WO2018229833A1 - 内視鏡システム - Google Patents

内視鏡システム Download PDF

Info

Publication number
WO2018229833A1
WO2018229833A1 PCT/JP2017/021665 JP2017021665W WO2018229833A1 WO 2018229833 A1 WO2018229833 A1 WO 2018229833A1 JP 2017021665 W JP2017021665 W JP 2017021665W WO 2018229833 A1 WO2018229833 A1 WO 2018229833A1
Authority
WO
WIPO (PCT)
Prior art keywords
image
illumination
light
image information
illumination light
Prior art date
Application number
PCT/JP2017/021665
Other languages
English (en)
French (fr)
Inventor
哲大 岡
Original Assignee
オリンパス株式会社
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by オリンパス株式会社 filed Critical オリンパス株式会社
Priority to PCT/JP2017/021665 priority Critical patent/WO2018229833A1/ja
Publication of WO2018229833A1 publication Critical patent/WO2018229833A1/ja
Priority to US16/702,839 priority patent/US11324385B2/en

Links

Images

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B1/00—Instruments for performing medical examinations of the interior of cavities or tubes of the body by visual or photographical inspection, e.g. endoscopes; Illuminating arrangements therefor
    • A61B1/00002—Operational features of endoscopes
    • A61B1/00004—Operational features of endoscopes characterised by electronic signal processing
    • A61B1/00009—Operational features of endoscopes characterised by electronic signal processing of image signals during a use of endoscope
    • A61B1/000094—Operational features of endoscopes characterised by electronic signal processing of image signals during a use of endoscope extracting biological structures
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B1/00—Instruments for performing medical examinations of the interior of cavities or tubes of the body by visual or photographical inspection, e.g. endoscopes; Illuminating arrangements therefor
    • A61B1/04—Instruments for performing medical examinations of the interior of cavities or tubes of the body by visual or photographical inspection, e.g. endoscopes; Illuminating arrangements therefor combined with photographic or television appliances
    • A61B1/05—Instruments for performing medical examinations of the interior of cavities or tubes of the body by visual or photographical inspection, e.g. endoscopes; Illuminating arrangements therefor combined with photographic or television appliances characterised by the image sensor, e.g. camera, being in the distal end portion
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B1/00—Instruments for performing medical examinations of the interior of cavities or tubes of the body by visual or photographical inspection, e.g. endoscopes; Illuminating arrangements therefor
    • A61B1/06—Instruments for performing medical examinations of the interior of cavities or tubes of the body by visual or photographical inspection, e.g. endoscopes; Illuminating arrangements therefor with illuminating arrangements
    • A61B1/0605—Instruments for performing medical examinations of the interior of cavities or tubes of the body by visual or photographical inspection, e.g. endoscopes; Illuminating arrangements therefor with illuminating arrangements for spatially modulated illumination
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B1/00—Instruments for performing medical examinations of the interior of cavities or tubes of the body by visual or photographical inspection, e.g. endoscopes; Illuminating arrangements therefor
    • A61B1/06—Instruments for performing medical examinations of the interior of cavities or tubes of the body by visual or photographical inspection, e.g. endoscopes; Illuminating arrangements therefor with illuminating arrangements
    • A61B1/063—Instruments for performing medical examinations of the interior of cavities or tubes of the body by visual or photographical inspection, e.g. endoscopes; Illuminating arrangements therefor with illuminating arrangements for monochromatic or narrow-band illumination
    • G—PHYSICS
    • G02—OPTICS
    • G02B—OPTICAL ELEMENTS, SYSTEMS OR APPARATUS
    • G02B23/00—Telescopes, e.g. binoculars; Periscopes; Instruments for viewing the inside of hollow bodies; Viewfinders; Optical aiming or sighting devices
    • G02B23/24—Instruments or systems for viewing the inside of hollow bodies, e.g. fibrescopes
    • G02B23/2407—Optical details
    • G02B23/2461—Illumination
    • G—PHYSICS
    • G02—OPTICS
    • G02B—OPTICAL ELEMENTS, SYSTEMS OR APPARATUS
    • G02B23/00—Telescopes, e.g. binoculars; Periscopes; Instruments for viewing the inside of hollow bodies; Viewfinders; Optical aiming or sighting devices
    • G02B23/24—Instruments or systems for viewing the inside of hollow bodies, e.g. fibrescopes
    • G02B23/2476—Non-optical details, e.g. housings, mountings, supports
    • G02B23/2484—Arrangements in relation to a camera or imaging device
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B1/00—Instruments for performing medical examinations of the interior of cavities or tubes of the body by visual or photographical inspection, e.g. endoscopes; Illuminating arrangements therefor
    • A61B1/00002—Operational features of endoscopes
    • A61B1/00043—Operational features of endoscopes provided with output arrangements
    • A61B1/00045—Display arrangement
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B1/00—Instruments for performing medical examinations of the interior of cavities or tubes of the body by visual or photographical inspection, e.g. endoscopes; Illuminating arrangements therefor
    • A61B1/06—Instruments for performing medical examinations of the interior of cavities or tubes of the body by visual or photographical inspection, e.g. endoscopes; Illuminating arrangements therefor with illuminating arrangements
    • A61B1/0661—Endoscope light sources
    • A61B1/0676—Endoscope light sources at distal tip of an endoscope
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B1/00—Instruments for performing medical examinations of the interior of cavities or tubes of the body by visual or photographical inspection, e.g. endoscopes; Illuminating arrangements therefor
    • A61B1/06—Instruments for performing medical examinations of the interior of cavities or tubes of the body by visual or photographical inspection, e.g. endoscopes; Illuminating arrangements therefor with illuminating arrangements
    • A61B1/07—Instruments for performing medical examinations of the interior of cavities or tubes of the body by visual or photographical inspection, e.g. endoscopes; Illuminating arrangements therefor with illuminating arrangements using light-conductive means, e.g. optical fibres

