數字式膠囊內窺鏡系統改進及圖像插值

【作 者】趙少鵬，顏國正，劉剛，鄺帥

上海交通大學儀器科學與工程系，上海市，200240

數字式膠囊內窺鏡系統改進及圖像插值

【作 者】趙少鵬，顏國正，劉剛，鄺帥

上海交通大學儀器科學與工程系，上海市，200240

傳統的膠囊內窺鏡采集并傳輸模擬式圖像，抗干擾能力弱，幀率低，分辨率低，該文提出了一種新型的數字式膠囊內窺鏡，該膠囊采集傳輸數字式圖像，幀率達到30幀/秒，分辨率為400×400像素。圖像在膠囊內部壓縮，在上位機上實現圖像的解壓縮和插值。根據胃腸道圖像特點，該文提出了一種新型的插值算法，利用圖像平面之間的關系，得到較高質量的彩色圖像。

膠囊內窺鏡；數字式圖像；SCCB協議；圖像插值

0 引言

胃腸道疾病成為人類健康的一個嚴重威脅。傳統檢測手段，如腸鏡或者胃鏡，需要由體外通過口腔或者肛門進入人體，會給患者帶來很大的痛苦，而且只能檢測胃腸道很少的一部分，不能檢測全消化道。膠囊內窺鏡的出現改變了這一局面，使患者在無痛的條件下檢測全部的胃腸道，得到大量的胃腸道真實信息，為診斷治療提供了便利[1-3]。

以色列 Given Imaging 公司于2001年首先生產出了第一套檢查胃腸道的內窺鏡系統， 即M2A內窺鏡系統，其尺寸為 Φ11 mm × 30 mm，重約3.7 g，可以工作 6～ 8 h，能夠拍攝小腸內壁的圖像．日本的RF System Lab 研發了“Norika3”，該系統不用電池，由體外微波提供能量。國內的重慶金山公司在2004年研制了OMOM內窺鏡系統，每秒鐘可以獲取2幀圖像。傳統的膠囊內窺鏡存在一些不足：幀率低，不能得到流暢的視頻；分辨率低，采集的圖像中包含的診療信息不夠豐富；采集的圖像為模擬式圖像，傳輸到體外的過程中容易被干擾，出現雪花或者條紋，同時模擬式圖像不利于后續在上位機上的自動化處理，如模式識別等[5]；為了解決這些問題，本文對傳統膠囊內窺鏡進行了改進，與傳統的膠囊內窺鏡相比，本文對膠囊的改進如下：

(1) 提高了圖像采集幀率，達到每秒鐘30幀，分辨率為400×400像素；

(2) 膠囊傳出的圖像為數字式圖像，方便后續的模式判別等自動化處理；

(3) 提出新的插值算法，在較短時間內得到高質量的彩色圖像。

1 膠囊內窺鏡系統

本文所設計的膠囊內窺鏡系統由以下幾個模塊構成，如圖1所示。膠囊內窺鏡系統由體外無線供能發射系統、體內圖像膠囊和體外接收處理系統三個部分構成。體外無線供能系統激發產生恒強磁場，膠囊內的線圈通過電磁感性產生電流，為體內圖像膠囊無線供能。體內圖像膠囊實現圖像的采集和傳輸。體內圖像膠囊由光源模塊、圖像采集模塊、無線供能接收模塊、微控制(Micro Control Unit, MCU)模塊和射頻電路模塊等組成。體外接收處理系統實現圖像的接收、處理、存儲和顯示等功能。

本文所設計的體內圖像膠囊外形為圓柱形，兩端過渡為半球形。膠囊的尺寸為Φ12.0 mm×26.0 mm。膠囊總體結構如圖1所示，從左到右依次為光源模塊、圖像采集模塊、MCU模塊、無線供能接收模塊和射頻電路模塊。光源模塊包括白光LED和紫外光LED。一個白光LED和紫外光LED組成一個光源組，放置在同一個位置，每個光源組同一時刻只有一個LED開啟。光源模塊包括四組并行均勻放置的光源組。MCU模塊通過一個簡單的控制電路控制光源組內LED的開啟和關閉。一般情況下，白光LED處于開啟狀態，膠囊使用白光作為光源檢測消化道，在觀測到消化道異常的時候，膠囊關閉白光LED，開啟紫外光LED，通過觀察基于消化道組織激發的熒光所成的圖像判斷病變種類和程度。

