。そこで、上記画像処理装置は、暗電流ノイズ等の基準ノイズパターンを予め計測しておき、撮像信号から減算することでノイズを取り除く画像処理も行っている。
【０００８】
しかしながら、上記ＣＭＤを用いたＣＣＤは、暗電流の量が温度により大きく変化する。また、上記ＣＭＤを用いたＣＣＤは、ＣＭＤ増幅率も温度依存性を有する。このため、上記画像処理装置は、上記ＣＭＤを用いたＣＣＤに温度変化が生じると、暗電流ノイズを充分に除去できないという問題があった。
【０００９】
例えば、内視鏡診断時、電子内視鏡は、被検体内に残っている残留物の除去等のために、送水手段から供給される液体を挿入部先端部から放出する送水が行われる。すると、電子内視鏡は、ＣＣＤ周辺の温度が変化する。この場合、電子内視鏡は、上記ＣＭＤを用いたＣＣＤを用いていると、このＣＣＤの暗電流ノイズの大きさも変化してしまう。従って、上記従来の画像処理装置は、上記ＣＭＤを用いたＣＣＤに対して、常にノイズを適切に除去することが困難であった。
【００１０】
一方、これに対して、従来の画像処理装置は、例えば、特開平１０−２２５４３７号公報に記載されているように、露光された画像信号から遮光されたときの画像信号を減算して暗電流ノイズを補正するものが提案されている。
【００１１】
【発明が解決しようとする課題】
しかしながら、上記特開平１０−２２５４３７号公報に記載の画像処理装置は、遮光されたときの画像信号を取得するために余分な時間を消費し、実際に被写体を撮像するための有効な露光時間が減ってしまうという問題があった。このため、上記特開平１０−２２５４３７号公報に記載の画像処理装置は、十分な露光時間を確保できずに画像のＳ／Ｎが悪くなったり、また、十分な露光時間を確保するために露光時間を長くするとフレームレートが遅くなって被写体の動きが滑らかでなくなるといった問題があった。
【００１２】
本発明は、上記事情に鑑みてなされたもので、高感度な撮像素子を用いても、有効な露光時間を減らすことなく、撮像素子の温度変化に依らず安定して暗電流ノイズの除去が可能な画像処理装置を提供することを目的とする。
【００１３】
【課題を解決するための手段】
上記目的を達成するため、本発明の画像処理装置は、撮像素子の遮光部分から読み出した信号に対して撮像条件に依存する依存値を算出する撮像条件算出手段と、前記撮像素子が駆動される基準条件下での基準ノイズパターン情報を記憶する記憶手段と、前記記憶手段に記憶された前記基準ノイズパターン情報と、前記撮像条件算出手段で算出した前記依存値とから、該当する撮像条件下でのノイズパターンを算出するノイズ算出手段と、前記撮像素子で得た画像信号から、前記ノイズ算出手段で算出したノイズパターンを除去するノイズ除去手段と、を具備したことを特徴としている。
この構成により、高感度な撮像素子を用いても、有効な露光時間を確保し、撮像素子の温度変化に依らず安定して暗電流ノイズの除去が可能な画像処理装置を実現する。
【００１４】
【発明の実施の形態】
以下、図面を参照して本発明の実施の形態を説明する。
（第１の実施の形態）
図１ないし図５は本発明の第１の実施の形態に係り、図１は本発明の第１の実施の形態を備えた内視鏡装置を示す全体構成図、図２は図１のＣＣＤを示す概略説明図、図３は回転フィルタ板を示す概略構成図、図４はＲＧＢフィルタの透過特性を示すグラフ、図５は蛍光観察用フィルタの透過特性を示すグラフである。
【００１５】
図１に示すように本発明の第１の実施の形態を備えた内視鏡装置１は、細長な挿入部２ａに後述の撮像手段を内蔵する電子内視鏡（以下、単に内視鏡）２と、内視鏡２に照射光を供給する光源装置３と、内視鏡２の撮像手段に対する信号処理を行う画像処理装置４と、この画像処理装置４で信号処理された映像信号を入力され、内視鏡画像を表示するモニタ５とから構成される。
【００１６】
内視鏡２は、挿入部２ａと、この挿入部２ａの基端側に連設され、把持部を兼ねる操作部２ｂとを有して構成される。
内視鏡２は、挿入部２ａに通常観察のための通常光及び蛍光観察のための励起光を伝送するライトガイドファイバ２ｃが挿通配設されている。このライトガイドファイバ２ｃは、手元側入射端に設けた図示しない光源用コネクタが光源装置３に着脱自在に接続されて照射光を供給されるようになっている。
【００１７】
光源装置３は、通常観察用の通常光及び蛍光観察用の励起光を発するように構成されている。即ち、光源装置３は、赤外波長帯域から可視光帯域を含む光を放射する例えば、キセノンランプ等のランプ１１と、このランプ１１による照射光路上に設けられ、赤外光をカットして不要な熱や光を遮断する赤外カットフィルタ１２と、ランプ１１からの照射光量を制限する光源絞り１３と、通常観察用のフィルタ及び蛍光観察用のフィルタを有する回転フィルタ板１４と、この回転フィルタ板１４のフィルタを通過した光を集光するコンデンサレンズ１５とを備えている。
【００１８】
回転フィルタ板１４は、フィルタが切り替えられるように回転自在に回動させる回動用モータ１６と、この回動用モータ１６と共に光軸に対して挿脱自在に垂直方向に移動させる移動用モータ１７とが設けられている。これら回動用モータ１６と移動用モータ１７とは、ＣＣＤ駆動回路と同期する図示しないフィルタ位置制御回路から出力される制御信号に応じて制御される。尚、回転フィルタ板１４の構成は、後述する。
【００１９】
光源装置３から供給される通常光及び励起光等の照射光は、ライトガイドファイバ２ｃにより、内視鏡２の挿入部先端側に伝送（導光）される。このライトガイドファイバ２ｃは、通常光及び励起光を少ない伝送ロスで伝送する。このライトガイドファイバ２ｃとしては、例えば多成分系ガラスファイバ、石英ファイバ等で構成される。
【００２０】
このライトガイドファイバ２ｃの先端面に伝送された光は、その先端面に対向する照明レンズ１８を経て拡開して体腔内の観察対象部位を挿入部先端部から照明するようになっている。
【００２１】
また、挿入部先端部は、この照明レンズ１８に隣接して光学像を結ぶための対物レンズ２１と、励起光をカットする励起光カットフィルタ２２と、蛍光及び反射光の各画像を撮像する撮像素子として電荷結合素子（ＣＣＤと略記）２３とが配置されている。励起光カットフィルタ２２は、例えば、４６０ｎｍ以下の波長の光を遮断して励起光を除去するように形成されている。
【００２２】
尚、本実施の形態では、ＣＣＤ２３は、蛍光及び反射画像を撮像する撮像素子として後述するようにＣＭＤ（　Ｃｈａｒｇｅ　Ｍｕｌｔｉｐｌｉｃａｔｉｏｎ　Ｄｅｖｉｃｅ　）撮像素子を用いている。また、ＣＣＤ２３は、ＣＭＤ撮像素子の代わりに、Ｃ−ＭＯＳ撮像素子、ＡＭＩ（　Ａｍｐｌｉｆｉｅｄ　ＭＯＳ　Ｉｍａｇｅｒ　）、ＢＣＣＤ（　Ｂａｃｋ　Ｉｌｌｕｍｉｎａｔｅｄ　ＣＣＤ　）でも良い。
【００２３】
また、ＣＣＤ２３は、画像処理装置４内に設けた図示しないＣＣＤ駆動回路から出力される駆動信号により駆動されるようになっている。このＣＣＤ２３は、結像された光学像を光電変換して撮像信号を画像処理装置４に出力するようになっている。尚、このＣＣＤ２３の構成は、後述する。
【００２４】
また、内視鏡２は、書き換え可能な不揮発性メモリで構成される暗電流分布データメモリ２４が例えば、操作部２ｂ内に設けられている。尚、暗電流分布データメモリ２４は、予め工場などで温度や露光時間等を一定に保った基準条件下で測定されたＣＣＤ２３の画素毎の暗電流ノイズと、ＣＣＤ２３の各画素が遮光エリアか受光エリアかを判別するための判別情報とが記憶されている。尚、暗電流ノイズは、ＣＣＤ２３の遮光エリアでの平均値で規格化された値が暗電流分布データメモリ２４に記憶されるようになっている。
【００２５】
画像処理装置４は、内視鏡２のＣＣＤ２３から出力される撮像信号にＣＤＳ（相関２重サンプリング）等の前処理を行うプリプロセス回路３１と、前処理されたアナログ信号をデジタル信号に変換するＡ／Ｄ変換回路３２と、撮像条件下でのノイズパターンを除去するノイズ除去手段として、変換されたデジタル信号から後述の方法で変換されたＣＣＤ２３の暗電流を減算して暗電流によるノイズパターンの除去を行う減算回路３３と、図示しない複数の同時化用メモリを有し、これら複数の同時化用メモリに順次記憶した画像データを同時に読み出して面順次画像データの同時化を行う同時化回路３４と、同時化された画像データを図示しないガンマ補正回路でガンマ補正した後、アナログ信号に変換するＤ／Ａ変換回路３５と、の順に映像信号が流れるように構成されている。
【００２６】
また、画像処理装置４は、光源装置３の光源絞り１３を制御して調光制御する調光回路３６と、この調光回路３６と協調してＣＣＤ２３に対する増幅率を制御する制御パルス発生回路３７と、ＣＣＤ駆動回路と同期し、現在読み出されているＣＣＤ２３の画素の位置情報を出力するアドレス発生回路３８と、内視鏡２の暗電流分布データメモリ２４から出力される値を一時的に記憶し、アドレス発生回路３８から出力される位置情報の入力により、ＣＣＤ２３の該当画素の基準条件下での基準暗電流値及び該当画素が遮光エリアか否かを表す遮光部判別信号が読み出される暗電流分布一時記憶メモリ３９と、撮像条件に依存する依存値を算出する撮像条件算出手段として、暗電流分布一時記憶メモリ３９から出力される遮光部判別信号により遮光エリアと判別される画素についての１フレーム分の平均画素値を算出する平均値算出回路４１と、該当する撮像条件下でのノイズパターンを算出するノイズ算出手段として、暗電流分布一時記憶メモリ３９から出力される基準暗電流値と平均値算出回路４１で算出された平均画素値とを掛け合し、使用している状態でのＣＣＤ２３の温度に対応した暗電流ノイズに変換する乗算回路４２とを有して構成されている。
【００２７】
尚、暗電流分布一時記憶メモリ３９は、画像処理装置４の電源投入時や、内視鏡２が電気的に画像処理装置４に接続された際に、暗電流分布データメモリ２４に記憶されている値がシリアル転送で読み込まれるようになっている。この暗電流分布一時記憶メモリ３９を設けることで、画像処理装置４は、暗電流分布データメモリ２４の読み出しを低速で行えると共に、内視鏡２とを接続する信号線の数を減らすことが可能となる。
【００２８】
ＣＣＤ２３は、図２に示すように入射光を受光できる受光エリア（受光部）２３ａの４隅に光を遮る遮光エリア（遮光部）２３ｂが設けられている。本実施の形態では、ＣＣＤ２３は、画素の信号を２つのチャンネルに分けてインターレース方式で出力するものであり、更に転送チャンネルのレジスタにＣＭＤ（　Ｃｈａｒｇｅ　Ｍｕｌｔｉｐｌｉｃａｔｉｏｎ　Ｄｅｖｉｃｅ　）が配置されている。このＣＭＤは、外部からの制御パルスにより増幅が可能であり、本実施の形態では、画像処理装置４の制御パルス発生回路３７から出力される制御パルスにより増幅が制御される。
【００２９】
更に、具体的に説明すると、ＣＣＤ２３は、受光エリア２３ａ及び遮光エリア２３ｂに蓄積された電荷が下向きに垂直転送された後、奇数列の画素に対してＡチャンネル、偶数列の画素に対してＢチャンネルの２系統で水平転送チャンネル２３ｃ、ＣＭＤ付転送チャンネル２３ｄにより転送される。そして、転送された電荷は、それぞれ電荷検出部２３ｅで電荷から電圧に変換されて画像処理装置４に出力される。このとき、ＣＭＤ付転送チャンネル２３ｄでは、電荷が転送される毎に、ＣＭＤに画像処理装置４の制御パルス発生回路３７から制御パルスを入力することにより必要に応じて電荷の増幅を行うことができる。
【００３０】
また、光源装置３の回転フィルタ板１４は、図３に示すように内周側と外周側とに同心状に通常観察用のＲＧＢフィルタ４３と蛍光観察用フィルタ４４とを設けている。そして、回転フィルタ板１４は、移動用モータ１７を駆動することにより光路上に通常観察用のＲＧＢフィルタ４３を設定して通常画像モード（通常モードともいう）での動作状態に設定したり、通常観察用のＲＧＢフィルタ４３から蛍光観察用フィルタ４４に切り換えて蛍光画像モード（蛍光モードともいう）に設定した動作状態に切り替えができるようにしている。
【００３１】
ＲＧＢフィルタ４３は、周方向にＲ（赤）、Ｇ（緑）、Ｂ（青）の各波長帯域の光をそれぞれ透過するＲフィルタ４３ａ、Ｇフィルタ４３ｂ、Ｂフィルタ４３ｃが３等分するように設けてあり、回動用モータ１６で回転自在に回動されることで、それぞれのフィルタが光路中に順次、略連続的に介挿されるようになっている。また、Ｒフィルタ４３ａ、Ｇフィルタ４３ｂ、Ｂフィルタ４３ｃの透過特性は図４に示すように、６００−７００ｎｍ、５００−６００ｎｍ、４００−５００ｎｍの各波長帯の光をそれぞれ透過するフィルタ特性を有する。