Definitions

  • the present invention relates to an endoscope system.
  • the light generated from the illuminated object includes a plurality of types of components such as specular reflection (specular) light, diffuse reflection light, and scattered light.
  • specular reflection specular
  • diffuse reflection light diffuse reflection
  • scattered light scattered light.
  • a technology to separate the information on the surface of the object from the internal information by separating such components contained in the image of the object by high-frequency pattern projection using high spatial frequency structured illumination light has been proposed. (For example, refer nonpatent literature 1.).
  • Specular light of white light is reflected in the white light image
  • specular light of structured illumination light is reflected in the structured illumination image. Since the emission position of the light from the illumination system for white light and the emission position of the light from the illumination system for structured illumination are different from each other, the generation positions of the two specular lights are also different from each other. There is a deviation between the position of the specular light and the position of the specular light in the structured illumination image. When such a structured illumination image is used for processing a white light image, noise resulting from specular light in the structured illumination image is generated in the processed white light image, resulting in an unnatural white light image. End up.
  • the present invention has been made in view of the above-described circumstances, and is an endoscope that can generate a natural subject image with improved internal structure visibility by suppressing the generation of noise derived from specular light.
  • the purpose is to provide a system.
  • the present invention provides the following means.
  • the first aspect of the present invention irradiates a subject from a first exit surface with first illumination light having a spatial intensity distribution in which bright and dark portions are periodically repeated in a light beam cross section perpendicular to the optical axis.
  • the first illumination unit, the second illumination unit that irradiates the subject with the second illumination light from a second exit surface different from the first exit surface, and the first illumination light An imaging unit that acquires a first illumination image that is an image of the subject and a second illumination image that is an image of the subject irradiated with the second illumination light, and the first acquired by the imaging unit
  • An image processing unit that processes the illumination image and the second illumination image, wherein the first illumination unit has the intensity so that the positions of the bright part and the dark part on the surface of the subject are interchanged with each other.
  • the first illumination light having a low spatial frequency with a low spatial frequency of the intensity distribution and the first illumination light with a high spatial frequency having a relatively high spatial frequency of the intensity distribution in order, Acquiring at least four images as the first illumination image, the at least four images corresponding to the first illumination light of the low spatial frequency and the first illumination light of the high spatial frequency;
  • Two images in which the positions of the bright part and the dark part are switched by the intensity distribution changing unit, and the image processing unit separates three pieces of image information having different depths of the subject from the at least four images.
  • the second illumination image is acquired by photographing the subject illuminated with the second illumination light from the second exit surface by the imaging unit.
  • the subject illuminated with the first illumination light from the first exit surface is photographed at least four times by the imaging unit, whereby at least four first illumination images are acquired.
  • the depth of the image information based on the bright part in the first illumination image depends on the period of the bright part and the dark part on the subject, and the spatial frequency of the intensity distribution is higher and the period of the bright part and the dark part is smaller. Image information at a shallower position can be obtained. That is, the bright part of the first illumination image obtained by using the first illumination light having a high spatial frequency includes a lot of surface information. Therefore, it is possible to separate three pieces of image information including a lot of information on the surface, surface layer, and deep layer of the subject from the four first illumination images.
  • the specular light in the first illumination image since the positions of the first emission surface from which the first illumination light is emitted and the second emission surface from which the second illumination light is emitted are different from each other, the specular light in the first illumination image. And a position of the specular light in the second illumination image.
  • Information of specular light generated on the surface of the subject is included in the image information on the most surface side. Therefore, by using two pieces of image information other than the image information on the most surface side among the three pieces of image information for the processing of the second illumination image, noise derived from specular light included in the first illumination image Can be prevented from occurring in the composite image.
  • the separation processing unit separates three pieces of image information of first surface layer image information, second surface layer image information, and deep layer image information from the at least four images, and the second The first surface layer image information is subtracted from the surface layer image information to obtain difference image information, and the image composition unit processes the second illumination image using the difference image information and the deep layer image information
  • the first surface layer image information is image information based on a bright portion on the surface of the subject irradiated with the first illumination light having the high spatial frequency
  • the second surface layer image information is The image information is based on a bright portion on the surface of the subject irradiated with the first illumination light having the low spatial frequency
  • the deep layer image information is irradiated with the first illumination light having the low spatial frequency.
  • the difference image data may be other image information except for the image information on the most front surface of the object.
  • the difference image information including a large amount of information is obtained, and a composite image with improved visibility of the structure in the surface layer can be created using the difference image information.
  • the period Y of the bright part and the dark part preferably satisfies the following conditional expressions (1) to (3). 0.005 mm ⁇ X ⁇ 2.0 mm (1) 0.1 mm ⁇ Y ⁇ 50 mm (2) X ⁇ Y (3)
  • conditional expression (1) is satisfied, first surface image information in which information of specular light on the surface is dominant is obtained. Using such first surface image information, it is possible to obtain differential image information from which specular light has been removed with high accuracy.
  • conditional expression (2) it is possible to separate the internal scattered light from the specular light and the surface scattered light with high spatial accuracy, and to obtain a favorable second surface layer component image and deep layer component image. .
  • illumination light having a spatially uniform intensity distribution in which bright portions and dark portions are periodically repeated in a light beam cross section perpendicular to the optical axis, and linearly polarized light, and spatially uniform illumination
  • the first illumination unit that sequentially irradiates the subject from the first exit surface as the first illumination light, and the second illumination light from the second exit surface different from the first exit surface.
  • a second illumination unit that irradiates the subject, a first illumination image that is an image of the subject that has been irradiated with the first illumination light, and an image of the subject that has been irradiated with the second illumination light.
  • An imaging unit that acquires the second illumination image, and an image processing unit that processes the first illumination image and the second illumination image acquired by the imaging unit, wherein the first illumination unit includes: The positions of the bright part and the dark part on the surface of the subject are interchanged.
  • the intensity distribution changing unit that changes the intensity distribution with time, and the imaging unit includes a polarizing plate that has a polarization direction substantially the same as the polarization direction of the first illumination light and can be inserted into and removed from the optical path.
  • the first illumination image is acquired when the polarizing plate is retracted from the optical path, and has the intensity distribution, and the positions of the bright part and the dark part are switched by the intensity distribution changing unit.
  • the image processing unit includes: a separation processing unit that separates into three pieces of image information having different depths of the subject; and the most image side of the subject among the three pieces of image information separated by the separation processing unit Using other image information except image information of ,
  • An endoscope system characterized by having an image synthesizing unit for processing the second illumination image.
  • Specular light has a polarization direction substantially the same as the polarization direction of the first illumination light, whereas surface scattered light and internal scattered light do not have a specific polarization state. For this reason, the surface information is dominant in the first illumination image when the polarizing plate is disposed on the optical path. Therefore, from the first illumination image when the polarizing plate is retracted from the optical path, and the bright part and the dark part in the two first illumination images when the polarizing plate is disposed on the optical path, Three pieces of image information each containing a lot of information on the surface, surface layer and deep layer can be separated.
  • the separation processing unit separates three pieces of image information of surface layer image information, deep layer image information, and surface image information, and subtracts the surface image information from the surface layer image information to obtain difference image information.
  • the image composition unit processes the second illumination image using the difference image information and the deep layer image information, and the surface layer image information has the spatial intensity distribution.
  • the deep layer image information is illuminated with the first illumination light having the spatial intensity distribution.
  • Image information based on a dark portion in the first illumination image of the subject, and the surface image information is the first illumination of the subject that is irradiated with the spatially uniform first illumination light.
  • Image information based on images It may be.
  • the first illumination image when the polarizing plate is disposed on the optical path is subtracted from the surface layer image information separated from the first illumination image when the polarizing plate is retracted from the optical path.
  • the information on the specular light on the surface is removed and the difference image information including a lot of information on the surface layer can be obtained, and a composite image with improved visibility of the structure in the surface layer can be created using the difference image information.
  • the period Z of the bright part and the dark part on the surface of the subject of the first illumination light having the spatial intensity distribution satisfies the following conditional expression (4). It may be. 0.1 mm ⁇ Z ⁇ 50 mm (4)
  • the intensity distribution of the first illumination light may be a stripe shape in which the band-like bright portions and the dark portions are alternately repeated in the width direction. By doing in this way, internal scattered light can be effectively separated with a simple light-dark pattern. Further, in order to exchange the positions of the bright and dark portions of the striped intensity distribution, it is only necessary to move the bright and dark portions of the intensity distribution only in the width direction of the stripe, so that the intensity distribution of the first illumination light Can be easily changed over time.
  • the first illumination light may be light having a single wavelength.
  • a small light source like a laser light source or LED can be used for the production
  • the present invention it is possible to create an image of a natural subject with improved visibility of the internal structure by suppressing generation of noise derived from specular light.
  • 1 is an overall configuration diagram of an endoscope system according to an embodiment of the present invention. It is a figure explaining the relationship between the 1st illumination light of the high spatial frequency inject
  • FIG. 1 shows the other structural example of a 1st illumination part and an intensity distribution change part. It is a figure explaining the process which produces a surface layer component image and a deep layer component image from 1 set of 1st illumination images in a isolation
  • the endoscope system 1 includes an endoscope 2 that observes the inside of the body, and a main body 3 that is connected to the proximal end of the endoscope 2.
  • the endoscope system 1 includes a first illuminating unit 41 and a second illuminating unit 42 that respectively emit illumination lights L1 and L2 from the distal end of the endoscope 2 toward a living tissue (subject) A in the body.
  • the intensity distribution changing unit 5 (see FIGS.
  • the first illumination unit 41 has a first exit surface 41 a provided on the distal end surface of the endoscope 2.
  • the first illumination unit 41 generates a first illumination light L1 having a single wavelength having a spatially non-uniform intensity distribution in a cross section of the light beam perpendicular to the optical axis, and the first illumination light L1 is generated as the first illumination light L1. Injected toward the living tissue A from the exit surface 41a.
  • the first illumination light L1 generally has a gradient of intensity at which the brightness gradually decreases from the center of the light beam toward the periphery. Apart from the overall intensity gradient of the light beam cross section, the first illumination light L1 has alternating high light portions and dark portions having lower intensity or less intensity than the light portions in the light beam cross section.
  • the first illumination unit 41 sequentially outputs two first illumination lights having different spatial frequencies (periods X and Y of the bright part and the dark part) of the bright and dark patterns. To ejaculate.
  • the high illumination frequency first illumination light L1 has a period X smaller than the period Y in the low illumination frequency first illumination light L1.
  • the intensity distribution changing unit 5 changes the intensity distribution of the first illumination light L1 with time so that the bright part and the dark part are switched in the cross section of the light beam. Thereby, a bright part and a dark part are projected in order at each position within the irradiation range of the first illumination light L1 on the surface B of the living tissue A.
  • the second illumination unit 42 has a second exit surface 42a at a position different from the first exit surface 41a of the distal end surface of the endoscope 2.
  • the second illumination unit 42 directs the white second illumination light L2 having a spatially substantially uniform intensity distribution in the light beam cross section perpendicular to the optical axis from the second exit surface 42a toward the living tissue A. Eject.
  • Such a second illumination unit 42 includes a light source 42b provided in the main body 3, and a bundle fiber 42c and a projection lens 42d provided in the endoscope 2.
  • the light source 42b is, for example, a semiconductor light source such as an LED or LD, or a lamp light source such as a xenon lamp.
  • White light may be generated by mixing red, green, and blue light output from a plurality of light sources.
  • the white light output from the light source 42b is guided to the projection lens 42d provided at the distal end of the endoscope 2 by the bundle fiber 42c, and the projection lens 42d performs the second emission which is the distal end surface of the projection lens 42d.
  • the light is emitted from the surface 42a as a divergent light beam.
  • the first illumination unit 41 and the second illumination unit 42 direct the high illumination frequency first illumination light L1, the low illumination frequency first illumination light L1 and the second illumination light L2 toward the living tissue A. It controls by the control apparatus which is not shown in figure provided in the main-body part 3 so that it injects in order.
  • FIGS. 3A to 3F show examples of the light / dark pattern of the intensity distribution of the first illumination light L1 and its temporal change.
  • a white area represents a bright part and a black area represents a dark part.
  • the bright and dark pattern in FIG. 3A is a checkered pattern in which square bright portions and dark portions are alternately repeated in two directions orthogonal to each other.
  • the bright and dark patterns in FIGS. 3B and 3C are stripe patterns in which straight belt-like bright portions and dark portions are alternately repeated only in the width direction orthogonal to the longitudinal direction of the bright portions and dark portions. In the stripe pattern, the center distance between the bright part and the dark part may be constant as shown in FIG. 3B or may be different as shown in FIG. 3C.
  • the light-dark pattern in FIG. 3D is a fringe pattern in which wave-like band-like bright portions and dark portions are alternately repeated only in the width direction orthogonal to the longitudinal direction of the bright portions and dark portions.
  • the bright / dark pattern in FIG. 3E is a dot pattern in which one of the bright part and the dark part is a circle and the other is the background.
  • the bright and dark pattern in FIG. 3F is a concentric circular pattern in which round band-like bright portions and dark portions are alternately repeated in the radial direction.
  • the intensity profile may have a rectangular wave shape as shown in FIG. 4A, a sine wave shape as shown in FIG. 4B, and a rectangular wave and a sine wave as shown in FIGS. 4C and 4D. It may be an intermediate shape or an asymmetric wave shape as shown in FIG. 4E. Further, as shown in FIG. 4E, the intensity profile may be highest at the center of the first illumination light L1, and may decrease overall from the center toward the periphery.
  • FIGS. 5A to 5E show configuration examples of the first illumination unit 41 and the intensity distribution changing unit 5.
  • the first illuminating unit 41 in FIG. 5A uses light interference fringes as a light / dark pattern, and divides the light output from the laser light source 41b and the laser light source 41b into two to emit two lights. And an optical path 41c.
  • the optical path 41c is composed of, for example, an optical fiber.
  • an interference fringe having a sinusoidal intensity profile as shown in FIG. 5B is generated as a light-dark pattern.
  • the intensity distribution changing unit 5 shifts the position of the interference fringes in a direction orthogonal to the optical axis of the illumination light, as shown in FIG. 5B, by changing the optical path length of one of the two branched lights. . Therefore, the intensity distribution changing unit 5 includes an optical element that is provided in one of the two light paths and changes the optical path length.
  • the first illumination unit 41 in FIG. 5C forms a light and dark pattern on the surface B of the living tissue A like a shadow picture, and a laser light source 41b and a mask 41g provided at the distal end of the endoscope 2. It has. Instead of the laser light source 41b, another type of light source such as an LED, or an optical fiber that guides light from the light source device arranged outside the endoscope 2 to the distal end portion of the endoscope 2 is used. Also good.
  • the mask 41g has a light-transmitting region that transmits laser light and a light-shielding region that blocks laser light, and a projection pattern corresponding to a light and dark pattern is formed from the light-transmitting region and the light-shielding region.
  • Such a mask 41g is made of, for example, a light-shielding substrate having an opening as a light-transmitting region or a transparent substrate having a light-shielding film as a light-shielding region.
  • the laser light output from the laser light source 41b passes through the mask 41g and is generated into the first illumination light L1 having a bright and dark pattern. Even if the lens 41h which changes the divergence angle of a laser beam is provided between the laser light source 41b and the mask 41g so that the 1st illumination light L1 irradiated to the biological tissue A may have a desired divergence angle. Good.
  • the spatial frequency of the first illumination light L1 emitted from the mask 41g can be changed by changing the distance in the optical axis direction between the laser light source 41b and the mask 41g by relative movement of the laser light source 41b and the mask 41g. it can. Therefore, an actuator that relatively moves the laser light source 41b and the mask 41g in the optical axis direction is provided.
  • the spatial frequency of the first illumination light L1 increases as the distance between the laser light source 41b and the mask 41g increases.
  • the intensity distribution changing unit 5 changes the intensity distribution over time by relatively moving the laser light source 41b and the mask 41g in the direction intersecting the optical axis of the laser light. Therefore, the intensity distribution changing unit 5 includes an actuator that relatively moves the laser light source 41b and the mask 41g in a direction intersecting the optical axis. Such an intensity distribution changing unit 5 can change the time by the relative movement of the laser light source 41b and the mask 41g only in the width direction orthogonal to the longitudinal direction of the bright part and the dark part. Suitable for patterns.
  • the 5D includes a laser light source 41b and a mask 41i provided in the main body 3, and an image guide fiber 41j provided in the endoscope 2.
  • the first illumination unit 41 in FIG. The laser light output from the laser light source 41b is condensed by the reflector 41d and illuminates the mask 41i.
  • the mask 41i is a liquid crystal element that can electrically control the light transmittance at each position in the incident region where the laser light is incident, and has a light / dark pattern similar to the mask 41g.
  • the image of the mask 41i is formed on the incident end face of the image guide fiber 41j by the condenser lens 41k, guided to the projection lens 41e at the distal end of the endoscope 2 while keeping the light / dark pattern, and is guided to the projection lens It is injected from 41e.
  • the mask 41i is connected to a control element that controls the light transmittance at each position in the laser light incident area.
  • the mask 41i made of a liquid crystal element can form an arbitrary projection pattern and can freely change the arbitrary projection pattern over time. That is, the intensity distribution changing unit 5 includes a control element.
  • the spatial frequency of the first illumination light L1 is changed by electrical control of the liquid crystal element by the control element.
  • the first illumination unit 41 in FIG. 5E includes a light source array 41l and a light guide member 41m that guides light while preserving the incident angle of the light with respect to the optical axis.
  • the light source array 41l has a plurality of laser light sources 41b arranged so that the incident angles of light with respect to the incident end of the light guide member 41m are different from each other.
  • the plurality of laser light sources 41b are arranged in a line, but the plurality of laser light sources 41b may be two-dimensionally arranged.
  • the light guide member 41m is, for example, a rod lens or a multimode fiber.
  • the laser light emitted from the laser light source 41b is converted into a parallel light beam by the lens 41n and enters the incident end of the light guide member 41m.
  • the laser light that has entered the light guide member 41m is guided through the light guide member 41m while preserving the angle thereof, and the living tissue A from the exit end of the light guide member 41m at the same angle as the incident angle to the entrance end. It is injected towards. Since the laser light spreads in the circumferential direction by repeating reflection in the light guide member 41m, the light emitted from the light guide member 41m has an annular shape. Therefore, by turning on the plurality of laser light sources 41b at the same time, the first illumination light L1 having a concentric pattern shown in FIG. 3F is generated.
  • the light source array 41l is connected with a control element that controls turning on and off of each laser light source 41b.
  • the spatial frequency of the first illumination light L1 is changed according to the interval between the plurality of laser light sources 41b that are turned on by the control element.