圖1 膠囊內窺鏡系統結構圖Fig.1 Capsule endoscopy system structure chart

2 圖像采集模塊

圖像采集模塊是體內圖像膠囊非常重要的一個模塊。本文中的圖像采集模塊由一個CMOS圖像采集芯片和圖像處理芯片構成，分別采用Omni Vision公司的OV6930和OV420。OV6930是一個微型圖像傳感器，芯片尺寸為1.815 mm×1.815 mm，感光面尺寸為1.224 mm×1.224 mm。OV420是模數轉換器，尺寸為3.21 mm×3.21 mm。OV420通過SCCB協議配置圖像采集芯片OV6930，把OV6930輸出的模擬信號轉換為10 bit高頻數字信號，并配置輸出圖像參數，如白平衡、曝光度、色度等。圖像采集模塊中，OV6930只和OV420連接，OV420通過SCCB協議來配置OV6930。MCU通過OV420間接配置OV6930，OV420是圖像采集模塊的控制和傳輸核心。

MCU配置OV420并通過OV420間接配置OV6930，這些都通過SCCB協議來完成。SCCB協議是Omni Vision公司所生產芯片專用的串行通信控制協議，類似于I2C協議，協議由兩根數據線SCL和SDA組成。SCL是時鐘信號數據線，SDA是數據傳輸數據線。SCCB協議時序圖如圖2所示。

圖2 SSCB協議時序圖Fig.2 SCCB Protocol sequence diagram

當SCL=1時，驅動SDA從0變為1并保持1.25 μs，之后SDA=0，SCCB協議啟動，開始傳輸數據。當SCL=1時，驅動SDA從0變為1并保持納米級的時間，SCCB協議終止，停止傳輸數據。SCCB協議中最小的操作單位為一個phase，每一個phase由9個數據位(bit)組成，前8個數據位為傳輸的數據，最后一位為從機返回的確認位，該確認位可以忽略。SCCB協議的寫操作由三個phase組成，第一個phase寫入操作的從器件ID，第二個phase寫入器件寄存器地址（如果寄存器地址為16位，需要兩個phase先后寫入高地址和低地址），第三個phase寫入具體的數據。SCCB協議的讀操作由兩個phase組成，第一個phase寫入操作的從器件ID，第二個phase從器件返回具體的數值。單獨的讀操作不包含寄存器地址，所以實際的讀操作之前包括一個沒有具體數據的兩phase的寫操作，缺少具體數據的寫操作告知從器件具體的寄存器地址。

圖像采集模塊的電路圖如圖1中圖像模塊所示：OV420作為圖像采集模塊的傳輸和控制中心，接收MCU傳來的配置程序，同時配置OV6930。OV6930輸出的模擬圖像信號為Vout，OV420作為模數轉換器，把模擬信號轉換為數字信號。OV420的輸出信號如圖3所示：VSYNC為幀同步信號，VSYNC由0變為1并保持一段時間表示輸出新的一幀圖像，圖像傳輸時VSYNC保持為0。HREF為行同步信號，當新的一幀圖像開始傳輸后，每次HREF為0表示傳輸圖像中一行的數據，HREF為0表示上一行傳輸結束，等待下一行傳輸。D0～D9是圖像數據信號，在幀信號有效并且行信號也有效時，數據信號有效，高電平表示1，低電平表示0。數據信號的頻率為8 MHz。當VSYNC再次從0變為1時，傳輸下一幀圖像。

圖3 OV420輸出時序圖Fig.3 OV420 output sequence diagram

3 RAW圖像插值

圖像插值并不能產生新的圖像信息，所以為了提高圖像壓縮率，降低對傳輸速度的要求，本文中膠囊采集的圖像傳輸到體外后需插值處理。只有得到高質量的圖像，后續的疾病檢測工作才能順利進行。上位機可對圖像進行解壓縮和插值等操作[4]。

如圖4所示：在原始RAW圖片中，在每一個像素上，只有紅、綠、藍三種顏色中的一個。用一個顏色平面減去另外一個顏色平面得到色差平面，差值理論取值范圍為[-255, 255]，但實際差值絕大部分均分布在[-10, 10]內。該像素上的差值往往不大于周圍八個像素上最大的差值，也不小于周圍8個像素上最小的差值，而且每一個像素上的差值和周圍8個像素上的差值有加權平均關系。根據這些特點，在傳統的相鄰像素權值算法的基礎上，本文提出一種基于顏色平面誤差修正的加權插值算法。