【００３２】
尚、図３等では符号４３ａ、４３ｂ、４３ｃの代わりに、そのフィルタ透過特性に対応する符号Ｒ、Ｇ、Ｂを用いて示している（後述する蛍光観察用フィルタ４４においても、同様である）。
【００３３】
また、蛍光観察用フィルタ４４は、周方向に狭帯域の赤（Ｒ１）、狭帯域の緑（Ｇ１）、狭帯域の励起光をそれぞれ透過する、Ｒ’フィルタ４４ａ、Ｇ’フィルタ４４ｂ、Ｅフィルタ４４ｃが３等分するように設けてあり、回転用モータ１６で回転駆動されることによりそれぞれが光路中に順次介挿されるようになっている。また、Ｒ’フィルタ４４ａ、Ｇ’フィルタ４４ｂ、Ｅフィルタ４４ｃの透過特性は図５に示すように６００−６２０ｎｍ、５４０−５６０ｎｍ、３９０−４５０ｎｍを各波長帯域の光をそれぞれ透過するフィルタ特性を有する。
尚、回転フィルタ板１４の各フィルタが配置されている以外の部分は、光を遮光する部材により構成されている。
【００３４】
このように構成される内視鏡装置１は、内視鏡２が光源装置３及び画像処理装置４に接続されて内視鏡検査等に用いられる。
ここで、画像処理装置４は、電源投入されて内視鏡２と電気的に接続されたときに、内視鏡２の暗電流分布データメモリ２４の内容がシリアル転送で読み込まれ、暗電流分布一時記憶メモリ３９に格納される。
【００３５】
そして、光源装置３は、ランプ１１から被写体を照明するための照射光が放射される。ランプ１１から放射された光は、赤外カットフィルタ１２、光源絞り１３、回転フィルタ板１４を通過し、内視鏡２のライトガイドファイバ２ｃに供給される。このとき、光源絞り１３は、画像処理装置４の調光回路３６から出力される絞り制御信号に応じて、光源装置３から出射される光の光量を制限し、ＣＣＤ２３で撮像される画像に著しい飽和が生じないようにしている。
【００３６】
また、通常観察時、回転フィルタ板１４は、フィルタ位置制御回路から出力される制御信号に応じて移動用モータ１７の駆動により外周のＲＧＢフィルタ４３が光軸上に挿入されると共に、回動用モータ１６により所定の速度で回転駆動されて、順次Ｒフィルタ４３ａ、Ｇフィルタ４３ｂ、Ｂフィルタ４３ｃを光路上に入れられる。そして、ランプ１１からの照射光は、順次赤、緑、青（６００−７００ｎｍ、５００−６００ｎｍ、４００−５００ｎｍ）の光が透過され、順次光源装置３から内視鏡２へ供給される。
【００３７】
また、蛍光観察時、回転フィルタ板１４は、フィルタ位置制御回路から出力される制御信号に応じて移動用モータ１７の駆動により光軸と垂直方向に移動され、内周の蛍光観察用フィルタ４４が光軸上に挿入されると共に、回動用モータ１６により所定の速度で回転駆動されて、順次Ｒ’フィルタ４４ａ、Ｇ’フィルタ４４ｂ、Ｅフィルタ４４ｃを光路上に入れられる。そして、ランプ１１からの照射光は、６００−６２０ｎｍ、５４０−５６０ｎｍ、３９０−４５０ｎｍの光が透過され、順次光源装置３から内視鏡２へ供給される。ここで、３９０〜４５０ｎｍの光は、生体組織からの自家蛍光を励起するための励起光である。
【００３８】
内視鏡２のライトガイドファイバ２ｃに入射された照射光は、内視鏡２の挿入部先端部の照明レンズ１８を経て消化管等の被写体を照明する。そして、被写体で散乱、反射、放射された光は、内視鏡２の挿入部先端部の対物レンズ２１から取り込まれ、その結像位置のＣＣＤ２３上で結像される。
【００３９】
このとき、取り込まれた光のうち、励起光カットフィルタ２２で３９０〜４５０ｎｍの励起光が遮断され、自家蛍光の波長帯域のみが抽出される。ＣＣＤ２３は、ＣＣＤ駆動回路により駆動され、結像された光学像を撮像する。
【００４０】
このとき、ＣＣＤ駆動回路は、回転フィルタ板１４の回転に同期してＣＣＤ２３を駆動し、Ｒフィルタ４３ａ、Ｇフィルタ４３ｂ、Ｂフィルタ４３ｃ等回転フィルタ板１４のそれぞれのフィルタを透過した照射光に対応する画像信号が順次画像処理装置４に出力される。
【００４１】
ＣＣＤ２３は、必要に応じて制御パルス発生回路３７から出力される制御パルスがＣＭＤに入力されることで、上述したように蓄積された電荷の増倍が行われる。ＣＣＤ２３は、制御パルスの電圧とパルス数により、ＣＭＤにおける増幅率が決定される。
【００４２】
そして、画像処理装置４に入力された画像信号は、先ずプリプロセス回路３１に入力され、このプリプロセス回路３１でＣＤＳ（相関２重サンプリング）等の処理が行われる。
プリプロセス回路３１から出力される信号は、Ａ／Ｄ変換回路３２によりアナログ信号からデジタル信号に変換され、調光回路３６、制御パルス発生回路３７及び減算回路３３に出力される。
【００４３】
調光回路３６は、デジタル信号に基づき、光源装置３の光源絞り１３を制御して調光制御する。制御パルス発生回路３７は、デジタル信号に基づき、調光回路３６と協調してＣＣＤ２３に対する増幅率を制御する。
減算回路３３は、デジタル信号からＣＣＤ２３の暗電流を減算して暗電流によるノイズパターンの除去を行う。
【００４４】
ここで、アドレス発生回路３８は、ＣＣＤ駆動回路と同期して動作し、現在読み出されているＣＣＤ２３の画素の位置情報を出力する。アドレス発生回路３８から出力される位置情報は、暗電流分布一時記憶メモリ３９に格納され、該当画素の基準条件下での暗電流ノイズと、該当画素が遮光エリア２３ｂか否かを表す遮光部判別信号とが読み出される。
この遮光部判別信号により、平均値算出回路４１は、ＣＣＤ２３の遮光エリア２３ｂと判別される画素についての１フレーム分の平均画素値を算出し、この平均画素値を乗算回路４２に出力する。
【００４５】
尚、ＣＣＤ２３の遮光エリア２３ｂは、外部からの光の入射がない。このため、遮光エリア２３ｂで蓄積された電荷は、暗電流を表すものとなる。暗電流ノイズは、温度による影響を大きく受け、温度が高いほど大きな暗電流ノイズが生じることが知られている。従って、平均値算出回路４１で算出される平均値は、その撮像条件下での温度による影響を含んだ状態での暗電流の量を表すことになり、ＣＣＤの温度が高いほど算出される平均値も高くなる。即ち、この平均値は、撮像条件を反映した値となっている。
【００４６】
暗電流分布一時記憶メモリ３９から出力される基準暗電流値は、平均値算出回路４１で算出された平均値と乗算回路４２で掛け合わされる。このことにより、基準暗電流値は、使用している状態でのＣＣＤ２３の温度に対応した暗電流ノイズに変換される。
このようにして求められた使用状態での暗電流ノイズは、Ａ／Ｄ変換回路３２の出力（図示しないフレームメモリによりタイミング調整されたもの）から減算回路３３で減算されることで、暗電流の除去が行われる。
【００４７】
そして、ノイズパターンを除去されたデジタル信号は、同時化回路３４で複数の同時化用メモリに順次記憶され、これら記憶された画像データを同時に読み出されて面順次画像データの同時化が行われる。そして、これら同時化された画像データは、ガンマ補正後、Ｄ／Ａ変換回路３５でアナログ信号に変換されてモニタ５に出力され、このモニタ５の表示面に内視鏡画像として表示される。
【００４８】
通常光観察時、モニタ５は、モニタＲＧＢにそれぞれ赤の反射光、緑の反射光、青の反射光成分が表示面に表示される。一方、モニタ５は、蛍光観察時、モニタＲＧＢにそれぞれ、狭帯域の緑の反射光、蛍光、狭帯域の赤の反射光が表示面に表示される。
【００４９】
この結果、本実施の形態の画像処理装置４は、常に、内視鏡２に内蔵されたＣＣＤ２３の温度に応じた暗電流ノイズ成分を算出して除去しているので、撮像素子の温度が変化したときでも、適切に暗電流ノイズを除去することができる。　　　また、本実施の形態の画像処理装置４は、内視鏡２に内蔵されたＣＣＤ２３の一部の画素から暗電流ノイズを推測することができるので、暗電流ノイズ成分のみを蓄積するための時間を余計に必要とすることが無く、貴重な露光時間が減ってしまうこともない。
【００５０】
尚、本実施の形態では、面順次方式の内視鏡装置１に本発明を適用して構成したが、本発明はこれに限定されず、同時式の内視鏡装置に本発明を適用して構成しても良い。
また、本実施の形態では、内視鏡装置１に用いられるＣＣＤ２３は、遮光エリア２３ｂの形が本実施の形態のものに限らず、例えば直線状であっても良いし、遮光されている水平転送チャンネル２３ｃに蓄積された電荷を読み出すようにして遮光エリア２３ｂとして利用しても良い。
【００５１】
（第２の実施の形態）
図６は本発明の第２の実施の形態に係わる内視鏡装置を示す全体構成図である。
本第２の実施の形態は、必要に応じて水等の液体を体腔内へ供給可能な内視鏡装置に本発明を適用し、送水時にも安定してＣＣＤ２３の暗電流ノイズを除去することを目的とする。それ以外の構成は、上記第１の実施の形態と同様なので説明を省略し、同じ構成には同じ符号を付して説明する。
【００５２】
図６に示すように本第２の実施の形態の内視鏡装置１Ｂは、挿入部先端部に噴出ノズル５１が設けられた内視鏡２Ｂを有して構成される。噴出ノズル５１は、水等の液体５２を体腔内に放出するためのものである。この噴出ノズル５１は、内視鏡２に挿通配設される送液チャンネル５３に連通されている。この送液チャンネル５３は、手元側基端部の図示しない接続口金が送液チューブ５４に接続され、送水タンク５５からの液体５２を供給されるようになっている。
【００５３】
本実施の形態では、送水を行ったときでもＣＣＤ２３の温度が大きく変化することがないように構成している。
送水タンク５５は、タンク内部に水等の液体５２を溜めることができる。また、送水タンク５５は、下部に取り付けられてタンク内に溜まった液体５２の温度を検出する温度センサ５６と、下部に取り付けられてタンク内に溜まった液体５２を暖めるヒータ５７と、温度センサ５６で検出された温度情報に基づき、液体５２の温度が一定になるようにヒータ５７を制御する温度制御回路５８とを有して構成される。尚、送水タンク５５は、図示しないポンプを有し、このポンプの圧力によりタンク内部に溜めた液体５２を供給可能となっている。
【００５４】
また、本実施の形態では、画像処理装置４Ｂは、制御パルス発生回路３７から出力されるＣＭＤ増幅率と、暗電流分布一時記憶メモリ３９から出力される基準暗電流値とが乗算回路４２ｂにより乗算されるようになっている。
尚、暗電流分布データメモリ２４は、上記第１の実施の形態と同様に予め工場などで温度や露光時間等を一定に保った基準条件下で測定された画素毎の暗電流ノイズが記憶されているが、本第２の実施の形態では暗電流ノイズとして、ＣＭＤの増幅率が１倍のときの値が記憶されている。
【００５５】
このように構成される内視鏡装置１Ｂは、上記第１の実施の形態と同様に内視鏡２Ｂが光源装置３及び画像処理装置４Ｂに接続されて内視鏡検査等に用いられる。そして、上記第１の実施の形態と同様に内視鏡装置１Ｂは、内視鏡２Ｂが光源装置３からの照射光で消化管等の被写体を照明し、被写体からの光を取り込んで被写体像を撮像し、画像処理装置４Ｂにより内視鏡画像を得る。
このとき、画像処理装置４Ｂは、上記第１の実施の形態と同様に内視鏡２Ｂの暗電流分布データメモリ２４から読み込まれた値に基づき、ＣＣＤ２３の電荷の増幅が行われる。
【００５６】
ここで、ユーザは、必要に応じて水等の液体５２を体腔内へ供給する必要が生じる。
ユーザは、図示しない操作スイッチの操作により送水タンク５５から液体５２を体腔内へ供給する。すると、送水タンク５５は、ポンプ駆動によりタンク内の液体５２を送液チューブ５４を介して内視鏡２Ｂの送液チャンネルに供給する。
【００５７】
内視鏡２Ｂに供給された液体５２は、送液チャンネル５３を経て挿入部先端部の噴出ノズル５１から体腔内へ放出され送水が開始される。
このとき、送水タンク５５は、温度センサ５６がタンク内に溜められた液体５２の温度を検出し、その温度情報を温度制御回路５８に出力する。
【００５８】
温度制御回路５８は、液体５２の温度が設定された温度より高いか低いかを判断し、水の温度が一定になるようにヒータ５７を制御駆動する。ヒータ５７は、温度制御回路から出力される指示に応じて液体５２を温めて温度を一定に保つ。
【００５９】