  • the intensity distribution changing unit 5 changes the intensity distribution by switching the laser light source 41b to be turned on by a control element.
  • the first illumination unit 41 in FIGS. 5A to 5E enlarges or reduces the light / dark pattern projected onto the living tissue A by the zoom lens disposed on the optical path of the first illumination light L1, thereby performing the first illumination.
  • the spatial frequency of the light L1 may be changed.
  • the imaging unit 6 includes an imaging lens 6a that is provided at the distal end of the endoscope 2 and collects light from the biological tissue A, and an imaging element 6b that captures an image of the biological tissue A formed by the imaging lens 6a. .
  • the imaging device 6b has sensitivity to both the monochromatic first illumination light L1 and the white second illumination light L2.
  • An image sensor 6b having an array is used.
  • the first illumination light L1 is near infrared light or infrared light
  • a laminate in which a substrate on which an RGB sensor is formed and a substrate on which a near infrared light or infrared light sensor is formed are laminated.
  • a type imaging device 6b may be used.
  • another imaging element for near infrared light or infrared light is provided, and near infrared light or infrared light is transmitted between the imaging lens 6a and the imaging element 6b. It may be configured to be separated and deflected toward another image sensor.
  • the near-infrared or infrared first illumination light L1 When the near-infrared or infrared first illumination light L1 is used in this way, the first illumination light L1 and the second illumination light L2 are simultaneously irradiated onto the living tissue A to produce the first illumination. You may acquire an image and a 2nd illumination image simultaneously.
  • the imaging unit 6 acquires a set of two first illumination images by executing imaging twice when the living tissue A is irradiated with the first illumination light L1 having a high spatial frequency, and the low-space
  • the first illumination image of two sheets is acquired by performing imaging twice
  • the second illumination light L2 is obtained by the biological tissue.
  • a single second illumination image is acquired by executing shooting once when A is irradiated. That is, four first illumination images and one second illumination image are acquired.
  • the operations of the illumination units 41 and 42 and the image sensor 6b are controlled by the control device so that the emission timings of the illumination lights L1 and L2 from the illumination units 41 and 42 and the imaging timing by the image sensor 6b are synchronized with each other. Be controlled.
  • the two sets of the first illumination image and the second illumination image acquired by the image sensor 6b are transmitted from the image sensor 6b to the image processing unit 7.
  • the intensity distribution of the first illumination light L1 having a high spatial frequency and a low spatial frequency is time-varying by the intensity distribution changing unit 5 as shown in FIGS. 3A to 3F.
  • the imaging device 6 b performs imaging at two times when the living tissue A is irradiated with the first illumination light L ⁇ b> 1 having a high spatial frequency in which the bright part and the dark part are inverted from each other.
  • the projection area of the bright part and the projection area of the dark part are inverted with each other, and a pair of first illumination images are acquired so that the projection areas of the bright part and the projection areas of the dark part complement each other. .
  • the imaging element 6b performs imaging at two times when the living tissue A is irradiated with the first illumination light L1 having a low spatial frequency in which the bright part and the dark part are inverted from each other.
  • a set of first illumination images is acquired.
  • the white area represents the bright area projection area
  • the black area represents the dark area projection area. Therefore, the operations of the intensity distribution changing unit 5 and the image sensor 6b are controlled by the control device so that the timing of changing the intensity distribution by the intensity distribution changing unit 5 and the timing of photographing by the image sensor 6b are synchronized with each other.
  • the image processing unit 7 separates three images having different depths of the living tissue A from the four first illumination images, and among the separated three pieces of image information, the most of the living tissue A And an image composition unit 72 for processing the second illumination image using other images excluding the image information on the front side.
  • FIG. 6 and 7 show image processing by the separation processing unit 71.
  • FIG. 6 and 7 For the pixels at each position of the set of first illumination images, the intensity value Imax when the bright part is projected and the intensity value Imin when the dark part is projected are acquired.
  • the separation processing unit 71 creates a deep component image including a large amount of information on the deep layer D of the living tissue A from the intensity value Imin of the set of first illumination images, and creates the intensity value Imin of the set of first illumination images and A surface layer component image including a lot of information on the surface B and the surface layer C of the living tissue A is created from the intensity value Imax.
  • the biological tissue A is a scatterer.
  • the surface layer C from the surface B to several tens of ⁇ m includes a structure ⁇ like a capillary blood vessel, and a thick blood vessel is formed in a deep layer D deeper than the surface layer C.
  • a structure ⁇ When the living tissue A is irradiated with the first illumination light L1 having a bright and dark pattern, specular reflection (specular) light Lr, surface scattered light Ls, and internal scattered light Ld are generated from the biological tissue A.
  • the specular light Lr is reflected light of the first illumination light L1 specularly reflected by the surface B of the living tissue A, and is generated in the projection area of the bright part.
  • the surface scattered light Ls is the scattered light of the first illumination light L1 that enters the living tissue A from the projection area of the bright part, passes through the surface layer C while repeating scattering, and is emitted from the surface B. Most of the surface scattered light Ls is emitted from the projection area of the bright part.
  • the internal scattered light Ld is scattered light of the first illumination light L1 that is incident on the living tissue A from the projection region of the bright part, passes through the deep layer D while repeating scattering, and is emitted from the surface B. A part of the internal scattered light Ld is emitted from the projection area of the bright part, and the other part propagates to the projection area of the dark part and is emitted from the projection area of the dark part.
  • the intensity value Imin of the projection area of the dark portion in the set of first illumination images is mainly based on the internal scattered light Ld, and mainly includes information on the deep layer D.
  • the intensity value Imax of the projection area of the bright portion in the set of first illumination images is based on the specular light Lr, the surface scattered light Ls, and the internal scattered light Ld, and the surface B, the surface layer C, and the deep layer D. Contains information.
  • FIG. 9 shows a specific method for creating a surface layer component image and a deep layer component image by the separation processing unit 71.
  • the set of first illumination images has such brightness that the intensity value is high in the pixel corresponding to the projection area in the bright portion and the intensity value is low in the pixel corresponding to the projection area in the dark portion. Have a distribution.
  • the first illumination light L1 has a light / dark pattern in which a bright part and a dark part are repeated at equal intervals like the light / dark pattern of FIG. 3A or FIG. 3B.
  • the intensity profile in the case where the boundary between the pixels and the boundary between the bright part and the dark part in the light / dark pattern match that is, one bright part or dark part corresponds to one pixel is shown.
  • the separation processing unit 71 determines the higher intensity value as the intensity value Imax, and determines the lower intensity value as the intensity value Imin.
  • a deep component image having an intensity value Imin mainly including information on the deep layer D is created. Further, by subtracting the intensity value Imin from the intensity value Imax, information on the deep layer D is removed, and a surface layer component image having an intensity value Is mainly including information on the surface B and the surface layer C is created.
  • the wavelength is longer, the light is less likely to be scattered by the scatterer and reaches a deeper position of the living tissue A. Therefore, the longer the wavelength of the first illumination light L1, the more the internal scattered light Ld becomes at a deeper position. Information will be included. Therefore, by using the near-infrared or infrared first illumination light L1, it is possible to obtain a deep layer component image including information on a deeper position. Even if the 1st illumination part 41 is comprised so that the wavelength of the 1st illumination light L1 can be selected from a some wavelength so that the depth of the information contained in a deep layer component image can be changed. Good.
  • the boundary between the depth of information included in the surface layer component image and the depth of information included in the deep layer component image is determined according to the interval between the bright portion and the dark portion on the surface B of the biological tissue A, and The narrower the distance from the dark part, the shallower the boundary. Therefore, the surface layer component image (first surface layer image information) based on the first illumination light L1 having a high spatial frequency mainly includes information on the surface B as shown in FIG. 2A. In contrast, as shown in FIG. 2B, the surface layer component image (second surface layer image information) based on the first illumination light L1 having a low spatial frequency includes specular light Lr on the surface B and internal scattered light on the surface layer C. Includes both Ld information.
  • FIG. 7 shows a process of obtaining difference images from the four first illumination images of the living tissue A illuminated with the first illumination light L1 having a high spatial frequency and a low spatial frequency.
  • each first illumination image includes a structure ⁇ like a capillary in the surface layer C and a structure ⁇ like a thick blood vessel in the deep layer D, and further includes the first illumination light L1. Specular light ⁇ derived from is reflected.
  • Both the surface layer component image based on the first illumination light L1 having a low spatial frequency and the surface layer component image based on the first illumination light L1 having a high spatial frequency, which are generated from such a first illumination image Includes structure ⁇ and specular light ⁇ .
  • the separation processing unit 71 is obtained using the first illumination light L1 having a high spatial frequency from the surface layer component image (second surface layer image information) obtained using the first illumination light L1 having a low spatial frequency.
  • the specular light Lr (see symbol ⁇ in FIG. 7) on the surface B is removed, and a difference image (difference image information) mainly including information on the surface layer C Create
  • FIG. 10 shows image processing by the image composition unit 72.
  • the image composition unit 72 uses the two pieces of image information, that is, the difference image information (difference image) and the depth image information (depth component image) based on the first illumination light L1 having the low spatial frequency shown in FIG. Process the illumination image. Specifically, as shown in FIG. 10, the image composition unit 72 creates a surface layer image based on the following equation (a), and creates a deep layer image based on the following equation (b).
  • Surface layer image second illumination image ⁇ P ⁇ difference image information / (difference image information + deep layer image information) (a)
  • Deep layer image second illumination image ⁇ Q ⁇ deep layer image information / (difference image information + deep layer image information) (b)
  • the image composition unit 72 calculates the ratio of the difference image information to the sum of the difference image information and the deep layer image information, and multiplies the calculated ratio by the second illumination image to create a surface layer image.
  • the image composition unit 72 calculates a ratio of the deep layer image information to the sum of the difference image information and the deep layer image information, and multiplies the second illumination image by the calculated ratio to create a deep layer image.
  • P in the equation (a) is a coefficient for emphasizing information on the surface layer in the synthesized image
  • Q in the equation (b) is a coefficient for emphasizing information on the deep layer in the synthesized image.
  • the coefficients P and Q are set by the user via an input means (not shown) connected to the main body 3, for example.
  • the image composition unit 72 creates a composite image by adding the surface layer image and the deep layer image.
  • the coefficients P and Q it is possible to create a composite image in which one of the information of the surface layer C and the information of the deep layer D is left and one of them is emphasized.
  • a composite image in which information on the surface layer C is enhanced is obtained by increasing the coefficient P
  • a composite image in which information on the deep layer D is enhanced is obtained by increasing the coefficient Q.
  • by setting one of the above-described coefficients P and Q to be small, it is possible to create a composite image in which one of the information is suppressed while leaving both information on the surface layer C and information on the deep layer D.
  • a final composite image may be created.
  • Final composite image R ⁇ (surface layer image + deep layer image) (c)
  • Such an image processing unit 7 is realized as an image processing program executed by a computer, for example. That is, the main body unit 3 includes a central processing unit (CPU), a main storage device such as a RAM, and an auxiliary storage device such as a hard disk drive so that the CPU can execute the above-described processing by the image processing unit 7.
  • the image processing program is stored in the auxiliary storage device. The image processing program is loaded from the auxiliary storage device to the main storage device, and the CPU executes processing according to the image processing program, whereby the above-described functions of the image processing unit 7 are realized.
  • the display device 8 includes a display unit 81 that displays an image created by the image processing unit 7, and a display switching unit 82 that switches an image to be displayed on the display unit 81 between the second illumination image and the final composite image. It has.
  • the display switching unit 82 is configured, for example, so that the user can select one of the second illumination image and the final composite image using an input unit (not shown).
  • the second illumination image or the final composite image is transmitted from the image processing unit 7 to the display device 8 so that the selected image is displayed on the display unit 81. It has become.
  • the second illumination image that is such a normal white light image includes a structure ⁇ in the surface layer C, a structure ⁇ in the deep layer D, and specular light derived from the second illumination light. ⁇ is included.
  • the living tissue A is irradiated with the first illumination light L1 having a bright and dark pattern
  • the internal scattered light Ld containing a lot of information on the deep layer D is converted into specular light Lr containing information on the surface B and the surface layer C, and It is spatially separated from the surface scattered light Ls.
  • a surface layer component image including information on the surface B, the surface layer C, and the deep layer D is created based on the bright portion in the first illumination image, and the information on the deep layer D is mainly based on the dark portion in the first illumination image. Can be created.
  • a surface layer image mainly including information on the surface B and the surface layer C and a deep layer image mainly including information on the deep layer D are created from the second illumination image.
  • a composite image that is a white light image of the living tissue A in which the visibility of the structure ⁇ of the surface layer C and the structure ⁇ of the deep layer D is improved can be reconstructed.
  • the specular light based on the first illumination light L1 and the specular light based on the second illumination light L2 are caused by the fact that the positions of the first emission surface 41a and the second emission surface 42a are different from each other. It occurs at different positions. For this reason, a deviation occurs between the position of the specular light ⁇ in the first illumination image and the position of the specular light ⁇ in the second illumination image. As shown in FIG.
  • a surface layer component image in which the information on the surface B is dominant is obtained by using the first illumination light having a high spatial frequency, and the specular component is obtained by using the surface layer component image.
  • the light is removed, and a difference image including information on the surface layer C is obtained.
  • the period X (see FIG. 2A) of the bright part and the dark part on the surface B of the high illumination frequency first illumination light L1. It is preferable that the following conditional expression (1) is satisfied. 0.005 mm ⁇ X ⁇ 2.0 mm (1)
  • the period X satisfies the conditional expression (1), it is possible to obtain a surface layer component image including almost only the information on the surface B.
  • the period X is 0.005 mm or less, the ratio of the internal scattered light Ld emitted from the projection area in the dark portion increases, and as a result, the difference between the intensity value Imax and the intensity value Imin decreases, and the surface layer component image is displayed. Information on the surface B involved may be lacking.
  • the period X is 2.0 mm or more, the ratio of the information of the surface layer C included in the surface layer component image increases, and it becomes difficult to selectively remove only specular light in the difference image.
  • the period Y (see FIG. 2B) of the bright part and the dark part on the surface B of the low illumination frequency first illumination light L1. It is preferable that the following conditional expression (2) is satisfied. 0.1 mm ⁇ Y ⁇ 50 mm (2) When the period Y satisfies the conditional expression (2), a surface layer component image rich in information on the surface layer C and a deep layer component image rich in information on the deep layer D can be obtained. When the period Y is 0.1 mm or less, the ratio of the surface scattered light Ls that goes from the bright area to the dark area increases, and as a result, the difference between the intensity value Imax and the intensity value Imin decreases.
  • Information on the surface layer C included in the surface layer component image may be insufficient.
  • the period Y is 50 mm or more, the internal scattered light Ld cannot reach the center of the projection area in the dark part, and as a result, the information on the deep layer D included in the deep image as the intensity value Imin approaches zero. Can be lacking.
  • the intensity distribution changing unit 5 alternates the intensity distribution of the first illumination light L1 between two bright and dark patterns in which the bright part and the dark part are inverted as shown in FIGS. 3A to 3F.
  • the intensity distribution of the first illumination light L1 may be continuously changed between the two light / dark patterns.
  • the imaging unit 6 performs shooting at three or more times at which the positions of the bright part and the dark part are different from each other, and the projection area and the dark part of the bright part are captured.
  • a set of three or more sets of first illumination images having different projection region positions may be acquired.
  • the separation processing unit 71 may create a surface layer component image and a deep layer component image from three or more first illumination images. In this case, since three or more intensity values are obtained for the pixels at each position, the maximum intensity value may be calculated as Imax and the minimum intensity value may be calculated as Imin.
  • the intensity values in the first illumination image of a set of two sheets are used as the intensity values Imax and Imin.
  • the light and dark pattern has a sinusoidal intensity as shown in FIGS. 3B and 4B.
  • the intensity values Imax and Imin of each pixel may be calculated by a phase shift method. According to the phase shift method, as shown in FIG. 11, the maximum intensity value Imax and the minimum intensity value Imin of each pixel can be obtained from a set of three first illumination images with different phases ⁇ of the light and dark pattern. it can. Therefore, a surface layer component image and a deep layer component image having the same resolution as the second illumination image can be created from a small number of first illumination images.
  • the first illumination light L1 having a high spatial frequency is used to remove the specular light on the surface B from the surface layer component image.
  • the first illumination light L1 that is linearly polarized light may be used.
  • the first illumination unit 41 emits the first illumination light L1 that is linearly polarized light toward the living tissue A. Therefore, the first illumination unit 41 is provided with a polarizing plate that converts the first illumination light L1 into linearly polarized light as necessary.
  • the imaging unit 6 further includes a polarizing plate 6c that can be inserted into and removed from the optical path upstream of the imaging element 6b and has substantially the same polarization direction as the polarization direction of the first illumination light L1.
  • the polarizing plate 6c is provided so as to be movable between a position on the optical path and a position retracted from the optical path by an actuator (not shown).
  • the imaging unit 6 acquires a total of three first illumination images by performing imaging when the polarizing plate 6c is disposed on the optical path and when the polarizing plate 6c is retracted from the optical path.
  • the imaging unit 6 receives the first illumination light having the intensity distribution in which the positions of the bright part and the dark part are switched by the intensity distribution changing unit 5. Two images irradiated on the living tissue A are acquired. In addition, the imaging unit 6 acquires a single image in which the living tissue A is irradiated with the spatially uniform first illumination light when the polarizing plate 6c is disposed on the optical path.
  • the specular light Lr is linearly polarized light having substantially the same polarization direction as that of the first illumination light L1, whereas the scattered lights Ls and Ld do not have a specific polarization state. Therefore, when the polarizing plate 6c is disposed on the optical path of the imaging unit 6, the scattered lights Ls and Ld are removed by the polarizing plate 6c, and the specular light Lr selectively enters the imaging device 6b. Thereby, the 1st illumination image (surface image information) which image
  • This first illumination image is equivalent to a surface layer component image based on the first illumination light L1 having a high spatial frequency.
  • the scattered light Ls and Ld are also incident on the imaging element 6b together with the specular light Lr.
  • two first illumination images obtained by capturing the specular light Lr and the scattered lights Ls and Ld are acquired. These two first illumination images are equivalent to the first illumination image based on the first illumination light L1 having a low spatial frequency.
  • the image processing unit 7 generates a surface layer component image (surface layer image information) including a large amount of information on the surface layer C based on the bright portions of the two first illumination images, and the two first illumination images.
  • a deep layer component image (deep layer image information) including a lot of information on the deep layer D is generated based on the dark part of the image.
  • the separation processing unit 71 creates a difference image by using the first illumination image when the polarizing plate 6c is retracted from the optical path instead of the surface layer component image based on the first illumination light having a high spatial frequency. .
  • the first illumination light L1 that is linearly polarized light is used instead of the first illumination light L1 having a high spatial frequency, a differential image from which specular light has been removed can be obtained, and the specular light can be obtained. It is possible to create a natural composite image and a final composite image that do not include noise derived from the origin.
  • the period Z between the bright part and the dark part on the surface B of the first illumination light L1 having the intensity distribution satisfies the following conditional expression (4), similarly to the first illumination light L1 having the low spatial frequency described above. preferable. 0.1 mm ⁇ Z ⁇ 50 mm (4)

