JP7577045B2 - 電子内視鏡システム - Google Patents

Description

本発明は、超音波画像を取得する電子内視鏡システムに関する。

人体内部の生体組織の観察や治療に電子内視鏡システムが使用されている。電子内視鏡システムは、生体組織の画像として、撮像素子を用いて被検体の光学観察像を取得することに加えて、超音波プローブを備える超音波内視鏡では、超音波画像（超音波断層像）を得ることができる。超音波内視鏡と接続したプロセッサは、超音波診断装置として機能して、検査や診断を行う。以下、撮像素子及び超音波プローブを備える内視鏡を超音波内視鏡（あるいは電子内視鏡）という。

超音波内視鏡は、撮像素子と超音波プローブを備え、超音波内視鏡からプロセッサに延びる可撓管内には、挿入部の先端に設けた撮像素子と、プロセッサに接続するコネクタとの間を接続する撮像信号用伝送線が配設され、撮像信号用伝送線を通じて撮像信号が伝送される。また、上記可撓管内には、挿入部の先端に設けた超音波プローブと、プロセッサに接続するコネクタとの間を接続する超音波信号用伝送線が配設され、超音波信号線を通じて超音波信号が伝送される。

超音波による検査や診断を行う際には、プロセッサから超音波プローブに電力供給を行い、超音波プローブは生体組織に超音波を送信して反射波を受信する。超音波プローブで受信した反射波は、エコー信号に信号化され、エコー信号は、超音波信号用伝送線を通じてプロセッサに送られ、プロセッサで信号処理を行って超音波画像となる。

プロセッサは、超音波内視鏡からの送信信号（超音波信号、撮像信号）を用いてデータ処理を行う信号処理部、画像表示を制御する制御部等の他、スイッチング電源を備える。スイッチング電源は、超音波内視鏡及びプロセッサ内の各構成デバイスを動作させるための必要な電圧を生成し供給する。プロセッサは、撮像画像や超音波画像を表示するためのモニタと接続される。

超音波プローブのエコー信号に基づいて得られモニタに表示される超音波画像には、超音波内視鏡あるいはプロセッサ内で発生するノイズやＡＣ電源に重畳されて外部から進入するノイズがノイズ成分として混入する場合がある。このノイズ成分は、例えば、スイッチング電源のスイッチングに起因したノイズ成分、あるいは、上記伝送線間の相互干渉に起因したノイズ成分を含む。例えば、可撓管内では、撮像信号用伝送線と超音波信号用伝送線とが近接して設けられているため、伝送線間の静電結合あるいは電磁結合が強くなり、撮像素子を制御するパルス制御信号等が、超音波プローブや超音波信号用伝送線に干渉してエコー信号にノイズ成分が混入する。

さらに、超音波画像には、アーチファクト（実際には存在しない虚像）と呼ばれる超音波特有のノイズが発生する場合もある。超音波を発生させて、生体内から反射したエコーを受信してエコー信号を得るが、サイドロープアーチファクト、グレーティングローブや多重反射等の原因により虚像、即ちアーチファクトがノイズとなって発生する。また、スイッチング電源で発生する高周波ノイズが超音波信号の受信信号に重畳することで、超音波診断画像で生成される超音波画像にアーチファクトが表れる場合もある。

これらの超音波画像内のノイズ成分に対して、特許文献１ではＤＣ／ＤＣコンバータの動作に起因する周期的なノイズを除去できる超音波画像用プロセッサを開示している。電源入力部から電源を入力し、定電圧の電源を出力する主コンバータと、この定電圧の電源を入力し、超音波画像用プロセッサを構成する回路に電源を出力する複数の従コンバータとを備え、主コンバータ及び従コンバータのスイッチング動作を同期させることにより、スパイクノイズを減らしている。

特開２０１４－００３８０１号公報

しかし、上述した従来の超音波画像用プロセッサでは、周期的なノイズを除去することはできるものの、意図しないノイズを低減することができない。
例えば、ＡＣ電源に重畳する意図しないノイズが超音波診断装置に侵入することがある。また、複数の装置が動作する場合には、意図しないノイズが超音波診断装置に侵入することがある。例えば、超音波内視鏡システムのように内視鏡と超音波診断装置が同時に動作する場合、内視鏡が動作することに伴う電磁波が超音波プローブに誘導されてノイズが生ずる。
このように意図しないノイズが超音波システムに混入する場合、当該ノイズを効果的に除去することができないという課題がある。

そこで本発明は、超音波プローブを用いて超音波画像を取得する際、超音波画像に含まれるノイズ成分を抑制し、精度の高い超音波画像を生成することができる電子内視鏡システムを提供することを目的とする。

本発明の一態様は、超音波画像を取得する電子内視鏡システムであって、
生体組織を撮像する撮像素子と、生体組織に超音波を付与してエコー信号を得る超音波プローブと、を先端部に有する電子内視鏡と、
前記撮像素子から出力する撮像信号を処理して、撮像画像を生成する画像処理部を有する撮像画像用プロセッサと、
前記超音波プローブから出力する前記エコー信号を処理して超音波画像を生成する超音波画像処理部と、前記エコー信号に含まれ、予め設定した閾値レベル以上のノイズ成分の周波数帯域を検出する周波数帯域検出部と、検出した前記周波数帯域の信号が減衰するように前記エコー信号に対するフィルタ処理を行うフィルタ処理部と、を有する超音波画像用プロセッサと、
を備え、
前記超音波画像用プロセッサは、前記超音波プローブによって前記生体組織に付与する超音波のパルス持続時間を調整する調整部を有し、
前記フィルタ処理部は、前記調整部によって調整されたパルス持続時間に基づいて前記フィルタ処理に対するフィルタ設定を行うことを特徴とする。

前記超音波画像用プロセッサは、前記エコー信号のうち所定の周波数以上の周波数成分の信号を減衰させるローパスフィルタを有し、
前記フィルタ処理部は、前記エコー信号のうち前記所定の周波数より低い周波数以上の周波数成分の信号を減衰させるように前記フィルタ処理を行ってもよい。