尚、液体５２の温度設定は、生体内の温度程度に設定しておく。つまり、噴出ノズル５１からは、体温と同じ程度の温度に温まっている液体５２が放出されるようになっている。また、観察時、内視鏡２Ｂもまた、挿入部先端部が体温程度に温まっている。従って、内視鏡装置１Ｂは、内視鏡２Ｂに内蔵されるＣＣＤ２３が送水時にもほとんど温度の変化を受けない。
【００６０】
ここで、画像処理装置４Ｂは、制御パルス発生回路３７がＣＣＤ２３に制御パルスを送ってＣＭＤの増幅率を制御すると共に、乗算回路４２ｂにＣＭＤ増幅率を出力する。
【００６１】
暗電流分布一時記憶メモリ３９からは、増幅率が１のときの画素毎の基準暗電流値が乗算回路４２ｂに出力される。そして、乗算回路４２ｂは、ＣＭＤ増幅率と基準暗電流値と掛け合わせることにより、ＣＭＤにより増幅された状態での暗電流を画素毎に算出する。算出された暗電流は、Ａ／Ｄ変換回路３２から出力される画像信号に対して減算回路３３で減算され、暗電流によるノイズパターンの除去が行われる。
【００６２】
この結果、本第２の実施の形態の内視鏡装置１Ｂは、送水を行ったときでもＣＣＤ２３の温度が大きく変化することがないので、常に適切に暗電流ノイズを除去することができ、微弱な蛍光に対してもＳ／Ｎの良い画像が得られる。
また、本第２の実施の形態の内視鏡装置１Ｂは、体温に近い温度の水を送水するので、被験者に与える刺激も少なくて済むという効果を得る。
【００６３】
（第３の実施の形態）
図７ないし図１０は本発明の第３の実施の形態に係り、図７は本発明の第３の実施の形態を備えた内視鏡装置を示す全体構成図、図８は図７の暗電流温度補正回路を示す回路ブロック図、図９は図７のＣＭＤ増幅率温度補正回路を示す回路ブロック図、図１０は温度差と暗電流温度補正係数との関係を示すグラフである。
【００６４】
本第３の実施の形態は、温度センサ５６で検出された温度情報に基づき、ＣＣＤ２３の暗電流ノイズを除去するように構成する。それ以外の構成は、上記第２の実施の形態と同様なので説明を省略し、同じ構成には同じ符号を付して説明する。
【００６５】
図７に示すように本第３の実施の形態の内視鏡装置１Ｃは、送水タンク５５の温度センサ５６から出力される温度情報に基づき、送水タンク５５の液体５２の温度とＣＣＤ２３の基準温度との温度差に応じて温度補正した暗電流値を算出する暗電流温度補正回路６１と、この暗電流温度補正回路６１と同様に送水タンク５５の液体５２の温度とＣＣＤ２３の基準温度との温度差に応じて温度補正したＣＭＤ増幅率を算出するＣＭＤ増幅率温度補正回路６２と、これら暗電流温度補正回路６１から出力される温度補正後暗電流値とＣＭＤ増幅率温度補正回路６２から出力される温度補正後ＣＭＤ増幅率とを乗算し、温度補正された暗電流値を画素毎に算出する乗算回路４２ｃとを設けた画像処理装置４Ｃを有して構成される。
【００６６】
暗電流温度補正回路６１には、暗電流分布一時記憶メモリ３９より増幅率が１の場合における画素毎の基準暗電流値が順次入力されるようになっている。一方、ＣＭＤ増幅率温度補正回路６２には、制御パルス発生回路３７より基準条件下におけるＣＣＤ２３の画素毎の基準ＣＭＤ増幅率が順次入力されるようになっている。
【００６７】
また、内視鏡２Ｃは、送水を行うための送液ボタン６３が操作部２ｂに設置されている。この送液ボタン６３は、押下操作されることで、送水を開始すると共に、送液状態であることを示す送液検知信号を画像処理装置４Ｃ内の暗電流温度補正回路６１及びＣＭＤ増幅率温度補正回路６２に出力するようになっている。
【００６８】
次に、暗電流温度補正回路６１及びＣＭＤ増幅率温度補正回路６２の詳細構成を説明する。
図８に示すように暗電流温度補正回路６１は、ＣＣＤ２３の基準温度値を記憶する基準温度格納メモリ７１と、この基準温度格納メモリ７１から出力されるＣＣＤ２３の基準温度と温度センサ５６から出力される液体５２の温度との差を算出する減算器７２と、予め内部に記憶された暗電流値の温度補正係数の中から、減算器７２より入力される温度差に応じた温度補正係数を出力する暗電流温度補正係数格納メモリ７３と、この暗電流温度補正係数格納メモリ７３から出力される温度補正係数と暗電流分布一時記憶メモリ３９から出力される増幅率が１の場合における画素毎の基準暗電流値とを乗算し、温度補正した暗電流値を算出する乗算器７４と、内視鏡２Ｃの送液ボタン６３からの送液検知信号の有無により、基準暗電流値と温度補正後の暗電流値とを切り換えて出力するスイッチ７５とから構成される。
【００６９】
また、図９に示すようにＣＭＤ増幅率温度補正回路６２は、ＣＣＤ２３の基準温度値を記憶する基準温度格納メモリ７１と、この基準温度格納メモリ７１から出力されるＣＣＤ２３の基準温度と温度センサ５６から出力される液体５２の温度との差を算出する減算器７２と、予め内部に記憶されたＣＭＤ増幅率の温度補正係数の中から、減算器７２より入力される温度差に応じた温度補正係数を出力するＣＭＤ増幅率温度補正係数格納メモリ７６と、このＣＭＤ増幅率温度補正係数格納メモリ７６から出力される温度補正係数と制御パルス発生回路３７から出力される画素毎の基準ＣＭＤ増幅率とを乗算し、温度補正したＣＭＤ増幅率を算出する乗算器７７と、内視鏡２Ｃの送液ボタン６３からの送液検知信号の有無により、基準ＣＭＤ増幅率と温度補正後のＣＭＤ増幅率とを切り換えて出力するスイッチ７８とから構成される。
【００７０】
このように構成される内視鏡装置１Ｃは、上記第１の実施の形態と同様に内視鏡２Ｃが光源装置３及び画像処理装置４Ｃに接続されて内視鏡検査等に用いられる。そして、上記第１の実施の形態と同様に内視鏡装置１Ｃは、内視鏡２Ｃが光源装置３からの照射光で消化管等の被写体を照明し、被写体からの光を取り込んで被写体像を撮像し、画像処理装置４Ｃにより内視鏡画像を得る。
【００７１】
このとき、画像処理装置４Ｃは、上記第１の実施の形態と同様に内視鏡２Ｂの暗電流分布データメモリ２４から読み込まれた値に基づき、ＣＣＤ２３の電荷の増幅が行われる。
ここで、送水タンク５５は、温度センサ５６がタンク内に溜められた液体５２の温度を検出し、その温度情報を画像処理装置４Ｃの暗電流温度補正回路６１及びＣＭＤ増幅率温度補正回路６２に出力する。
【００７２】
そして、暗電流温度補正回路６１は、基準温度格納メモリ７１内に記憶された基準温度と、液体５２の温度との差を随時算出している。そして、暗電流温度補正回路６１は、算出された温度差に応じて暗電流温度補正係数格納メモリ７３から読み出される温度補正係数を、乗算器７４で暗電流分布一時記憶メモリ３９から出力される基準暗電流値に乗算し、温度補正した暗電流値を随時算出している。
【００７３】
また、ＣＭＤ増幅率温度補正回路６２は、制御パルス発生回路３７から基準条件下における画素毎のＣＭＤ増幅率が入力されている。ＣＭＤ増幅率温度補正回路６２は、基準温度格納メモリ７１内に記憶された基準温度と、液体５２の温度との差を随時算出している。そして、ＣＭＤ増幅率温度補正回路６２は、算出された温度差に応じてＣＭＤ増幅率温度補正係数格納メモリ７６から読み出される温度補正係数を、乗算器７７で制御パルス発生回路３７から出力される基準ＣＭＤ増幅率と乗算し、温度補正したＣＭＤ増幅率を随時算出している。
【００７４】
ここで、ユーザは、上記第２の実施の形態と同様に必要に応じて水等の液体５２を体腔内へ供給する必要が生じる。
ユーザは、内視鏡２Ｃの送液ボタン６３の操作により送水タンク５５から水等の液体５２を体腔内へ供給する。すると、上記第２の実施の形態で説明したのと同様に、送水タンク５５から内視鏡２Ｃに供給された液体５２は、送液チャンネル５３を経て挿入部先端部の噴出ノズル５１から体腔内へ放出され送水が開始される。
【００７５】
同時に、送水タンク５５は、送水状態であることを示す送液検知信号を画像処理装置４Ｃの暗電流温度補正回路６１及びＣＭＤ増幅率温度補正回路６２に出力する。
そして、暗電流温度補正回路６１は、スイッチ７５により温度補正後の暗電流値に切り換えて出力する。同様に、ＣＭＤ増幅率温度補正回路６２も、スイッチ７８により温度補正後のＣＭＤ増幅率に切り換えて出力する。
【００７６】
これら暗電流温度補正回路６１から出力される温度補正後暗電流値と、ＣＭＤ増幅率温度補正回路６２から出力される温度補正後ＣＭＤ増幅率とは、乗算回路４２ｃにて乗算され、温度補正された暗電流値が画素毎に算出される。
【００７７】
算出された暗電流値は、上記第２の実施の形態と同様に、Ａ／Ｄ変換回路３２から出力される画像信号に対して減算回路３３で減算され、暗電流によるノイズパターンの除去が行われる。
尚、一般的に暗電流量は、約１０°Ｃで２倍になることから、温度差と暗電流温度補正係数との関係は図１０に示すようになる。
【００７８】
一方、送液検知信号が送液状態で無いことを示す場合、暗電流温度補正回路６１は、スイッチ７５により暗電流分布一時記憶メモリ３９から出力される基準暗電流値に切り換えてそのまま出力する。同様に、ＣＭＤ増幅率温度補正回路６２も、送液検知信号が送液状態で無いことを示す場合、スイッチ７８により制御パルス発生回路３７から出力される基準ＣＭＤ増幅率に切り換えてそのまま出力する。
【００７９】
これら暗電流温度補正回路６１から出力される基準暗電流値と、ＣＭＤ増幅率温度補正回路６２から出力される基準ＣＭＤ増幅率とは、上述の温度補正後と同様に乗算回路４２ｃにて乗算され、画素毎に算出された基準暗電流値によりＡ／Ｄ変換回路３２から出力される画像信号に対して減算回路３３で減算され、基準暗電流によるノイズパターンの除去が行われる。
【００８０】
この結果、本第３の実施の形態の画像処理装置４Ｃは、送水時におけるＣＣＤ２３の温度変化量を検出し、暗電流ノイズ量の温度補正を行うので、常に適切に暗電流ノイズを除去することができ、微弱な蛍光に対してもＳ／Ｎの良い画像を得られる。
【００８１】
（第４の実施の形態）
図１１ないし図１３は本発明の第４の実施の形態に係り、図１１は本発明の第４の実施の形態を備えた内視鏡装置を示す全体構成図、図１２は図１０の暗電流温度補正回路を示す回路ブロック図、図１３は図１０のＣＭＤ増幅率温度補正回路を示す回路ブロック図である。
【００８２】
本第４の実施の形態は、ＣＣＤ２３自体、もしくはＣＣＤ２３周辺の温度変化に基づき、ＣＣＤ２３の暗電流ノイズを除去するように構成する。それ以外の構成は、上記第１の実施の形態と同様なので説明を省略し、同じ構成には同じ符号を付して説明する。
【００８３】
図１１に示すように本第４の実施の形態の内視鏡装置１Ｄは、挿入部先端部にＣＣＤ２３自体、もしくはＣＣＤ２３周辺の温度が測定可能な温度検出手段として温度センサ８０が設置される内視鏡２Ｄを有して構成される。
【００８４】
温度センサ８０は、検出した温度情報を画像処理装置４Ｄ内の暗電流温度補正回路６１ｄ及びＣＭＤ増幅率温度補正回路６２ｄに出力するようになっている。尚、本実施の形態では、暗電流分布一時記憶メモリ３９は、上記第３の実施の形態で説明したのと同様に増幅率が１のときの画素毎の基準暗電流値が格納されている。
【００８５】
次に、暗電流温度補正回路６１ｄ及びＣＭＤ増幅率温度補正回路６２ｄの詳細構成を説明する。
図１２に示すように暗電流温度補正回路６１ｄは、ＣＣＤ２３の基準温度値を記憶する基準温度格納メモリ８１と、この基準温度格納メモリ８１から出力されるＣＣＤ２３の基準温度と温度センサ８０から出力されるＣＣＤ２３自体、もしくはＣＣＤ２３周辺の温度との差を算出する減算器８２と、予め内部に記憶された暗電流値の温度補正係数の中から、減算器８２より入力される温度差に応じた温度補正係数を出力する暗電流温度補正係数格納メモリ８３と、この暗電流温度補正係数格納メモリ８３から出力される温度補正係数と暗電流分布一時記憶メモリ３９から出力される増幅率が１の場合における画素毎の基準暗電流値とを乗算し、温度補正した暗電流値を算出する乗算器８４と、減算器８２から出力される温度差に対する閾値を予め記憶した閾値格納メモリ８５と、この閾値格納メモリ８５から出力される閾値と減算器８２より入力される温度差とを比較し、温度差が閾値以上か否かの判断を行い、温度補正必要性判定信号を出力する比較回路８６と、この比較回路８６から出力される温度補正必要性判定信号に基づき、基準暗電流値と温度補正後の暗電流値とを切り換えて出力するスイッチ８７とから構成される。
【００８６】