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Optics & Photonics (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • Medical Informatics (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Radiology & Medical Imaging (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • Signal Processing (AREA)
  • General Physics & Mathematics (AREA)
  • Astronomy & Astrophysics (AREA)
  • Multimedia (AREA)
  • Endoscopes (AREA)

Abstract

内視鏡システム（１）は、低空間周波数および高空間周波数の第１の照明光を射出するとともに第１の照明光の強度分布を時間変化させる第１の照明部（４１）と、第２の照明光を射出する第２の照明部（４２）と、第１および第２の照明光でそれぞれ照明されている被写体の第１および第２の照明画像を取得する撮像部（６）と、第１および第２の照明画像を処理する画像処理部（７）とを備え、撮像部（６）は、低空間周波数および高空間周波数の第１の照明光に対応する画像および第１の照明光の明部および暗部が入れ替えられた画像を含む４つの画像を取得し、画像処理部（７）が、４つの画像から深さの異なる３つの画像情報を分離し、最も表面側の画像情報以外の画像情報を用いて第２の照明画像を処理する。

Description

内視鏡システム
　本発明は、内視鏡システムに関するものである。
　照明された物体から生じる光には、鏡面反射（スペキュラ）光、拡散反射光、散乱光等の複数種類の成分が含まれる。物体の画像に含まれるこのような成分を、高空間周波数の構造化照明光を用いた高周波パターン投影法によって分離することで、物体の表面の情報と内部の情報とを分離する技術が提案されている（例えば、非特許文献１参照。）。
高谷剛志、外３名、「多重重み付け計測による反射・散乱光の分解」、第１４回画像の認識・理解シンポジウム（ＭＩＲＵ２０１１）、２０１１年７月
　非特許文献１に開示されている高周波パターン投影法で取得された構造化照明画像を用いて内視鏡の白色光画像を処理することで、白色光画像内の被写体の質感や内部構造の視認性を向上することが期待される。しかしながら、構造化照明用の照明系を、白色光用の照明系を有する内視鏡に追加した場合に、以下の問題が生じる。
　白色光画像には白色光のスペキュラ光が写り込み、構造化照明画像には構造化照明光のスペキュラ光が写り込む。白色光用の照明系からの光の射出位置と構造化照明用の照明系からの光の射出位置とが相互に異なるため、上記２つのスペキュラ光の発生位置も相互に異なり、白色光画像内のスペキュラ光の位置と構造化照明画像内のスペキュラ光の位置との間にずれが生じる。このような構造化照明画像を白色光画像の処理に使用したときに、処理後の白色光画像内に構造化照明画像内のスペキュラ光由来のノイズが発生し、不自然な白色光画像となってしまう。
　本発明は、上述した事情に鑑みてなされたものであって、スペキュラ光由来のノイズの発生を抑制して内部構造の視認性を向上した自然な被写体の画像を作成することができる内視鏡システムを提供することを目的とする。
　上記目的を達成するため、本発明は以下の手段を提供する。
　本発明の第１の態様は、光軸に垂直な光束断面において明部および暗部が周期的に繰り返される空間的な強度分布を有する第１の照明光を第１の射出面から被写体に照射する第１の照明部と、第２の照明光を前記第１の射出面とは異なる第２の射出面から前記被写体に照射する第２の照明部と、前記第１の照明光を照射された前記被写体の画像である第１の照明画像および前記第２の照明光を照射された前記被写体の画像である第２の照明画像を取得する撮像部と、前記撮像部で取得された前記第１の照明画像および前記第２の照明画像を処理する画像処理部と、を備え、前記第１の照明部は、前記明部および暗部の前記被写体の表面上での位置が互いに入れ替わるように前記強度分布を時間変化させる強度分布変更部を有するとともに、相対的に強度分布の空間周波数が低い低空間周波数の第１の照明光と、相対的に強度分布の空間周波数が高い高空間周波数の第１の照明光とを順番に照射し、前記撮像部は、前記第１の照明画像として少なくとも４つの画像を取得し、該少なくとも４つの画像は、前記低空間周波数の第１の照明光および前記高空間周波数の第１の照明光に対応する画像と、前記強度分布変更部によって前記明部および暗部の位置が入れ替えられた２つの画像と、を含み、前記画像処理部は、前記少なくとも４つの画像から前記被写体の深さの異なる３つの画像情報を分離する分離処理部と、該分離処理部によって分離された３つの画像情報のうち、前記被写体の最も表面側の画像情報を除く他の画像情報を用いて、前記第２の照明画像を処理する画像合成部と、を有することを特徴とする内視鏡システムである。
　本態様によれば、第２の射出面からの第２の照明光で照明された被写体が撮像部によって撮影されることで第２の照明画像が取得される。一方、第１の射出面からの第１の照明光で照明された被写体が撮像部によって少なくとも４回撮影されることで少なくとも４枚の第１の照明画像が取得される。
　被写体上の明部の投影領域では、被写体の表面で発生するスペキュラ光と、被写体内の表層で散乱された表面散乱光と、被写体内の深層で散乱された深層散乱光とが生じる。一方、被写体上の暗部の投影領域では、明部の投影領域から暗部の投影領域まで回り込んだ深層散乱光が支配的に生じる。したがって、各第１の照明画像内の明部からは表面および表層の情報を多く含む画像情報が得られ、各第１の照明画像内の暗部からは深層の情報を多く含む画像情報が得られる。すなわち、第１の照明光の強度分布を時間変化させて被写体に投影される明部および暗部の位置を入れ替えることで、被写体上の各位置において表層の情報および深層の情報の両方を取得することができる。また、第１の照明画像内の明部に基づく画像情報の深さは、被写体上における明部および暗部の周期に依存し、強度分布の空間周波数が高く明部と暗部の周期が小さい程、より浅い位置の画像情報が得られる。すなわち、高空間周波数の第１の照明光を使用して得られた第１の照明画像の明部は、表面の情報を多く含む。したがって、４枚の第１の照明画像から、被写体の表面、表層および深層の情報をそれぞれ多く含む３つの画像情報を分離することができる。
　この場合に、第１の照明光が射出される第１の射出面と第２の照明光が射出される第２の射出面の位置が相互に異なるため、第１の照明画像内のスペキュラ光の位置と第２の照明画像内のスペキュラ光の位置との間にずれが生じる。被写体の表面で発生するスペキュラ光の情報は、最も表面側の画像情報に含まれる。したがって、３つの画像情報のうち、最も表面側の画像情報以外の他の２つの画像情報を第２の照明画像の処理に使用することで、第１の照明画像に含まれるスペキュラ光由来のノイズが合成画像に発生することを抑制することができる。
　上記第１の態様においては、前記分離処理部は、前記少なくとも４つの画像から、第１の表層画像情報、第２の表層画像情報および深層画像情報の３つの画像情報を分離し、前記第２の表層画像情報から前記第１の表層画像情報を減算して差分画像情報を取得し、前記画像合成部は、前記差分画像情報と前記深層画像情報とを用いて前記第２の照明画像を処理し、前記第１の表層画像情報は、前記高空間周波数の第１の照明光を照射された前記被写体の表面上での明部に基づく画像情報であり、前記第２の表層画像情報は、前記低空間周波数の第１の照明光を照射された前記被写体の表面上での明部に基づく画像情報であり、前記深層画像情報は、前記低空間周波数の第１の照明光を照射された前記被写体の表面上での暗部に基づく画像情報であり、前記差分画像情報は、前記被写体の最も表面側の画像情報を除く他の画像情報であってもよい。
　このように、高空間周波数の第１の照明光を使用して得られた第１の表層画像情報を第２の表層画像情報から減算することで、表面のスペキュラ光の情報が除去され表層の情報を多く含む差分画像情報が得られ、差分画像情報を用いて表層内の構造の視認性を向上した合成画像を作成することができる。
　上記第１の態様においては、前記高空間周波数の第１の照明光の前記被写体上における前記明部および前記暗部の周期Ｘと、前記低空間周波数の第１の照明光の前記被写体上における前記明部および前記暗部の周期Ｙとが、以下の条件式（１）から（３）を満たしていることが好ましい。
　０．００５ｍｍ＜Ｘ＜２．０ｍｍ　　　…（１）
　０．１ｍｍ＜Ｙ＜５０ｍｍ　　　…（２）
　Ｘ＜Ｙ　　　…（３）
　条件式（１）を満たすことで、表面のスペキュラ光の情報が支配的である第１の表層画像情報が得られる。このような第１の表層画像情報を使用して、スペキュラ光が高精度に除去された差分画像情報を得ることができる。
　条件式（２）を満たすことで、内部散乱光をスペキュラ光および表面散乱光と空間的に高精度に分離することができ、良好な第２の表層成分画像および深層成分画像を得ることができる。
　本発明の第２の態様は、直線偏光を有し、光軸に垂直な光束断面において明部および暗部が周期的に繰り返される空間的な強度分布を有する照明光と、空間的に均一な照明光とを順番に第１の照明光として第１の射出面から被写体に照射する第１の照明部と、第２の照明光を前記第１の射出面とは異なる第２の射出面から前記被写体に照射する第２の照明部と、前記第１の照明光を照射された前記被写体の画像である第１の照明画像および前記第２の照明光を照射された前記被写体の画像である第２の照明画像を取得する撮像部と、前記撮像部によって取得された前記第１の照明画像および前記第２の照明画像を処理する画像処理部と、を備え、前記第１の照明部は、前記明部および暗部の前記被写体の表面上での位置が互いに入れ替わるように前記強度分布を時間変化させる強度分布変更部を有し、前記撮像部は、前記第１の照明光の偏光方向と略同一方向の偏光方向を有し光路上に挿脱可能な偏光板を有し、前記第１の照明画像は、前記偏光板が光路上から退避しているときに取得され、前記強度分布を有し前記強度分布変更部によって前記明部および暗部の位置が入れ替えられた前記第１の照明光が照射された少なくとも２つの画像と、前記偏光板が光路上に配置されているときに取得され、前記空間的に均一な前記第１の照明光が照射された画像と、含み、前記画像処理部は、前記被写体の深さの異なる３つの画像情報に分離する分離処理部と、該分離処理部によって分離された前記３つの画像情報のうち、前記被写体の最も表面側の画像情報を除く他の画像情報を用いて、前記第２の照明画像を処理する画像合成部と、を有することを特徴とする内視鏡システムである。
　スペキュラ光は第１の照明光の偏光方向と略同一の偏光方向を有するのに対し、表面散乱光および内部散乱光は特定の偏光状態を有しない。そのため、偏光板が光路上に配置されているときの第１の照明画像は、表面の情報が支配的となる。したがって、偏光板が光路上から退避しているときの第１の照明画像と、偏光板が光路上に配置されているときの２枚の第１の照明画像内の明部および暗部とから、表面、表層および深層の情報をそれぞれ多く含む３つの画像情報を分離することができる。
　上記第２の態様においては、前記分離処理部が、表層画像情報、深層画像情報および表面画像情報の３つの画像情報を分離し、前記表層画像情報から前記表面画像情報を減算して差分画像情報を取得し、前記画像合成部が、前記差分画像情報と前記深層画像情報とを用いて前記第２の照明画像を処理し、前記表層画像情報が、前記空間的な強度分布を有する前記第１の照明光で照明されている前記被写体の第１の照明画像内の明部に基づく画像情報であり、前記深層画像情報が、前記空間的な強度分布を有する前記第１の照明光で照明されている前記被写体の第１の照明画像内の暗部に基づく画像情報であり、前記表面画像情報は、前記空間的に均一な前記第１の照明光で照射されている前記被写体の第１の照明画像に基づく画像情報であってもよい。
　このように、偏光板が光路上に配置されているときの第１の照明画像を、偏光板が光路上から退避しているときの第１の照明画像から分離された表層画像情報から減算することで、表面のスペキュラ光の情報が除去され表層の情報を多く含む差分画像情報を得られ、差分画像情報を用いて表層内の構造の視認性を向上した合成画像を作成することができる。
　上記第２の態様においては、前記空間的な強度分布を有する前記第１の照明光の被写体の表面上での前記明部と前記暗部の周期Ｚが、以下の条件式（４）を満していてもよい。
　０．１ｍｍ＜Ｚ＜５０ｍｍ　　　・・・（４）
　上記第１および第２の態様においては、前記第１の照明光の強度分布は、帯状の前記明部および前記暗部が幅方向に交互に繰り返される縞状であってもよい。
　このようにすることで、簡便な明暗パターンで内部散乱光を効果的に分離することができる。また、縞状の強度分布の明部と暗部との位置を入れ替えるためには、強度分布の明部および暗部を縞の幅方向のみに移動させればよいので、第１の照明光の強度分布を容易に時間変化させることができる。
　上記第１および第２の態様においては、前記第１の照明光が、単一波長の光であってもよい。
　このようにすることで、第１の照明光の生成に、レーザ光源やＬＥＤのような小型な光源を使用することができる。また、明部と暗部のコントラストが高く、かつ高輝度の第１の照明光を容易に生成することができる。
　本発明によれば、スペキュラ光由来のノイズの発生を抑制して内部構造の視認性を向上した自然な被写体の画像を作成することができるという効果を奏する。
本発明の一実施形態に係る内視鏡システムの全体構成図である。 図１の第１の照明部から射出される高空間周波数の第１の照明光と、表層成分画像および深層成分画像に含まれる情報の深さとの関係を説明する図である。 図１の第１の照明部から射出される低空間周波数の第１の照明光と、表層成分画像および深層成分画像に含まれる情報の深さとの関係を説明する図である。 第１の照明光の強度分布およびその時間変化の一例を示す図である。 第１の照明光の強度分布およびその時間変化の他の例を示す図である。 第１の照明光の強度分布およびその時間変化の他の例を示す図である。 第１の照明光の強度分布およびその時間変化の他の例を示す図である。 第１の照明光の強度分布およびその時間変化の他の例を示す図である。 第１の照明光の強度分布およびその時間変化の他の例を示す図である。 第１の照明光の強度の空間プロファイルの一例を示す図である。 第１の照明光の強度の空間プロファイルの他の例を示す図である。 第１の照明光の強度の空間プロファイルの他の例を示す図である。 第１の照明光の強度の空間プロファイルの他の例を示す図である。 第１の照明光の強度の空間プロファイルの他の例を示す図である。 第１の照明光の強度の空間プロファイルの他の例を示す図である。 第１の照明部および強度分布変更部の構成例を示す図である。 図５Ａの第１の照明部によって生成される照明光の明暗パターンおよびその時間変化を説明する図である。 第１の照明部および強度分布変更部の他の構成例を示す図である。 第１の照明部および強度分布変更部の他の構成例を示す図である。 第１の照明部および強度分布変更部の他の構成例を示す図である。 分離処理部において１組の第１の照明画像から表層成分画像および深層成分画像を作成する処理を説明する図である。 分離処理部において２組の第１の照明画像から差分画像を作成する処理を説明する図である。 第１の照明光の照射によって生体組織で発生するスペキュラ光、表面散乱光および内部散乱光とこれらの発生位置との関係を説明する図である。 分離処理部における分離画像の作成方法を説明する図である。 画像合成部において第２の照明画像から合成画像および最終合成画像を作成する処理を説明する図である。 位相シフト法による強度値Ｉｍａｘ，Ｉｍｉｎの算出方法を説明する図である。 偏光板を備える内視鏡システムの変形例の部分構成図である。 本発明の比較例における合成画像および最終合成画像の作成処理を説明する図である。