前記エコー信号は、基本周波数の信号成分と、前記基本周波数のＮ倍（Ｎ：２以上の整数）の周波数である２以上の高調波成分と、を含み、
前記超音波画像処理部は、前記２以上の高調波成分に基づいて前記超音波画像を生成し、
前記フィルタ処理部は、前記基本周波数のＮ倍の周波数以外の信号が減衰するように前記エコー信号に対するフィルタ処理を行ってもよい。

前記超音波画像用プロセッサは、前記周波数帯域検出部によって検出された前記ノイズ成分の周波数帯域と重複しないように、前記超音波プローブによって前記生体組織に付与する超音波の周波数を変更する周波数変更部を有してもよい。

前記超音波画像処理部は、前記ノイズ成分に対応する前記超音波画像中のノイズ画素と前記ノイズ画素以外の画素との間で増幅ゲイン値が変更するように、ゲイン変更処理を行ってもよい。

前記超音波画像処理部は、前記ノイズ成分に対応する前記超音波画像中のノイズ画素位置における画素値を、前記ノイズ画素位置の周辺に位置する周辺画素の画素値に基づいて生成した補間画素値に置換してもよい。

上述の電子内視鏡システムによれば、超音波プローブを用いて超音波画像を取得する際、超音波画像に含まれるノイズ成分を抑制し、精度の高い超音波画像を生成することができる。

一実施形態の電子内視鏡システムの全体構成の一例を示すブロック図である。 一実施形態の電子内視鏡システムで用いる超音波プローブを備えた電子内視鏡の一例を説明する図である。 一実施形態の電子内視鏡システムにおける超音波画像の画像形成原理を説明する図である。 一実施形態の電子内視鏡システムにおいて、超音波画像を取得する際のエコー信号がＢモードの超音波画像として表示されるまでの信号処理の一例を説明する図である。 エコー信号に対して適用されるフィルタ特性の例を説明する図である。 エコー信号に対して適用されるフィルタ特性の例を説明する図である。 エコー信号に対して適用されるフィルタ特性の例を説明する図である。 エコー信号に対して適用されるフィルタ特性の例を説明する図である。 一実施形態の電子内視鏡システムで得られる周期的に発生するノイズを含むエコー信号が帯域制限フィルタを通過した後のデジタルエコー信号と輝度の例を示す図である。 一実施形態の電子内視鏡システムにおいて、超音波画像を取得する際のエコー信号がＢモードの超音波画像として表示されるまでの信号処理の一例を説明する図である。 一実施形態の電子内視鏡システムにおいて行うノイズ補正の動作フローの一例を示す図である。

一実施形態の電子内視鏡システムは、撮像画像用プロセッサと超音波画像用プロセッサとを備える。
撮像画像用プロセッサは、生体組織を撮像する撮像素子と、生体組織に超音波を付与してエコー信号を得る超音波プローブと、を先端部に有する電子内視鏡と、撮像素子から出力する撮像信号を処理して撮像画像を生成する画像処理部とを有する。超音波画像用プロセッサは超音波画像処理部を備え、超音波プローブから出力するエコー信号を処理して超音波画像を生成する。
ここで、超音波プローブから出力するエコー信号には、電子内視鏡システムを動作させるＡＣ電源に重畳する意図しないノイズが含まれ得る。また、エコー信号には、電子内視鏡が動作することに伴う電磁波が超音波プローブに誘導されてノイズが生じ得る。このような意図しないノイズは、生成される超音波画像に現れ、画像の精度を劣化させる場合がある。
そこで、一実施形態の電子内視鏡システムでは、意図しないノイズを効果的に抑制するために、超音波画像用プロセッサが周波数帯域検出部とフィルタ処理部とを備える。
周波数検出部は、エコー信号に含まれ、予め設定した閾値レベル以上のノイズ成分の周波数帯域を検出する。フィルタ処理部は、周波数帯域検出部によって検出された周波数帯域の信号が減衰するようにエコー信号に対するフィルタ処理を行う。すなわち、フィルタ処理部は、検出したノイズ成分の周波数帯域を考慮してエコー信号に対するフィルタ処理を行うため、意図しないノイズを効果的に抑制することが可能となる。

なお、以下の説明では、エコー信号においてノイズを含まない信号を「超音波信号」という。つまり、本開示において、超音波信号とは、駆動信号に従って送信された超音波のみに起因して、被検体からの反射波（エコー信号）に含まれる信号である。実際には、エコー信号には、超音波信号にノイズが加わったものとなる。

（電子内視鏡システムの全体構成）
図１は、一実施形態の電子内視鏡システムの全体構成を示すブロック図である。超音波画像を取得する電子内視鏡システム１０は、電子内視鏡１２と、撮像画像用プロセッサ２２と、超音波画像用プロセッサ３０と、を備える。

（電子内視鏡１２）
電子内視鏡１２は、生体組織を照射する照明部１４と、生体組織を撮像する撮像素子１６と、撮像素子１６で撮像された信号を前処理するドライバ信号処理部１８と、生体組織に超音波を付与してエコー信号を得る超音波プローブ２０と、メモリ９２とを備える。超音波プローブ２０は、超音波を出力する複数のプローブ要素が所定の方向に配列した各プローブ要素が所定の時間差をもって超音波を出力することにより、種々の方向に沿ったエコー信号を取得することができるフェーズドアレイ方式のプローブである。

ドライバ信号処理部１８には、生体組織の画像信号が撮像素子１６より所定のフレーム周期で入力され、撮像画像用プロセッサ２２の撮像画像処理部２６へ出力する。フレーム周期は、例えば、１／３０秒、１／６０秒である。