また、図１３に示すようにＣＭＤ増幅率温度補正回路６２ｄは、ＣＣＤ２３の基準温度値を記憶する基準温度格納メモリ８１と、この基準温度格納メモリ８１から出力されるＣＣＤ２３の基準温度と温度センサ８０から出力されるＣＣＤ２３自体、もしくはＣＣＤ２３周辺の温度との差を算出する減算器８２と、予め内部に記憶されたＣＭＤ増幅率の温度補正係数の中から、減算器８２より入力される温度差に応じた温度補正係数を出力するＣＭＤ増幅率温度補正係数格納メモリ８８と、この暗電流温度補正係数格納メモリ８３から出力される温度補正係数と制御パルス発生回路３７から出力される基準ＣＭＤ増幅率とを乗算し、温度補正したＣＭＤ増幅率を算出する乗算器８９と、減算器８２から出力される温度差に対する閾値を予め記憶した閾値格納メモリ８５と、この閾値格納メモリ８５から出力される閾値と減算器８２より入力される温度差とを比較し、温度差が閾値以上か否かの判断を行い、温度補正必要性判定信号を出力する比較回路８６と、この比較回路８６から出力される温度補正必要性判定信号に基づき、基準ＣＭＤ増幅率と温度補正後のＣＭＤ増幅率とを切り換えて出力するスイッチ９０と設けて構成される。
【００８７】
このように構成される内視鏡装置１Ｄは、上記第１の実施の形態と同様に内視鏡２Ｄが光源装置３及び画像処理装置４Ｄに接続されて内視鏡検査等に用いられる。そして、上記第１の実施の形態と同様に内視鏡装置１Ｄは、内視鏡２Ｄが光源装置３からの照射光で消化管等の被写体を照明し、被写体からの光を取り込んで被写体像を撮像し、画像処理装置４Ｄにより内視鏡画像を得る。
このとき、画像処理装置４Ｄは、上記第１の実施の形態と同様に内視鏡２Ｄの暗電流分布データメモリ２４から読み込まれた値に基づき、ＣＣＤ２３の電荷の増幅が行われる。
【００８８】
ここで、内視鏡２Ｄは、温度センサ８０によりＣＣＤ２３自体、もしくはＣＣＤ２３周辺の温度が測定される。温度センサ８０は、検出した温度情報を画像処理装置４Ｄの暗電流温度補正回路６１ｄ及びＣＭＤ増幅率温度補正回路６２ｄに出力する。
【００８９】
暗電流温度補正回路６１ｄ及びＣＭＤ増幅率温度補正回路６２ｄは、温度センサ８０から入力された温度と、基準温度格納メモリ８１に記憶された基準温度との温度差を随時算出している。更に、暗電流温度補正回路６１ｄ及びＣＭＤ増幅率温度補正回路６２ｄは、閾値格納メモリ８５から随時閾値が読み出され、この閾値と算出した温度差とを比較回路８６で比較している。
そして、暗電流温度補正回路６１ｄ及びＣＭＤ増幅率温度補正回路６２ｄは、比較回路８６が温度補正必要性判定信号をそれぞれスイッチ８７，９０に出力している。
【００９０】
また、暗電流温度補正回路６１ｄは、暗電流温度補正係数格納メモリ８３から読み出される温度補正係数を、乗算器８４で暗電流分布一時記憶メモリ３９から出力される基準暗電流値に乗算して温度補正した暗電流値を随時算出している。
【００９１】
同様に、ＣＭＤ増幅率温度補正回路６２ｄは、暗電流温度補正係数格納メモリ８３から読み出される温度補正係数を、乗算器８９で制御パルス発生回路３７から出力される基準ＣＭＤ増幅率と乗算し、温度補正したＣＭＤ増幅率を随時算出している。
【００９２】
ここで、暗電流温度補正回路６１ｄは、比較回路８６で比較した結果、温度差が閾値以上の場合、スイッチ８７により温度補正後の暗電流値に切り換えて出力する。同様に、ＣＭＤ増幅率温度補正回路６２ｄも、スイッチ９０により温度補正後のＣＭＤ増幅率に切り換えて出力する。
【００９３】
これら暗電流温度補正回路６１ｄから出力される温度補正後暗電流値と、ＣＭＤ増幅率温度補正回路６２ｄから出力される温度補正後ＣＭＤ増幅率とは、乗算回路４２ｃにて乗算され、温度補正された暗電流値が画素毎に算出される。
算出された暗電流値は、上記第２の実施の形態と同様に、Ａ／Ｄ変換回路３２から出力される画像信号に対して減算回路３３で減算され、暗電流によるノイズパターンの除去が行われる。
【００９４】
一方、暗電流温度補正回路６１ｄは、比較回路８６で比較した結果、温度差が閾値未満の場合、スイッチ８７により暗電流分布一時記憶メモリ３９から出力される基準暗電流値に切り換えてそのまま出力する。同様に、ＣＭＤ増幅率温度補正回路６２ｄも、スイッチ９０により制御パルス発生回路３７から出力される基準ＣＭＤ増幅率に切り換えてそのまま出力する。
【００９５】
これら暗電流温度補正回路６１ｄから出力される基準暗電流値と、ＣＭＤ増幅率温度補正回路６２ｄから出力される基準ＣＭＤ増幅率とは、上述の温度補正後と同様に乗算回路４２ｃにて乗算され、画素毎に算出された基準暗電流値によりＡ／Ｄ変換回路３２から出力される画像信号に対して減算回路３３で減算され、基準暗電流によるノイズパターンの除去が行われる。
【００９６】
この結果、本第４の実施の形態の画像処理装置４Ｄは、ＣＣＤ２３の温度が変化した場合にも、温度変化量を検出し、暗電流ノイズ量の温度補正を行うので、常に適切に暗電流ノイズを除去することができ、微弱な蛍光に対してもＳ／Ｎの良い画像が得られる。
【００９７】
尚、本実施の形態では、内視鏡２Ｄは、温度検出手段としてＣＣＤ２３自体、もしくはＣＣＤ２３周辺の温度が測定可能な温度センサ８０を用いて構成しているが、本発明はこれに限定されず、例えば、手入力用スイッチのような構造のものを内視鏡２Ｄに取り付けて構成しても良い。また、この温度検出手段は、搭載位置も内視鏡２Ｄの先端に限るものではなく、ＣＣＤ２３自体、もしくはＣＣＤ２３周辺の温度が測定可能な位置であれば良い。
【００９８】
尚、本発明は、以上述べた実施形態のみに限定されるものではなく、発明の要旨を逸脱しない範囲で種々変形実施可能である。
【００９９】
［付記］
（付記項１）　撮像素子の遮光部分から読み出した信号に対して撮像条件に依存する依存値を算出する撮像条件算出手段と、
前記撮像素子が駆動される基準条件下での基準ノイズパターン情報を記憶する記憶手段と、
前記記憶手段に記憶された前記基準ノイズパターン情報と、前記撮像条件算出手段で算出した前記依存値とから、該当する撮像条件下でのノイズパターンを算出するノイズ算出手段と、
前記撮像素子で得た画像信号から、前記ノイズ算出手段で算出したノイズパターンを除去するノイズ除去手段と、
を具備したことを特徴とする画像処理装置。
【０１００】
（付記項２）　前記ノイズ算出手段は、内視鏡に送液される液体の温度を検出するための検出手段から得た送液検知信号と前記基準条件下でのノイズパターンに関する情報とからノイズの温度補正を行って、撮像条件下でのノイズパターンを算出することを特徴とする付記項１に記載の画像処理装置。
【０１０１】
（付記項３）　前記ノイズ算出手段は、前記撮像素子自体もしくは前記撮像素子周囲の温度を検出する温度検出手段から得た温度情報と前記基準条件下でのノイズパターンに関する情報とから温度補正を行って撮像条件下でのノイズパターンを算出することを特徴とする付記項１に記載の画像処理装置。
【０１０２】
（付記項４）　被写体を照明するための光を供給する光源手段と、
前記被写体を撮像するための撮像素子と、
前記撮像素子の遮光部分から読み出した信号に対して撮像条件に依存する値を算出する撮像条件算出手段と、
前記撮像素子が駆動される基準条件下での基準ノイズパターンに関する情報を記憶する記憶手段と、
前記記憶手段に記憶された前記基準ノイズパターン情報と、前記撮像条件算出手段で算出した前記依存値とから、該当する撮像条件下でのノイズパターンを算出するノイズ算出手段と、
前記撮像素子で得た画像信号から、前記ノイズ算出手段で算出したノイズパターンを除去するノイズ除去手段と、
を具備したことを特徴とする内視鏡装置。
【０１０３】
（付記項５）　前記ノイズ算出手段は、内視鏡に送液される液体の温度を検出するための検出手段から得た送液検知信号と前記基準条件下でのノイズパターンに関する情報とからノイズの温度補正を行って、撮像条件下でのノイズパターンを算出することを特徴とする付記項４に記載の内視鏡装置。
【０１０４】
（付記項６）　前記ノイズ算出手段は、前記撮像素子自体もしくは前記撮像素子周囲の温度を検出する温度検出手段から得た温度情報と前記基準条件下でのノイズパターンに関する情報とから温度補正を行って撮像条件下でのノイズパターンを算出することを特徴とする付記項４に記載の内視鏡装置。
【０１０５】
（付記項７）　生体内に挿入可能な細長の挿入部を備えた内視鏡と、
被写体を照明するための光を供給する光源手段と、
前記内視鏡の先端部に配置された撮像素子と、
前記撮像素子で得た画像信号からノイズパターンを除去するノイズ除去手段と、
前記内視鏡の先端部より送液を行うための送液手段と、
前記送液手段を通じて送液するための液体を保持する液体保持手段と、
前記液体保持手段に保持された液体の温度を制御するための温度制御手段と、
を具備したことを特徴とする内視鏡装置。
【０１０６】
（付記項８）　生体内に挿入可能な細長の挿入部を備えた内視鏡と、
被写体を照明する為の光を照射する光源手段と、
前記内視鏡の先端部に配置された撮像素子と、
前記撮像素子が駆動される基準条件下での基準ノイズパターンに関する情報を記憶する記憶手段と、
前記内視鏡の先端部より送液を行う為の送液手段と、
前記送液手段を通じて送液するための液体を保持する液体保持手段と、
前記送液手段により送液される液体の温度を測定する温度測定手段と、
前記送液手段による送液状態であることを検知する送液検知手段と、
前記温度測定手段で得た温度情報と前記送液検知手段で得た送液検知信号と前記基準条件下での基準ノイズパターンに関する情報からノイズの温度補正を行い撮像条件下でのノイズパターンを算出するノイズ算出手段と、
前記撮像素子で得た画像信号からノイズパターンを除去するノイズ除去手段と、
を具備したことを特徴とする内視鏡装置。
【０１０７】
（付記項９）　生体内に挿入可能な細長の挿入部を備えた内視鏡と、
被写体を照明する為の光を照射する光源手段と、
前記内視鏡の先端部に配置された撮像素子と、
前記撮像素子が駆動される基準条件下での基準ノイズパターンに関する情報を記憶する記憶手段と、
前記撮像素子自体もしくは前記撮像素子周囲の温度を検出する温度検出手段と、
前記温度検出手段で得た温度情報と前記基準条件下での基準ノイズパターンに関する情報とから温度補正を行って撮像条件下でのノイズパターンを算出するノイズ算出手段と、
前記撮像素子で得た画像信号からノイズパターンを除去するノイズ除去手段と、
を具備したことを特徴とする内視鏡装置。
【０１０８】
【発明の効果】
以上説明したように本発明によれば、高感度な撮像素子を用いても、有効な露光時間を確保し、撮像素子の温度変化に依らず安定して暗電流ノイズの除去が可能な画像処理装置を実現できる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の第１の実施の形態を備えた内視鏡装置を示す全体構成図
【図２】図１のＣＣＤを示す概略説明図
【図３】回転フィルタ板を示す概略構成図
【図４】ＲＧＢフィルタの透過特性を示すグラフ
【図５】蛍光観察用フィルタの透過特性を示すグラフ
【図６】本発明の第２の実施の形態に係わる内視鏡装置を示す全体構成図
【図７】本発明の第３の実施の形態を備えた内視鏡装置を示す全体構成図
【図８】図７の暗電流温度補正回路を示す回路ブロック図
【図９】図７のＣＭＤ増幅率温度補正回路を示す回路ブロック図
【図１０】温度差と暗電流温度補正係数との関係を示すグラフ
【図１１】本発明の第４の実施の形態を備えた内視鏡装置を示す全体構成図
【図１２】図１１の暗電流温度補正回路を示す回路ブロック図
【図１３】図１１のＣＭＤ増幅率温度補正回路を示す回路ブロック図
【符号の説明】
１…内視鏡装置
２…内視鏡（電子内視鏡）
３…光源装置
４…画像処理装置
２３…ＣＣＤ（撮像素子）
２３ａ…受光エリア（受光部）
２３ｂ…遮光エリア（遮光部）
２３ｃ…水平転送チャンネル
２３ｄ…ＣＭＤ付転送チャンネル
２４…暗電流分布データメモリ
３３…減算回路（ノイズ除去手段）
３７…制御パルス発生回路
３８…アドレス発生回路
３９…暗電流分布一時記憶メモリ（記憶手段）
４１…平均値算出回路（撮像条件算出手段）
４２…乗算回路（ノイズ算出手段）[0001]
TECHNICAL FIELD OF THE INVENTION
The present invention relates to an image processing device that performs image processing on a highly sensitive image sensor.