　以下に、本発明の一実施形態に係る内視鏡システム１について図面を参照して説明する。
　本実施形態に係る内視鏡システム１は、図１に示されるように、体内を観察する内視鏡２と、内視鏡２の基端に接続された本体部３とを備えている。
　また、内視鏡システム１は、内視鏡２の先端から体内の生体組織（被写体）Ａに向けて照明光Ｌ１，Ｌ２をそれぞれ射出する第１の照明部４１および第２の照明部４２と、第１の照明光Ｌ１の強度分布を時間変化させる強度分布変更部５（図５Ａから図５Ｅ参照。）と、照明光Ｌ１，Ｌ２で照明されている生体組織Ａの第１の照明画像および第２の照明画像を取得する撮像部６と、第１の照明画像を用いて第２の照明画像を処理することで合成画像を作成する画像処理部７と、表示装置８とを備えている。
　第１の照明部４１は、内視鏡２の先端面に設けられた第１の射出面４１ａを有している。第１の照明部４１は、光軸に垂直な光束断面において空間的に非一様な強度分布を有する単一波長の第１の照明光Ｌ１を生成し、第１の照明光Ｌ１を第１の射出面４１ａから生体組織Ａに向けて射出する。第１の照明光Ｌ１は、一般に、光束の中心から周縁に向かって明るさが漸次低下する強度の勾配を有する。このような光束断面の全体的な強度勾配とは別に、第１の照明光Ｌ１は、光束断面において、高強度の明部と該明部よりも低強度または強度を有しない暗部とが交互に周期的に繰り返される明暗パターンを有する。
　また、第１の照明部４１は、図２Ａおよび図２Ｂに示されるように、明暗パターンの空間周波数（明部と暗部の周期Ｘ，Ｙ）が相互に異なる２つの第１の照明光を順番に射出する。高空間周波数の第１の照明光Ｌ１は、低空間周波数の第１の照明光Ｌ１における周期Ｙよりも小さい周期Ｘを有する。
　強度分布変更部５は、光束断面において明部と暗部とが入れ替わるように第１の照明光Ｌ１の強度分布を時間変化させる。これにより、生体組織Ａの表面Ｂ上の第１の照明光Ｌ１の照射範囲内の各位置には、明部および暗部が順番に投影されるようになっている。
　第２の照明部４２は、内視鏡２の先端面の第１の射出面４１ａとは異なる位置に第２の射出面４２ａを有する。第２の照明部４２は、光軸に垂直な光束断面において空間的に略一様な強度分布を有する白色の第２の照明光Ｌ２を、第２の射出面４２ａから生体組織Ａに向けて射出する。このような第２の照明部４２は、本体部３に設けられた光源４２ｂと、内視鏡２に設けられたバンドルファイバ４２ｃおよび投影レンズ４２ｄとを備えている。
　光源４２ｂは、例えば、ＬＥＤまたはＬＤのような半導体光源、もしくはキセノンランプのようなランプ光源である。複数の光源から出力された赤、緑、青の光を混合することで白色光を生成してもよい。光源４２ｂから出力された白色光は、内視鏡２の先端に設けられた投影レンズ４２ｄまでバンドルファイバ４２ｃによって導光され、投影レンズ４２ｄによって、該投影レンズ４２ｄの先端面である第２の射出面４２ａから発散光束として射出される。
　第１の照明部４１および第２の照明部４２は、高空間周波数の第１の照明光Ｌ１、低空間周波数の第１の照明光Ｌ１および第２の照明光Ｌ２を生体組織Ａに向けて順番に射出するように、本体部３に設けられた図示しない制御装置によって制御される。
　図３Ａから図３Ｆには、第１の照明光Ｌ１の強度分布の明暗パターンとその時間変化の例が示されている。図３Ａから図３Ｆにおいて、白い領域が明部を表し、黒い領域が暗部を表している。
　図３Ａの明暗パターンは、正方形の明部および暗部が、相互に直交する２方向に交互に繰り返される市松パターンである。
　図３Ｂおよび図３Ｃの明暗パターンは、真っ直ぐな帯状の明部および暗部が、明部および暗部の長手方向に直交する幅方向にのみ交互に繰り返される縞パターンである。縞パターンにおいて、明部と暗部との間の中心間隔は、図３Ｂに示されるように一定であってもよく、図３Ｃに示されるように異なっていてもよい。
　図３Ｄの明暗パターンは、波形の帯状の明部および暗部が、明部および暗部の長手方向に直交する幅方向にのみ交互に繰り返される縞パターンである。
　図３Ｅの明暗パターンは、明部および暗部のうち、一方が円であり、他方が背景であるドットパターンである。
　図３Ｆの明暗パターンは、丸い帯状の明部および暗部が径方向に交互に繰り返される同心円パターンである。
　図４Ａから図４Ｆは、図３Ａから図３Ｆの明暗パターンにおいて明部と暗部の間での強度の空間的な変化を表す強度プロファイルの例を示している。強度プロファイルは、図４Ａに示されるような矩形波状であってもよく、図４Ｂに示されるような正弦波状であってもよく、図４Ｃおよび図４Ｄに示されるような矩形波と正弦波の中間的な形状であってもよく、図４Ｅに示されるような非対称な波形状であってもよい。また、強度プロファイルは、図４Ｅに示されるように、第１の照明光Ｌ１の中心で最も高く、中心から周縁に向かって全体的に低下していてもよい。
　図５Ａから図５Ｅは、第１の照明部４１および強度分布変更部５の構成例を示している。
　図５Ａの第１の照明部４１は、光の干渉縞を明暗パターンとして利用するものであり、レーザ光源４１ｂと、レーザ光源４１ｂから出力された光を２つに分岐して２つの光を射出する光路４１ｃとを備えている。光路４１ｃは、例えば、光ファイバから構成されている。光路４１ｃから射出された２つの光が互いに干渉することで、図５Ｂに示されるような正弦波状の強度プロファイルを有する干渉縞が明暗パターンとして生成される。
　強度分布変更部５は、分岐された２つの光のうち一方の光路長を変化させることで、図５Ｂに示されるように、干渉縞の位置を照明光の光軸に直交する方向にシフトさせる。したがって、強度分布変更部５は、２つの光のうちの一方の光路に設けられ、光路長を変化させる光学素子を備える。
　図５Ｃの第１の照明部４１は、影絵のようにして明暗パターンを生体組織Ａの表面Ｂ上に形成するものであり、内視鏡２の先端部に設けられたレーザ光源４１ｂおよびマスク４１ｇを備えている。レーザ光源４１ｂに代えて、ＬＥＤのような他の種類の光源、または、内視鏡２の外部に配置された光源装置から内視鏡２の先端部まで光を導光する光ファイバを用いてもよい。
　マスク４１ｇは、レーザ光を透過させる透光領域と、レーザ光を遮断する遮光領域とを有し、明暗パターンに対応する投影パターンが透光領域および遮光領域から形成されている。このようなマスク４１ｇは、例えば、透光領域としての開口が形成された遮光性の基板、または、遮光領域としての遮光膜が形成された透明な基板からなる。レーザ光源４１ｂから出力されたレーザ光は、マスク４１ｇを透過することで、明暗パターンを有する第１の照明光Ｌ１へと生成される。レーザ光源４１ｂとマスク４１ｇとの間には、生体組織Ａに照射される第１の照明光Ｌ１が所望の発散角を有するようにレーザ光の発散角を変更するレンズ４１ｈが設けられていてもよい。
　マスク４１ｇから射出された第１の照明光Ｌ１の空間周波数は、レーザ光源４１ｂおよびマスク４１ｇの相対移動によってレーザ光源４１ｂとマスク４１ｇとの光軸方向の間隔を変更することで、変更することができる。したがって、レーザ光源４１ｂおよびマスク４１ｇを光軸方向に相対移動させるアクチュエータが設けられる。レーザ光源４１ｂとマスク４１ｇとの間隔が大きい程、第１の照明光Ｌ１の空間周波数が高くなる。
　強度分布変更部５は、レーザ光源４１ｂおよびマスク４１ｇをレーザ光の光軸に交差する方向に相対移動させることで、強度分布を時間変化させる。したがって、強度分布変更部５は、レーザ光源４１ｂおよびマスク４１ｇを光軸に交差する方向に相対移動させるアクチュエータを備える。このような強度分布変更部５は、明部および暗部の長手方向に直交する幅方向のみのレーザ光源４１ｂおよびマスク４１ｇの相対移動によって時間変化させることができる図３Ｂから図３Ｄの縞状の明暗パターンに適している。
　図５Ｄの第１の照明部４１は、本体部３に設けられたレーザ光源４１ｂおよびマスク４１ｉと、内視鏡２に設けられたイメージガイドファイバ４１ｊとを備えている。
　レーザ光源４１ｂから出力されたレーザ光は、リフレクタ４１ｄによって集光されマスク４１ｉを照明する。マスク４１ｉは、レーザ光が入射する入射領域内の各位置の光透過率を電気的に制御することができる液晶素子であり、マスク４１ｇと同様に明暗パターンを有する。マスク４１ｉの像は、集光レンズ４１ｋによってイメージガイドファイバ４１ｊの入射端面に結像され、内視鏡２先端の投影レンズ４１ｅまでイメージガイドファイバ４１ｊによって明暗パターンを保存しながら導光され、投影レンズ４１ｅから射出される。
　マスク４１ｉには、レーザ光の入射領域内の各位置の光透過率を制御する制御素子が接続される。液晶素子からなるマスク４１ｉは、任意の投影パターンを形成することができるとともに、任意の投影パターンを自由に時間変化させることができる。すなわち、強度分布変更部５は、制御素子からなる。第１の照明光Ｌ１の空間周波数は、制御素子による液晶素子の電気的な制御によって変更される。
　図５Ｅの第１の照明部４１は、光源アレイ４１ｌと、その光軸に対する光の入射角度を保存しながら光を導光する導光部材４１ｍとを備えている。光源アレイ４１ｌは、導光部材４１ｍの入射端に対する光の入射角度が相互に異なるように配列された複数のレーザ光源４１ｂを有する。図５Ｅでは、複数のレーザ光源４１ｂが一列に配列されているが、複数のレーザ光源４１ｂは２次元的に配列されていてもよい。導光部材４１ｍは、例えば、ロッドレンズまたはマルチモードファイバである。
　レーザ光源４１ｂから射出されたレーザ光は、レンズ４１ｎによって平行光束に変換され、導光部材４１ｍの入射端に入射する。導光部材４１ｍ内に入射したレーザ光は、その角度を保存しながら導光部材４１ｍ内を導光し、入射端への入射角度と同一の角度で導光部材４１ｍの射出端から生体組織Ａに向けて射出される。導光部材４１ｍ内においてレーザ光は反射を繰り返すことで周方向に広がるため、導光部材４１ｍから射出される光は、円環状となる。したがって、複数のレーザ光源４１ｂを同時に点灯させることで、図３Ｆに示される同心円パターンの第１の照明光Ｌ１が生成される。
　光源アレイ４１ｌには、各レーザ光源４１ｂの点灯および消灯を制御する制御素子が接続されている。第１の照明光Ｌ１の空間周波数は、制御素子が点灯させる複数のレーザ光源４１ｂ間の間隔に応じて変更される。強度分布変更部５は、点灯させるレーザ光源４１ｂを制御素子によって切り替えることで強度分布を変化させる。
　図５Ａから図５Ｅの第１の照明部４１は、第１の照明光Ｌ１の光路上に配置されたズームレンズによって生体組織Ａに投影される明暗パターンを拡大縮小することで、第１の照明光Ｌ１の空間周波数を変更してもよい。
　撮像部６は、内視鏡２の先端に設けられ生体組織Ａからの光を集める撮像レンズ６ａと、撮像レンズ６ａによって形成された生体組織Ａの像を撮影する撮像素子６ｂとを備えている。
　撮像素子６ｂは、単色の第１の照明光Ｌ１および白色の第２の照明光Ｌ２の両方に対して感度を有する。第１の照明光Ｌ１が可視域以外の波長帯域の光である場合、第２の照明光Ｌ２用の赤、緑、青の色フィルタと第１の照明光Ｌ１用の色フィルタとからなるフィルタアレイを備える撮像素子６ｂが使用される。
　第１の照明光Ｌ１が近赤外光または赤外光である場合には、ＲＧＢセンサが形成された基板と、近赤外光または赤外光センサが形成された基板とが積層された積層型の撮像素子６ｂを使用してもよい。あるいは、白色光用の撮像素子６ｂに加えて近赤外光または赤外光用のもう１つの撮像素子を備え、撮像レンズ６ａと撮像素子６ｂとの間で近赤外光または赤外光を分離してもう１つの撮像素子に向けて偏向するように構成されていてもよい。このように近赤外または赤外の第１の照明光Ｌ１を使用する場合には、第１の照明光Ｌ１と第２の照明光Ｌ２とを同時に生体組織Ａに照射して第１の照明画像と第２の照明画像とを同時に取得してもよい。
　撮像部６は、高空間周波数の第１の照明光Ｌ１が生体組織Ａに照射されているときに撮影を２回実行することで２枚１組の第１の照明画像を取得し、低空間周波数の第１の照明光Ｌ１が生体組織Ａに照射されているときに撮影を２回実行することで２枚１組の第１の照明画像を取得し、第２の照明光Ｌ２が生体組織Ａに照射されているときに撮影を１回実行することで１枚の第２の照明画像を取得する。すなわち、４枚の第１の照明画像と１枚の第２の照明画像とが取得される。したがって、照明部４１，４２からの照明光Ｌ１，Ｌ２の射出タイミングと撮像素子６ｂによる撮影のタイミングとが相互に同期するように、照明部４１，４２および撮像素子６ｂの動作は、制御装置によって制御される。撮像素子６ｂによって取得された２組の第１の照明画像および第２の照明画像は、撮像素子６ｂから画像処理部７に送信される。
　高空間周波数および低空間周波数の第１の照明光Ｌ１の強度分布は、図３Ａから図３Ｆに示されるように強度分布変更部５によって時間変化する。撮像素子６ｂは、明部と暗部とが相互に反転した高空間周波数の第１の照明光Ｌ１が生体組織Ａに照射される２つの時刻で撮影を実行することで、図６に示されるように、明部の投影領域と暗部の投影領域とが相互に反転し、明部の投影領域同士および暗部の投影領域同士が補完し合うような２枚１組の第１の照明画像を取得する。同様に、撮像素子６ｂは、明部と暗部とが相互に反転した低空間周波数の第１の照明光Ｌ１が生体組織Ａに照射される２つの時刻で撮影を実行することで、２枚１組の第１の照明画像を取得する。図６の１組の第１照明画像において、白い領域は明部の投影領域を表し、黒い領域は暗部の投影領域を表す。したがって、強度分布変更部５による強度分布の変更のタイミングと撮像素子６ｂによる撮影のタイミングとが相互に同期するように、強度分布変更部５および撮像素子６ｂの動作は制御装置によって制御される。
　画像処理部７は、４枚の第１の照明画像から生体組織Ａの深さの異なる３つの画像を分離する分離処理部７１と、分離された３つの画像情報のうち、生体組織Ａの最も表面側の画像情報を除く他の画像を用いて、第２の照明画像を処理する画像合成部７２とを備えている。
　図６および図７は、分離処理部７１による画像処理を示している。１組の第１の照明画像の各位置の画素について、明部が投影されているときの強度値Ｉｍａｘと、暗部が投影されているときの強度値Ｉｍｉｎとが取得される。分離処理部７１は、１組の第１の照明画像の強度値Ｉｍｉｎから生体組織Ａの深層Ｄの情報を多く含む深層成分画像を作成し、１組の第１の照明画像の強度値Ｉｍｉｎおよび強度値Ｉｍａｘから生体組織Ａの表面Ｂおよび表層Ｃの情報を多く含む表層成分画像を作成する。
　生体組織Ａは、散乱体であり、図８に示されるように、表面Ｂから数十μｍまでの表層Ｃに毛細血管のような構造αを含み、表層Ｃよりも深い深層Ｄに太い血管のような構造βを含む。生体組織Ａに明暗パターンを有する第１の照明光Ｌ１が照射されたときに、生体組織Ａからは、鏡面反射（スペキュラ）光Ｌｒ、表面散乱光Ｌｓおよび内部散乱光Ｌｄが発生する。
　スペキュラ光Ｌｒは、生体組織Ａの表面Ｂで鏡面反射された第１の照明光Ｌ１の反射光であり、明部の投影領域において発生する。
　表面散乱光Ｌｓは、明部の投影領域から生体組織Ａ内に入射し、散乱を繰り返しながら表層Ｃを通過し、表面Ｂから射出された第１の照明光Ｌ１の散乱光である。表面散乱光Ｌｓのほとんどは、明部の投影領域から射出される。
　内部散乱光Ｌｄは、明部の投影領域から生体組織Ａ内に入射し、散乱を繰り返しながら深層Ｄを通過し、表面Ｂから射出された第１の照明光Ｌ１の散乱光である。内部散乱光Ｌｄの一部は明部の投影領域から射出され、他の部分は暗部の投影領域まで伝播して暗部の投影領域から射出される。
　このように、１組の第１の照明画像内の暗部の投影領域の強度値Ｉｍｉｎは、主に内部散乱光Ｌｄに基づいており、深層Ｄの情報を主に含む。一方、１組の第１の照明画像内の明部の投影領域の強度値Ｉｍａｘは、スペキュラ光Ｌｒ、表面散乱光Ｌｓおよび内部散乱光Ｌｄに基づいており、表面Ｂ、表層Ｃおよび深層Ｄの情報を含む。