ドライバ信号処理部１８はまた、メモリ９２にアクセスして電子内視鏡１２の固有情報を読み出す。メモリ９２に記録される電子内視鏡１２の固有情報には、例えば、撮像素子１６の画素数や感度、動作可能なフレームレート、型番等が含まれる。

（撮像画像用プロセッサ２２）
撮像画像用プロセッサ２２は、照明部１４に光源を伝送する光源部２４と、撮像素子１６から出力される撮像信号を処理して撮像画像を生成する撮像画像処理部２６を備える。

光源部２４は、ライトガイド９４を通して、電子内視鏡１２の照明部１４へ照明光を伝送する。光源には、例えば、キセノンランプ、ハロゲンランプ、水銀ランプ、メタルハライドランプ等の高輝度ランプが用いられる。光源より伝送された照明光は、図示されない集光レンズによって集光され、絞りを介して適正な光量に制限される。絞りには、図示されないアームやギヤ等の伝達機構を介してモータが機械的に連結している。絞りは、図示しない撮像画像表示部の表示画面に表示される映像を適正な明るさにするため、開度が変えられる。
光源部２４の光源は、白色光を射出する白色光源に替えて、所定の波長域の光を発光する発光ダイオードやレーザーダイオードの半導体発光素子を用いてもよい。

撮像画像処理部２６には、前段信号処理回路が設けられており、ドライバ信号処理部１８よりフレーム周期で入力されるＲ、Ｇ、Ｂの各画像信号に対してデモザイク処理を施す。具体的には、Ｒの各画像信号についてＧ、Ｂの周辺画素による補間処理が施され、Ｇの各画像信号についてＲ、Ｂの周辺画素による補間処理が施され、Ｂの各画像信号についてＲ、Ｇの周辺画素による補間処理が施される。これにより、画像信号が全て、Ｒ、Ｇ、Ｂの３つの色成分の情報を持つ画像データに変換される。さらに、前段信号処理回路は、色補正、マトリックス演算、及びホワイトバランス補正等の周知の処理を施す。
撮像画像処理部２６は、後段信号処理回路を備えてもよい。後段信号処理回路は、画像データに所定の信号処理を施して動画データを生成し、所定のビデオフォーマット信号に変換する。変換されたビデオフォーマット信号は、表示部４６で動画の表示のために用いられる。これにより、生体組織の動画が表示画面に表示される。

（超音波画像用プロセッサ３０）
超音波画像用プロセッサ３０は、送受信部３８と、超音波画像処理部３２と、ノイズ周波数検出部３４と、信号処理部３６と、制御部４０と、を備える。
送受信部３８は、超音波プローブ２０への駆動信号を送信し、エコー波（エコー信号）を受信する。信号処理部３６は、送受信部３８によって受信されたエコー信号に対して２値化処理を含む所定の信号処理を施す。超音波画像処理部３２は、信号処理部３６によって処理がなされたエコー信号を基に超音波画像を生成する。

ノイズ周波数検出部３４は、信号処理部３６によって所定の信号処理が施されたエコー信号に含まれるノイズの周波数を検出する。ノイズ周波数検出部３４及び信号処理部３６の詳細な構成については後述する。
制御部４０は、マイクロプロセッサを主体として構成され、超音波画像用プロセッサ３０内の各部を制御する。

超音波画像処理部３２は、デジタルエコー信号に基づいて、例えば輝度変調により濃淡画像データとして所定の演算が施され、一方向に沿った一次元のＢモード画像を生成する。さらに、超音波画像処理部３２は、フェーズドアレイ方式の超音波プローブ２０から得られるエコー信号に基づいて生成される複数の方向に沿った一次元のＢモード画像を、フェーズドアレイの走査に合わせて所定の方位方向に沿って配置することにより、１つの二次元のＢモード画像を作成する。さらに、作成された画像にゲイン処理、コントラスト処理等の公知の技術を用いた画像処理をおこなうとともに、表示部４６における画像の表示レンジに対応した階調処理を行う。

超音波画像用プロセッサ３０は、生成した超音波画像の表示とタッチパネル方式で入力可能な入力機能とを有する表示部４６を備えている。さらに、超音波画像用プロセッサ３０は、超音波画像用プロセッサ３０の操作を行う入力部４２と、電源部４４と、ＡＣ電源入力部４８を備える。

入力部４２は、キーボード、マウス、タッチパネル等を用いて、各種情報の入力を受け付ける。表示部４６は、生成された超音波画像を含む各種情報を表示する。
電源部４４は、ＡＣ電源入力部４８から入力するＡＣ電源に基づいて、超音波画像用プロセッサ３０の他、電子内視鏡１２と撮像画像用プロセッサ２２を駆動するための電力を供給する。電源部４４は、例えば、スイッチング電源であるＤＣ／ＤＣコンバータを構成デバイスとして備え、ＤＣ／ＤＣコンバータにおけるスイッチング周波数により直流電圧を生成している。ＤＣ／ＤＣコンバータは複数個備えられており、入力の直流電圧を各ＤＣ／ＤＣコンバータで所望の直流電圧に変換し、各デバイスに電力を供給する。

（電子内視鏡１２の構造）
図２は、一実施形態の電子内視鏡システムで用いる超音波プローブを備えた電子内視鏡の一例を説明する図である。

電子内視鏡１２は、操作部５２と、先端部５６及び主に内部に軟性部５８を備えた挿入部５４と、ライトガイドケーブルを内部に備えた可撓性ケーブル６０と、スキャナコネクタケーブル６２と、コネクタ６４と、スキャナコネクタ６６と、を備える。