[0002]
[Prior art]
Today, endoscopes are widely used in the medical field. The endoscope has an elongated insertion portion to be inserted into a body cavity or the like. The endoscope can observe the gastrointestinal tract such as the esophagus, stomach, small intestine, and large intestine and the trachea such as lungs in the body cavity by inserting the insertion portion. In addition, the endoscope can perform a medical treatment or the like by using a treatment tool as needed.
[0003]
As the endoscope, there is an electronic endoscope having a built-in image pickup device such as a charge-coupled device (CCD) for picking up a subject image taken from a distal end portion of an insertion portion. The electronic endoscope is configured to perform signal processing on an imaging signal obtained by subjecting a subject image to photoelectric conversion by the imaging device with an image processing device and display an endoscope image on a display unit such as a monitor. . For this reason, the above-mentioned electronic endoscope is widely used because the operator has less fatigue.
In general, an electronic endoscope irradiates living tissue with normal observation light supplied from a light source device, and obtains an endoscope image of a color image similar to that seen with the naked eye.
[0004]
On the other hand, in addition to the normal observation, the electronic endoscope captures autofluorescence from living tissue obtained by irradiating the living tissue with ultraviolet to blue excitation light supplied from the light source device. In some cases, autofluorescence is observed. In this autofluorescence observation, a tumor can be identified by the fact that the nature of autofluorescence from a living tissue differs between a normal mucosa and a tumor.
[0005]
By the way, the CCD used in the imaging device of such an electronic endoscope has a CCD in which a CMD (Charge Multiplication Device) is arranged in an element as described in, for example, US Pat. No. 5,337,340. Proposed. The CCD using the CMD is capable of multiplying the charge using ionization. In the CCD using the CMD, it is also possible to arrange a CMD for each pixel and amplify electric charges for each pixel, and to arrange a CMD in a transfer channel and amplify electric charges for each transfer line. Is also possible.
[0006]
In the CCD using the CMD, charge is amplified before the charge is read. For this reason, the CCD using the CMD has a merit that an influence of readout noise is reduced and an image having a high S / N ratio can be obtained as compared with the case where amplification is performed outside the CCD. For this reason, the CCD using the CMD can capture images with high sensitivity, and is suitable for capturing weak light.
The image processing apparatus for controlling and driving a CCD using the CMD controls a signal amplification rate in the CCD by inputting a control pulse to the CCD.
[0007]
However, when a high-sensitivity imaging device having a high amplification factor such as a CCD using the CMD is used, the variation in dark current for each pixel is greatly amplified.
For this reason, in the image processing apparatus, when the CCD using the CMD has a low amplification rate, there is a case where an unrecognizable noise is formed as a noise pattern. Therefore, the image processing apparatus also performs image processing for previously measuring a reference noise pattern such as dark current noise and removing the noise by subtracting the reference noise pattern from the imaging signal.
[0008]
However, in the CCD using the CMD, the amount of dark current greatly changes depending on the temperature. In a CCD using the CMD, the CMD amplification factor also has a temperature dependency. For this reason, the image processing apparatus has a problem that when a temperature change occurs in the CCD using the CMD, dark current noise cannot be sufficiently removed.
[0009]
For example, at the time of an endoscope diagnosis, the electronic endoscope performs a water supply in which a liquid supplied from a water supply unit is discharged from a distal end portion of the insertion unit in order to remove a residue remaining in the subject. Then, in the electronic endoscope, the temperature around the CCD changes. In this case, if the electronic endoscope uses a CCD using the CMD, the magnitude of the dark current noise of the CCD also changes. Therefore, it is difficult for the conventional image processing apparatus to always properly remove noise from the CCD using the CMD.
[0010]
On the other hand, a conventional image processing apparatus, on the other hand, subtracts a light-shielded image signal from an exposed image signal, as described in Japanese Patent Laid-Open No. A device for correcting noise has been proposed.
[0011]
[Problems to be solved by the invention]
However, the image processing apparatus described in Japanese Patent Application Laid-Open No. H10-225437 consumes extra time to obtain an image signal when light is shielded, and an effective exposure time for actually imaging a subject. There was a problem that it would decrease. For this reason, the image processing apparatus described in the above-mentioned Japanese Patent Application Laid-Open No. H10-225437 cannot provide a sufficient exposure time, thereby deteriorating the S / N ratio of an image. If the time is lengthened, there is a problem that the frame rate becomes slow and the movement of the subject becomes less smooth.
[0012]
The present invention has been made in view of the above circumstances, and even if a high-sensitivity image sensor is used, the dark current noise can be stably removed regardless of the temperature change of the image sensor without reducing the effective exposure time. It is an object to provide a possible image processing device.
[0013]
[Means for Solving the Problems]
In order to achieve the above object, an image processing apparatus according to the present invention includes: an imaging condition calculation unit configured to calculate a dependence value depending on an imaging condition on a signal read from a light-shielded portion of an imaging device; and the imaging device is driven. Storage means for storing reference noise pattern information under reference conditions, the reference noise pattern information stored in the storage means, and the dependent value calculated by the imaging condition calculation means, under the corresponding imaging conditions, And a noise removing unit that removes the noise pattern calculated by the noise calculating unit from the image signal obtained by the image sensor.
With this configuration, it is possible to realize an image processing apparatus that secures an effective exposure time even when a high-sensitivity image sensor is used and that can stably remove dark current noise regardless of a temperature change of the image sensor.
[0014]
BEST MODE FOR CARRYING OUT THE INVENTION
Hereinafter, embodiments of the present invention will be described with reference to the drawings.
(First Embodiment)
1 to 5 relate to a first embodiment of the present invention. FIG. 1 is an overall configuration diagram showing an endoscope apparatus provided with the first embodiment of the present invention. FIG. 2 is a CCD of FIG. FIG. 3 is a schematic configuration diagram showing a rotary filter plate, FIG. 4 is a graph showing transmission characteristics of an RGB filter, and FIG. 5 is a graph showing transmission characteristics of a fluorescence observation filter.
[0015]
As shown in FIG. 1, an endoscope apparatus 1 according to a first embodiment of the present invention is an electronic endoscope (hereinafter simply referred to as an endoscope) in which an elongated insertion section 2a incorporates an imaging unit described later. 2, a light source device 3 that supplies irradiation light to the endoscope 2, an image processing device 4 that performs signal processing on image pickup means of the endoscope 2, and a video signal that has been signal-processed by the image processing device 4. And a monitor 5 for displaying an endoscope image.
[0016]
The endoscope 2 includes an insertion portion 2a and an operation portion 2b which is provided continuously on the base end side of the insertion portion 2a and also serves as a grip portion.
In the endoscope 2, a light guide fiber 2c for transmitting normal light for normal observation and excitation light for fluorescence observation is inserted through an insertion portion 2a. The light guide fiber 2c is configured such that a light source connector (not shown) provided at a hand-side incident end is detachably connected to the light source device 3 to supply irradiation light.
[0017]
The light source device 3 is configured to emit normal light for normal observation and excitation light for fluorescence observation. That is, the light source device 3 is provided, for example, on a lamp 11 such as a xenon lamp that emits light including a visible light band from an infrared wavelength band, and on an irradiation optical path by the lamp 11, and cuts infrared light to be unnecessary. An infrared cut filter 12 that blocks heat and light, a light source aperture 13 that limits the amount of light emitted from the lamp 11, a rotary filter plate 14 having a filter for normal observation and a filter for fluorescence observation, A condenser lens 15 for condensing light passing through the filter of the plate 14.
[0018]
The rotating filter plate 14 includes a rotating motor 16 that rotates rotatably so that the filter can be switched, and a moving motor 17 that moves vertically with the rotating motor 16 so that the filter can be inserted into and removed from the optical axis. Is provided. The rotation motor 16 and the movement motor 17 are controlled in accordance with a control signal output from a filter position control circuit (not shown) synchronized with the CCD drive circuit. The configuration of the rotary filter plate 14 will be described later.
[0019]
Irradiation light such as normal light and excitation light supplied from the light source device 3 is transmitted (guided) to the distal end side of the insertion section of the endoscope 2 by the light guide fiber 2c. The light guide fiber 2c transmits the ordinary light and the excitation light with a small transmission loss. The light guide fiber 2c is composed of, for example, a multi-component glass fiber, a quartz fiber, or the like.
[0020]
The light transmitted to the distal end surface of the light guide fiber 2c spreads through the illumination lens 18 facing the distal end surface, and illuminates the observation target site in the body cavity from the distal end portion of the insertion portion.
[0021]
Further, the distal end portion of the insertion portion is provided with an objective lens 21 for forming an optical image adjacent to the illumination lens 18, an excitation light cut filter 22 for cutting excitation light, and an imaging device for capturing images of fluorescence and reflected light. A charge-coupled device (abbreviated as CCD) 23 is arranged as a device. The excitation light cut filter 22 is formed, for example, so as to block light having a wavelength of 460 nm or less and remove the excitation light.
[0022]
In the present embodiment, the CCD 23 uses a CMD (Charge Multiplication Device) image sensor as described later as an image sensor that captures fluorescence and reflection images. Further, the CCD 23 may be a C-MOS image sensor, an AMI (Amplified MOS Imager), or a BCCD (Back Illuminated CCD) instead of the CMD image sensor.
[0023]
The CCD 23 is driven by a drive signal output from a CCD drive circuit (not shown) provided in the image processing device 4. The CCD 23 photoelectrically converts the formed optical image and outputs an imaging signal to the image processing device 4. The configuration of the CCD 23 will be described later.
[0024]
In the endoscope 2, a dark current distribution data memory 24 composed of a rewritable nonvolatile memory is provided in, for example, the operation unit 2b. The dark current distribution data memory 24 stores the dark current noise of each pixel of the CCD 23 measured in advance at a factory or the like under a reference condition in which the temperature, the exposure time, and the like are kept constant. And determination information for determining whether the area is an area. As the dark current noise, a value standardized by an average value in the light shielding area of the CCD 23 is stored in the dark current distribution data memory 24.
[0025]
The image processing device 4 performs preprocessing such as CDS (correlated double sampling) on an imaging signal output from the CCD 23 of the endoscope 2 and converts a preprocessed analog signal into a digital signal. The A / D conversion circuit 32 and a noise removing unit that removes a noise pattern under imaging conditions subtract a dark current of the CCD 23 converted by a method described later from a converted digital signal to generate a noise pattern due to the dark current. A subtraction circuit 33 for removal and a synchronization circuit 34 having a plurality of synchronization memories (not shown) for simultaneously reading out image data sequentially stored in the plurality of synchronization memories and synchronizing plane-sequential image data. And a D / A conversion circuit 35 that performs gamma correction on the synchronized image data by a gamma correction circuit (not shown) and converts the data into an analog signal. Signal is configured to flow.
[0026]
Further, the image processing device 4 includes a dimming circuit 36 for controlling dimming by controlling the light source aperture 13 of the light source device 3, and a control pulse generating circuit 37 for controlling an amplification factor for the CCD 23 in cooperation with the dimming circuit 36. And an address generating circuit 38 for outputting position information of the currently read pixel of the CCD 23 in synchronization with the CCD driving circuit, and temporarily storing the value output from the dark current distribution data memory 24 of the endoscope 2. Based on the input of the position information stored and output from the address generation circuit 38, the reference dark current value of the corresponding pixel of the CCD 23 under the reference condition and the light-shielding portion determination signal indicating whether or not the pixel is a light-shielding area are read out. A current distribution temporary storage memory 39 and an imaging condition calculation means for calculating a dependence value depending on the imaging condition, based on a light-shielding portion determination signal output from the dark current distribution temporary storage memory 39. An average value calculation circuit 41 for calculating an average pixel value of one frame for a pixel determined as an optical area, and a dark current distribution temporary storage memory 39 as a noise calculation means for calculating a noise pattern under the corresponding imaging condition. A multiplying circuit 42 for multiplying the reference dark current value output from the multiplying unit by the average pixel value calculated by the average value calculating circuit 41 and converting it into dark current noise corresponding to the temperature of the CCD 23 in use. Is configured.
[0027]
The dark current distribution temporary storage memory 39 is stored in the dark current distribution data memory 24 when the image processing apparatus 4 is powered on or when the endoscope 2 is electrically connected to the image processing apparatus 4. Value is read by serial transfer. By providing the dark current distribution temporary storage memory 39, the image processing device 4 can read out the dark current distribution data memory 24 at a low speed and reduce the number of signal lines connecting to the endoscope 2. It becomes.
[0028]
As shown in FIG. 2, the CCD 23 is provided with light-blocking areas (light-blocking sections) 23b that block light at four corners of a light-receiving area (light-receiving sections) 23a that can receive incident light. In the present embodiment, the CCD 23 divides pixel signals into two channels and outputs the signals in an interlaced manner. Further, a CMD (Charge Multiplication Device) is arranged in a register of the transfer channel. This CMD can be amplified by an external control pulse, and in the present embodiment, the amplification is controlled by a control pulse output from the control pulse generating circuit 37 of the image processing apparatus 4.