　図９は、分離処理部７１による表層成分画像および深層成分画像の具体的な作成方法を示している。図９に示されるように、１組の第１の照明画像は、明部の投影領域に対応する画素において強度値が高くなり、暗部の投影領域に対応する画素において強度値が低くなる明るさ分布を有する。図９においては、説明を簡単にするために、第１の照明光Ｌ１は、図３Ａまたは図３Ｂの明暗パターンのように、明部および暗部が等間隔で繰り返される明暗パターンを有し、画像の画素間の境界と明暗パターンにおける明部および暗部の境界とが一致している（すなわち、１つの明部または暗部が、１つの画素に対応している）場合の強度プロファイルを示している。
　上述したように、１組の第１の照明画像からは、各画素について２つの強度値Ｉｍａｘ，Ｉｍｉｎが得られる。分離処理部７１は、各画素について、高い方の強度値を強度値Ｉｍａｘに決定し、低い方の強度値を強度値Ｉｍｉｎに決定する。次に、分離処理部７１は、表層成分画像の各画素の強度値Ｉｓおよび深層成分画像の画素の強度値Ｉｄを下式から算出し、強度値Ｉｓを有する表層成分画像と強度値Ｉｄを有する深層成分画像とを作成する。
　Ｉｓ＝Ｉｍａｘ－Ｉｍｉｎ
　Ｉｄ＝Ｉｍｉｎ×２
　これにより、深層Ｄの情報を主に含む強度値Ｉｍｉｎを有する深層成分画像が作成される。また、強度値Ｉｍａｘから強度値Ｉｍｉｎを減算することで、深層Ｄの情報が除去され表面Ｂおよび表層Ｃの情報を主に含む強度値Ｉｓを有する表層成分画像が作成される。
　一般に、光は、波長が長い程、散乱体によって散乱され難く、生体組織Ａのより深い位置まで届くため、第１の照明光Ｌ１の波長が長い程、内部散乱光Ｌｄは、より深い位置の情報を含むことになる。したがって、近赤外または赤外の第１の照明光Ｌ１を使用することで、より深い位置の情報を含む深層成分画像を得ることができる。深層成分画像に含まれる情報の深さを変更することができるように、第１の照明部４１は、第１の照明光Ｌ１の波長を複数の波長の中から選択可能に構成されていてもよい。
　ここで、表層成分画像に含まれる情報の深さと深層成分画像に含まれる情報の深さとの境界は、生体組織Ａの表面Ｂ上における明部と暗部との間隔に応じて決まり、明部と暗部との間隔が狭い程、前記境界は浅い位置となる。したがって、高空間周波数の第１の照明光Ｌ１に基づく表層成分画像（第１の表層画像情報）は、図２Ａに示されるように、表面Ｂの情報を主に含む。これに対し、低空間周波数の第１の照明光Ｌ１に基づく表層成分画像（第２の表層画像情報）は、図２Ｂに示されるように、表面Ｂにおけるスペキュラ光Ｌｒおよび表層Ｃにおける内部散乱光Ｌｄの情報の両方を含む。
　図７は、高空間周波数および低空間周波数の第１の照明光Ｌ１で照明された生体組織Ａの４枚の第１の照明画像から差分画像を得るプロセスを示している。図７に示されるように、各第１の照明画像は、表層Ｃの毛細血管のような構造αと、深層Ｄの太い血管のような構造βとを含み、さらに、第１の照明光Ｌ１に由来するスペキュラ光γが写り込む。このような第１の照明画像から生成された、低空間周波数の第１の照明光Ｌ１に基づく表層成分画像および高空間周波数の第１の照明光Ｌ１に基づく表層成分画像は共に、表層Ｃの構造αおよびスペキュラ光γを含む。分離処理部７１は、低空間周波数の第１の照明光Ｌ１を用いて得られた表層成分画像（第２の表層画像情報）から高空間周波数の第１の照明光Ｌ１を用いて得られた表層成分画像（第１の表層画像情報）を減算することで、表面Ｂにおけるスペキュラ光Ｌｒ（図７の符号γ参照。）が除去され表層Ｃの情報を主に含む差分画像（差分画像情報）を作成する。
　図１０は、画像合成部７２による画像処理を示している。画像合成部７２は、図７に示した差分画像情報（差分画像）と低空間周波数の第１の照明光Ｌ１に基づく深層画像情報（深層成分画像）の２つ画像情報を用いて、第２の照明画像を処理する。具体的には、画像合成部７２は、図１０に示されるように、下式（ａ）に基づいて表層画像を作成し、下式（ｂ）に基づいて深層画像を作成する。
　表層画像＝第２の照明画像×Ｐ×差分画像情報／（差分画像情報＋深層画像情報）　…（ａ）
　深層画像＝第２の照明画像×Ｑ×深層画像情報／（差分画像情報＋深層画像情報）　…（ｂ）
　すなわち、画像合成部７２は、差分画像情報と深層画像情報との和に対する差分画像情報の比を算出し、算出された比を第２の照明画像に乗算することで、表層画像を作成する。また、画像合成部７２は、差分画像情報と深層画像情報との和に対する深層画像情報の比を算出し、算出された比を第２の照明画像に乗算することで、深層画像を作成する。式（ａ）内のＰは、合成画像内の表層の情報を強調するための係数であり、式（ｂ）内のＱは、合成画像内の深層の情報を強調するための係数である。係数Ｐ，Ｑは、例えば、本体部３に接続された図示しない入力手段を介してユーザにより設定されるようになっている。
　次に、画像合成部７２は、表層画像と深層画像とを加算することで合成画像を作成する。上記の係数Ｐ，Ｑに応じて、表層Ｃの情報および深層Ｄの情報の両方を残しつつ、一方を強調した合成画像を作成することができる。具体的には、係数Ｐを大きくすることで、表層Ｃの情報が強調された合成画像が得られ、係数Ｑを大きくすることで、深層Ｄの情報が強調された合成画像が得られる。同様に、上記の係数Ｐ，Ｑの一方を小さく設定することで、表層Ｃの情報および深層Ｄの情報の両方を残しつつ、一方を抑制した合成画像を作成することができる。
　画像合成部７２は、下式（ｃ）のように、合成画像（＝表層画像＋深層画像）に係数Ｒを乗算することで、第２の照明画像と同等となるように明るさが調整された最終合成画像を作成してもよい。
　最終合成画像＝Ｒ×（表層画像＋深層画像）　　　…（ｃ）
　このような画像処理部７は、例えばコンピュータによって実行される画像処理プログラムとして実現される。すなわち、本体部３には、中央演算処理装置（ＣＰＵ）、ＲＡＭのような主記憶装置、およびハードディスクドライブのような補助記憶装置が内蔵され、画像処理部７による上述処理をＣＰＵに実行させるための画像処理プログラムが補助記憶装置に記憶されている。画像処理プログラムが、補助記憶装置から主記憶装置にロードされ、画像処理プログラムに従ってＣＰＵが処理を実行することで、画像処理部７の上述の機能が実現されるようになっている。
　表示装置８は、画像処理部７によって作成された画像を表示する表示部８１と、表示部８１に表示する画像を、第２の照明画像と最終合成画像との間で切り替える表示切替部８２とを備えている。
　表示切替部８２は、例えば、ユーザが図示しない入力手段を使用して、第２の照明画像および最終合成画像の一方を選択することができるように構成されている。表示切替部８２による選択結果に応答して画像処理部７から表示装置８へ第２の照明画像または最終合成画像が送信されることで、選択された画像が表示部８１に表示されるようになっている。
　空間的に略一様な強度分布を有する通常の白色光である第２の照明光Ｌ２が生体組織Ａに照射されたときには、スペキュラ光Ｌｒ、表面散乱光Ｌｓおよび内部散乱光Ｌｄが相互に重畳された状態で撮像部６に入射する。このような通常の白色光画像である第２の照明画像には、図１０に示されるように、表層Ｃにおける構造αと、深層Ｄにおける構造βと、第２の照明光に由来するスペキュラ光γとが含まれる。
　これに対し、明暗パターンを有する第１の照明光Ｌ１が生体組織Ａに照射されたときには、深層Ｄの情報を多く含む内部散乱光Ｌｄが、表面Ｂおよび表層Ｃの情報を含むスペキュラ光Ｌｒおよび表面散乱光Ｌｓから空間的に分離される。そして、第１の照明画像内の明部に基づいて表面Ｂ、表層Ｃおよび深層Ｄの情報を含む表層成分画像を作成し、第１の照明画像内の暗部に基づいて深層Ｄの情報を主に含む深層成分画像を作成することができる。このような表層成分画像および深層画像情報を用いることで、第２の照明画像から、表面Ｂおよび表層Ｃの情報を主に含む表層画像と、深層Ｄの情報を主に含む深層画像とを作成することができ、表層画像および深層画像から、表層Ｃの構造αおよび深層Ｄの構造βの視認性が向上した生体組織Ａの白色光画像である合成画像を再構築することができる。
　ここで、第１の射出面４１ａと第２の射出面４２ａの位置が相互に異なることに起因して、第１の照明光Ｌ１に基づくスペキュラ光と第２の照明光Ｌ２に基づくスペキュラ光は相互に異なる位置で発生する。そのため、第１の照明画像のスペキュラ光γの位置と、第２の照明画像内のスペキュラ光γの位置との間にずれが生じる。
　比較例である図１３に示されるように、表層画像の作成において、差分画像ではなく、高空間周波数または低空間周波数の第１の照明画像の表層成分画像を使用した場合、合成画像および最終合成画像には、第２の照明画像内のスペキュラ光とは異なる位置の第１の照明画像内のスペキュラ光に由来するノイズ（図中の黒い矢印参照。）が現れる。
　これに対し、本実施形態によれば、高空間周波数の第１の照明光を使用することで表面Ｂの情報が支配的である表層成分画像が得られ、この表層成分画像を用いることでスペキュラ光が除去され表層Ｃの情報を含む差分画像が得られる。このような差分画像を用いることで、第１の照明画像内のスペキュラ光由来のノイズの発生を抑制しながら、表層Ｃ内の構造αおよび深層Ｄ内の構造βが強調された自然な合成画像を得ることができるという利点がある。
　スペキュラ光が精度良く除去された合成画像および最終合成画像を得るためには、高空間周波数の第１の照明光Ｌ１の表面Ｂ上における明部と暗部の周期Ｘ（図２Ａ参照。）は、下記条件式（１）を満たすことが好ましい。
　０．００５ｍｍ　＜　Ｘ　＜２．０ｍｍ　　　…（１）
　周期Ｘが条件式（１）を満たすことで、ほぼ表面Ｂの情報のみを含む表層成分画像を得ることができる。周期Ｘが０．００５ｍｍ以下である場合、暗部の投影領域から射出される内部散乱光Ｌｄの割合が増大し、その結果、強度値Ｉｍａｘと強度値Ｉｍｉｎとの差が小さくなって表層成分画像に含まれる表面Ｂの情報が不足し得る。一方、周期Ｘが２．０ｍｍ以上である場合、表層成分画像に含まれる表層Ｃの情報の割合が増加し、差分画像においてスペキュラ光のみを選択的に除去することが難しくなる。
　また、表層Ｃの情報と深層Ｄの情報とを精度良く分離するためには、低空間周波数の第１の照明光Ｌ１の表面Ｂ上における明部と暗部の周期Ｙ（図２Ｂ参照。）は、下記条件式（２）を満たすことが好ましい。
　０．１ｍｍ　＜　Ｙ　＜　５０ｍｍ　　　…（２）
　周期Ｙが条件式（２）を満たすことで、表層Ｃの情報を豊富に含む表層成分画像と深層Ｄの情報を豊富に含む深層成分画像とを得ることができる。周期Ｙが０．１ｍｍ以下である場合、明部の投影領域から暗部の投影領域へ回り込む表面散乱光Ｌｓの割合が増大し、その結果、強度値Ｉｍａｘと強度値Ｉｍｉｎとの差が小さくなって表層成分画像に含まれる表層Ｃの情報が不足し得る。一方、周期Ｙが５０ｍｍ以上である場合、内部散乱光Ｌｄが暗部の投影領域の中央まで到達することができず、その結果、強度値Ｉｍｉｎがゼロに近づいて深層画像に含まれる深層Ｄの情報が不足し得る。
　本実施形態においては、強度分布変更部５が、図３Ａから図３Ｆに示されるように明部および暗部が相互に反転した２つの明暗パターンの間で第１の照明光Ｌ１の強度分布を交互に不連続的に変化させてもよいが、これに代えて、第１の照明光Ｌ１の強度分布を２つの明暗パターンの間で連続的に変化させてもよい。
　このように、明暗パターンが連続的に変化する場合は、撮像部６は、明部および暗部の位置が相互に異なる３つ以上の時刻で撮影を実行して、明部の投影領域および暗部の投影領域の位置が相互に異なる３枚以上１組の第１の照明画像を取得してもよい。分離処理部７１は、３枚以上の第１の照明画像から表層成分画像および深層成分画像を作成してもよい。この場合、各位置の画素について３つ以上の強度値が得られるので、最大強度値をＩｍａｘとし、最小強度値をＩｍｉｎをとして算出すればよい。
　本実施形態においては、２枚１組の第１の照明画像における強度値を強度値Ｉｍａｘ，Ｉｍｉｎとして使用することとしたが、明暗パターンが、図３Ｂおよび図４Ｂに示される、正弦波状に強度が変化する直線状の縞パターンである場合、位相シフト法により各画素の強度値Ｉｍａｘ，Ｉｍｉｎを計算してもよい。位相シフト法によれば、図１１に示されるように、明暗パターンの位相Φが異なる３枚１組の第１の照明画像から、各画素の最大強度値Ｉｍａｘおよび最小強度値Ｉｍｉｎを求めることができる。したがって、少ない枚数の第１の照明画像から、第２の照明画像と等しい解像度の表層成分画像および深層成分画像を作成することができる。
　本実施形態においては、表層成分画像から表面Ｂのスペキュラ光を除去するために、高空間周波数の第１の照明光Ｌ１を使用することとしたが、これに代えて、図１２に示されるように、直線偏光である第１の照明光Ｌ１を使用してもよい。
　具体的には、第１の照明部４１は、直線偏光である第１の照明光Ｌ１を生体組織Ａに向けて射出する。したがって、第１の照明部４１には、第１の照明光Ｌ１を直線偏光に変換する偏光板が必要に応じて設けられる。第１の照明部４１は、明部および暗部が周期的に繰り返される空間的な強度分布を有する第１の照明光と、空間的に均一な第１の照明光を順番に射出する。
　撮像部６は、撮像素子６ｂの前段の光路上に挿脱可能であり、第１の照明光Ｌ１の偏光方向に対して略同一の偏光方向を有する偏光板６ｃをさらに備える。偏光板６ｃは、図示しないアクチュエータによって、光路上の位置と光路から退避した位置との間で移動可能に設けられている。撮像部６は、偏光板６ｃが光路上に配置されているときと偏光板６ｃが光路から退避しているときに撮影を実行することで合計３枚の第１の照明画像を取得する。具体的には、撮像部６は、偏光板６ｃが光路上から退避しているときに、強度分布変更部５によって明部および暗部の位置が入れ替えられた強度分布を有する第１の照明光が生体組織Ａに照射されている２枚の画像を取得する。また、撮像部６は、偏光板６ｃが光路上に配置されているときに、空間的に均一な第１の照明光が生体組織Ａに照射されている１枚の画像を取得する。
　スペキュラ光Ｌｒは、第１の照明光Ｌ１と略同一の偏光方向の直線偏光であるのに対し、散乱光Ｌｓ，Ｌｄは特定の偏光状態を有しない。したがって、偏光板６ｃが撮像部６の光路上に配置されているときには、散乱光Ｌｓ，Ｌｄが偏光板６ｃによって除去されてスペキュラ光Ｌｒが選択的に撮像素子６ｂに入射する。これにより、スペキュラ光Ｌｒのみを撮影した第１の照明画像（表面画像情報）が取得される。この第１の照明画像は、高空間周波数の第１の照明光Ｌ１に基づく表層成分画像と同等である。
　一方、偏光板６ｃが撮像部６の光路から退避しているときには、スペキュラ光Ｌｒと共に散乱光Ｌｓ，Ｌｄも撮像素子６ｂに入射する。これにより、スペキュラ光Ｌｒおよび散乱光Ｌｓ，Ｌｄを撮影した２枚の第１の照明画像が取得される。これら２枚の第１の照明画像は、低空間周波数の第１の照明光Ｌ１に基づく第１の照明画像と同等である。画像処理部７は、これら２枚の第１の照明画像の明部に基づいて、表層Ｃの情報を多く含む表層成分画像（表層画像情報）を生成し、これら２枚の第１の照明画像の暗部に基づいて、深層Ｄの情報を多く含む深層成分画像（深層画像情報）を生成する。
　分離処理部７１は、偏光板６ｃが光路から退避しているときの第１の照明画像を、高空間周波数の第１の照明光に基づく表層成分画像に代えて使用して差分画像を作成する。このように、高空間周波数の第１の照明光Ｌ１に代えて、直線偏光である第１の照明光Ｌ１を利用しても、スペキュラ光が除去された差分画像を得ることができ、スペキュラ光由来のノイズを含まない自然な合成画像および最終合成画像を作成することができる。
　強度分布を有する第１の照明光Ｌ１の表面Ｂ上における明部と暗部の周期Ｚは、上述した低空間周波数の第１の照明光Ｌ１と同様に、下記条件式（４）を満たすことが好ましい。
　０．１ｍｍ　＜　Ｚ　＜　５０ｍｍ　　　…（４）
１　内視鏡システム
２　内視鏡
３　本体部
４１　第１の照明部
４２　第２の照明部
５　強度分布変更部
６　撮像部
６ｃ　偏光板
７　画像処理部
８　表示装置
Ａ　生体組織（被写体）
Ｂ　表面
Ｃ　表層
Ｄ　深層
Ｌ１　第１の照明光
Ｌ２　第２の照明光
Ｌｒ　スペキュラ光
Ｌｓ　表面散乱光
Ｌｄ　内部散乱光

Claims (8)

  1. 　光軸に垂直な光束断面において明部および暗部が周期的に繰り返される空間的な強度分布を有する第１の照明光を第１の射出面から被写体に照射する第１の照明部と、
    　第２の照明光を前記第１の射出面とは異なる第２の射出面から前記被写体に照射する第２の照明部と、
    　前記第１の照明光を照射された前記被写体の画像である第１の照明画像および前記第２の照明光を照射された前記被写体の画像である第２の照明画像を取得する撮像部と、
    　前記撮像部で取得された前記第１の照明画像および前記第２の照明画像を処理する画像処理部と、を備え、
    　前記第１の照明部は、
    　前記明部および暗部の前記被写体の表面上での位置が互いに入れ替わるように前記強度分布を時間変化させる強度分布変更部を有するとともに、
    　相対的に強度分布の空間周波数が低い低空間周波数の第１の照明光と、相対的に強度分布の空間周波数が高い高空間周波数の第１の照明光とを順番に照射し、
    　前記撮像部は、前記第１の照明画像として少なくとも４つの画像を取得し、
    　該少なくとも４つの画像は、前記低空間周波数の第１の照明光および前記高空間周波数の第１の照明光に対応する画像と、前記強度分布変更部によって前記明部および暗部の位置が入れ替えられた２つの画像と、を含み、
    　前記画像処理部は、
    　前記少なくとも４つの画像から前記被写体の深さの異なる３つの画像情報を分離する分離処理部と、
    　該分離処理部によって分離された３つの画像情報のうち、前記被写体の最も表面側の画像情報を除く他の画像情報を用いて、前記第２の照明画像を処理する画像合成部と、
    を有する
    ことを特徴とする内視鏡システム。
  2. 　前記分離処理部は、
    　前記少なくとも４つの画像から、第１の表層画像情報、第２の表層画像情報および深層画像情報の３つの画像情報を分離し、
    　前記第２の表層画像情報から前記第１の表層画像情報を減算して差分画像情報を取得し、
    　前記画像合成部は、前記差分画像情報と前記深層画像情報とを用いて前記第２の照明画像を処理し、
    　前記第１の表層画像情報は、前記高空間周波数の第１の照明光を照射された前記被写体の表面上での明部に基づく画像情報であり、
    　前記第２の表層画像情報は、前記低空間周波数の第１の照明光を照射された前記被写体の表面上での明部に基づく画像情報であり、
    　前記深層画像情報は、前記低空間周波数の第１の照明光を照射された前記被写体の表面上での暗部に基づく画像情報であり、
    　前記差分画像情報は、前記被写体の最も表面側の画像情報を除く他の画像情報である、
    ことを特徴とする請求項１に記載の内視鏡システム。
  3. 　前記高空間周波数の第１の照明光の前記被写体上における前記明部および前記暗部の周期Ｘと、前記低空間周波数の第１の照明光の前記被写体上における前記明部および前記暗部の周期Ｙとが、以下の条件式（１）から（３）を満たす請求項２に記載の内視鏡システム。
    　０．００５ｍｍ＜Ｘ＜２．０ｍｍ　　　…（１）
    　０．１ｍｍ＜Ｙ＜５０ｍｍ　　　…（２）
    　Ｘ＜Ｙ　　　…（３）
  4. 　直線偏光を有し、光軸に垂直な光束断面において明部および暗部が周期的に繰り返される空間的な強度分布を有する照明光と、空間的に均一な照明光とを順番に第１の照明光として第１の射出面から被写体に照射する第１の照明部と、
    　第２の照明光を前記第１の射出面とは異なる第２の射出面から前記被写体に照射する第２の照明部と、
    　前記第１の照明光を照射された前記被写体の画像である第１の照明画像および前記第２の照明光を照射された前記被写体の画像である第２の照明画像を取得する撮像部と、
    　前記撮像部によって取得された前記第１の照明画像および前記第２の照明画像を処理する画像処理部と、を備え、
    　前記第１の照明部は、
    　前記明部および暗部の前記被写体の表面上での位置が互いに入れ替わるように前記強度分布を時間変化させる強度分布変更部を有し、
    　前記撮像部は、
    　前記第１の照明光の偏光方向と略同一方向の偏光方向を有し光路上に挿脱可能な偏光板を有し、
    　前記第１の照明画像は、
    　前記偏光板が光路上から退避しているときに取得され、前記強度分布を有し前記強度分布変更部によって前記明部および暗部の位置が入れ替えられた前記第１の照明光が照射された少なくとも２つの画像と、
    　前記偏光板が光路上に配置されているときに取得され、前記空間的に均一な前記第１の照明光が照射された画像と、
    を含み、
    　前記画像処理部は、
    　前記被写体の深さの異なる３つの画像情報に分離する分離処理部と、
    　該分離処理部によって分離された前記３つの画像情報のうち、前記被写体の最も表面側の画像情報を除く他の画像情報を用いて、前記第２の照明画像を処理する画像合成部と、
    を有する
    ことを特徴とする内視鏡システム。
  5. 　前記分離処理部が、
    　表層画像情報、深層画像情報および表面画像情報の３つの画像情報を分離し、
    　前記表層画像情報から前記表面画像情報を減算して差分画像情報を取得し、
    　前記画像合成部が、前記差分画像情報と前記深層画像情報とを用いて前記第２の照明画像を処理し、
    　前記表層画像情報が、前記空間的な強度分布を有する前記第１の照明光で照明されている前記被写体の第１の照明画像内の明部に基づく画像情報であり、
    　前記深層画像情報が、前記空間的な強度分布を有する前記第１の照明光で照明されている前記被写体の第１の照明画像内の暗部に基づく画像情報であり、
    　前記表面画像情報は、前記空間的に均一な前記第１の照明光で照射されている前記被写体の第１の照明画像に基づく画像情報である
    ことを特徴とする請求項４に記載の内視鏡システム。
  6. 　前記空間的な強度分布を有する前記第１の照明光の被写体の表面上での前記明部と前記暗部の周期Ｚが、以下の条件式（４）を満たすことを特徴とする請求項５に記載の内視鏡システム。
    　０．１ｍｍ＜Ｚ＜５０ｍｍ　　　・・・（４）
  7. 　前記第１の照明光の強度分布は、帯状の前記明部および前記暗部が幅方向に交互に繰り返される縞状である請求項１から請求項６のいずれかに記載の内視鏡システム。
  8. 　前記第１の照明光が、単一波長の光である請求項１から請求項７のいずれかに記載の内視鏡システム。
PCT/JP2017/021665 2017-06-12 2017-06-12 内視鏡システム WO2018229833A1 (ja)

