УСТРОЙСТВО ДЛЯ ПОВЫШЕНИЯ РЕЗКОСТИ ИЗОБРАЖЕНИЯ ДЛЯ ЭНДОСКОПА
DEVICE FOR INCREASING IMAGE SHARPNESS FOR ENDOSCOPE

Изобретение относится к вычислительной технике и медицине и может быть использовано для повышения качества изображений при фиброэзофагогастродуоденоскопии.
Известна оптическая система эндоскопа (см. патент РФ №2179405) [1], которая содержит объектив, выполненный из двух плосковыпуклых компонентов, систему передачи изображения и окуляр. Выпуклые поверхности компонентов имеют встречную направленность. Первый компонент объектива выполнен в виде блока, склеенного из плоскопараллельной пластины и плосковыпуклой линзы. Вторым компонентом объектива является линза, плоской поверхностью наклеенная на входной торец системы передачи изображения. Плосковыпуклые линзы первого и второго компонентов выполнены с определенными расчетной толщиной и радиусами. Система передачи изображения выполнена в виде градиентного оптического элемента с радиальным распределением показателя преломления. Плоскопараллельная пластина выполнена с осевой длиной, превышающей фокусное расстояние объектива. Техническим результатом изобретения является повышение качества изображения при повышении технологичности конструкции объектива в целом.
К недостаткам данного устройства следует отнести наличие в устройстве дополнительных оптических элементов, что приводит к увеличению массы и габаритов, порождает значительные монохроматические аберрации оптической системы эндоскопа и снижает качество эндоскопического обследования.
Известно устройство широкоугольного объектива эндоскопа (см. патент №2197007) [2], содержащего четыре компонента, первый из которых выполнен в виде отрицательного мениска, а четвертый - в виде коллектива, и апертурную диафрагму, размещенную между вторым и третьим компонентами у переднего фокуса третьего и четвертого компонентов. Второй положительный компонент содержит основную двояковыпуклую линзу и установленные перед ней две линзы, первая из которых отрицательная с большей кривизной второй поверхности по ходу лучей, вторая - мениск, обращенный выпуклостью к изображению. Третий компонент - отрицательная линза, выполненная из материала, показатель преломления которого изменяется относительно базового показателя в направлении, перпендикулярном оптической оси, четвертый компонент-коллектив выполнен в виде двух положительных линз, вторая из которых имеет последнюю поверхность, совмещенную с поверхностью изображения.
Недостатком данного устройства является то, что оптические компоненты, используемые в системе, вносят в получаемое изображение искажения, вызванные аберрациями и переотражениями внутри оптической системы, и отрицательно влияют на резкость полученного эндоскопом изображения.
Известны способ и устройство обработки эндоскопических изображений (см. патент США №5282030) [3], где для преобразования множества сигналов цветности эндоскопического изображения в новое множество цветовых сигналов устанавливается группа векторов, сформированная на основе статистических характеристик изображения. При этом сигналы цветности эндоскопического изображения преобразуются в новые сигналы цветности посредством матричных преобразований с использованием группы векторов для новых сигналов цветности. После фильтрации, примененной к множеству новых сигналов цветности, можно получить множество оригинальных сигналов цветности посредством использования обратной матрицы.
К недостаткам данного изобретения следует отнести возможные искажения цвета, обусловленные преобразованием сигналов цветности и, как следствие, неверное отображение исследуемых областей, что может привести к неточному диагнозу.
Наиболее близким к предлагаемому является устройство обработки изображения для эндоскопа (патент США №5515449 от 07.05.1996), включающее блок обработки для заранее полученных изображений и дискретный блок для обработки неинформативных областей изображения или для получения результатов обработки других информативных областей. Устройство обработки изображений также включает в себя блок вывода результатов обработки изображений, полученных блоком обработки только для информативных областей, выделенных дискретным блоком. Блок вывода изображений служит для вывода для дальнейшего анализа изображения, полученного блоком формирования изображения на основе результатов работы блока обработки только для информативных областей.
Недостатком данного изобретения является потеря информации или внесение в изображение существенных погрешностей вследствие аберрационных искажений оптической системы эндоскопа и погрешностей видеодатчика и отсутствия средств коррекции указанных искажений.
Технической задачей изобретения является повышение качества эндоскопических изображений слизистой оболочки пищевода, желудка и двенадцатиперстной кишки путем повышения резкости изображения посредством коррекции сферической и коматической аберраций без влияния на другие виды искажений.
Техническая задача решается тем, что в известное устройство, включающее блок вывода изображения, введены блок ввода изображения, блок обработки изображения, первое запоминающее устройство и второе запоминающее устройство.
Изобретение может быть использовано для повышения качества эндоскопического обследования путем повышения резкости изображений, получаемых эндоскопом на основе коррекции сферической и коматической аберраций, и соответствует критерию «промышленная применимость».
Существо изобретения поясняется чертежами, где на чертеже показана схема устройства, реализующего повышение резкости, основанное на коррекции сферической и коматической аберраций на эндоскопическом изображении.
При эндоскопическом исследовании точность поставленного диагноза во многом зависит от качества полученного эндоскопом изображения. Однако ввиду сферической формы линз объектива эндоскопа на получаемом им изображении появляются монохроматические аберрации, в частности сферическая и коматическая, в результате воздействия которых снижается резкость изображения.
Повышение резкости изображения основано на коррекции сферической и коматической аберраций с учетом параметров аберраций и резкости, которые определяют для каждой конкретной оптической системы.
Резкость описывают следующим образом (см. William K. Pratt.: Digital image processing. A willey interscience publication. New York, 2001) [5].