先端部５６は、生体組織を検査するセンサであり、撮像素子部６８、射出端面７０及び超音波プローブ２０を備える。超音波プローブ２０には、プローブ要素として複数の超音波振動子、例えば圧電素子をアレイ状に配列した振動子アレイを有している。これらの振動子は、それぞれ駆動信号に従って超音波を送信すると共に被検体からの反射波を受信してアナログの受信信号を出力する。各振動子は、例えば、圧電セラミックであるＰＺＴ（Ｌｅａｄ Ｚｉｒｃｏｎａｔｅ Ｔｉｔａｎａｔｅ：チタン酸ジルコン酸鉛）や、高分子圧電素子であるＰＶＤＦ（Ｐｏｌｙ Ｖｉｎｙｌｉｄｅｎｅ Ｄｉ Ｆｌｕｏｒｉｄｅ：ポリフッ化ビニリデン）等からなる圧電体の両端に電極を形成した素子を用いて構成される。

先端部５６の撮像素子部６８には、対物レンズと撮像素子１６が設けられている。対物レンズは、照明光により照射された生体組織からの戻り光を、撮像素子１６の受光面上で結像させる。撮像素子１６は、例えば、ベイヤ型画素配置を有する単板式カラーＣＣＤ（Ｃｈａｒｇｅ Ｃｏｕｐｌｅｄ Ｄｅｖｉｃｅ）イメージセンサである。単板式カラーＣＣＤイメージセンサは、受光面上の各画素で結像した光学像を光量に応じた電荷として蓄積して、Ｒ（Ｒｅｄ）、Ｇ（Ｇｒｅｅｎ）、Ｂ（Ｂｌｕｅ）の色成分に対応した画像信号を生成して出力する。撮像素子１６は、ＣＣＤイメージセンサに限らず、ＣＭＯＳ（Ｃｏｍｐｌｅｍｅｎｔａｒｙ Ｍｅｔａｌ Ｏｘｉｄｅ Ｓｅｍｉｃｏｎｄｕｃｔｏｒ）イメージセンサやその他の種類の撮像装置を用いることもできる。撮像素子１６はまた、補色系フィルタを搭載したものであってもよい。

照明部１４の照明光は、配光レンズを通して先端部５６にある射出端面７０より射出される。射出端面７０からは、入射された照明光が、配光レンズを通して射出される。照明光は、ライトガイド９４を介して、電子内視鏡１２の照明部１４に入射される。

先端部５６の外側部分は硬質樹脂で構成されている。撮像素子部６８には、撮像素子１６と撮像素子１６による撮像のための対物レンズや照明レンズ等（図示略）が設けられている。

さらに、先端部５６は、液体あるいは気体を吐出するあるいは吸引する送気・送水ノズル７２を備える。送気・送水ノズル７２は、撮像素子１６に付随した対物レンズ及び照明レンズの表面を洗浄する水等の液体を吐出したり、対物レンズ及び照明レンズの表面に残存する液体や異物を除去するために空気等の気体を吐出したりする。また、先端部５６には、液体を充填して生体組織に接触させて超音波診断を行うために用いるバルーン（図示略）が装着されるようになっており、バルーン注水口８８とバルーン吸水口９０が設けられている。さらに、先端部５６には、可撓性を有する穿刺針（図示略）を生体組織に接触させるための鉗子起上台７６が設けられ、この鉗子起上台７６を通して生体組織上の液体や気体の吸引を行なう開口も設けられている。

挿入部５４には、上下方向及び左右方向に湾曲する湾曲部７８が設けられている。湾曲部７８より基端側（操作部５２の側）の部分は自重や施術者の操作に追従して屈曲することができる可撓性のある軟性部５８となっている。

軟性部５８は、湾曲部７８と操作部５２の間に設けられ、先端部５６に設けられるセンサの信号線、及び、上記開口から気体あるいは流体が流れる複数の個別流路がその内部に設けられている。これらの個別流路は、管、チューブ、あるいは長孔により形成されている。

操作部５２と先端部５６の側には、可撓性を備え、穿刺針を挿入するための処置具挿入口突起８０と鉗子起上ワイヤ洗浄口７４が突設している。処置具挿入口突起８０の端部開口にはキャップが着脱可能に取り付けてある。挿入部５４の内部には、処置具挿入口突起８０から先端部５６側に向かって延び、かつ可撓性を有する処置具挿通兼吸引管が設けられている。処置具挿通兼吸引管は、鉗子起上台７６で開口している。処置具挿入口突起８０から処置具挿通兼吸引管に挿入された穿刺針は、鉗子起上台７６にある処置具挿通兼吸引管の先端開口から外側に突出可能であり、先端開口から突出させて生体組織を触診するために用いられる。

操作部５２は、流路切換スイッチの複数の操作ボタン８４を備え、コネクタ６４から可撓性ケーブル６０内を延びる、流体が流れる共通流路がその内部に設けられている。湾曲操作レバー８２は、湾曲部７８を、上下方向及び左右方向に湾曲させるために、術者が操作するレバーである。湾曲操作レバー８２の回転操作に応じて湾曲部７８が上下方向及び左右方向に湾曲する。

可撓性ケーブル６０は、撮像画像用プロセッサ２２に接続するコネクタ６４と操作部５２を接続する。コネクタ６４には、流体の供給あるいは吸引を行うための共通流路の開口ポートも設けられている。

コネクタ６４は、光源差込部８６を有し、撮像画像用プロセッサ２２に接続される。撮像画像用プロセッサ２２にある光源ユニットで生成された照明光は、コネクタ６４から、可撓性ケーブル６０、操作部５２、及び挿入部５４内のライトガイドケーブル内を通り先端部５６に向けて伝送される。さらに、コネクタ６からは、撮像画像用プロセッサ２２から可撓性ケーブル６０内の信号線を介して撮像素子１６へ駆動信号が送られる。撮像素子１６で撮像した画像信号は、可撓性ケーブル６０、操作部５２、及び挿入部５４内の信号線を介して撮像画像用プロセッサ２２へ送られる。