Priority Applications (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
PCT/JP2017/021665 WO2018229833A1 (ja) 2017-06-12 2017-06-12 内視鏡システム
US16/702,839 US11324385B2 (en) 2017-06-12 2019-12-04 Endoscope system for processing second illumination image using image information other than image information about outermost surface side of subject among three image information from at least four images of first illumination images

Applications Claiming Priority (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
PCT/JP2017/021665 WO2018229833A1 (ja) 2017-06-12 2017-06-12 内視鏡システム

Related Child Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
US16/702,839 Continuation US11324385B2 (en) 2017-06-12 2019-12-04 Endoscope system for processing second illumination image using image information other than image information about outermost surface side of subject among three image information from at least four images of first illumination images

Publications (1)

Publication Number Publication Date
WO2018229833A1 true WO2018229833A1 (ja) 2018-12-20

Family

ID=64659074

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
PCT/JP2017/021665 WO2018229833A1 (ja) 2017-06-12 2017-06-12 内視鏡システム

Country Status (2)

Country Link
US (1) US11324385B2 (ja)
WO (1) WO2018229833A1 (ja)

Cited By (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US10972675B2 (en) 2017-06-12 2021-04-06 Olympus Corporation Endoscope system
US11045081B2 (en) 2017-06-12 2021-06-29 Olympus Corporation Endoscope system
US11070739B2 (en) 2017-06-12 2021-07-20 Olympus Corporation Endoscope system having a first light source for imaging a subject at different depths and a second light source having a wide band visible band
US11805988B2 (en) 2018-06-05 2023-11-07 Olympus Corporation Endoscope system
US11871906B2 (en) 2018-06-05 2024-01-16 Olympus Corporation Endoscope system

Families Citing this family (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2018229833A1 (ja) * 2017-06-12 2018-12-20 オリンパス株式会社 内視鏡システム

Citations (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2011081141A1 (ja) * 2009-12-28 2011-07-07 オリンパス株式会社 光散乱性を有する対象の内部観察装置、生体内部観察装置および内部観察用内視鏡、並びに内部観察方法
WO2011080996A1 (ja) * 2009-12-28 2011-07-07 オリンパス株式会社 画像処理装置、電子機器、プログラム及び画像処理方法
WO2015016013A1 (ja) * 2013-07-31 2015-02-05 富士フイルム株式会社 内視鏡用光源装置、およびこれを用いた内視鏡システム
JP2016049370A (ja) * 2014-09-02 2016-04-11 Hoya株式会社 電子内視鏡システム
WO2016151903A1 (ja) * 2015-03-25 2016-09-29 オリンパス株式会社 観察システム
JP2016209466A (ja) * 2015-05-13 2016-12-15 ソニー株式会社 内視鏡装置及び内視鏡装置の制御方法

Family Cites Families (36)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US6464633B1 (en) * 1999-08-23 2002-10-15 Olympus Optical Co., Ltd. Light source device for endoscope using DMD
US20020165456A1 (en) 2001-03-26 2002-11-07 Murat Canpolat Estimation of the average size of white light scatterers in normal and cancerous tissue using light scattering spectrum
EP2290336B1 (en) 2003-06-06 2017-01-25 The General Hospital Corporation A wavelength tuned laser light source
KR100953773B1 (ko) * 2005-05-11 2010-04-21 올림푸스 메디칼 시스템즈 가부시키가이샤 생체 관측 장치용 신호 처리 장치
WO2007030741A2 (en) * 2005-09-09 2007-03-15 Trustees Of Boston University Imaging system using dynamic speckle illumination
DE102005046755A1 (de) * 2005-09-29 2007-04-19 Carl Zeiss Jena Gmbh Vorrichtung und Verfahren zum Erzeugen eines Bildes eines Objektes
WO2007132378A2 (en) 2006-05-09 2007-11-22 Koninklijke Philips Electronics N. V. Imaging system for three-dimensional imaging of the interior of an object
JP5190860B2 (ja) 2007-01-22 2013-04-24 学校法人東京電機大学 投影露光装置および投影露光方法
US9055866B2 (en) 2008-06-27 2015-06-16 Olympus Corporation Internal observation device for object having light scattering properties, internal body observation device, endoscope for internal observation and internal observation method
JP5289120B2 (ja) 2009-03-18 2013-09-11 富士フイルム株式会社 内視鏡システムおよび内視鏡用プロセッサ装置
US8734333B2 (en) 2009-03-18 2014-05-27 Fujifilm Corporation Endoscope system, endoscope video processor and method of driving endoscope system
JP5449816B2 (ja) 2009-03-26 2014-03-19 オリンパス株式会社 画像処理装置、画像処理プログラムおよび画像処理装置の作動方法
EP2637553A2 (en) 2010-11-12 2013-09-18 Emory University Additional systems and methods for providing real-time anatomical guidance in a diagnostic or therapeutic procedure
WO2012147679A1 (ja) 2011-04-27 2012-11-01 オリンパス株式会社 内視鏡装置および計測方法
JP5611892B2 (ja) 2011-05-24 2014-10-22 富士フイルム株式会社 内視鏡システム及び内視鏡システムの作動方法
JP5764747B2 (ja) 2011-09-02 2015-08-19 パナソニックＩｐマネジメント株式会社 偏光撮像素子および内視鏡
US11510600B2 (en) 2012-01-04 2022-11-29 The Trustees Of Dartmouth College Method and apparatus for quantitative and depth resolved hyperspectral fluorescence and reflectance imaging for surgical guidance
JP5815426B2 (ja) * 2012-01-25 2015-11-17 富士フイルム株式会社 内視鏡システム、内視鏡システムのプロセッサ装置、及び画像処理方法
CN103987309B (zh) 2012-05-01 2016-06-22 奥林巴斯株式会社 内窥镜装置
JP5603508B2 (ja) 2012-05-22 2014-10-08 パナソニック株式会社 撮像処理装置および内視鏡
JP6041340B2 (ja) 2012-07-18 2016-12-07 スカラ株式会社 カメラ
CN104717917B (zh) 2013-02-12 2016-11-02 奥林巴斯株式会社 内窥镜装置
US10251530B2 (en) * 2013-03-15 2019-04-09 DePuy Synthes Products, Inc. Scope sensing in a light controlled environment
JP6150583B2 (ja) 2013-03-27 2017-06-21 オリンパス株式会社 画像処理装置、内視鏡装置、プログラム及び画像処理装置の作動方法
FR3016699B1 (fr) 2014-01-22 2016-02-12 Msc & Sgcc Procede et dispositif pour la detection notamment de defauts refractants
JP2015231498A (ja) 2014-06-11 2015-12-24 キヤノン株式会社 内視鏡装置
JP6346576B2 (ja) 2015-02-27 2018-06-20 Hoya株式会社 画像処理装置
JP6285383B2 (ja) 2015-03-20 2018-02-28 富士フイルム株式会社 画像処理装置、内視鏡システム、画像処理装置の作動方法、及び内視鏡システムの作動方法
JP5854544B1 (ja) 2015-04-07 2016-02-09 藤垣　元治 形状計測装置および形状計測方法
JP6618704B2 (ja) 2015-04-10 2019-12-11 オリンパス株式会社 内視鏡システム
JP2017012395A (ja) 2015-06-30 2017-01-19 富士フイルム株式会社 内視鏡システム及び内視鏡システムの作動方法
EP3551034A1 (en) 2016-12-07 2019-10-16 Progenity, Inc. Gastrointestinal tract detection methods, devices and systems
WO2018229834A1 (ja) 2017-06-12 2018-12-20 オリンパス株式会社 内視鏡システム
WO2018229832A1 (ja) 2017-06-12 2018-12-20 オリンパス株式会社 内視鏡システム
WO2018229833A1 (ja) * 2017-06-12 2018-12-20 オリンパス株式会社 内視鏡システム
WO2018229831A1 (ja) 2017-06-12 2018-12-20 オリンパス株式会社 内視鏡システム

Patent Citations (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2011081141A1 (ja) * 2009-12-28 2011-07-07 オリンパス株式会社 光散乱性を有する対象の内部観察装置、生体内部観察装置および内部観察用内視鏡、並びに内部観察方法
WO2011080996A1 (ja) * 2009-12-28 2011-07-07 オリンパス株式会社 画像処理装置、電子機器、プログラム及び画像処理方法
WO2015016013A1 (ja) * 2013-07-31 2015-02-05 富士フイルム株式会社 内視鏡用光源装置、およびこれを用いた内視鏡システム
JP2016049370A (ja) * 2014-09-02 2016-04-11 Hoya株式会社 電子内視鏡システム
WO2016151903A1 (ja) * 2015-03-25 2016-09-29 オリンパス株式会社 観察システム
JP2016209466A (ja) * 2015-05-13 2016-12-15 ソニー株式会社 内視鏡装置及び内視鏡装置の制御方法

Non-Patent Citations (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Title
KEN'ICHIRO TANAKA ET AL.: "Heiko Koshuha Shomei ni Okeru Shuhasu no Tekioteki Senkatu", DAI 16 KAI MIRU2013 EXTENDED ABSTRACT-SHU, INFORMATION PROCESSING SOCIETY OF JAPAN YOSHIKI SHIMOTSUMA, 22 July 2013 (2013-07-22) *
NAYAR K.SHREE ET AL.: "Fast Separation of Direct and Global Components of a Scene using High Frequency Illumination", ACM TRANSACTIONS ON GRAPHICS, vol. 25, no. 3, 30 July 2006 (2006-07-30), pages 935 - 944, XP055558745, ISBN: 1-59593-364-6 *
TAKESHI TAKATANI ET AL.: "Decomposition of Reflected and Scattered Lights by Multiple Weighted Measurements", IPSJ SIG NOTES, vol. 2011, no. 1, 15 June 2011 (2011-06-15), ISSN: 2186-2583 *

Cited By (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US10972675B2 (en) 2017-06-12 2021-04-06 Olympus Corporation Endoscope system
US11045081B2 (en) 2017-06-12 2021-06-29 Olympus Corporation Endoscope system
US11070739B2 (en) 2017-06-12 2021-07-20 Olympus Corporation Endoscope system having a first light source for imaging a subject at different depths and a second light source having a wide band visible band
US11805988B2 (en) 2018-06-05 2023-11-07 Olympus Corporation Endoscope system
US11871906B2 (en) 2018-06-05 2024-01-16 Olympus Corporation Endoscope system

Also Published As

Publication number Publication date
US11324385B2 (en) 2022-05-10
US20200100650A1 (en) 2020-04-02

Similar Documents

Publication Publication Date Title
WO2018229833A1 (ja) 内視鏡システム
WO2018229834A1 (ja) 内視鏡システム
WO2018229832A1 (ja) 内視鏡システム
WO2018229831A1 (ja) 内視鏡システム
JP5857227B2 (ja) 画像処理装置および内視鏡
EP3065622B1 (en) Mapping the ocular surface
US20180224333A1 (en) Image capturing apparatus and image capturing computer program product
US10206558B2 (en) Method and camera for the three-dimensional measurement of a dental object
JP6796602B2 (ja) 歯科用オブジェクトの３ｄ測定のためのカメラおよび手法
WO2017183181A1 (ja) 三次元形状測定装置
CA2762637A1 (en) Device and method for obtaining three-dimensional object surface data
WO2016006451A1 (ja) 観察システム
JP2015164518A (ja) 画像処理装置
EP1922990A3 (en) Optical tomograph
JP2016063928A (ja) 偏光撮像装置、偏光画像処理装置、およびカラー偏光複合モザイクフィルタ
US11805988B2 (en) Endoscope system
US10149599B2 (en) Processing apparatus
JP7118147B2 (ja) 内視鏡システム
JP5740559B2 (ja) 画像処理装置および内視鏡
JP2010112865A (ja) 白色干渉計測装置及び方法
JP7418455B2 (ja) 三次元測定機器及び測定システム
KR101078876B1 (ko) 3차원 형상 측정 장치
WO2019244247A1 (ja) 内視鏡装置、内視鏡装置の作動方法及びプログラム
US20230320825A1 (en) Method and intraoral scanner for detecting the topography of the surface of a translucent object, in particular a dental object
JP2018126174A (ja) 内視鏡装置

Legal Events

Date Code Title Description
121 Ep: the epo has been informed by wipo that ep was designated in this application

Ref document number: 17913964

Country of ref document: EP

Kind code of ref document: A1

NENP Non-entry into the national phase

Ref country code: DE

122 Ep: pct application non-entry in european phase

Ref document number: 17913964

Country of ref document: EP

Kind code of ref document: A1

NENP Non-entry into the national phase

Ref country code: JP