где R - функция резкости, y - радиус, p - порог, i - интенсивность.
При этом радиус фактически определяет ширину области, в которой будет повышен контраст. Порог определяет, какова должна быть разница исходных полутонов изображения, чтобы к ним было применено увеличение резкости. Как только порог превысил заданное значение, выполняется алгоритм увеличения резкости. Интенсивность характеризует, насколько сильно будет увеличен контраст между исходными полутонами на границах деталей изображения, т.е. насколько темнее станут темные полутона и насколько светлее светлые.
Радиус резкости считают равным радиусу кружка рассеяния, который обусловлен влиянием аберраций на изображение. Радиус кружка рассеяния при коррекции сферической аберрации определяют согласно способу, описанному в патенте РФ №2295712 [6]:
1
2
где y - радиус кружка рассеяния, k и k - постоянные для каждой оптической системы коэффициенты сферической аберрации, f - фокусное расстояние, m - радиус диафрагмы.
В случае комы радиус равен (см. описание способа определения коэффициента комы оптической системы в патенте РФ №2292023) [7]:
где y' - радиус кружка рассеяния, B - постоянный для каждой оптической системы коэффициент комы, m - радиус диафрагмы, y - расстояние точки предмета от главной оптической оси.
При этом коэффициенты сферической аберраций определяют для каждой конкретной оптической системы эндоскопа на основе известных способов [6] и [7]. Радиус диафрагмы и фокусное расстояние являются известными параметрами оптической системы эндоскопа.
Интенсивность и порог резкости при уже известных коэффициентах аберраций подбирают экспериментально для каждой конкретной оптической системы эндоскопа.
Устройство содержит блок 1 ввода изображения, блок 2 обработки изображения, блок 3 вывода откорректированного изображения, первое запоминающее устройство (ЗУ) 4 и второе ЗУ 5, причем групповой вход блока 1 ввода изображения предназначен для ввода информации с датчика изображения, групповой выход блока 1 ввода изображения связан с групповым входом первого ЗУ 4, а выход - со входом блока 2 обработки изображения, выход которого подключен ко входу блока 3 вывода откорректированного изображения, групповой вход-выход - к групповому входу-выходу первого ЗУ 4, а групповой вход - к групповому выходу второго ЗУ 5, групповой выход первого ЗУ 4 соединен с групповым входом блока 3 вывода откорректированного изображения, групповой выход которого предназначен для вывода откорректированного изображения.
Блок 1 ввода изображения осуществляет получение изображения и запись полученного кадра в первое ЗУ 4.
Блок 2 обработки изображения реализует для хранящегося в первом ЗУ 4 изображения повышение резкости, при этом данные, необходимые для вычисления радиуса данные и значения интенсивности и порога, хранятся во втором ЗУ 5, после чего блок 2 подает сигнал об окончании обработки на блок 3.
Блок 3 вывода откорректированного изображения предназначен для вывода откорректированного изображения для его дальнейшего анализа, в частности для диагностики.
Первое ЗУ 4 и второе ЗУ 5 представляют собой блоки памяти, реализованные на базе статического или динамического ОЗУ (см. Лебедев О.Н. Применение микросхем памяти в электронных устройствах: Справ. пособие. - М.: Радио и связь, 1994. - 216 с.) [8]. В первом ЗУ 4 хранится получаемое блоком 1 ввода изображения изображение, впоследствии скорректированное блоком 3 обработки изображения, второе ЗУ 5 служит для хранения необходимых для вычисления радиуса данных и значений интенсивности и порога.
Устройство функционирует следующим образом. Устройство проводит последовательную обработку получаемых эндоскопом изображений слизистой оболочки до момента окончания эндоскопического анализа желудка. Обработку каждого изображения производят следующим образом.
На групповой вход блока 1 ввода изображения поступает полученное эндоскопом изображение слизистой оболочки, которое блок 1 ввода изображения с группового выхода записывает на групповой вход первого ЗУ 4, после чего с выхода блока 1 ввода изображения на вход блока 2 обработки изображения поступает сигнал о том, что необходимо начинать процесс коррекции сферической и коматической аберраций для повышения резкости изображения.
Затем блок 2 обработки изображения производит обработку изображения, хранящегося в первом ЗУ 4, которая заключается в считывании с группового входа-выхода первого ЗУ 4 на групповой вход-выход блока 2 обработки изображения координат и значений уровней яркости точек изображения, в считывании на групповой вход с группового выхода второго ЗУ 5, необходимых для вычисления радиуса данных и значений интенсивности и порога, вычислении значений радиуса на основе формул (1) и (2) и последующем повышении резкости изображения и записи полученных значений яркостей точек в их позиции в первом ЗУ 4.
После того как указанным образом обработано хранящееся в первом ЗУ 4 изображения, и в нем находится изображение, на котором скорректированы сферическая и коматическая аберрации, блок 2 обработки изображения со своего выхода подает на вход блока 3 вывода откорректированного изображения сигнал, свидетельствующий о том, что с группового выхода первого ЗУ 4 на групповой вход блока 3 вывода откорректированного изображения можно начать считывать изображение. После поступления этого сигнала блок 3 вывода откорректированного изображения передает изображение, на котором скорректированы сферическая и коматическая аберрации с группового выхода для дальнейшего анализа.
Устройство переходит к обработке следующего изображения.
Таким образом, изобретение позволяет повысить качество эндоскопических изображений слизистой оболочки пищевода, желудка и двенадцатиперстной кишки и, как следствие, точность диагноза, поставленного на основе проводимого эндоскопического исследования.