[0029]
More specifically, after the charges accumulated in the light-receiving area 23a and the light-shielding area 23b are vertically transferred downward, the CCD 23 transmits the A-channel for the odd-numbered pixels and the B-channel for the even-numbered pixels. The data is transferred by the horizontal transfer channel 23c and the transfer channel with CMD 23d in two channels. Then, the transferred charges are converted from charges into voltages by the charge detection unit 23e and output to the image processing device 4. At this time, in the transfer channel with CMD 23d, whenever a charge is transferred, a control pulse is input to the CMD from the control pulse generation circuit 37 of the image processing device 4, whereby the charge can be amplified as necessary. .
[0030]
Further, as shown in FIG. 3, the rotary filter plate 14 of the light source device 3 is provided with an RGB filter 43 for normal observation and a filter 44 for fluorescence observation on the inner peripheral side and the outer peripheral side concentrically. The rotary filter plate 14 sets the RGB filter 43 for normal observation on the optical path by driving the moving motor 17 to set an operation state in a normal image mode (also referred to as a normal mode). By switching from the observation RGB filter 43 to the fluorescence observation filter 44, it is possible to switch to an operation state set in a fluorescence image mode (also referred to as a fluorescence mode).
[0031]
The RGB filter 43 is configured such that an R filter 43a, a G filter 43b, and a B filter 43c that transmit light of each wavelength band of R (red), G (green), and B (blue) in the circumferential direction are equally divided into three. The filters are rotatably rotated by the rotation motor 16 so that the filters are sequentially and substantially continuously inserted into the optical path. Further, as shown in FIG. 4, the transmission characteristics of the R filter 43a, the G filter 43b, and the B filter 43c have filter characteristics of transmitting light in the respective wavelength bands of 600 to 700 nm, 500 to 600 nm, and 400 to 500 nm.
[0032]
In FIG. 3 and the like, symbols R, G, and B corresponding to the filter transmission characteristics are used instead of symbols 43a, 43b, and 43c (the same applies to a fluorescence observation filter 44 described later). .
[0033]
The fluorescence observation filter 44 includes an R ′ filter 44a, a G ′ filter 44b, and an E filter that respectively transmit a narrow band red (R1), a narrow band green (G1), and a narrow band excitation light in the circumferential direction. 44c are provided so as to be equally divided into three, and each is sequentially inserted into the optical path by being rotationally driven by the rotation motor 16. As shown in FIG. 5, the transmission characteristics of the R 'filter 44a, G' filter 44b, and E filter 44c have a filter characteristic of transmitting light in each wavelength band of 600-620 nm, 540-560 nm, and 390-450 nm. .
The portions of the rotary filter plate 14 other than those where the filters are arranged are made of a member that blocks light.
[0034]
In the endoscope device 1 configured as described above, the endoscope 2 is connected to the light source device 3 and the image processing device 4, and is used for an endoscope inspection or the like.
Here, when the image processing apparatus 4 is powered on and is electrically connected to the endoscope 2, the contents of the dark current distribution data memory 24 of the endoscope 2 are read by serial transfer, and the dark current distribution It is stored in the temporary storage memory 39.
[0035]
Then, the light source device 3 emits irradiation light for illuminating the subject from the lamp 11. Light emitted from the lamp 11 passes through the infrared cut filter 12, the light source aperture 13, and the rotary filter plate 14, and is supplied to the light guide fiber 2c of the endoscope 2. At this time, the light source aperture 13 restricts the amount of light emitted from the light source apparatus 3 according to an aperture control signal output from the dimming circuit 36 of the image processing apparatus 4, and significantly reduces the amount of light captured by the CCD 23. Saturation does not occur.
[0036]
At the time of normal observation, the rotation filter plate 14 is driven by the movement motor 17 in accordance with a control signal output from the filter position control circuit, so that the outer periphery of the RGB filter 43 is inserted on the optical axis and the rotation motor is rotated. 16, the filter is rotated at a predetermined speed, and the R filter 43a, the G filter 43b, and the B filter 43c are sequentially put on the optical path. Irradiation light from the lamp 11 sequentially transmits red, green, and blue (600-700 nm, 500-600 nm, and 400-500 nm) light, and is sequentially supplied from the light source device 3 to the endoscope 2.
[0037]
Further, at the time of fluorescence observation, the rotating filter plate 14 is moved in the direction perpendicular to the optical axis by driving the movement motor 17 in accordance with a control signal output from the filter position control circuit, and the inner periphery fluorescence observation filter 44 is moved. While being inserted on the optical axis, it is rotationally driven at a predetermined speed by the rotation motor 16, and the R 'filter 44a, the G' filter 44b, and the E filter 44c are sequentially put on the optical path. Irradiation light from the lamp 11 is transmitted at 600-620 nm, 540-560 nm, and 390-450 nm, and is sequentially supplied from the light source device 3 to the endoscope 2. Here, the light of 390 to 450 nm is excitation light for exciting auto-fluorescence from living tissue.
[0038]
The irradiation light incident on the light guide fiber 2c of the endoscope 2 illuminates a subject such as a digestive tract via an illumination lens 18 at the distal end of the insertion section of the endoscope 2. The light scattered, reflected, and emitted from the subject is taken in from the objective lens 21 at the distal end of the insertion section of the endoscope 2 and is imaged on the CCD 23 at the image forming position.
[0039]
At this time, of the captured light, the excitation light of 390 to 450 nm is cut off by the excitation light cut filter 22, and only the wavelength band of autofluorescence is extracted. The CCD 23 is driven by a CCD driving circuit and captures an optical image formed.
[0040]
At this time, the CCD drive circuit drives the CCD 23 in synchronization with the rotation of the rotary filter plate 14, and responds to the irradiation light transmitted through each filter of the rotary filter plate 14, such as the R filter 43a, the G filter 43b, and the B filter 43c. Are sequentially output to the image processing device 4.
[0041]
The CCD 23 multiplies the accumulated charge as described above by inputting the control pulse output from the control pulse generation circuit 37 to the CMD as necessary. In the CCD 23, the amplification rate in CMD is determined based on the voltage of the control pulse and the number of pulses.
[0042]
Then, the image signal input to the image processing device 4 is first input to the pre-processing circuit 31, where the processing such as CDS (correlated double sampling) is performed.
The signal output from the pre-processing circuit 31 is converted from an analog signal to a digital signal by the A / D conversion circuit 32 and output to the dimming circuit 36, the control pulse generation circuit 37, and the subtraction circuit 33.
[0043]
The dimming circuit 36 controls the dimming by controlling the light source aperture 13 of the light source device 3 based on the digital signal. The control pulse generation circuit 37 controls the amplification factor for the CCD 23 in cooperation with the dimming circuit 36 based on the digital signal.
The subtraction circuit 33 subtracts the dark current of the CCD 23 from the digital signal to remove a noise pattern due to the dark current.
[0044]
Here, the address generation circuit 38 operates in synchronization with the CCD drive circuit, and outputs the position information of the currently read pixel of the CCD 23. The position information output from the address generation circuit 38 is stored in the dark current distribution temporary storage memory 39, and the dark current noise under the reference condition of the corresponding pixel and the light-shielding portion discrimination indicating whether or not the corresponding pixel is the light-shielding area 23b. Signals are read.
The average value calculating circuit 41 calculates an average pixel value for one frame of a pixel determined as the light shielding area 23 b of the CCD 23 based on the light shielding portion determination signal, and outputs the average pixel value to the multiplying circuit 42.
[0045]
The light-shielding area 23b of the CCD 23 does not receive external light. For this reason, the electric charge accumulated in the light shielding area 23b represents a dark current. It is known that dark current noise is greatly affected by temperature, and higher dark current noise is generated as the temperature is higher. Therefore, the average value calculated by the average value calculation circuit 41 represents the amount of dark current in a state including the influence of the temperature under the imaging condition, and the average calculated as the temperature of the CCD increases. The value will also be higher. That is, this average value is a value reflecting the imaging conditions.
[0046]
The reference dark current value output from the dark current distribution temporary storage memory 39 is multiplied by the multiplication circuit 42 by the average value calculated by the average value calculation circuit 41. As a result, the reference dark current value is converted into dark current noise corresponding to the temperature of the CCD 23 in use.
The dark current noise in the use state obtained in this manner is subtracted by the subtraction circuit 33 from the output of the A / D conversion circuit 32 (the timing of which is adjusted by a frame memory (not shown)). Removal is performed.
[0047]
Then, the digital signal from which the noise pattern has been removed is sequentially stored in a plurality of memories for synchronization by the synchronization circuit 34, and the stored image data is read out at the same time, and the frame sequential image data is synchronized. . Then, after the gamma correction, the synchronized image data is converted into an analog signal by the D / A conversion circuit 35 and output to the monitor 5, and is displayed on the display surface of the monitor 5 as an endoscope image.
[0048]
During normal light observation, the monitor 5 displays red reflected light, green reflected light, and blue reflected light components on the display surface of the monitor RGB. On the other hand, the monitor 5 displays narrow-band green reflected light, fluorescent light, and narrow-band red reflected light on the display surface of the monitor RGB during fluorescent observation.
[0049]
As a result, since the image processing device 4 of the present embodiment always calculates and removes the dark current noise component corresponding to the temperature of the CCD 23 built in the endoscope 2, the temperature of the image sensor changes. Even when this is done, dark current noise can be appropriately removed. Further, the image processing device 4 according to the present embodiment can estimate the dark current noise from some pixels of the CCD 23 built in the endoscope 2, so that the time for accumulating only the dark current noise component is reduced. Is unnecessary, and the valuable exposure time is not reduced.
[0050]
In the present embodiment, the present invention is applied to the frame sequential endoscope apparatus 1, but the present invention is not limited to this, and the present invention is applied to a simultaneous endoscope apparatus. It may be constituted by.
Further, in the present embodiment, the shape of the light shielding area 23b of the CCD 23 used in the endoscope device 1 is not limited to that of the present embodiment, and may be, for example, a linear shape, or a horizontal light shielding area. The charge stored in the transfer channel 23c may be read out and used as the light shielding area 23b.
[0051]
(Second embodiment)
FIG. 6 is an overall configuration diagram showing an endoscope apparatus according to a second embodiment of the present invention.
In the second embodiment, the present invention is applied to an endoscope apparatus capable of supplying a liquid such as water into a body cavity as needed, and removes dark current noise of the CCD 23 stably even when water is supplied. With the goal. The other configuration is the same as that of the first embodiment, and thus the description is omitted, and the same configuration is denoted by the same reference numeral and described.
[0052]
As shown in FIG. 6, an endoscope apparatus 1B according to the second embodiment includes an endoscope 2B provided with a jet nozzle 51 at the distal end of the insertion section. The ejection nozzle 51 is for discharging a liquid 52 such as water into a body cavity. The ejection nozzle 51 communicates with a liquid feed channel 53 that is inserted through the endoscope 2. In the liquid feed channel 53, a connection base (not shown) at the proximal end of the hand side is connected to the liquid feed tube 54, and the liquid 52 from the water feed tank 55 is supplied.
[0053]
In the present embodiment, the configuration is such that the temperature of the CCD 23 does not greatly change even when water is supplied.
The water supply tank 55 can store a liquid 52 such as water inside the tank. The water supply tank 55 includes a temperature sensor 56 attached to a lower portion for detecting the temperature of the liquid 52 accumulated in the tank, a heater 57 attached to the lower portion for heating the liquid 52 accumulated in the tank, and a temperature sensor 56 And a temperature control circuit 58 for controlling the heater 57 so that the temperature of the liquid 52 becomes constant based on the temperature information detected in the step (a). The water supply tank 55 has a pump (not shown), and can supply the liquid 52 stored in the tank by the pressure of the pump.
[0054]
In the present embodiment, the image processing device 4B multiplies the CMD amplification factor output from the control pulse generation circuit 37 and the reference dark current value output from the dark current distribution temporary storage memory 39 by the multiplication circuit 42b. It is supposed to be.
The dark current distribution data memory 24 stores dark current noise for each pixel which is measured in advance in a factory or the like under a standard condition in which the temperature, exposure time, and the like are kept constant, as in the first embodiment. However, in the second embodiment, a value when the CMD amplification factor is 1 is stored as dark current noise.
[0055]
In the endoscope apparatus 1B configured as described above, the endoscope 2B is connected to the light source device 3 and the image processing apparatus 4B as in the first embodiment, and is used for an endoscope inspection or the like. Then, similarly to the first embodiment, in the endoscope apparatus 1B, the endoscope 2B illuminates a subject such as a gastrointestinal tract with irradiation light from the light source device 3, takes in light from the subject, and obtains a subject image. And an endoscope image is obtained by the image processing device 4B.
At this time, the image processing device 4B amplifies the electric charge of the CCD 23 based on the value read from the dark current distribution data memory 24 of the endoscope 2B as in the first embodiment.
[0056]
Here, the user needs to supply the liquid 52 such as water into the body cavity as needed.
The user supplies the liquid 52 from the water supply tank 55 into the body cavity by operating an operation switch (not shown). Then, the water supply tank 55 supplies the liquid 52 in the tank to the liquid supply channel of the endoscope 2B via the liquid supply tube 54 by driving the pump.
[0057]
The liquid 52 supplied to the endoscope 2B is discharged from the ejection nozzle 51 at the distal end portion of the insertion portion into the body cavity via the liquid supply channel 53, and the water supply is started.