スキャナコネクタ６６は、超音波画像用プロセッサ３０に接続され、超音波プローブ２０でスキャンしたエコー信号を、スキャナコネクタケーブル６２を介して超音波画像処理部３２に送る。超音波画像処理部３２は、エコー信号を処理して、検査対象の生体組織の診断用画像を生成し、生成した画像を表示部４６に表示する。さらに、スキャナコネクタケーブル６２は、超音波画像用プロセッサ３０から、超音波プローブ２０の駆動信号を、超音波プローブ２０の圧電素子へ送信する。圧電素子は、電気的エネルギーを機械的エネルギーに変換でき、電圧変化による伸縮で超音波を発生する。

コネクタ６４は、ドライバ信号処理部１８に接続される。ドライバ信号処理部１８には、撮像素子１６より生体組織の画像信号が所定のフレーム周期で入力され、撮像画像用プロセッサ２２のシステムコントローラや撮像画像処理部２６へ出力される。フレーム周期は、例えば、１／３０秒、１／６０秒である。

（超音波画像の画像形成原理）
次に、図３を参照すると、一実施形態の電子内視鏡システムにおける超音波画像の画像形成原理が示される。
超音波を利用した画像形成は、超音波パルス反射法を基礎にしている。図３は、生体内で超音波プローブ２０から超音波ビームを発生している状態である。超音波ビームは、超音波プローブ２０から、例えば１０ＭＨｚ前後の超音波をパルス状に生体内に放射される。放射された超音波は、生体内での体内組織の音響インピーダンスの差により反射波となり、再度超音波プローブ２０で受信される。この反射波がエコー信号となる。

電子内視鏡１２での超音波ビームのスキャンは、フェーズドアレイ方式によるセクタスキャンであり、このセクタスキャンにより、所定の方向に沿ったエコー信号を得ることができる。図３には、Ａモードの表示によるエコー信号の一例が示されている。Ａモードでは、横軸に時間、縦軸に反射強度（振幅）を採り、エコー信号が表示される。時間は生体深度を表し、体内組織及び体内組織間の距離となる。

このＡモードのエコー信号の波形を、図３に示すように、反射強度に応じて輝度変調して輝度に変換し、輝度により断層像を濃淡画像として表わすのがＢモードである。超音波画像用プロセッサ３０の撮影モードは、この他に、周知のＭモード、ドプラモードを含んでもよい。

（超音波画像用プロセッサ３０の信号処理）
次に、図４を参照して、一実施形態の超音波画像用プロセッサ３０において行われる信号処理について、より詳細に説明する。
図４は、一実施形態の超音波画像用プロセッサ３０において、超音波画像を取得する際のエコー信号が、Ｂモードの超音波画像として表示されるまでの信号処理の一例を説明する図である。

図４に示すように、信号処理部３６は、増幅回路１２０、積分回路１２２、Ａ／Ｄ変換器１２４、デジタルフィルタ設定部１２５、及び、帯域制限フィルタ１２６を含む。
超音波プローブ２０で得られるエコー信号は、増幅回路１２０で増幅され、積分回路１２２で積分され高調波ノイズが除去される。増幅回路１２０と積分回路１２２は、一体化した反転増幅型積分回路により、増幅機能とローパスフィルタ機能を備えてもよい。次に、アナログ信号であるエコー信号は、Ａ／Ｄ変換器１２４でクロック信号によるサンプリング周期でデジタル化（２値化）され、デジタルエコー信号となる。
一実施形態では、帯域制限フィルタ１２６（フィルタ処理部の一例）は、デジタルフィルタ設定部１２５によって設定されたデジタルフィルタ設定値に基づいて、デジタルエコー信号に対する帯域制限を行う。帯域制限フィルタ１２６は、例えば、ローパスフィルタ又はバンドパスフィルタである。帯域制限フィルタ１２６がローパスフィルタである場合の遮断周波数、又は、帯域制限フィルタ１２６がバンドパスフィルタである場合の高周波数側の遮断周波数は、積分回路１２２による遮断周波数よりも低いものとなる。

図４に示すように、超音波画像処理部３２は、輝度変調部１２８、超音波画像生成部１３０、及び、Ｄ／Ａ変換器１３２を含む。
信号処理部３６から出力されるデジタルエコー信号は、輝度変調部１２８で、反射強度に応じて輝度変調して輝度に変換される。輝度に変換されたデジタルエコー信号は、超音波画像生成部１３０において画像処理され二次元のＢモードの断層像となる。このデジタル画像信号をＤ／Ａ変換器１３２でアナログ信号に変換し、表示部４６でＢモードの断層像として表示される。

ノイズ周波数検出部３４（周波数帯域検出部の一例）は、エコー信号に含まれ、予め設定した閾値レベル以上のノイズ成分の周波数帯域を検出する。
すなわち、ノイズを含まないエコー信号（超音波受信信号）の周波数成分は既知であるため、ＦＦＴ（Ｆａｓｔ Ｆｏｕｒｉｅｒ Ｔｒａｎｓｆｏｒｍ）を利用した周波数分析を行うことにより、超音波信号の周波数成分を除く帯域から、予め設定した閾値レベル以上のノイズ成分の周波数帯域が特定される。ノイズの少ない周波数帯域も含めて広帯域の周波数特性を把握するためにＡ／Ｄ変換器１２４のサンプリングレートを高くすることが好ましい。

信号処理部３６のデジタルフィルタ設定部１２５は、ノイズ周波数検出部３４により検出された周波数帯域の信号が減衰するようにエコー信号に対するフィルタ設定（つまり、帯域制限フィルタ１２６におけるフィルタ設定）を行う。

（フィルタ処理の内容）
次に、信号処理部３６において、デジタルフィルタ設定部１２５及び帯域制限フィルタ１２６によって行われるフィルタ処理の内容について、図５～図８を参照して説明する。

一実施形態の帯域制限フィルタ１２６は、エコー信号のうち、ノイズ周波数検出部３４で検出されたノイズ成分の周波数帯域を含む所定の周波数以上の周波数成分の信号を、減衰させるローパスフィルタである。図５を参照すると、図５（ａ）は、エコー信号に含まれる超音波信号のスペクトルと、信号処理部３６の積分回路１２２によって規定されるローパスフィルタのフィルタ特性と、を示している。ここで、ノイズ周波数検出部３４で検出されたノイズの周波数帯域が、図５（ｂ）のエコー信号のスペクトルに示すように、超音波信号よりも高い周波数帯である場合には、検出された周波数帯域のノイズが減衰するようなローパスフィルタ（図５（ｂ）のフィルタ特性）が設定される。図５（ｂ）のフィルタ特性では、遮断周波数が図５（ａ）のフィルタ特性（積分回路１２２によるもの）よりも低く設定され、ノイズが効果的に除去されるようになっている。
図５（ｃ）に示すように、ノイズ周波数検出部３４で検出されたノイズ成分の周波数帯域が、超音波信号の周波数帯域よりも低い帯域と高い帯域の両方が存在する場合には、帯域制限フィルタ１２６としてバンドパスフィルタを設定することが好ましい。

一実施形態の帯域制限フィルタ１２６は、超音波画像処理部３２がＴＨＩ（tissue harmonic imaging）に対応した画像を生成する場合、ＴＨＩに適したフィルタ特性を有する。ＴＨＩは、伝搬に伴う超音波波形の歪みにより発生する、基本周波数のＮ倍（Ｎ：２以上の整数）の周波数である２以上の高調波成分に基づいて、超音波画像を生成するイメージング法として知られており、一般に分解能の向上やアーチファクトの低減の効果がある。

図６（ａ）を参照すると、エコー信号のスペクトルとして、基本周波数ｆ_０を中心周波数とする信号成分と、基本周波数のＮ倍（Ｎ：２以上の整数）の周波数２ｆ_０，３ｆ_０、４ｆ_０，…を中心周波数とする２次成分、３次成分、４次成分、…の高調波成分とが含まれる。この場合、周波数２ｆ_０，３ｆ_０、４ｆ_０，…は既知であるため、ノイズ周波数検出部３４は、周波数２ｆ_０，３ｆ_０、４ｆ_０，…を中心周波数とする周波数帯域を除く帯域から、予め設定した閾値レベル以上のノイズ成分の周波数帯域を特定（検出）する。そして、デジタルフィルタ設定部１２５は、ノイズ周波数検出部３４により検出された周波数帯域の信号が減衰するように（つまり、基本周波数のＮ倍の周波数以外の信号が減衰するように）エコー信号に対するフィルタ設定を行う。その結果、帯域制限フィルタ１２６のフィルタ特性は、例えば、図６（ｂ）に示すようなバンドパスフィルタの特性とすることができる。

一実施形態では、超音波プローブから生体組織に送信される超音波パルスのパルス持続時間を長くすることも有効である。超音波パルスのパルス持続時間を長くすることで、エコー信号に含まれる超音波信号の帯域幅が狭くなるため、ノイズを効果的に除去できるようにフィルタ特性を設定することができる。
そこで、制御部４０（図４参照）は、超音波プローブによって生体組織に付与する超音波パルスのパルス持続時間を調整するように送受信部３８を制御する調整部として機能してもよい。その場合、デジタルフィルタ設定部１２５は、制御部４０によって調整されたパルス持続時間に基づいて帯域制限フィルタ１２６に対するフィルタ設定を行う。

図７を参照すると、図７（ａ）は変更前の超音波パルス（パルス持続時間Ｔｐ１）を示し、図７（ｂ）は変更後の超音波パルス（パルス持続時間Ｔｐ２；但し、Ｔｐ２＞Ｔｐ１）を示す。この場合、図７（ｃ）のエコー信号のスペクトルに見られるように、変更後の超音波パルスによって受信する超音波信号は、変更前（鎖線で示す）と比べて狭帯域となる。そのため、例えば図７（ｃ）に示すように、変更前の超音波パルスによって受信する超音波信号とノイズの周波数帯域が重複しているような場合であっても、超音波パルスの変更後には、超音波信号とノイズの周波数帯域が区別可能となる。そのため、図７（ｄ）に示すように、帯域制限フィルタ１２６のフィルタ特性として、検出されるノイズの周波数帯域の信号が減衰するようにバンドパスフィルタを設定することで、ノイズ成分のみを効果的に減衰させることができるようになる。

ノイズ周波数検出部３４で検出された比較的大きなノイズ成分の周波数帯域と、超音波信号の周波数帯域とが重複するか、若しくは近い場合には、超音波信号の周波数帯域をシフトさせることで、超音波信号の信号レベルを減衰させることなく、ノイズレベルを効果的に減衰させることができる。
そこで、一実施形態では、超音波画像用プロセッサ３０の制御部４０は、ノイズ周波数検出部３４によって検出されたノイズ成分の周波数帯域と重複しないように、超音波プローブによって生体組織に付与する超音波の周波数を変更する周波数変更部として機能する。
例えば、図８（ａ）に示す超音波信号のスペクトルを想定した場合、ノイズ周波数検出部３４によって検出されたノイズ成分の周波数帯域と重複する場合には、ノイズ成分の周波数帯域に応じて超音波信号の周波数帯域を低い方向にシフトさせるか（図８（ｂ）の場合）、あるいは高い方向にシフトさせる（図８（ｃ）の場合）。この場合も、検出された周波数帯域のノイズが効果的に減衰するように、帯域制限フィルタ１２６のフィルタ特性を設定することができる。

以上説明したように、デジタルフィルタ設定部１２５及び帯域制限フィルタ１２６は、ノイズ周波数検出部３４によって検出されたノイズ成分の周波数帯域を考慮して、受信したエコー信号に対するフィルタ処理を行うため、意図しないノイズを効果的に抑制することが可能となる。
以上説明したフィルタ処理の内容のいずれか、又は組合せによってもノイズが除去されない場合には、ノイズが一定間隔で（つまり周期的に）発生する場合が多いことを考慮して、この周期的に発生するノイズを除去する手法を採ることが考えられる。このような周期的なノイズは、例えば、複数の構成デバイスで用いるクロック信号の周波数あるいは複数の構成デバイスのスイッチング信号の周波数の整数倍の周波数が同期することにより、発生するノイズ成分、スイッチング電源で発生するノイズ成分、電子内視鏡１２の挿入部５４で発生するノイズ成分等がある。周期的に発生するノイズ成分の抑制には、エコー信号に含まれる周期的なノイズ成分を抑制する方法と、ノイズ成分を含んだエコー信号から得られる二次元のＢモード画像に対して画像処理をして、ノイズ画素を無くす方法がある。

（ノイズ成分の増幅ゲイン抑制）
上述したように、エコー信号に含まれる周期的なノイズ成分を抑制する方法として、一実施形態では、超音波画像処理部３２は、ノイズ成分に対応する超音波画像中のノイズ画素とノイズ画素以外の画素との間で増幅ゲイン値が変更するように、ゲイン変更処理を行ってもよい。
この場合、超音波画像処理部３２は、予めノイズレベルの閾値を設定し、帯域制限フィルタ１２６から得られるデジタルエコー信号（輝度変調部１２８の処理を施す前のエコー信号）のうち、設定した閾値以上の信号をノイズ成分と判定する。ノイズ成分として検出されたデジタルエコー信号の周期（例えば、Ｔ１，Ｔ２，Ｔ３，…）を測定する。周期は、例えば、Ａモード表示のデジタルエコー信号の波形から、デジタルエコー信号のＦＦＴを利用した周波数分析により得られるパワースペクトルのピーク周波数から算出する周期を利用して、ノイズ成分の複数の発生時点を特定し、発生時点間の時間間隔を算出することで、周期（Ｔ１，Ｔ２，Ｔ３，…）を求めることができる。

測定された周期（Ｔ１，Ｔ２，Ｔ３，…）は、一定の範囲内で変動しており、超音波画像処理部３２で、バラツキの幅と周期の最大値Ｔｍａｘ及び周期の最大値Ｔｍｉｎを求める。デジタルフィルタ設定部１２５では、超音波画像処理部３２で検出された周期幅を周波数領域の帯域幅として、最小周波数１／Ｔｍａｘと最大周波数１／Ｔｍｉｎの周波数帯域を除去する帯域制限フィルタ１２６を設計する（除去帯域を設定する）。この帯域制限フィルタ１２６にデジタルエコー信号を通すことにより、エコー信号に周期的にノイズ成分が発生しても、このノイズ成分の振幅を抑制することができ、Ｂモード画像における周期性のあるノイズ成分を抑制することができる。

図９は、一実施形態の電子内視鏡システムで得られる周期的に発生するノイズを含むエコー信号が帯域除去フィルタを通過した後のデジタルエコー信号の例を示す図である。積分回路１２２により高調波ノイズが抑圧され、さらに、帯域制限フィルタ１２６通過後のデジタルエコー信号も抑圧されている。これにより、輝度変調部１２８で得られる輝度信号では周期的に発生するノイズ成分が抑制される。

（ノイズ画素値の補間処理）
上述したように、エコー信号に含まれる周期的なノイズ成分を抑制する方法として、一実施形態では、ノイズ成分を含んだエコー信号から得られる二次元のＢモード画像に対して画像処理をして、ノイズ画素を無くす方法を採ることができる。この場合の超音波画像用プロセッサ３０の構成を図１０に示す。図１０は、図４と比較して、超音波画像処理部３２Ａが異なる。超音波画像処理部３２Ａは、超音波画像処理部３２に対して画像補間部１６０が追加されている。画像補間部１６０は、ノイズ成分に対応する超音波画像中のノイズ画素位置における画素値を、ノイズ画素位置の周辺に位置する周辺画素の画素値に基づいて生成した補間画素値に置換する。

画像補間部１６０は、例えば、ノイズ画素の４辺に隣接する４つの周辺画素を用いて画素補間する。ノイズ画素の画素値は、隣接する４つの周辺画素の画素値を用いて画素補間される。例えば、４つの周辺画素の画素値の平均値をノイズ画素の画素値とする。この補間方法は、双一次補間（バイリニア補間）と呼ばれる方法であるが、補間方法は他の方法でもよく、例えば、双三次補間（バイキュビック補間）が用いられる。ノイズ画素が隣接している場合、ノイズ画素に隣接する非ノイズ画素が見いだされるまで、画像補間部１６０は、ノイズ画素に対して隣接する画素を探索し、ノイズ画素の領域を囲む複数の非ノイズ画素の画素値を用いて画素補間を行う。

このように、信号処理部３６は、検出したノイズ成分の超音波画像中のノイズ画素位置における画素値を、ノイズ画素位置の周辺に位置する周辺画素の画素値に基づいて生成した補間画素値に置換する補正処理を行うので、エコー信号において周期的にノイズ成分が発生しても、Ｂモード画像においてノイズ成分を抑制することができる。

（ノイズ抑制のフロー）
図１１は、ノイズ補正の例示的な動作フローを示す図である。
先ず、ステップＳ２において、受信したエコー信号に含まれるノイズの周波数帯域を検出する。例えば、エコー信号に含まれ、予め設定した閾値レベル以上のノイズ成分の周波数帯域が検出される。次いで、ステップＳ４で、検出された周波数帯域の信号が減衰するようにエコー信号に対するフィルタ処理を行う。フィルタ処理の結果、予め設定した閾値レベル以上のノイズが検出されなかった場合には（ステップＳ６：ＮＯ）、終了する。
ステップＳ６でノイズが検出された場合、ステップＳ４のフィルタ処理ではノイズ抑制に対して十分ではなかったことを意味する。そこで、超音波の駆動方式を変更し（ステップＳ８）、超音波パルスのパルス持続時間を長くし、エコー信号に含まれる超音波信号の帯域幅を狭くするとともに、狭帯域となった超音波信号に対応したフィルタ設定とする。ステップＳ８ではまた、超音波信号の周波数帯域をシフトさせ、シフト後の周波数帯域に対応したフィルタ設定としてもよい。そして、再度、予め設定した閾値レベル以上のノイズが検出されるか否か判定を行い、検出されなかった場合には（ステップＳ１０：ＮＯ）、終了する。
ステップＳ１０でノイズが検出された場合、ステップＳ８の超音波の駆動方式の変更が有効ではなかったことを意味する。そこで、ステップＳ１２では、ノイズ成分を含んだエコー信号から得られる二次元のＢモード画像の補正を行う。画像補正では、ノイズ成分に対応する超音波画像中のノイズ画素位置における画素値を、ノイズ画素位置の周辺に位置する周辺画素の画素値に基づいて生成した補間画素値に置換する。そして、再度、予め設定した閾値レベル以上のノイズが検出されるか否か判定を行い、検出されなかった場合には（ステップＳ１４：ＮＯ）、終了する。
ステップＳ１４でノイズが検出された場合、ステップＳ１６で警告出力を行い終了する。警告出力は、表示部４６に表示することにより行う。この場合は、ノイズがあることを術者に知らせ、超音波画像での診断に影響がないようにする。

以上、本発明の電子内視鏡システムについて詳細に説明したが、本発明の電子内視鏡システムは上記実施形態に限定されず、本発明の主旨を逸脱しない範囲において、種々の改良や変更をしてもよいのはもちろんである。

１０…電子内視鏡システム
１２…電子内視鏡
１４…照明部
１６…撮像素子
１８…ドライバ信号処理部
２０…超音波プローブ
９２…メモリ
２２…撮像画像用プロセッサ
２４…光源部
２６…撮像画像処理部
２８…撮像画像表示部
３０…超音波画像用プロセッサ
３２，３２Ａ…超音波画像処理部
１２８…輝度変調部
１３０…超音波画像生成部
１３２…Ｄ／Ａ変換器
１６０…画像補間部
３４…ノイズ周波数検出部
３６…信号処理部
１２０…増幅回路
１２２…積分回路
１２４…Ａ／Ｄ変換器
１２５…デジタルフィルタ設定部
１２６…帯域制限フィルタ
３８…送受信部
４０…制御部
４２…入力部
４４…電源部
４６…超音波画像表示部
４８…ＡＣ電源入力部
５２…操作部
５４…挿入部
５６…先端部
５８…軟性部
６０…可撓性ケーブル
６２…スキャナコネクタケーブル
６４…コネクタ
６６…スキャナコネクタ
６８…撮像素子部
７０…射出端面
７２…送気・送水ノズル
７４…鉗子起上ワイヤ洗浄口
７６…鉗子起上台
７８…湾曲部
８０…処置具挿入口突起
８２…湾曲操作レバー
８４…操作ボタン
８６…光源差込部
８８…バルーン注水口
９０…バルーン吸水口
９４…ライトガイド

Claims (6)

1. 超音波画像を取得する電子内視鏡システムであって、
   生体組織を撮像する撮像素子と、生体組織に超音波を付与してエコー信号を得る超音波プローブと、を先端部に有する電子内視鏡と、
   前記撮像素子から出力する撮像信号を処理して、撮像画像を生成する画像処理部を有する撮像画像用プロセッサと、
   前記超音波プローブから出力する前記エコー信号を処理して超音波画像を生成する超音波画像処理部と、前記エコー信号に含まれ、予め設定した閾値レベル以上のノイズ成分の周波数帯域を検出する周波数帯域検出部と、検出した前記周波数帯域の信号が減衰するように前記エコー信号に対するフィルタ処理を行うフィルタ処理部と、を有する超音波画像用プロセッサと、
   を備え、
   前記超音波画像用プロセッサは、前記超音波プローブによって前記生体組織に付与する超音波のパルス持続時間を調整する調整部を有し、
   前記フィルタ処理部は、前記調整部によって調整されたパルス持続時間に基づいて前記フィルタ処理に対するフィルタ設定を行う、電子内視鏡システム。
2. 前記超音波画像用プロセッサは、前記エコー信号のうち所定の周波数以上の周波数成分の信号を減衰させるローパスフィルタを有し、
   前記フィルタ処理部は、前記エコー信号のうち前記所定の周波数より低い周波数以上の周波数成分の信号を減衰させるように前記フィルタ処理を行う、
   請求項１に記載された電子内視鏡システム。
3. 前記エコー信号は、基本周波数の信号成分と、前記基本周波数のＮ倍（Ｎ：２以上の整数）の周波数である２以上の高調波成分と、を含み、
   前記超音波画像処理部は、前記２以上の高調波成分に基づいて前記超音波画像を生成し、
   前記フィルタ処理部は、前記基本周波数のＮ倍の周波数以外の信号が減衰するように前記エコー信号に対するフィルタ処理を行う、
   請求項１に記載された電子内視鏡システム。
4. 前記超音波画像用プロセッサは、前記周波数帯域検出部によって検出された前記ノイズ成分の周波数帯域と重複しないように、前記超音波プローブによって前記生体組織に付与する超音波の周波数を変更する周波数変更部を有する、
   請求項１から３のいずれか一項に記載された電子内視鏡システム。
5. 前記超音波画像処理部は、前記ノイズ成分に対応する前記超音波画像中のノイズ画素と前記ノイズ画素以外の画素との間で増幅ゲイン値が変更するように、ゲイン変更処理を行う、
   請求項１から４のいずれか一項に記載された電子内視鏡システム。
6. 前記超音波画像処理部は、前記ノイズ成分に対応する前記超音波画像中のノイズ画素位置における画素値を、前記ノイズ画素位置の周辺に位置する周辺画素の画素値に基づいて生成した補間画素値に置換する、
   請求項１から４のいずれか一項に記載された電子内視鏡システム。

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