具體的插值算法步驟如下：

(1) 計算加權系數 計算raw平面每個像素點周圍8個方向上的加權系數。在raw平面中，每一個像素點上只有一個顏色的信息，另外兩個顏色信息缺失，所以在每一個像素點上只有一個顏色平面內的加權系數。由于不同顏色平面相近，認為WB(i, j)= WR(i, j)= WG(i, j)=W(i, j)。加權系數的計算見公式(1)。

圖4 RAW平面圖片Fig.4 RAW plane

在本文中，使用下標k表示像素點周圍8個像素的權值或其他信息。W1(i, j)表示在像素點(i, j)左邊的權值系數，表達式見公式(1)。逆時針旋轉，W2(i, j)表示左下方向的權值，以此類推，W8(i, j)表示在像素點(i, j)左上方向上權值系數。

(2) 插值 分別在紅綠藍三個平面采用相鄰像素加權系數方法進行單色平面插值。MarkB表征像素點是否有原始圖像信息，MarkB1(i, j)表示藍色平面內像素點(i, j)左方像素點是否擁有原始數據，有則為1，否則為0。藍色平面像素點(i, j)缺失的藍色像素值具體計算方法見公式(2)和(3)，紅色和綠色平面的插值類似。

(3) 修正 計算顏色平面差，見公式(4)。由于綠色平面有一半的原始圖片信息，所以以綠色平面為起始平面開始修正。首先使用綠色平面去修正藍色平面，之后使用藍色平面去修正紅色平面，然后使用紅色平面去修正綠色平面。設定閾值T，如果B(i, j)不在區間

[Corr-T, Corr+T ]內，認為B(i, j)插值結果存在較大的誤差，用CorrB(i, j)代替B(i, j)，完成該像素點的一次修正。見公式(5)和(6)。其余修正同上所述。

4 實驗結果

本文采用試驗中采集的胃腸道圖像驗證插值算法，采用MSE作為判斷標準。實驗結果顯示，圖像原始插值后的MSE均值為26.23，一次修正后減少到15.37，降低41.4%，二次修正后減少到13.2，再次降低14.1%。實驗結果表明本文提出的插值修正方法可以有效地提高圖片質量。

5 結論與展望

針對傳統模擬式膠囊內窺鏡的不足，本文提出了一種改進型的數字式膠囊內窺鏡，使用新型的高分辨率圖像傳感器OV6930，得到幀率為30幀/秒、分辨率為400×400像素的數字式圖像，抗干擾能力好，方便后續的圖像處理，如模式識別、智能檢測等。本文中設計的膠囊內窺鏡系統，圖像在膠囊內部壓縮，在上位機解壓縮并插值。針對胃腸道圖像的特點，本文提出了新的圖像插值方法，通過利用原圖像不同顏色平面間的相關關系，對經加權均值方法得到的插值圖像進行修正，使用較少的計算量，得到了較高質量的彩色圖像。

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[3] 劉剛, 顏國正, 劉華, 等. 間歇工作圖像膠囊內窺鏡的設計與實驗[J]. 光學精密工程, 2012, 20(10): 2192-2199.

[4] 邱祥玲, 顏國正, 潘國兵. 基于 JPEG 的數字式無線膠囊內窺鏡的設計[J]. 測控技術, 2010 (1): 7-9.

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lmprovement of Digital Capsule Endoscopy System and Image Interpolation

【 Writers 】ZHAO Shaopeng, YAN Guozheng, LIU Gang, KUANG Shuai
Department of Instrument Science and Engineering, Shanghai Jiao Tong University, Shanghai, 200240

capsule endoscopy, digital image, SCCB protocol, image interpolation

TP391.41；R318.6

A

10.3969/j.issn.1671-7104.2016.01.007

1671-7104(2016)01-0027-03

2015-10-08

國家自然科學基金(31170968)；上海市科委基金(14441902800, 15441903100)

趙少鵬，E-mail: zghnzsp@163.com

【 Abstract 】Traditional capsule image collects and transmits analog image, with weak anti-interference ability, low frame rate, low resolution. This paper presents a new digital image capsule, which collects and transmits digital image, with frame rate up to 30 frames / sec and pixels resolution of 400×400. The image is compressed in the capsule, and is transmitted to the outside of the capsule for decompression and interpolation. A new type of interpolation algorithm is proposed, which is based on the relationship between the image planes, to obtain higher quality colour images.