At this time, in the water supply tank 55, the temperature sensor 56 detects the temperature of the liquid 52 stored in the tank, and outputs the temperature information to the temperature control circuit 58.
[0058]
The temperature control circuit 58 determines whether the temperature of the liquid 52 is higher or lower than the set temperature, and controls and drives the heater 57 so that the temperature of water becomes constant. The heater 57 heats the liquid 52 in accordance with an instruction output from the temperature control circuit to keep the temperature constant.
[0059]
The temperature of the liquid 52 is set to be about the temperature in the living body. That is, the ejection nozzle 51 emits the liquid 52 that has been heated to the same temperature as the body temperature. At the time of observation, also in the endoscope 2B, the distal end of the insertion section is warmed to about body temperature. Therefore, in the endoscope apparatus 1B, the temperature of the CCD 23 built in the endoscope 2B hardly changes even when water is supplied.
[0060]
Here, in the image processing device 4B, the control pulse generation circuit 37 sends a control pulse to the CCD 23 to control the CMD amplification rate, and outputs the CMD amplification rate to the multiplication circuit 42b.
[0061]
From the dark current distribution temporary storage memory 39, the reference dark current value for each pixel when the amplification factor is 1 is output to the multiplying circuit 42b. Then, the multiplying circuit 42b calculates a dark current amplified by the CMD for each pixel by multiplying the CMD amplification factor by the reference dark current value. The calculated dark current is subtracted by the subtraction circuit 33 from the image signal output from the A / D conversion circuit 32, and a noise pattern is removed by the dark current.
[0062]
As a result, since the temperature of the CCD 23 does not greatly change even when water is supplied, the endoscope apparatus 1B of the second embodiment can always appropriately remove dark current noise, and An image with a good S / N ratio can be obtained even for a fluorescent light.
In addition, the endoscope apparatus 1B according to the second embodiment supplies water having a temperature close to the body temperature, so that an effect of reducing the stimulus given to the subject can be obtained.
[0063]
(Third embodiment)
7 to 10 relate to a third embodiment of the present invention, FIG. 7 is an overall configuration diagram showing an endoscope apparatus provided with the third embodiment of the present invention, and FIG. FIG. 9 is a circuit block diagram illustrating a current temperature correction circuit, FIG. 9 is a circuit block diagram illustrating a CMD amplification temperature correction circuit in FIG. 7, and FIG. 10 is a graph illustrating a relationship between a temperature difference and a dark current temperature correction coefficient.
[0064]
The third embodiment is configured to remove dark current noise of the CCD 23 based on temperature information detected by the temperature sensor 56. The other configuration is the same as that of the second embodiment, so that the description is omitted, and the same configuration is denoted by the same reference numeral.
[0065]
As shown in FIG. 7, the endoscope apparatus 1C according to the third embodiment uses the temperature information output from the temperature sensor 56 of the water tank 55, and the temperature of the liquid 52 in the water tank 55 and the reference temperature of the CCD 23. A dark current temperature correction circuit 61 for calculating a dark current value corrected in accordance with the temperature difference between the temperature of the liquid 52 in the water supply tank 55 and the reference temperature of the CCD 23, similarly to the dark current temperature correction circuit 61. A CMD amplification temperature correction circuit 62 for calculating a CMD amplification factor whose temperature has been corrected in accordance with the difference; a temperature correction dark current value output from the dark current temperature correction circuit 61 and an output from the CMD amplification temperature correction circuit 62 The image processing apparatus 4C includes a multiplying circuit 42c for multiplying the temperature-corrected CMD amplification factor and calculating a temperature-corrected dark current value for each pixel.
[0066]
The dark current temperature correction circuit 61 is sequentially input with a reference dark current value for each pixel when the amplification factor is 1 from the dark current distribution temporary storage memory 39. On the other hand, the reference CMD amplification rate for each pixel of the CCD 23 under the reference conditions is sequentially input from the control pulse generation circuit 37 to the CMD amplification temperature correction circuit 62.
[0067]
In the endoscope 2C, a liquid supply button 63 for performing water supply is provided on the operation unit 2b. When the liquid supply button 63 is pressed, the liquid supply is started, and the liquid supply detection signal indicating that the liquid is supplied is transmitted to the dark current temperature correction circuit 61 and the CMD amplification rate temperature in the image processing apparatus 4C. The data is output to the correction circuit 62.
[0068]
Next, a detailed configuration of the dark current temperature correction circuit 61 and the CMD amplification temperature correction circuit 62 will be described.
As shown in FIG. 8, the dark current temperature correction circuit 61 includes a reference temperature storage memory 71 for storing a reference temperature value of the CCD 23, a reference temperature of the CCD 23 output from the reference temperature storage memory 71, and an output from the temperature sensor 56. A subtractor 72 for calculating the difference between the temperature of the liquid 52 and a temperature correction coefficient corresponding to the temperature difference input from the subtractor 72 from among the temperature correction coefficients of the dark current value stored in advance therein. A dark current temperature correction coefficient storage memory 73, and a temperature correction coefficient output from the dark current temperature correction coefficient storage memory 73 and a reference for each pixel when the amplification factor output from the dark current distribution temporary storage memory 39 is 1. The reference dark current value and the temperature compensation are determined based on a multiplier 74 for multiplying the dark current value to calculate a temperature-corrected dark current value and the presence or absence of a solution sending detection signal from the solution sending button 63 of the endoscope 2C. And a switch 75 for outputting switching between dark current value after.
[0069]
As shown in FIG. 9, the CMD amplification temperature correction circuit 62 includes a reference temperature storage memory 71 for storing a reference temperature value of the CCD 23, a reference temperature of the CCD 23 output from the reference temperature storage memory 71, and a temperature sensor 56. Subtractor 72 for calculating the difference between the temperature of the liquid 52 and the temperature correction coefficient of the CMD amplification factor stored in advance. A CMD amplification temperature correction coefficient storage memory 76 for outputting a coefficient; a temperature correction coefficient output from the CMD amplification temperature correction coefficient storage memory 76; a reference CMD amplification rate for each pixel output from the control pulse generation circuit 37; And a multiplier 77 for calculating a CMD amplification rate with temperature correction, and the presence / absence of a liquid sending detection signal from the liquid sending button 63 of the endoscope 2C. And a switch 78 for outputting switching between CMD amplification rate after temperature correction.
[0070]
In the endoscope apparatus 1C configured as described above, the endoscope 2C is connected to the light source device 3 and the image processing apparatus 4C as in the first embodiment, and is used for an endoscope inspection or the like. Then, similarly to the first embodiment, in the endoscope apparatus 1C, the endoscope 2C illuminates the subject such as the digestive tract with the irradiation light from the light source device 3, takes in the light from the subject, and obtains the subject image. And an endoscope image is obtained by the image processing device 4C.
[0071]
At this time, in the image processing device 4C, the charge of the CCD 23 is amplified based on the value read from the dark current distribution data memory 24 of the endoscope 2B as in the first embodiment.
Here, in the water supply tank 55, the temperature sensor 56 detects the temperature of the liquid 52 stored in the tank, and sends the temperature information to the dark current temperature correction circuit 61 and the CMD amplification factor temperature correction circuit 62 of the image processing apparatus 4C. Output.
[0072]
Then, the dark current temperature correction circuit 61 calculates the difference between the reference temperature stored in the reference temperature storage memory 71 and the temperature of the liquid 52 as needed. The dark current temperature correction circuit 61 uses the temperature correction coefficient read from the dark current temperature correction coefficient storage memory 73 in accordance with the calculated temperature difference with the reference output from the dark current distribution temporary storage memory 39 by the multiplier 74. The dark current value obtained by multiplying the dark current value and correcting the temperature is calculated as needed.
[0073]
Further, the CMD amplification rate temperature correction circuit 62 receives the CMD amplification rate for each pixel under the reference condition from the control pulse generation circuit 37. The CMD amplification factor temperature correction circuit 62 calculates the difference between the reference temperature stored in the reference temperature storage memory 71 and the temperature of the liquid 52 as needed. Then, the CMD amplification temperature correction circuit 62 uses the temperature correction coefficient read from the CMD amplification temperature correction coefficient storage memory 76 according to the calculated temperature difference as a reference output from the control pulse generation circuit 37 by the multiplier 77. The CMD amplification rate multiplied by the CMD amplification rate and temperature corrected is calculated as needed.
[0074]
Here, the user needs to supply the liquid 52 such as water into the body cavity as needed, as in the second embodiment.
The user supplies the liquid 52 such as water into the body cavity from the water supply tank 55 by operating the liquid supply button 63 of the endoscope 2C. Then, in the same manner as described in the second embodiment, the liquid 52 supplied from the water supply tank 55 to the endoscope 2C passes through the liquid supply channel 53 from the ejection nozzle 51 at the distal end of the insertion portion into the body cavity. And water supply is started.
[0075]
At the same time, the water supply tank 55 outputs a liquid supply detection signal indicating a water supply state to the dark current temperature correction circuit 61 and the CMD amplification rate temperature correction circuit 62 of the image processing device 4C.
Then, the dark current temperature correction circuit 61 switches to the dark current value after the temperature correction by the switch 75 and outputs it. Similarly, the CMD amplification temperature correction circuit 62 switches to the CMD amplification ratio after the temperature correction by the switch 78 and outputs it.
[0076]
The dark current value after temperature correction output from the dark current temperature correction circuit 61 and the CMD amplification factor after temperature correction output from the CMD amplification temperature correction circuit 62 are multiplied by the multiplication circuit 42c, and the temperature is corrected. The calculated dark current value is calculated for each pixel.
[0077]
The calculated dark current value is subtracted by the subtraction circuit 33 from the image signal output from the A / D conversion circuit 32, as in the second embodiment, and the noise pattern is removed by the dark current. Is
In general, the amount of dark current doubles at about 10 ° C., and the relationship between the temperature difference and the dark current temperature correction coefficient is as shown in FIG.
[0078]
On the other hand, when the liquid sending detection signal indicates that the liquid is not in the liquid sending state, the dark current temperature correction circuit 61 switches to the reference dark current value output from the dark current distribution temporary storage memory 39 by the switch 75 and outputs it as it is. Similarly, the CMD amplification factor temperature correction circuit 62 switches to the reference CMD amplification factor output from the control pulse generation circuit 37 by the switch 78 when the liquid sending detection signal indicates that the liquid feeding state is not in the liquid sending state, and outputs it as it is.
[0079]
The reference dark current value output from the dark current temperature correction circuit 61 and the reference CMD amplification rate output from the CMD amplification temperature correction circuit 62 are multiplied by the multiplication circuit 42c in the same manner as after the above-described temperature correction. The image signal output from the A / D conversion circuit 32 is subtracted by the subtraction circuit 33 using the reference dark current value calculated for each pixel, and the noise pattern is removed by the reference dark current.
[0080]
As a result, the image processing device 4C according to the third embodiment detects the temperature change amount of the CCD 23 during the water supply and performs the temperature correction of the dark current noise amount, so that the dark current noise is always properly removed. And an image with a good S / N ratio can be obtained even for weak fluorescence.
[0081]
(Fourth embodiment)
11 to 13 relate to a fourth embodiment of the present invention, FIG. 11 is an overall configuration diagram showing an endoscope apparatus provided with the fourth embodiment of the present invention, and FIG. FIG. 13 is a circuit block diagram illustrating the CMD amplification temperature correction circuit of FIG. 10.
[0082]
The fourth embodiment is configured to remove dark current noise of the CCD 23 based on a change in the temperature of the CCD 23 itself or around the CCD 23. The other configuration is the same as that of the first embodiment, and thus the description is omitted, and the same configuration is denoted by the same reference numeral and described.
[0083]
As shown in FIG. 11, in the endoscope apparatus 1D of the fourth embodiment, a temperature sensor 80 is installed at the distal end portion of the insertion section as temperature detecting means capable of measuring the temperature of the CCD 23 itself or the temperature around the CCD 23. It is configured to have the endoscope 2D.
[0084]
The temperature sensor 80 outputs the detected temperature information to the dark current temperature correction circuit 61d and the CMD amplification factor temperature correction circuit 62d in the image processing device 4D. In this embodiment, the dark current distribution temporary storage memory 39 stores the reference dark current value for each pixel when the amplification factor is 1, as described in the third embodiment. .
[0085]
Next, the detailed configurations of the dark current temperature correction circuit 61d and the CMD amplification temperature correction circuit 62d will be described.
As shown in FIG. 12, the dark current temperature correction circuit 61d includes a reference temperature storage memory 81 that stores a reference temperature value of the CCD 23, a reference temperature of the CCD 23 output from the reference temperature storage memory 81, and an output from the temperature sensor 80. A subtractor 82 for calculating the difference between the temperature of the CCD 23 itself or the temperature around the CCD 23, and a temperature corresponding to the temperature difference input from the subtractor 82, from among the temperature correction coefficients of the dark current value stored in advance therein. A dark current temperature correction coefficient storage memory 83 for outputting a correction coefficient, and a temperature correction coefficient output from the dark current temperature correction coefficient storage memory 83 and an amplification factor output from the dark current distribution temporary storage memory 39 when the amplification factor is 1. A multiplier 84 for calculating a temperature-corrected dark current value by multiplying a reference dark current value for each pixel and a threshold value for the temperature difference output from the subtractor 82 The stored threshold value storage memory 85 is compared with the threshold value output from the threshold value storage memory 85 and the temperature difference input from the subtractor 82 to determine whether the temperature difference is equal to or greater than the threshold value. A comparison circuit 86 that outputs a gender determination signal, and a switch 87 that switches and outputs a reference dark current value and a temperature-corrected dark current value based on the temperature correction necessity determination signal output from the comparison circuit 86. Be composed.
[0086]
As shown in FIG. 13, the CMD amplification temperature correction circuit 62d includes a reference temperature storage memory 81 for storing a reference temperature value of the CCD 23, a reference temperature of the CCD 23 output from the reference temperature storage memory 81, and a temperature sensor 80. A subtractor 82 that calculates a difference between the temperature of the CCD 23 itself or the temperature around the CCD 23 output from the CPU 23 and a temperature difference input from the subtractor 82 from a temperature correction coefficient of the CMD amplification factor stored in advance. A CMD amplification rate memory memory 88 for outputting a corresponding temperature correction coefficient, a temperature correction coefficient output from the dark current temperature correction coefficient storage memory 83, and a reference CMD amplification rate output from the control pulse generation circuit 37. And a threshold value for the temperature difference output from the subtractor 82 are stored in advance. The threshold value storage memory 85 is compared with the threshold value output from the threshold value storage memory 85 and the temperature difference input from the subtractor 82 to determine whether or not the temperature difference is equal to or greater than the threshold value. A comparison circuit 86 for outputting a signal and a switch 90 for switching and outputting a reference CMD amplification factor and a CMD amplification factor after temperature correction based on a temperature correction necessity determination signal output from the comparison circuit 86 are provided. Is done.
[0087]
In the endoscope device 1D configured as described above, the endoscope 2D is connected to the light source device 3 and the image processing device 4D in the same manner as in the first embodiment, and is used for an endoscope inspection or the like. Then, similarly to the first embodiment, in the endoscope apparatus 1D, the endoscope 2D illuminates a subject such as a gastrointestinal tract with irradiation light from the light source device 3, takes in light from the subject, and obtains a subject image. And an endoscope image is obtained by the image processing device 4D.
At this time, the image processing device 4D amplifies the electric charge of the CCD 23 based on the value read from the dark current distribution data memory 24 of the endoscope 2D as in the first embodiment.
[0088]
Here, in the endoscope 2D, the temperature of the CCD 23 itself or the temperature around the CCD 23 is measured by the temperature sensor 80. The temperature sensor 80 outputs the detected temperature information to the dark current temperature correction circuit 61d and the CMD amplification factor temperature correction circuit 62d of the image processing device 4D.
[0089]
The dark current temperature correction circuit 61d and the CMD amplification temperature correction circuit 62d calculate the temperature difference between the temperature input from the temperature sensor 80 and the reference temperature stored in the reference temperature storage memory 81 as needed. Further, in the dark current temperature correction circuit 61d and the CMD amplification temperature correction circuit 62d, a threshold value is read from the threshold value storage memory 85 at any time, and the threshold value and the calculated temperature difference are compared by a comparison circuit 86.
In the dark current temperature correction circuit 61d and the CMD amplification rate temperature correction circuit 62d, the comparison circuit 86 outputs a temperature correction necessity determination signal to the switches 87 and 90, respectively.
[0090]
The dark current temperature correction circuit 61d multiplies the reference dark current value output from the dark current distribution temporary storage memory 39 by the multiplier 84 by the temperature correction coefficient read from the dark current temperature correction coefficient storage The corrected dark current value is calculated as needed.
[0091]
Similarly, the CMD amplification factor temperature correction circuit 62d multiplies the temperature correction coefficient read from the dark current temperature correction coefficient storage memory 83 by the reference CMD amplification factor output from the control pulse generation circuit 37 by the multiplier 89, and The corrected CMD amplification factor is calculated as needed.
[0092]
Here, as a result of the comparison by the comparison circuit 86, when the temperature difference is equal to or larger than the threshold, the dark current temperature correction circuit 61d switches to the dark current value after the temperature correction by the switch 87 and outputs it. Similarly, the CMD amplification factor temperature correction circuit 62d switches the CMD amplification factor after temperature correction by the switch 90 and outputs the CMD amplification factor.
[0093]
The post-temperature correction dark current value output from the dark current temperature correction circuit 61d and the post-temperature correction CMD amplification output from the CMD amplification temperature correction circuit 62d are multiplied by a multiplication circuit 42c to be subjected to temperature correction. The calculated dark current value is calculated for each pixel.
The calculated dark current value is subtracted by the subtraction circuit 33 from the image signal output from the A / D conversion circuit 32, as in the second embodiment, and the noise pattern is removed by the dark current. Is
[0094]
On the other hand, if the temperature difference is smaller than the threshold as a result of the comparison by the comparison circuit 86, the dark current temperature correction circuit 61d switches to the reference dark current value output from the dark current distribution temporary storage memory 39 by the switch 87 and outputs the same as it is. . Similarly, the CMD amplification factor temperature correction circuit 62d switches to the reference CMD amplification factor output from the control pulse generation circuit 37 by the switch 90 and outputs it as it is.
[0095]
The reference dark current value output from the dark current temperature correction circuit 61d and the reference CMD amplification rate output from the CMD amplification temperature correction circuit 62d are multiplied by the multiplication circuit 42c in the same manner as after the above-described temperature correction. The image signal output from the A / D conversion circuit 32 is subtracted by the subtraction circuit 33 using the reference dark current value calculated for each pixel, and the noise pattern is removed by the reference dark current.
[0096]
As a result, even when the temperature of the CCD 23 changes, the image processing apparatus 4D according to the fourth embodiment detects the temperature change amount and performs the temperature correction of the dark current noise amount. Noise can be removed, and an image with a good S / N can be obtained even for weak fluorescence.
[0097]
In the present embodiment, the endoscope 2D is configured using the CCD 23 itself or the temperature sensor 80 capable of measuring the temperature around the CCD 23 as the temperature detecting means, but the present invention is not limited to this. For example, a structure such as a manual input switch may be attached to the endoscope 2D. Further, the mounting position of the temperature detecting means is not limited to the tip of the endoscope 2D, but may be any position at which the temperature of the CCD 23 itself or the temperature around the CCD 23 can be measured.
[0098]
It should be noted that the present invention is not limited to only the above-described embodiments, and various modifications can be made without departing from the spirit of the invention.
[0099]
[Appendix]
(Additional Item 1) Imaging condition calculation means for calculating a dependency value depending on an imaging condition for a signal read from a light-shielded portion of the imaging device;
Storage means for storing reference noise pattern information under reference conditions under which the image sensor is driven,
From the reference noise pattern information stored in the storage unit and the dependent value calculated by the imaging condition calculation unit, a noise calculation unit that calculates a noise pattern under a corresponding imaging condition,
From an image signal obtained by the image sensor, a noise removing unit that removes a noise pattern calculated by the noise calculating unit,
An image processing apparatus comprising:
[0100]
(Supplementary Note 2) The noise calculation means may include a noise detection signal obtained from a detection means for detecting a temperature of the liquid sent to the endoscope and information on a noise pattern under the reference condition. 3. The image processing apparatus according to claim 1, wherein the temperature correction is performed to calculate a noise pattern under an imaging condition.
[0101]
(Supplementary Note 3) The noise calculation unit performs temperature correction based on temperature information obtained from the temperature detection unit that detects the temperature of the imaging device itself or the temperature around the imaging device and information on a noise pattern under the reference condition. 2. The image processing apparatus according to claim 1, wherein the noise pattern is calculated under the imaging condition.
[0102]
(Additional Item 4) Light source means for supplying light for illuminating the subject;
An imaging element for imaging the subject;
An imaging condition calculation unit that calculates a value depending on an imaging condition for a signal read from a light-shielding portion of the imaging element;
Storage means for storing information about a reference noise pattern under reference conditions under which the image sensor is driven,
From the reference noise pattern information stored in the storage unit and the dependent value calculated by the imaging condition calculation unit, a noise calculation unit that calculates a noise pattern under a corresponding imaging condition,
From an image signal obtained by the image sensor, a noise removing unit that removes a noise pattern calculated by the noise calculating unit,
An endoscope apparatus comprising:
[0103]
(Supplementary Note 5) The noise calculating means is configured to generate a noise based on a liquid sending detection signal obtained from a detecting means for detecting a temperature of the liquid sent to the endoscope and information on a noise pattern under the reference condition. The endoscope apparatus according to claim 4, wherein the temperature correction is performed to calculate the noise pattern under the imaging condition.
[0104]
(Additional Item 6) The noise calculation means performs temperature correction from temperature information obtained from the temperature detection means for detecting the temperature of the image sensor itself or the temperature around the image sensor, and information on a noise pattern under the reference condition. 5. The endoscope apparatus according to claim 4, wherein the noise pattern is calculated under imaging conditions.
[0105]
(Additional Item 7) An endoscope provided with an elongated insertion portion that can be inserted into a living body,
Light source means for supplying light for illuminating the subject,
An imaging element arranged at the tip of the endoscope;
Noise removing means for removing a noise pattern from an image signal obtained by the image sensor,
A liquid sending means for sending a liquid from the end portion of the endoscope,
Liquid holding means for holding a liquid to be sent through the liquid sending means,
Temperature control means for controlling the temperature of the liquid held by the liquid holding means,
An endoscope apparatus comprising:
[0106]
(Additional Item 8) An endoscope having an elongated insertion portion that can be inserted into a living body,
Light source means for irradiating light for illuminating a subject,
An imaging element arranged at the tip of the endoscope;
Storage means for storing information about a reference noise pattern under reference conditions under which the image sensor is driven,
A liquid sending means for sending a liquid from the end portion of the endoscope,
Liquid holding means for holding a liquid to be sent through the liquid sending means,
Temperature measuring means for measuring the temperature of the liquid sent by the liquid sending means,
Liquid sending detection means for detecting that the liquid sending means is in a liquid sending state,
The temperature of noise is corrected based on the temperature information obtained by the temperature measuring unit, the liquid sending detection signal obtained by the liquid sending detecting unit, and the information on the reference noise pattern under the reference condition to calculate a noise pattern under the imaging condition. Noise calculation means to perform
Noise removing means for removing a noise pattern from an image signal obtained by the image sensor,
An endoscope apparatus comprising:
[0107]
(Additional Item 9) An endoscope provided with an elongated insertion portion that can be inserted into a living body,
Light source means for irradiating light for illuminating a subject,
An imaging element arranged at the tip of the endoscope;
Storage means for storing information about a reference noise pattern under reference conditions under which the image sensor is driven,
Temperature detection means for detecting the temperature of the image sensor itself or the surroundings of the image sensor,
Noise calculation means for performing a temperature correction from the temperature information obtained by the temperature detection means and information on the reference noise pattern under the reference conditions and calculating a noise pattern under the imaging conditions,
Noise removing means for removing a noise pattern from an image signal obtained by the image sensor,
An endoscope apparatus comprising:
[0108]
【The invention's effect】
As described above, according to the present invention, even when a high-sensitivity image sensor is used, an effective exposure time is secured, and image processing capable of stably removing dark current noise regardless of a temperature change of the image sensor. The device can be realized.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is an overall configuration diagram showing an endoscope apparatus provided with a first embodiment of the present invention.
FIG. 2 is a schematic explanatory view showing the CCD of FIG. 1;
FIG. 3 is a schematic configuration diagram showing a rotary filter plate.
FIG. 4 is a graph showing transmission characteristics of an RGB filter.
FIG. 5 is a graph showing transmission characteristics of a fluorescence observation filter.
FIG. 6 is an overall configuration diagram showing an endoscope apparatus according to a second embodiment of the present invention.
FIG. 7 is an overall configuration diagram showing an endoscope apparatus provided with a third embodiment of the present invention.
FIG. 8 is a circuit block diagram showing a dark current temperature correction circuit of FIG. 7;
9 is a circuit block diagram illustrating a CMD amplification temperature correction circuit of FIG. 7;
FIG. 10 is a graph showing a relationship between a temperature difference and a dark current temperature correction coefficient.
FIG. 11 is an overall configuration diagram showing an endoscope apparatus provided with a fourth embodiment of the present invention.
FIG. 12 is a circuit block diagram showing a dark current temperature correction circuit of FIG. 11;
FIG. 13 is a circuit block diagram showing a CMD amplification temperature correction circuit of FIG. 11;
[Explanation of symbols]
1. Endoscope device
2. Endoscope (electronic endoscope)
3. Light source device
4: Image processing device
23 ... CCD (image sensor)
23a: Light receiving area (light receiving section)
23b: light shielding area (light shielding part)
23c horizontal transfer channel
23d ... Transfer channel with CMD
24 ... Dark current distribution data memory
33: subtraction circuit (noise removing means)
37 ... Control pulse generation circuit
38 ... Address generation circuit
39: dark current distribution temporary storage memory (storage means)
41 ... Average value calculation circuit (imaging condition calculation means)
42 ... Multiplication circuit (noise calculation means)

Claims

An imaging condition calculation unit that calculates a dependence value depending on an imaging condition for a signal read from a light-shielding portion of the imaging device;
Storage means for storing reference noise pattern information under reference conditions under which the image sensor is driven,
From the reference noise pattern information stored in the storage unit and the dependent value calculated by the imaging condition calculation unit, a noise calculation unit that calculates a noise pattern under a corresponding imaging condition,
From an image signal obtained by the image sensor, a noise removing unit that removes a noise pattern calculated by the noise calculating unit,
An image processing apparatus comprising: