JP2016158837A - Endoscope light source device, endoscope system, and operation method of endoscope light source device - Google Patents

Endoscope light source device, endoscope system, and operation method of endoscope light source device Download PDF

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雅裕 久保
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Abstract

PROBLEM TO BE SOLVED: To provide an endoscope light source device, an endoscope system, and an operation method of the endoscope light source device capable of adjusting a contrast of a blood vessel flexibly, according to depth and thickness under a mucosa.SOLUTION: An endoscope light source device comprises: a first light source 20a for emitting V-light having a depth resolution with respect to blood vessels under a mucosa which are observation targets; a second light source 20b for emitting a white light having a continuous spectrum with a wider band wider than that of the V-light; a Bs-light generation band restriction filter 25 for generating, from the white light, Bs-light having a thickness resolution with respect to the blood vessels under the mucosa which exist at a same depth; a light amount ratio setting part 23 for setting a light amount ratio of the V-light and Bs-light, and setting a blood vessel contrast to the mucosa to a target contrast according to depth and thickness of the blood vessels; and a light source control part 22 for controlling the first and second light sources, using the light amount ratio set by the light amount ratio setting part 23.SELECTED DRAWING: Figure 16

Description

本発明は、観察対象に照射する照明光を複数の光源を用いて形成する内視鏡光源装置、内視鏡システム、及び内視鏡光源装置の作動方法に関する。   The present invention relates to an endoscope light source device, an endoscope system, and an operation method of an endoscope light source device that form illumination light to be irradiated on an observation object using a plurality of light sources.

医療分野においては、内視鏡光源装置、内視鏡、及びプロセッサ装置を備える内視鏡システムを用いた診断が広く行われている。内視鏡光源装置は、体腔の粘膜等の観察対象に照射する光(以下、照明光という)を発生する装置である。内視鏡光源装置には、従来、キセノンランプが用いられてきたが、近年では、キセノンランプの代わりに、LED(Light Emitting Diode)やレーザーダイオード(以下、LD(Laser Diode)という)等の半導体光源が用いられつつある。   In the medical field, diagnosis using an endoscope system including an endoscope light source device, an endoscope, and a processor device is widely performed. An endoscope light source device is a device that generates light (hereinafter referred to as illumination light) that irradiates an observation target such as a mucous membrane of a body cavity. Conventionally, xenon lamps have been used for endoscope light source devices, but in recent years, semiconductors such as LEDs (Light Emitting Diodes) and laser diodes (hereinafter referred to as LDs (Laser Diodes)) instead of xenon lamps. Light sources are being used.

例えば、特許文献1及び特許文献2の内視鏡システムは、内視鏡光源装置にLD1とLD2の2個のLDを搭載し、これらのLDが発するレーザー光を蛍光体(波長変換部材)に通すことで、蛍光体を透過するレーザー光と蛍光体が発する蛍光とで形成される白色光を観察対象に照射する。特に、特許文献1では、LD1とLD2の光量比を調節することによって白色光の成分を変えることによって、診断に適したコントラストの画像を得られるようにしている。また、特許文献2の内視鏡システムでは、LD1とLD2の光量比を調節することで血管と粘膜のコントラスト(輝度比)が変化することが記載されており、血管と粘膜のコントラストが1.6以上になるようにLD1とLD2の光量比を設定することで、粘膜下の比較的浅い位置にある血管(以下、表層血管という)の抽出能力が得られるようにしている。   For example, in the endoscope systems of Patent Document 1 and Patent Document 2, two LDs LD1 and LD2 are mounted on an endoscope light source device, and laser light emitted by these LDs is used as a phosphor (wavelength conversion member). By passing the light, the observation target is irradiated with white light formed by the laser light transmitted through the phosphor and the fluorescence emitted by the phosphor. In particular, in Patent Document 1, an image having a contrast suitable for diagnosis is obtained by changing the white light component by adjusting the light quantity ratio between LD1 and LD2. In the endoscope system of Patent Document 2, it is described that the contrast (brightness ratio) between the blood vessel and the mucous membrane is changed by adjusting the light quantity ratio between the LD1 and the LD2. By setting the light quantity ratio between LD1 and LD2 to be 6 or more, the ability to extract blood vessels (hereinafter referred to as surface blood vessels) at a relatively shallow position under the mucous membrane is obtained.

特許文献3の内視鏡システムは、紫色光を発するLEDと、青色光を発するLEDと蛍光体を組み合わせて白色光を発する白色光源を利用している。そして、これらの光路中に配置されるダイクロイックミラーを挿抜する等して、白色光を用いて観察する観察モードと、紫色光と白色光の一部成分の光とを用いて観察をする観察モードを切り替えている。   The endoscope system of Patent Document 3 uses an LED that emits purple light, and a white light source that emits white light by combining an LED that emits blue light and a phosphor. An observation mode for observing using white light, such as by inserting and removing a dichroic mirror arranged in these optical paths, and an observation mode for observing using violet light and partial light of white light Has been switched.

また、近年では、白色光を照射する場合よりも血管の有無や走行パターンを観察しやすくする、いわゆる狭帯域光観察が可能な内視鏡システムも普及している。狭帯域光観察は、例えば、広帯域光の波長帯域を制限する広帯域光用帯域制限フィルタを用いてキセノンランプの白色光から青色波長帯域の狭帯域光(以下、青色狭帯域光という)と、緑色波長帯域の狭帯域光(以下、緑色狭帯域光という)を生成する。そして、青色狭帯域光で観察対象を撮影して得る信号と、緑色狭帯域光で観察対象を撮影して得る信号とを組み合わせて用いることで、血管を観察しやすくした画像を提供する。   Also, in recent years, endoscope systems that enable so-called narrow-band light observation that make it easier to observe the presence or absence of blood vessels and traveling patterns than when irradiating with white light have become widespread. Narrowband light observation is performed by, for example, using a band-limiting filter for broadband light that limits the wavelength band of broadband light. Narrowband light in the wavelength band (hereinafter referred to as green narrowband light) is generated. Then, by combining and using a signal obtained by photographing the observation target with blue narrow band light and a signal obtained by photographing the observation target with green narrow band light, an image that facilitates observation of the blood vessel is provided.

特開2013−034753号公報JP 2013-034753 A 特開2012−105784号公報JP 2012-105784 A 国際公開第2012/101904号International Publication No. 2012/101904

内視鏡システムで用いる光源は、キセノンランプから半導体光源に置き換わりつつあるが、キセノンランプ等が発する白色光と、半導体光源によって発生させる白色光とでは、白色光とは言っても各々の分光スペクトルは異なっている。このため、キセノンランプ等による従来の白色光を観察対象に照射する場合と、半導体光源による白色光を観察対象に照射する場合とでは、粘膜下の深さや太さに応じて、血管の観察しやすさに違いが生じる。   The light source used in the endoscope system is being replaced from a xenon lamp to a semiconductor light source. However, white light emitted by a xenon lamp or the like and white light generated by a semiconductor light source, each of which has a spectral spectrum, even if it is white light. Is different. For this reason, blood vessels are observed according to the depth and thickness of the submucosa when irradiating the observation object with conventional white light from a xenon lamp or the like and when irradiating the observation object with white light from a semiconductor light source. Differences in ease.

例えば、粘膜下のある特定の深さ及び太さの血管に着目すると、キセノンランプを用いるよりも半導体光源を用いる方が、粘膜に対するコントラストが高く、観察しやすくなっているが、別の深さ及び太さの血管に着目すると、キセノンランプを用いるよりも半導体光源を用いる方が、粘膜に対するコントラストが低く、観察し難くなっているといったことが起こる場合がある。このようなキセノンランプと半導体光源の分光スペクトルの違いによって生じる血管の見え方の違いは、血管を強調する狭帯域光観察をする場合には特に顕著になる。したがって、キセノンランプを用いる内視鏡システムを利用していた医師が、半導体光源を用いる内視鏡システムを利用すると、上記のような血管の見え方の違いによって困惑してしまうことがあるので、半導体光源を用いる内視鏡システムでもキセノンランプを用いる場合と同様の血管の見え方を再現したい、特にキセノンランプの白色光から青色狭帯域光及び緑色狭帯域光を生成する狭帯域光観察の血管の見え方を再現したいという要望がある。   For example, when focusing on blood vessels of a certain depth and thickness under the mucous membrane, using a semiconductor light source has higher contrast to the mucosa and easier to observe than using a xenon lamp. If attention is paid to the blood vessel having a large thickness, there is a case where the contrast to the mucous membrane is lower and the observation is difficult when the semiconductor light source is used than when the xenon lamp is used. The difference in the appearance of the blood vessel caused by the difference in the spectral spectrum between the xenon lamp and the semiconductor light source becomes particularly noticeable when performing narrow-band light observation that emphasizes the blood vessel. Therefore, doctors who have used an endoscope system using a xenon lamp may be confused by the difference in the appearance of blood vessels as described above when using an endoscope system using a semiconductor light source. We want to reproduce the appearance of blood vessels similar to the case of using a xenon lamp in an endoscope system using a semiconductor light source. Especially, blood vessels for narrow-band light observation that generate blue narrow-band light and green narrow-band light from the white light of the xenon lamp. There is a desire to recreate the way it looks.

一方で、さらに正確かつ詳細な診断をするために、キセノンランプでは観察し難かった深さ及び太さの血管をより良く観察したいという要望もある。半導体光源を用いると、キセノンランプとの分光スペクトルの違いによって、キセノンランプでは観察し難かった血管がよく観察できるようになる場合がある。これは狭帯域光観察をする場合も同様である。すなわち、半導体光源を用いる場合の利点を活かすことが望まれている。   On the other hand, in order to make a more accurate and detailed diagnosis, there is also a demand for better observation of blood vessels having a depth and thickness that are difficult to observe with a xenon lamp. When a semiconductor light source is used, blood vessels that are difficult to observe with a xenon lamp may be often observed due to a difference in spectral spectrum from the xenon lamp. The same applies to narrow band light observation. That is, it is desired to take advantage of the advantages of using a semiconductor light source.

したがって、上記2つの要望に応えるためには、半導体光源を用いる内視鏡システムでは、粘膜下の血管の深さ及び太さに応じて血管のコントラストを自在に調節して観察できるようにしておくことが望ましい。本発明は、粘膜下の深さ及び太さに応じて血管のコントラストを自在に調節することができる内視鏡光源装置、内視鏡システム、及び内視鏡光源装置の作動方法を提供することを目的とする。   Therefore, in order to meet the above two demands, in an endoscope system using a semiconductor light source, the blood vessel contrast can be freely adjusted according to the depth and thickness of the blood vessel under the mucous membrane so that observation can be performed. It is desirable. The present invention provides an endoscope light source device, an endoscope system, and an operation method of the endoscope light source device that can freely adjust the contrast of blood vessels according to the depth and thickness of the submucosa. With the goal.

本発明の内視鏡光源装置は、観察対象の粘膜下にある血管に対して、深さ分解能を有する第1波長帯域の光を発する第1光源と、第1波長帯域よりも広帯域で連続的なスペクトルを有する第2波長帯域の光を発する第2光源と、粘膜下の同じ深さにある血管に対して、太さ分解能を有する第3波長帯域の光を、前記第2波長帯域の光から生成する第1の帯域制限フィルタと、第1波長帯域の光と第3波長帯域の光の光量比を設定し、粘膜に対する血管のコントラストを、血管の深さ及び太さに応じた目標コントラストにする光量比設定部と、光量比設定部が設定する光量比を用いて第1光源及び第2光源を制御する光源制御部と、を備える。   An endoscope light source device according to the present invention includes a first light source that emits light in a first wavelength band having depth resolution to a blood vessel under a mucous membrane to be observed, and a wider band than the first wavelength band. A second light source that emits light in the second wavelength band having a specific spectrum, and light in the third wavelength band having thickness resolution with respect to a blood vessel at the same depth below the mucous membrane. A first band-limiting filter generated from the light source, a light amount ratio between the light in the first wavelength band and the light in the third wavelength band, and the contrast of the blood vessel with respect to the mucous membrane is set to a target contrast corresponding to the depth and thickness of the blood vessel. And a light source control unit that controls the first light source and the second light source using the light amount ratio set by the light amount ratio setting unit.

第1波長帯域の光のピーク波長は、ヘモグロビンの吸光スペクトルのピークよりも短波長側にあり、かつ、第3波長帯域の光のピーク波長はヘモグロビンの吸光スペクトルのピークよりも長波長側にあることが好ましい。   The peak wavelength of light in the first wavelength band is on the shorter wavelength side than the peak of the absorption spectrum of hemoglobin, and the peak wavelength of light in the third wavelength band is on the longer wavelength side of the peak of the absorption spectrum of hemoglobin. It is preferable.

第1波長帯域は紫色波長帯域であり、第3波長帯域は青色波長帯域であることが好ましい。   The first wavelength band is preferably a violet wavelength band, and the third wavelength band is preferably a blue wavelength band.

光量比設定部は、第1波長帯域の光または第3波長帯域の光よりも波長帯域が広い広帯域光から広帯域光用帯域制限フィルタを用いて生成される青色狭帯域光を観察対象に照射する場合の血管のコントラストを目標コントラストにして、光量比を設定することが好ましい。   The light amount ratio setting unit irradiates the observation target with the blue narrow band light generated from the broadband light having a wider wavelength band than the light in the first wavelength band or the light in the third wavelength band using the band limiting filter for broadband light. In this case, it is preferable to set the light amount ratio by setting the blood vessel contrast as the target contrast.

光量比設定部は、粘膜下の深さが等しく、かつ、太さが異なる複数の血管のコントラストのバランスを、青色狭帯域光を観察対象に照射する場合のバランスと等しくする前記光量比を設定することが好ましい。   The light amount ratio setting unit sets the light amount ratio that makes the contrast balance of a plurality of blood vessels having different submucosal depths and different thicknesses equal to the balance when irradiating an observation target with blue narrowband light. It is preferable to do.

光量比設定部は、粘膜下の深さが異なり、かつ、太さが等しい複数の血管のコントラストのバランスを、青色狭帯域光を観察対象に照射する場合のバランスと等しくする光量比を設定することが好ましい。   The light amount ratio setting unit sets a light amount ratio that makes the contrast balance of a plurality of blood vessels having different submucosal depths and the same thickness equal to the balance when irradiating an observation target with blue narrowband light. It is preferable.

光量比設定部は、血管のコントラストの大きさを、青色狭帯域光を観察対象に照射する場合の血管のコントラストの大きさと等しくする光量比を設定することが好ましい。   It is preferable that the light amount ratio setting unit sets a light amount ratio that makes the blood vessel contrast equal to the blood vessel contrast when the observation target is irradiated with blue narrowband light.

広帯域光は、キセノンランプが発光する白色光であることが好ましい。   The broadband light is preferably white light emitted from a xenon lamp.

第1波長帯域の光または第3波長帯域の光よりも波長帯域が広い広帯域光から帯域制限フィルタを用いて生成される青色狭帯域光を観察対象に照射する場合の血管のコントラストを基準とし、光量比設定部は、粘膜下の深さが等しく、かつ、太さが異なる複数の血管のコントラストの比または差を、青色狭帯域光を照射する場合のコントラストの比または差よりも大きくする光量比を設定することが好ましい。   Based on the contrast of the blood vessel when irradiating the observation target with the blue narrow band light generated using the band limiting filter from the broadband light having a wider wavelength band than the light of the first wavelength band or the light of the third wavelength band, The light intensity ratio setting unit is a light intensity that makes the contrast ratio or difference of multiple blood vessels with the same submucosal depth and different thickness larger than the contrast ratio or difference when irradiating blue narrowband light. It is preferable to set the ratio.

第1波長帯域の光または第3波長帯域の光よりも波長帯域が広い広帯域光から生成される青色狭帯域光を観察対象に照射する場合の血管のコントラストを基準とし、光量比設定部は、粘膜下の深さが異なり、かつ、太さが等しい複数の血管のコントラストの比または差を、青色狭帯域光を照射する場合の前記コントラストの比または差よりも大きくする光量比を設定することが好ましい。   Based on the contrast of the blood vessel when irradiating the observation target with the blue narrowband light generated from the light of the first wavelength band or the broadband light having a wider wavelength band than the light of the third wavelength band, Setting a light intensity ratio that makes the contrast ratio or difference of blood vessels of different submucosal depth and equal thickness larger than the contrast ratio or difference when irradiating blue narrowband light Is preferred.

第3波長帯域とは異なり、かつ、血管に対して太さ分解能を有する第4波長帯域の光を、前記第2波長帯域の光から生成する第2の帯域制限フィルタと、第2波長帯域の光を用いて観察をする第1観察モードと、第1波長帯域の光、第3波長帯域の光、及び第4波長帯域の光を用いて観察をする第2観察モードと、を切り替える観察モード切り替え部と、を備えることが好ましい。   A second band limiting filter that generates light of a fourth wavelength band that is different from the third wavelength band and has a thickness resolution with respect to a blood vessel from the light of the second wavelength band; and Observation mode for switching between a first observation mode for observation using light and a second observation mode for observation using light in the first wavelength band, light in the third wavelength band, and light in the fourth wavelength band And a switching unit.

第4波長帯域は、緑色波長帯域であることが好ましい。   The fourth wavelength band is preferably a green wavelength band.

光源制御部は、光量比設定部が設定する光量比を用いて、第1光源及び第2光源の発光量を制御することが好ましい。   The light source control unit preferably controls the light emission amounts of the first light source and the second light source using the light amount ratio set by the light amount ratio setting unit.

光量比設定部は、光量比設定部が設定する光量比を用いて、第1光源及び第2光源の発光時間を制御することが好ましい。   It is preferable that the light quantity ratio setting unit controls the light emission times of the first light source and the second light source using the light quantity ratio set by the light quantity ratio setting unit.

第3波長帯域の光と第4波長帯域の光を時分割照射することが好ましい。   It is preferable to irradiate light in the third wavelength band and light in the fourth wavelength band in a time-sharing manner.

本発明の内視鏡システムは、観察対象の粘膜下にある血管に対して、深さ分解能を有する第1波長帯域の光を発する第1光源と、第1波長帯域よりも広帯域で連続的なスペクトルを有する第2波長帯域の光を発する第2光源と、粘膜下の同じ深さにある血管に対して、太さ分解能を有する第3波長帯域の光を、前記第2波長帯域の光から生成する第1の帯域制限フィルタと、第1波長帯域の光と第3波長帯域の光の光量比を設定し、粘膜に対する血管のコントラストを、血管の深さ及び太さに応じた目標コントラストにする光量比設定部と、光量比設定部が設定する光量比を用いて第1光源及び第2光源を制御する光源制御部と、光量比設定部が設定する光量比を用いて制御された第1波長帯域の光または第3波長帯域の光を含む照明光が照射された観察対象を撮像する撮像センサと、を備える。   The endoscope system according to the present invention includes a first light source that emits light of a first wavelength band having depth resolution to a blood vessel under a mucous membrane to be observed, and a continuous band that is wider than the first wavelength band. A second light source that emits light in a second wavelength band having a spectrum and a blood in a third wavelength band having a thickness resolution from a light in the second wavelength band to a blood vessel at the same depth below the mucous membrane. The first band limiting filter to be generated and the light amount ratio between the light in the first wavelength band and the light in the third wavelength band are set, and the contrast of the blood vessel with respect to the mucous membrane is set to the target contrast according to the depth and thickness of the blood vessel. A light amount ratio setting unit, a light source control unit that controls the first light source and the second light source using the light amount ratio set by the light amount ratio setting unit, and a light amount ratio controlled by the light amount ratio setting unit. Illumination light including light in the first wavelength band or light in the third wavelength band is illuminated. And an imaging sensor for imaging the observation target that is.

本発明の内視鏡光源装置の作動方法は、観察対象の粘膜下にある血管に対して、深さ分解能を有する第1波長帯域の光を発する第1光源と、第1波長帯域よりも広帯域で連続的なスペクトルを有する第2波長帯域の光を発する第2光源と、粘膜下の同じ深さにある血管に対して、太さ分解能を有する第3波長帯域の光を前記第2波長帯域の光から生成する第1の帯域制限フィルタと、を備える内視鏡光源装置の作動方法であり、光量比設定部が、第1波長帯域の光と第3波長帯域の光の光量比を設定するステップと、光源制御部が、光量比設定部が設定する光量比を用いて第1光源及び第2光源を制御するステップと、を備える。   The operation method of the endoscope light source device according to the present invention includes a first light source that emits light of a first wavelength band having depth resolution to a blood vessel under a mucous membrane to be observed, and a wider band than the first wavelength band. And a second light source that emits light in the second wavelength band having a continuous spectrum, and light in the third wavelength band having thickness resolution with respect to a blood vessel at the same depth below the mucous membrane. A first band limiting filter generated from the light of the endoscope, and a light amount ratio setting unit sets a light amount ratio of the light in the first wavelength band and the light in the third wavelength band And a step of the light source control unit controlling the first light source and the second light source using the light amount ratio set by the light amount ratio setting unit.

本発明の内視鏡光源装置、内視鏡システム、及び内視鏡光源装置の作動方法は、観察対象の粘膜下にある血管に対して、深さ分解能を有する第1波長帯域の光と、粘膜下の同じ深さにある血管に対して、太さ分解能を有する第3波長帯域の光の光量比を設定することにより、粘膜に対する血管のコントラストを、血管の深さ及び太さに応じた目標コントラストにするので、粘膜下の深さ及び太さに応じて血管のコントラストを自在に調節することができる。   An endoscope light source device, an endoscope system, and an operation method of the endoscope light source device according to the present invention include: a first wavelength band light having a depth resolution for a blood vessel under a mucous membrane to be observed; By setting the light intensity ratio of light in the third wavelength band with thickness resolution for blood vessels at the same depth under the mucous membrane, the contrast of the blood vessel with respect to the mucosa is adjusted according to the depth and thickness of the blood vessel. Since the target contrast is set, the blood vessel contrast can be freely adjusted according to the depth and thickness of the submucosa.

内視鏡システムの外観図である。It is an external view of an endoscope system. 内視鏡システムの機能を示すブロック図である。It is a block diagram which shows the function of an endoscope system. 光源が発する光の分光スペクトルを示すグラフである。It is a graph which shows the spectrum of the light which a light source emits. 照明光の分光スペクトルを示すグラフである。It is a graph which shows the spectrum of illumination light. 粘膜に対する血管の深さと、血管の太さを示す説明図である。It is explanatory drawing which shows the depth of the blood vessel with respect to a mucous membrane, and the thickness of the blood vessel. 粘膜と、深さ及び太さが異なる複数の血管の反射率を示すグラフである。It is a graph which shows the reflectance of several blood vessels from which a mucous membrane differs in depth and thickness. 粘膜に対する明るさの求め方を示すグラフである。It is a graph which shows how to obtain | require the brightness with respect to a mucous membrane. 紫色光を照射した場合に得られる血管の明るさを示すグラフである。It is a graph which shows the brightness of the blood vessel obtained when violet light is irradiated. 紫色光を照射する場合に得られる血管のコントラストを示すグラフである。It is a graph which shows the contrast of the blood vessel obtained when violet light is irradiated. 紫色光を照射する場合に得られる血管のコントラストを示すグラフを、同じ深さ毎に深さ順に並べ替えたグラフである。It is the graph which rearranged the graph which shows the contrast of the blood vessel obtained when irradiating purple light in order of the depth for every same depth. 青色光を照射した場合に得られる血管の明るさを示すグラフである。It is a graph which shows the brightness of the blood vessel obtained when it irradiates with blue light. 青色光を照射する場合に得られる血管のコントラストを示すグラフである。It is a graph which shows the contrast of the blood vessel obtained when irradiating blue light. 青色光を照射する場合に得られる血管のコントラストを示すグラフを、同じ深さ毎に深さ順に並べ替えたグラフである。It is the graph which rearranged the graph which shows the contrast of the blood vessel obtained when irradiating blue light in order of the depth for every same depth. ヘモグロビンの吸光スペクトルと、照明光に用いる紫色光及び青色光の関係を示す模式図である。It is a schematic diagram which shows the relationship between the absorption spectrum of hemoglobin, and the violet light and blue light used for illumination light. カラーフィルタの分光特性を示すグラフである。It is a graph which shows the spectral characteristic of a color filter. 様々な光量比を設定した場合に得られる血管のコントラストのバランスを示すグラフである。It is a graph which shows the balance of the contrast of the blood vessel obtained when various light quantity ratios are set. 狭帯域光観察をする第2実施形態の内視鏡システムのブロック図である。It is a block diagram of the endoscope system of 2nd Embodiment which performs narrow-band light observation. 第2実施形態の内視鏡システムが用いる照明光の分光スペクトルを示すグラフである。It is a graph which shows the spectrum of the illumination light which the endoscope system of 2nd Embodiment uses. 狭帯域光観察をする従来の内視鏡システムが用いる照明光の分光スペクトルを示すグラフである。It is a graph which shows the spectrum of the illumination light used by the conventional endoscope system which performs narrow-band light observation. 青色狭帯域光の分光スペクトルのグラフである。It is a graph of the spectrum of blue narrow-band light. 従来の青色狭帯域光によって得られる血管のコントラストを示すグラフである。It is a graph which shows the contrast of the blood vessel obtained by the conventional blue narrow-band light. 従来の内視鏡システムに対する血管のコントラスト比を示すグラフである。It is a graph which shows the contrast ratio of the blood vessel with respect to the conventional endoscope system. 粘膜下の深さが等しく、かつ、太さが異なる血管間のコントラスト比を示すグラフである。It is a graph which shows the contrast ratio between the blood vessels from which the submucosa depth is equal and thickness differs. 太さが等しく、かつ、粘膜下の深さが異なる血管間のコントラスト比を示すグラフである。It is a graph which shows the contrast ratio between the blood vessels in which thickness is equal and submucosal depth differs. 2種類の狭帯域光を順次発生させる場合に用いる帯域制限フィルタの模式図である。It is a schematic diagram of a band limiting filter used when two types of narrowband light are sequentially generated. カプセル内視鏡の概略図である。It is the schematic of a capsule endoscope.

[第1実施形態]
図1に示すように、内視鏡システム10は、内視鏡12と、内視鏡光源装置14と、プロセッサ装置16と、モニタ18と、コンソール19とを有する。内視鏡12は内視鏡光源装置14と光学的に接続されるとともに、プロセッサ装置16と電気的に接続される。内視鏡12は、被検体内に挿入される挿入部12aと、挿入部12aの基端部分に設けられた操作部12bと、挿入部12aの先端側に設けられた湾曲部12c及び先端部12dを有している。操作部12bのアングルノブ12eを操作することにより、湾曲部12cは湾曲動作する。この湾曲動作によって、先端部12dが所望の方向に向けられる。また、操作部12bには、アングルノブ12eの他、ズーム操作部13等が設けられている。
[First Embodiment]
As shown in FIG. 1, the endoscope system 10 includes an endoscope 12, an endoscope light source device 14, a processor device 16, a monitor 18, and a console 19. The endoscope 12 is optically connected to the endoscope light source device 14 and electrically connected to the processor device 16. The endoscope 12 includes an insertion portion 12a to be inserted into a subject, an operation portion 12b provided at a proximal end portion of the insertion portion 12a, a bending portion 12c and a distal end portion provided at the distal end side of the insertion portion 12a. 12d. By operating the angle knob 12e of the operation unit 12b, the bending unit 12c performs a bending operation. By this bending operation, the distal end portion 12d is directed in a desired direction. In addition to the angle knob 12e, the operation unit 12b is provided with a zoom operation unit 13 and the like.

プロセッサ装置16は、モニタ18及びコンソール19と電気的に接続される。モニタ18は、各観察モードの画像や画像に付帯する画像情報等を出力表示する。コンソール19は、機能設定等の入力操作を受け付けるユーザインタフェースとして機能する。なお、プロセッサ装置16には、画像や画像情報等を記録する外付けの記録部(図示省略)を接続してもよい。   The processor device 16 is electrically connected to the monitor 18 and the console 19. The monitor 18 outputs and displays images in each observation mode and image information attached to the images. The console 19 functions as a user interface that receives input operations such as function settings. The processor device 16 may be connected to an external recording unit (not shown) for recording images, image information, and the like.

図2に示すように、内視鏡光源装置14は、観察対象に照射する照明光を発生する装置であり、複数の光源を有する光源部20と、光源部20の各光源を制御する光源制御部22と、複数の光源の光量比を設定する光量比設定部23と、光源部20が発する光の光路を結合する光路結合部24とを備えている。   As shown in FIG. 2, the endoscope light source device 14 is a device that generates illumination light that irradiates an observation target, and includes a light source unit 20 having a plurality of light sources and a light source control that controls each light source of the light source unit 20. A light amount ratio setting unit 23 for setting light amount ratios of a plurality of light sources, and an optical path coupling unit 24 for coupling optical paths of light emitted from the light source unit 20.

光源部20は、第1波長帯域の光を発する第1光源20aと、第1波長帯域よりも広帯域で連続的な分光スペクトルを有する第2波長帯域の光を発する第2光源20bの2種類の光源を備える。第1光源20aは、紫色LED(以下、V−LED(Violet Light Emitting Diode)という)である。第2光源20bは、青色LED(以下、B−LED(Blue Light Emitting Diode)という)と、B−LEDが発する青色光(以下、B光という)によって緑色波長帯域から赤色波長帯域の蛍光を発生する蛍光体とを含み、蛍光体を透過するB光と、蛍光体が発する蛍光とによって白色光を発生する。   The light source unit 20 includes two types of light sources: a first light source 20a that emits light in the first wavelength band, and a second light source 20b that emits light in the second wavelength band having a continuous spectral spectrum in a wider band than the first wavelength band. A light source is provided. The first light source 20a is a purple LED (hereinafter referred to as a V-LED (Violet Light Emitting Diode)). The second light source 20b generates fluorescence from the green wavelength band to the red wavelength band by blue LED (hereinafter referred to as B-LED (Blue Light Emitting Diode)) and blue light emitted from the B-LED (hereinafter referred to as B light). White light is generated by the B light transmitted through the phosphor and the fluorescence emitted by the phosphor.

図3に示すように、第1光源20aを構成するV−LEDは、中心波長415nm、波長帯域が約400〜430nmの紫色光(以下、V光という)を発光する紫色光源である。本実施形態では、V−LEDの中心波長は415nmであるが、中心波長が約400〜430nmにあるV−LEDを用いることができる。第2光源20bを構成するB−LEDは、中心波長450nm、波長帯域430〜470nmの青色光(以下、B光という)を発する青色光源であり、第2光源20bを構成する蛍光体は、B光の照射により、波長帯域が480〜650nmに及ぶ蛍光を発する。このため、蛍光体が発する蛍光には、波長帯域が約480〜600nmの緑色光(以下、G光という)と、波長帯域が約600nm〜680nmの赤色光(以下、R光という)が含まれる。したがって、第2光源20bが発する光は、蛍光体を透過するB光と、励起光としてB光を照射する場合に蛍光体が発生する蛍光が含むG光及びR光とからなる白色光を発する。詳細は後述するが、第1光源20aが発する第1波長帯域の光とはV光であり、第1波長帯域はV光に対応する紫色波長帯域である。そして、第2光源20bが発する第2波長帯域の光とは白色光であり、第2波長帯域とはB光からR光の波長帯域である。   As shown in FIG. 3, the V-LED that constitutes the first light source 20a is a violet light source that emits violet light (hereinafter referred to as V light) having a center wavelength of 415 nm and a wavelength band of about 400 to 430 nm. In this embodiment, the center wavelength of the V-LED is 415 nm, but a V-LED having a center wavelength of about 400 to 430 nm can be used. The B-LED that constitutes the second light source 20b is a blue light source that emits blue light (hereinafter referred to as B light) having a center wavelength of 450 nm and a wavelength band of 430 to 470 nm, and the phosphor that constitutes the second light source 20b is B Fluorescence with a wavelength band ranging from 480 to 650 nm is emitted by light irradiation. For this reason, the fluorescence emitted from the phosphor includes green light (hereinafter referred to as G light) having a wavelength band of about 480 to 600 nm and red light (hereinafter referred to as R light) having a wavelength band of about 600 nm to 680 nm. . Therefore, the light emitted from the second light source 20b emits white light composed of B light transmitted through the phosphor and G light and R light included in the fluorescence generated by the phosphor when the B light is irradiated as excitation light. . Although details will be described later, the light in the first wavelength band emitted from the first light source 20a is V light, and the first wavelength band is a violet wavelength band corresponding to the V light. The light in the second wavelength band emitted from the second light source 20b is white light, and the second wavelength band is the wavelength band from B light to R light.

なお、V−LED及びB−LEDの中心波長は±5nmから±10nm程度の幅を有する。中心波長とは波長帯域のほぼ中心の波長であり、分光スペクトルの形状によっては、分光スペクトルのピークに対応する波長(以下、ピーク波長という)と中心波長とが一致するとは限らない。内視鏡システム10で用いるV光は、中心波長とピーク波長が異なっていてもよく、中心波長とピーク波長がほぼ一致していてもよい。本実施形態のV光の中心波長とピーク波長はほぼ一致している。同様に、内視鏡システム10で用いるB光は、中心波長とピーク波長が異なっていてもよく、中心波長とピーク波長がほぼ一致していてもよい。本実施形態のB光の中心波長とピーク波長はほぼ一致している。   The center wavelength of the V-LED and B-LED has a width of about ± 5 nm to ± 10 nm. The center wavelength is the wavelength at the center of the wavelength band, and the wavelength corresponding to the peak of the spectrum (hereinafter referred to as the peak wavelength) does not always match the center wavelength depending on the shape of the spectrum. The V light used in the endoscope system 10 may have a different center wavelength and a peak wavelength, or the center wavelength and the peak wavelength may substantially match. The center wavelength and peak wavelength of the V light in the present embodiment are substantially the same. Similarly, the B light used in the endoscope system 10 may have a different center wavelength and peak wavelength, or the center wavelength and peak wavelength may be substantially the same. The center wavelength and the peak wavelength of the B light in this embodiment are almost the same.

第2光源20bを構成するB−LEDが発光するB光及びG光のうち、約450nmから約500nmの波長の光は表層血管やピットパターン等の微細な構造のコントラストを低下させてしまうので、第2光源20bの光路中には、この約450nmから約500nmの波長帯域の光を低減するための帯域制限フィルタ(第1の帯域制限フィルタ。以下、Bs光生成用帯域制限フィルタという)25が配置されている。このため、Bs光生成用帯域制限フィルタ25は、主に第2光源20bが発する白色光から約450nmから約500nmの波長帯域の成分を低減した青色光(以下、Bs光という)及び緑色光(以下、Gs光という)を生成する。Bs光のピーク波長は約440nm〜450nmであり、Bs光は第2波長帯域の光(白色光)から生成される第3波長帯域の光である。Bs光と、V光、Gs光、及びR光は、光路結合部24によって混合され、図4に示す照明光26になる。   Of the B light and G light emitted by the B-LED that constitutes the second light source 20b, light having a wavelength of about 450 nm to about 500 nm reduces the contrast of fine structures such as surface blood vessels and pit patterns. In the optical path of the second light source 20b, there is a band limiting filter (first band limiting filter; hereinafter referred to as a Bs light generation band limiting filter) 25 for reducing light in the wavelength band of about 450 nm to about 500 nm. Has been placed. For this reason, the band limiting filter 25 for generating Bs light mainly includes blue light (hereinafter referred to as Bs light) and green light (hereinafter referred to as Bs light) in which components in a wavelength band from about 450 nm to about 500 nm are reduced from white light emitted by the second light source 20b. Hereinafter, it is referred to as Gs light). The peak wavelength of Bs light is about 440 nm to 450 nm, and Bs light is light in the third wavelength band generated from light in the second wavelength band (white light). The Bs light, the V light, the Gs light, and the R light are mixed by the optical path coupling unit 24 to become the illumination light 26 shown in FIG.

すなわち、光源部20は、これらの互いに異なる色の光を独立して発光する複数の光源によって、V光、Bs光、Gs光、及びR光を重ね合わせたスペクトルを有する照明光26を発する。第1光源20a及び第2光源20bの発光量(以下、単に光量という)や発光時間の長さ等はそれぞれ独立に制御可能であるため、照明光の分光スペクトルは、第1光源20a及び第2光源20bの光量や発光時間の長さ等を変えることによって変化させることができる。   That is, the light source unit 20 emits illumination light 26 having a spectrum in which V light, Bs light, Gs light, and R light are superimposed by a plurality of light sources that independently emit light of different colors. Since the light emission amount (hereinafter simply referred to as light amount), the length of the light emission time, and the like of the first light source 20a and the second light source 20b can be controlled independently, the spectral spectrum of the illumination light includes the first light source 20a and second light source It can be changed by changing the light amount of the light source 20b, the length of the light emission time, and the like.

光源制御部22は、光量比設定部23が設定する光量比を用いて、第1光源20aを構成するV−LED及び第2光源20bを構成するB−LEDの駆動電流や駆動電圧、駆動電流または駆動電圧を制御する。具体的には、各LEDに入力する制御パルスのパルス幅やパルス長等を個別に制御することにより、第1光源20aが発するV光、及び第2光源20bが発する白色光の発光タイミングや光量、発光時間の長さ等を制御する。これにより、光源制御部22は、照明光の実質的な分光スペクトルを変化させる。本実施形態では、光源制御部22は、第1光源20aを構成するV−LED及び第2光源20bを構成するB−LEDの光量を制御する。   The light source controller 22 uses the light amount ratio set by the light amount ratio setting unit 23 to drive current, drive voltage, and drive current of the V-LED that constitutes the first light source 20a and the B-LED that constitutes the second light source 20b. Alternatively, the drive voltage is controlled. Specifically, by individually controlling the pulse width, pulse length, etc. of the control pulse input to each LED, the emission timing and light quantity of the V light emitted from the first light source 20a and the white light emitted from the second light source 20b Control the length of light emission time and the like. Thereby, the light source control part 22 changes the substantial spectral spectrum of illumination light. In the present embodiment, the light source control unit 22 controls the light amounts of the V-LEDs constituting the first light source 20a and the B-LEDs constituting the second light source 20b.

光量比設定部23は、光源制御部22に対してV光とBs光の光量比を設定する。具体的には、光量比設定部23は、第1光源20aのV−LEDが発するV光の光量と、第2光源20bのB−LEDが発光するB光の光量を設定することで、照明光26に含むV光とBs光の光量を設定する。すなわち、光量比設定部23が設定する光量比は、第1光源20aを構成するV−LED及び第2光源20bを構成するB−LEDの制御パラメータであり、これらの発光時間の長さを考慮した実質的な光量比(広義の光量比)である。本実施形態では、光源制御部22は、第1光源20a及び第2光源20bの発光時間の長さを同じにし、単位時間あたりの発光量の比(狭義の光量比)を制御する。このため、光量比設定部23は、光源制御部22の制御方法に合わせて、第1光源20aを構成するV−LED及び第2光源20bを構成するB−LEDの単位時間あたりの発光量の比を光量比として設定する。   The light amount ratio setting unit 23 sets the light amount ratio of V light and Bs light to the light source control unit 22. Specifically, the light amount ratio setting unit 23 sets the light amount of the V light emitted from the V-LED of the first light source 20a and the light amount of the B light emitted from the B-LED of the second light source 20b. The amounts of V light and Bs light included in the light 26 are set. That is, the light amount ratio set by the light amount ratio setting unit 23 is a control parameter of the V-LED configuring the first light source 20a and the B-LED configuring the second light source 20b, and considers the length of the light emission time. This is a substantial light amount ratio (broad light amount ratio). In the present embodiment, the light source control unit 22 controls the ratio of the light emission amounts per unit time (the light amount ratio in a narrow sense) by making the lengths of the light emission times of the first light source 20a and the second light source 20b the same. For this reason, the light quantity ratio setting unit 23 adjusts the light emission amount per unit time of the V-LED configuring the first light source 20a and the B-LED configuring the second light source 20b in accordance with the control method of the light source control unit 22. The ratio is set as the light quantity ratio.

光量比設定部23は、少なくとも、観察対象の粘膜下にある血管に対して深さ分解能を有する第1波長帯域の光と、粘膜下の同じ深さにある血管に対して太さ分解能を有する第3波長帯域の光の光量比を光源制御部22に対して設定する。すなわち、光量比設定部23は、V光とBs光の光量比を設定する。これにより、光量比設定部23は、粘膜に対する血管のコントラストを、血管の深さ及び太さに応じた目標コントラストにする。   The light amount ratio setting unit 23 has at least a first wavelength band light having a depth resolution with respect to a blood vessel under the mucosa to be observed and a thickness resolution with respect to a blood vessel at the same depth under the mucosa. The light amount ratio of the light in the third wavelength band is set for the light source control unit 22. That is, the light amount ratio setting unit 23 sets the light amount ratio between the V light and the Bs light. Thereby, the light quantity ratio setting unit 23 sets the contrast of the blood vessel with respect to the mucous membrane to a target contrast corresponding to the depth and thickness of the blood vessel.

目標コントラストとは、深さ及び太さが異なる複数の血管の粘膜に対するコントラストのバランスの目標であり、光量比設定部23が設定する光量比と一対一に対応する。複数の光量比及び目標コントラストが、光量比設定部23にプリセットされているが、操作部12bやコンソール19等の入力デバイスを用いて設定を任意に選択または変更することができる。   The target contrast is a target of contrast balance with respect to the mucous membranes of a plurality of blood vessels having different depths and thicknesses, and corresponds one-to-one with the light amount ratio set by the light amount ratio setting unit 23. A plurality of light quantity ratios and target contrasts are preset in the light quantity ratio setting unit 23, but the settings can be arbitrarily selected or changed using an input device such as the operation unit 12b or the console 19.

深さ分解能とは、粘膜表面からの血管の深さによって粘膜に対するコントラストが変化し、粘膜に対するコントラストの変化によって深さを識別できることを言う。太さ分解能とは、血管の太さによって粘膜に対するコントラストが変化し、粘膜に対するコントラストの変化によって血管の太さを識別できることを言う。   Depth resolution means that the contrast to the mucosa changes depending on the depth of blood vessels from the mucosal surface, and the depth can be identified by the change in contrast to the mucosa. Thickness resolution means that the contrast to the mucosa changes depending on the thickness of the blood vessel, and the thickness of the blood vessel can be identified by the change in contrast to the mucosa.

図5に示すように、観察対象の粘膜から血管の上端(最も粘膜に近い箇所)までの距離を血管の深さ「d」μm、血管の直径を血管の太さ「φ」μmとする場合に、粘膜と、深さ及び太さが異なる複数の血管の反射率をシミュレーションによって算出したグラフが図6である。図6及び以下では、粘膜表面からの深さを「d」と数値、血管の太さを「φ」と数値によって表す。例えば、深さ5μmかつ直径20μmの血管は「d5φ20」で表す。他の深さ及び太さの血管についても同様であり、図6では、d5φ20の血管の他、d5φ40(深さ5μm直径40μm)の血管、d15φ20(深さ15μm直径20μm)の血管、d50φ10(深さ50μm直径10μm)の血管、d50φ20(深さ50μm直径20μm)の血管の各反射率のグラフを示している。   As shown in FIG. 5, when the distance from the observed mucosa to the upper end of the blood vessel (the location closest to the mucosa) is the blood vessel depth “d” μm, and the blood vessel diameter is the blood vessel thickness “φ” μm FIG. 6 is a graph in which the reflectance of a plurality of blood vessels with different depths and thicknesses is calculated by simulation. In FIG. 6 and below, the depth from the mucosal surface is represented by a numerical value “d”, and the thickness of the blood vessel is represented by a numerical value “φ”. For example, a blood vessel having a depth of 5 μm and a diameter of 20 μm is represented by “d5φ20”. The same applies to blood vessels of other depths and thicknesses. In FIG. 6, in addition to blood vessels of d5φ20, blood vessels of d5φ40 (depth of 5 μm and diameter of 40 μm), blood vessels of d15φ20 (depth of 15 μm and diameter of 20 μm), d50φ10 (depth) A graph of each reflectance of a blood vessel having a thickness of 50 μm and a diameter of 10 μm and a blood vessel having a d50φ20 (a depth of 50 μm and a diameter of 20 μm) is shown.

図6から分かる通り、深さ及び太さが異なる複数の血管の反射率のグラフは、概ね450nm以下の波長帯域では、太さ「φ」が異なっていても、深さ「d」が同じ場合には概ね同じの反射率に収束し、かつ、深さ「d」の違いによって収束する反射率の値が異なる。そして、粘膜下の浅い位置にある血管ほど反射率は低く、粘膜下の深い位置にある血管ほど反射率が高くなって、粘膜の反射率に近づく。血管のコントラストは、例えば粘膜の反射率と血管の反射率の比(または差)であり、粘膜に対する明るさの違いが大きいほど視認性が高い。このため、概ね450nm以下の光を照射して観察対象を撮像する場合、図6に反射率のグラフを示す血管の中では、深さ5μm(d5)の血管が最も反射率が低く、暗い血管なので、粘膜に対するコントラストが高く、視認性が良い。逆に、深さ50μm(d50)の血管は最も反射率が粘膜に近く、明るい血管なので、粘膜に対するコントラストは低く、視認性は最も悪い。したがって、概ね450nm以下の波長帯域の光を照射して観察対象を撮像すると、血管の太さによらず、血管の深さによってコントラストがつく。そして、深さの違う血管を比較した場合、血管の深さによって、血管のコントラストに違いがでる。したがって、概ね450nm以下の波長帯域の光は、深さ及び太さが異なる複数の血管に対して、深さ分解能を有する。   As can be seen from FIG. 6, in the graph of the reflectance of a plurality of blood vessels having different depths and thicknesses, the depth “d” is the same in the wavelength band of approximately 450 nm or less even though the thickness “φ” is different. Are converged to substantially the same reflectivity, and the convergent reflectivity values differ depending on the difference in depth “d”. The blood vessel located at a shallow position under the mucous membrane has a lower reflectance, and the blood vessel located at a deeper position under the mucosa has a higher reflectance, which approaches the reflectance of the mucosa. The contrast of the blood vessel is, for example, the ratio (or difference) between the reflectance of the mucosa and the reflectance of the blood vessel, and the greater the difference in brightness with respect to the mucosa, the higher the visibility. For this reason, when imaging an observation target by irradiating light of approximately 450 nm or less, a blood vessel having a depth of 5 μm (d5) has the lowest reflectance among blood vessels whose reflectance graph is shown in FIG. Therefore, the contrast to the mucous membrane is high and the visibility is good. On the contrary, a blood vessel having a depth of 50 μm (d50) has the closest reflectance to the mucous membrane and is a bright blood vessel. Therefore, the contrast to the mucous membrane is low and the visibility is the worst. Therefore, when an observation target is imaged by irradiating light with a wavelength band of approximately 450 nm or less, a contrast is obtained depending on the depth of the blood vessel regardless of the thickness of the blood vessel. When blood vessels having different depths are compared, the contrast of the blood vessels varies depending on the depth of the blood vessels. Accordingly, light having a wavelength band of approximately 450 nm or less has depth resolution for a plurality of blood vessels having different depths and thicknesses.

一方、概ね450nm以上600nm以下の波長帯域では、深さ「d」が異なっていても、太さ「φ」が同じ場合には概ね同じ反射率に収束し、かつ、太さ「φ」の違いによって収束する反射率の値が異なる。そして、太い血管ほど反射率が低く、細い血管ほど反射率が高くなって、粘膜の反射率に近づく。このため、概ね450nm以下の光を照射して観察対象を撮像する場合、図6に反射率のグラフを示す血管の中では、太さ40μm(φ40)の血管が最も反射率が低く、暗い血管なので、粘膜に対するコントラストが高く、視認性が良い。逆に、太さ10μm(φ10)の血管は最も反射率が粘膜に近く、明るい血管可なので、粘膜に対するコントラストは低く、視認性は最も悪い。したがって、概ね450nm以上600nm以下の波長帯域の光を照射して観察対象を撮像すると、血管の深さによらず、血管の太さによってコントラストがつく。そして、太さの違う血管を比較した場合、血管の太さによって血管のコントラストに違いがでる。したがって、概ね450nm以上600nm以下の波長帯域の光は、深さ及び太さが異なる血管に対して太さ分解能を有する。   On the other hand, in the wavelength band of approximately 450 nm to 600 nm, even if the depth “d” is different, if the thickness “φ” is the same, it converges to substantially the same reflectance, and the difference in the thickness “φ”. The value of the reflectivity to be converged differs depending on the type. The thicker the blood vessel, the lower the reflectance, and the thinner the blood vessel, the higher the reflectance, approaching the reflectance of the mucous membrane. For this reason, when an observation target is imaged by irradiating light of approximately 450 nm or less, a blood vessel having a thickness of 40 μm (φ40) has the lowest reflectance among blood vessels whose reflectance graph is shown in FIG. Therefore, the contrast to the mucous membrane is high and the visibility is good. Conversely, a blood vessel having a thickness of 10 μm (φ10) has the closest reflectance to the mucous membrane and can be a bright blood vessel, so the contrast to the mucous membrane is low and the visibility is the worst. Therefore, when the observation target is imaged by irradiating light in a wavelength band of approximately 450 nm to 600 nm, a contrast is obtained depending on the thickness of the blood vessel regardless of the depth of the blood vessel. When blood vessels with different thicknesses are compared, the contrast of the blood vessels varies depending on the thickness of the blood vessels. Therefore, light in a wavelength band of approximately 450 nm to 600 nm has a thickness resolution for blood vessels having different depths and thicknesses.

なお、図6によれば、概ね600nm以上の波長帯域の光は、血管の深さ及び太さによらず、全ての血管の反射率は粘膜の反射率に近くなるので、600nm以上の波長帯域の光を照射して観察対象を撮像しても、血管は観察し難いことが分かる。   According to FIG. 6, the light in the wavelength band of approximately 600 nm or more has a wavelength band of 600 nm or more because the reflectance of all blood vessels is close to the reflectance of the mucosa regardless of the depth and thickness of the blood vessel. It can be seen that the blood vessels are difficult to observe even if the observation object is imaged by irradiating the light.

図7に示すように、波長415nmの光を照射する場合のd5φ20の血管の粘膜に対する明るさは、図6のグラフを用いて、「d5φ20の血管の反射率R1/粘膜の反射率R0」(または、d5φ20の血管の反射率R1−粘膜の反射率R0)で求められ、波長450nmを照射する場合のd5φ20の血管の粘膜に対する明るさは「d5φ20の血管の反射率R3/粘膜の反射率R2」(または、d5φ20の血管の反射率R3−粘膜の反射率R2)で求められる。したがって、粘膜の反射率を照射する光の波長帯域で積分した値に対する血管の反射率を照射する光の波長帯域で積分した値の比(または差)が、粘膜に対する血管の明るさである。そして、粘膜に対する血管の明るさの逆数は、血管のコントラストを表す。   As shown in FIG. 7, the brightness of the blood vessel of d5φ20 when irradiated with light having a wavelength of 415 nm is expressed as “reflectance R1 of blood vessel of d5φ20 R1 / reflectance R0 of mucosa” using the graph of FIG. Alternatively, the brightness of d5φ20 blood vessel mucosa when irradiated with a wavelength of 450 nm is calculated as “d5φ20 blood vessel reflectance R3 / mucosal reflectance R2”. (Or d5φ20 blood vessel reflectance R3-mucosal reflectance R2). Therefore, the ratio (or difference) of the value integrated in the wavelength band of the light irradiating the reflectance of the blood vessel to the value integrated in the wavelength band of the light irradiating the mucosal reflectance is the brightness of the blood vessel with respect to the mucous membrane. And the reciprocal of the brightness of the blood vessel with respect to the mucous membrane represents the contrast of the blood vessel.

V光を照射する場合、深さ及び太さが異なる複数の血管の粘膜に対する明るさは、図8に示すとおりである。また、V光を照射する場合、深さ及び太さが異なる複数の血管のコントラストは、図9に示すとおりである。図9の棒グラフによれば、V光照射時の深さ及び太さが異なる血管のコントラストは、深さが等しければコントラストがほぼ等しい値になる。また、図9の棒グラフをφ20のグループとφ40のグループでそれぞれ深さ順に並べ直した図10からも分かるように、同じ太さの血管を比較すれば、粘膜下の浅い位置にあるほどコントラストが高なっており、深い位置にあるほど粘膜に対するコントラストが小さくなっている。したがって、V光は、深さ分解能を有する。本実施形態では、深さ分解能を有する第1波長帯域とはV光に対応する紫色波長帯域である。   When irradiating V light, the brightness with respect to the mucous membrane of the several blood vessel from which depth and thickness differ is as showing in FIG. Moreover, when irradiating V light, the contrast of the some blood vessel from which depth and thickness differ is as showing in FIG. According to the bar graph of FIG. 9, the contrast of blood vessels having different depths and thicknesses at the time of V light irradiation is substantially equal when the depths are equal. Further, as can be seen from FIG. 10 in which the bar graphs of FIG. 9 are rearranged in the depth order in the φ20 group and the φ40 group, when comparing blood vessels of the same thickness, the shallower the submucosa, the higher the contrast. It is higher and the deeper the position, the lower the contrast to the mucous membrane. Therefore, the V light has a depth resolution. In the present embodiment, the first wavelength band having depth resolution is a violet wavelength band corresponding to V light.

Bs光は、波長450nm近傍の波長帯域を有する光であり、深さ分解能を有する短波長側の波長帯域と、太さ分解能を有する長波長側の波長帯域との境界にあるので、これらの間の過渡的な性質を有することが予測される(図6参照)。Bs光の特性を調べるために、V光と同様にして、深さ及び太さの異なる複数の血管の粘膜に対する明るさを算出し、棒グラフで表したものが図11のグラフである。そして、深さ及び太さの異なる複数の血管の粘膜に対するコントラストを、血管の深さ毎にグループにして太さ順に棒グラフで表したグラフが図12であり、血管の太さ毎にグループにして深さ順に棒グラフで表したグラフが図13である。   Bs light is light having a wavelength band near 450 nm and is at the boundary between the wavelength band on the short wavelength side having depth resolution and the wavelength band on the long wavelength side having thickness resolution. (See FIG. 6). In order to examine the characteristics of the Bs light, the brightness of a plurality of blood vessels with different depths and thicknesses is calculated in the same manner as the V light, and the graph of FIG. FIG. 12 is a graph showing the contrast of a plurality of blood vessels having different depths and thicknesses with respect to the mucous membranes, grouped for each depth of the blood vessels and represented by a bar graph in order of thickness, and grouped for each thickness of the blood vessels. FIG. 13 is a graph represented by a bar graph in order of depth.

図12からわかるように、粘膜下の同じ深さにあって、太さが異なる血管の粘膜に対するコントラストを比較すると、Bs光を照射する場合、血管が太い方が、粘膜に対するコントラストが高くなる。すなわち、Bs光は、粘膜下の同じ深さにある血管に対して太さ分解能を有する。したがって、本実施形態では、粘膜下の同じ深さにある血管に対して太さ分解能を有する第3波長帯域の光とはBs光であり、第3波長帯域とはBs光に対応する青色波長帯域である。   As can be seen from FIG. 12, when comparing the contrast of blood vessels with different thicknesses at the same depth below the mucous membrane, when the Bs light is irradiated, the thicker the blood vessel, the higher the contrast with respect to the mucous membrane. That is, Bs light has a thickness resolution for blood vessels at the same depth below the mucous membrane. Therefore, in the present embodiment, the light in the third wavelength band having a thickness resolution with respect to a blood vessel at the same depth below the mucous membrane is Bs light, and the third wavelength band is a blue wavelength corresponding to the Bs light. It is a band.

なお、図13から分かるように、Bs光を照射する場合、同じ太さで、深さが異なる血管の粘膜に対するコントラストを比較すると、粘膜下の浅い位置にある血管ほどコントラストが高く、深い位置にある血管ほど粘膜に対するコントラストが低くなる。したがって、Bs光は、同じ太さの血管に対して深さ分解能を有する。   As can be seen from FIG. 13, when irradiating Bs light, comparing the contrast of blood vessels with the same thickness and different depths to the mucous membrane, the blood vessels in the shallower submucosal region have higher contrast and deeper positions. Some blood vessels have lower contrast to the mucosa. Therefore, Bs light has depth resolution for blood vessels of the same thickness.

また、図14に示すように、ヘモグロビンの吸光スペクトルのピークは、約420nmから約430nmにある。そして、V光(第1波長帯域の光)のピーク波長は、ヘモグロビンの吸光スペクトルのピークよりも短波長側にあり、かつ、Bs光(第3波長帯域の光)のピーク波長は、ヘモグロビンの吸光スペクトルのピークよりも長波長側にある。そして、V光及びBs光の各ピーク波長における光量が等しければ、ヘモグロビンの吸光強度は同じ程度になる。このため、V光の深さ分解能、及びBs光の同じ深さにある血管に対する太さ分解能は、ヘモグロビンの吸光強度の違いによるものではなく、それぞれV光とBs光の性質である。   Further, as shown in FIG. 14, the peak of the absorption spectrum of hemoglobin is from about 420 nm to about 430 nm. The peak wavelength of the V light (light in the first wavelength band) is on the shorter wavelength side than the peak of the absorption spectrum of hemoglobin, and the peak wavelength of the Bs light (light in the third wavelength band) is that of hemoglobin. It is on the longer wavelength side than the peak of the absorption spectrum. And if the light quantity in each peak wavelength of V light and Bs light is equal, the absorption intensity of hemoglobin will become the same grade. For this reason, the depth resolution of V light and the thickness resolution of a blood vessel at the same depth of Bs light are not due to the difference in the absorption intensity of hemoglobin, but are the properties of V light and Bs light, respectively.

光源部20及びBs光生成用帯域制限フィルタ25によって発生した照明光は、光路結合部24を介して挿入部12a内に相通されたライトガイド41に入射する(図2参照)。ライトガイド41は、内視鏡12及びユニバーサルコード(内視鏡12と内視鏡光源装置14及びプロセッサ装置16とを接続するコード)内に内蔵されており、光路結合部24から導光される照明光を内視鏡12の先端部12dまで伝搬する。なお、ライトガイド41としては、マルチモードファイバを使用することができる。一例として、コア径105μm、クラッド径125μm、外皮となる保護層を含めた経がφ0.3〜0.5mmの細径なファイバケーブルを使用することができる。   Illumination light generated by the light source unit 20 and the Bs light generation band limiting filter 25 is incident on the light guide 41 passed through the insertion unit 12a via the optical path coupling unit 24 (see FIG. 2). The light guide 41 is built in the endoscope 12 and a universal cord (a cord connecting the endoscope 12, the endoscope light source device 14, and the processor device 16), and is guided from the optical path coupling unit 24. The illumination light propagates to the distal end portion 12d of the endoscope 12. A multimode fiber can be used as the light guide 41. As an example, a thin fiber cable having a core diameter of 105 μm, a clad diameter of 125 μm, and a diameter of φ0.3 to 0.5 mm including a protective layer serving as an outer skin can be used.

内視鏡12の先端部12dには、照明光学系30aと撮像光学系30bが設けられている。照明光学系30aは照明レンズ45を有しており、この照明レンズ45を介して、ライトガイド41によって伝搬された照明光は観察対象に照射される。撮像光学系30bは、対物レンズ46、ズームレンズ47、撮像センサ48を有している。観察対象からの戻り光(反射光の他、観察対象等から発生する蛍光を含む光)は、対物レンズ46及びズームレンズ47を介して撮像センサ48に入射する。これにより、撮像センサ48に観察対象が結像される。なお、ズームレンズ47は、ズーム操作部13を操作することで、テレ端とワイド端の間で自在に移動され、撮像センサ48に結像する観察対象を拡大または縮小する。   The distal end portion 12d of the endoscope 12 is provided with an illumination optical system 30a and an imaging optical system 30b. The illumination optical system 30 a has an illumination lens 45, and the illumination light propagated by the light guide 41 is irradiated to the observation object via the illumination lens 45. The imaging optical system 30 b includes an objective lens 46, a zoom lens 47, and an imaging sensor 48. Return light from the observation target (light that includes fluorescent light generated from the observation target in addition to reflected light) enters the image sensor 48 via the objective lens 46 and the zoom lens 47. Thereby, the observation object is imaged on the image sensor 48. The zoom lens 47 is freely moved between the tele end and the wide end by operating the zoom operation unit 13, and enlarges or reduces the observation target imaged on the image sensor 48.

撮像センサ48はカラー撮像センサであり、観察対象からの戻り光を撮像して画像信号を出力する。撮像センサ48としては、CCD(Charge Coupled Device)撮像センサやCMOS(Complementary Metal-Oxide Semiconductor)撮像センサを利用可能である。また、図15に示すように、撮像センサ48は、R(赤色)カラーフィルタ,G(緑色)カラーフィルタ,及びB(青色)カラーフィルタの3色のカラーフィルタが画素毎に設けられており、観察対象からの戻り光を撮像して色毎の画像信号を出力する。すなわち、撮像センサ48は、Rカラーフィルタが設けられたR画素(赤色画素)と、Gカラーフィルタが設けられたG画素(緑色画素)と、Bカラーフィルタが設けられたB画素(青色画素)とを有し、各画素からそれぞれ画像信号を出力することにより、RGB画像信号を出力する。具体的には、撮像センサ48は、照明光のうちV光とBs光の各戻り光をB画素で受光し、青色画像信号(以下、B画像信号という)を出力する。同様に、照明光のうちG光の戻り光をG画素で受光し、緑色画像信号(以下、G画像信号という)を出力し、R光の戻り光をR画素で受光し、赤色画像信号(以下、R画像信号という)を出力する。   The image sensor 48 is a color image sensor, images the return light from the observation target, and outputs an image signal. As the image sensor 48, a CCD (Charge Coupled Device) image sensor or a CMOS (Complementary Metal-Oxide Semiconductor) image sensor can be used. As shown in FIG. 15, the image sensor 48 is provided with three color filters, R (red) color filter, G (green) color filter, and B (blue) color filter, for each pixel. The return light from the observation target is imaged and an image signal for each color is output. That is, the imaging sensor 48 includes an R pixel (red pixel) provided with an R color filter, a G pixel (green pixel) provided with a G color filter, and a B pixel (blue pixel) provided with a B color filter. The RGB image signal is output by outputting the image signal from each pixel. Specifically, the imaging sensor 48 receives each return light of V light and Bs light in the illumination light by the B pixel, and outputs a blue image signal (hereinafter referred to as B image signal). Similarly, the G light return light of the illumination light is received by the G pixel, a green image signal (hereinafter referred to as G image signal) is output, the R light return light is received by the R pixel, and the red image signal ( (Hereinafter referred to as R image signal).

光量比設定部23によって、観察対象の粘膜下にある血管に対して深さ分解能を有するV光と、粘膜下の同じ深さにある血管に対して太さ分解能を有するBs光の光量比が設定されているので、上記各色の画像信号のうち、B画像信号では、粘膜に対する血管のコントラストが、血管の深さ及び太さに応じた目標コントラストになっている。   The light quantity ratio setting unit 23 sets the light quantity ratio between the V light having depth resolution with respect to the blood vessel under the mucosa to be observed and the Bs light having thickness resolution with respect to the blood vessel at the same depth under the mucosa. In the B image signal among the image signals of the respective colors described above, the contrast of the blood vessel with respect to the mucous membrane is a target contrast corresponding to the depth and thickness of the blood vessel.

なお、原色のカラー撮像センサである撮像センサ48の代わりに、C(シアン)、M(マゼンタ)、Y(イエロー)及びG(緑)の補色フィルタを備えた補色撮像センサを用いても良い。補色撮像センサを用いる場合には、CMYGの4色の画像信号が出力されるので、補色−原色色変換によって、CMYGの4色の画像信号をRGBの3色の画像信号に変換することにより、撮像センサ48と同様のRGB画像信号を得ることができる。また、撮像センサ48の代わりに、カラーフィルタを設けていないモノクロセンサを用いても良い。この場合、光源部20に、例えば回転式の帯域制限フィルタ(カラーフィルタ)を設けることによって、光源制御部22は、必要に応じて、V光、B光、G光、R光を時分割で点灯させる。但し、V光とB光はどちらもB画素で受光されるので、V光とB光は同時に点灯させても良い。   In place of the image sensor 48 which is a primary color image sensor, a complementary color image sensor having complementary color filters of C (cyan), M (magenta), Y (yellow) and G (green) may be used. When the complementary color imaging sensor is used, CMYG four-color image signals are output. By converting the CMYG four-color image signals into RGB three-color image signals by complementary color-primary color conversion, An RGB image signal similar to that of the image sensor 48 can be obtained. Further, instead of the imaging sensor 48, a monochrome sensor without a color filter may be used. In this case, for example, by providing a rotary band limiting filter (color filter) in the light source unit 20, the light source control unit 22 time-divides the V light, B light, G light, and R light as necessary. Light up. However, since both the V light and the B light are received by the B pixel, the V light and the B light may be turned on simultaneously.

撮像センサ48から出力される画像信号は、CDS/AGC回路50に送信される。CDS/AGC回路50は、アナログ信号である画像信号に相関二重サンプリング(CDS;Correlated Double Sampling)や自動利得制御(AGC;Automatic Gain Control)を行う。CDS/AGC回路50を経た画像信号は、A/Dコンバータ51により、デジタル画像信号に変換される。A/D変換後のデジタル画像信号がプロセッサ装置16に入力される。   An image signal output from the image sensor 48 is transmitted to the CDS / AGC circuit 50. The CDS / AGC circuit 50 performs correlated double sampling (CDS) and automatic gain control (AGC) on an image signal that is an analog signal. The image signal that has passed through the CDS / AGC circuit 50 is converted into a digital image signal by the A / D converter 51. The digital image signal after A / D conversion is input to the processor device 16.

プロセッサ装置16は、受信部53と、DSP(Digital Signal Processor)56と、ノイズ除去部58と、画像生成部62と、映像信号生成部66とを備えている。   The processor device 16 includes a receiving unit 53, a DSP (Digital Signal Processor) 56, a noise removing unit 58, an image generating unit 62, and a video signal generating unit 66.

受信部53は、内視鏡12からデジタルのRGB画像信号を受信する。DSP56は、受信した画像信号に対して、欠陥補正処理、オフセット処理、ゲイン補正処理、リニアマトリクス処理、ガンマ変換処理、及びデモザイク処理等の各種信号処理を施す。欠陥補正処理では、撮像センサ48の欠陥画素の信号が補正される。オフセット処理では、欠陥補正処理が施されたRGB画像信号から暗電流成分が除かれ、正確な零レベルが設定される。ゲイン補正処理では、オフセット処理後のRGB画像信号に特定のゲインを乗じることにより信号レベルが整えられる。ゲイン補正処理後のRGB画像信号には、色再現性を高めるためのリニアマトリクス処理が施される。その後、ガンマ変換処理によって明るさや彩度が整えられる。リニアマトリクス処理後のRGB画像信号には、デモザイク処理(等方化処理、同時化処理とも言う)が施され、各画素で不足した色の信号が補間によって生成される。このデモザイク処理によって、全画素がRGB各色の信号を有するようになる。   The receiving unit 53 receives a digital RGB image signal from the endoscope 12. The DSP 56 performs various signal processing such as defect correction processing, offset processing, gain correction processing, linear matrix processing, gamma conversion processing, and demosaicing processing on the received image signal. In the defect correction process, the signal of the defective pixel of the image sensor 48 is corrected. In the offset process, the dark current component is removed from the RGB image signal subjected to the defect correction process, and an accurate zero level is set. In the gain correction process, the signal level is adjusted by multiplying the RGB image signal after the offset process by a specific gain. The RGB image signal after the gain correction process is subjected to a linear matrix process for improving color reproducibility. After that, brightness and saturation are adjusted by gamma conversion processing. The RGB image signal after the linear matrix processing is subjected to demosaic processing (also referred to as isotropic processing or synchronization processing), and a signal of a color lacking in each pixel is generated by interpolation. By this demosaic processing, all the pixels have RGB signals.

ノイズ除去部58は、DSP56でデモザイク処理等が施されたRGB画像信号に対してノイズ除去処理(例えば移動平均法やメディアンフィルタ法等による)を施すことによって、RGB画像信号からノイズを除去する。ノイズが除去されたRGB画像信号は、画像生成部62に送信される。   The noise removal unit 58 removes noise from the RGB image signal by performing noise removal processing (for example, using a moving average method or a median filter method) on the RGB image signal that has been demosaiced by the DSP 56. The RGB image signal from which noise has been removed is transmitted to the image generation unit 62.

画像生成部62は、RGB画像信号に対して、色変換処理、色彩強調処理、及び構造強調処理を行い、画像(以下、内視鏡画像という)を生成する。色変換処理では、RGB画像信号に対して3×3のマトリックス処理、階調変換処理、及び3次元LUT(ルックアップテーブル)処理などにより色変換処理を行う。色彩強調処理は、色変換処理済みのRGB画像信号に対して行われる。構造強調処理は、例えば表層血管やピットパターン等の観察対象の構造を強調する処理であり、色彩強調処理後のRGB画像信号に対して行われる。上記のように、構造強調処理まで各種画像処理等を施したRGB画像信号を用いたカラー画像が内視鏡画像である。映像信号生成部66は、画像生成部62が生成した内視鏡画像をモニタ18で表示可能な映像信号に変換する。この映像信号を用いて、モニタ18は内視鏡画像を表示する。   The image generation unit 62 performs color conversion processing, color enhancement processing, and structure enhancement processing on the RGB image signal to generate an image (hereinafter referred to as an endoscopic image). In color conversion processing, color conversion processing is performed on RGB image signals by 3 × 3 matrix processing, gradation conversion processing, three-dimensional LUT (look-up table) processing, and the like. The color enhancement process is performed on the RGB image signal that has been subjected to the color conversion process. The structure enhancement process is a process for enhancing the structure of the observation target such as a surface blood vessel or a pit pattern, and is performed on the RGB image signal after the color enhancement process. As described above, a color image using an RGB image signal subjected to various types of image processing up to the structure enhancement processing is an endoscopic image. The video signal generating unit 66 converts the endoscopic image generated by the image generating unit 62 into a video signal that can be displayed on the monitor 18. Using this video signal, the monitor 18 displays an endoscopic image.

次に、内視鏡システム10の作用を説明する。内視鏡システム10は、光量比設定部23によって、粘膜に対する血管のコントラストが、血管の深さ及び太さに応じた目標コントラストになるように、V光とBs光の光量比を設定する。例えば、表1に示すように、光量比設定部23にはV光とBs光の光量比A0〜A10がプリセットされており、医師は、これらから、B画像信号において、深さ及び太さの異なる血管間のコントラストのバランスが、目標とするコントラストのバランスになる光量比を選択して設定する。表1の光量比A1〜A9の値は、V光のピーク波長の光量/Bs光のピーク波長の光量である。光量比A0は、第1光源20aのV−LEDを消灯し、第2光源20bのB−LEDを点灯させることにより、B画素で受光する波長帯域の成分をBs光のみにする設定であり、光量比A10は、第1光源20aのV−LEDを点灯し、第2光源20bのB−LEDを消灯することにより、B画素で受光する波長帯域の成分をV光のみにする設定である。   Next, the operation of the endoscope system 10 will be described. In the endoscope system 10, the light amount ratio setting unit 23 sets the light amount ratio of the V light and the Bs light so that the contrast of the blood vessel with respect to the mucous membrane becomes a target contrast according to the depth and thickness of the blood vessel. For example, as shown in Table 1, the light amount ratio setting unit 23 is preset with the light amount ratios A0 to A10 of the V light and the Bs light, and the doctor determines the depth and thickness of the B image signal from these. The light quantity ratio is selected and set so that the contrast balance between different blood vessels is the target contrast balance. The values of the light amount ratios A1 to A9 in Table 1 are the light amount of the peak wavelength of V light / the light amount of the peak wavelength of Bs light. The light amount ratio A0 is a setting that turns off the V-LED of the first light source 20a and turns on the B-LED of the second light source 20b so that the component of the wavelength band received by the B pixel is only Bs light. The light amount ratio A10 is a setting in which the V-LED of the first light source 20a is turned on and the B-LED of the second light source 20b is turned off so that the component of the wavelength band received by the B pixel is only V light.

Figure 2016158837
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図16には、V光とBs光の光量比をA0〜A10の各光量比にした場合の粘膜に対する血管のコントラストを示す。図16では、各光量比の設定で得られる深さ及び太さが異なる血管のコントラストを表す棒グラフを、左から順にd5φ20、d5φ40、d15φ20、d15φ40、d50φ20、及びd50φ40の順に並べている。図16から分かるように、V光の成分が多いほど、太さが異なる血管間のコントラストの差が小さくなり、粘膜下の深さに応じて粘膜に対する血管のコントラストがつくようになる。逆に、Bs光の成分が多いほど、粘膜下の深さだけでなく、血管の太さに応じてコントラストに差がつくようになる。   FIG. 16 shows the contrast of the blood vessel with respect to the mucous membrane when the light amount ratio between the V light and the Bs light is set to each light amount ratio of A0 to A10. In FIG. 16, bar graphs representing the contrast of blood vessels having different depths and thicknesses obtained by setting the respective light amount ratios are arranged in the order of d5φ20, d5φ40, d15φ20, d15φ40, d50φ20, and d50φ40 from the left. As can be seen from FIG. 16, the greater the V light component, the smaller the difference in contrast between blood vessels of different thicknesses, and the blood vessel contrast with the mucosa is increased according to the submucosal depth. Conversely, the greater the Bs light component, the greater the difference in contrast depending on the thickness of the blood vessel as well as the submucosal depth.

医師は、鑑別したい病変の特性に応じて、あるいは従来の内視鏡システムとの使用感の違いをなくす等の目的に応じて目標コントラストを定め、定めた目標コントラストが得られる光量比A0〜A10から所望の光量比を選択する。光源制御部22は、V光とBs光の光量比が、光量比設定部23が設定した光量比になるように、第1光源20aと第2光源20bとを制御する。このため、V光及びBs光の戻り光を受光するB画素で得られるB画像信号では、深さ及び太さが異なる複数の血管のコントラストのバランスが、設定された光量比に対応するバランスになる。画像生成部62では、このB画像信号を用いて内視鏡画像を生成するので、内視鏡システム10で生成及び表示する内視鏡画像は、粘膜に対する血管のコントラストが、血管の深さ及び太さに応じた目標コントラストになる。   The doctor determines the target contrast according to the characteristics of the lesion to be differentiated or according to the purpose such as eliminating the difference in feeling of use with the conventional endoscope system, and the light quantity ratios A0 to A10 at which the determined target contrast is obtained. To select a desired light quantity ratio. The light source control unit 22 controls the first light source 20a and the second light source 20b so that the light amount ratio between the V light and the Bs light becomes the light amount ratio set by the light amount ratio setting unit 23. For this reason, in the B image signal obtained by the B pixel that receives the return light of the V light and the Bs light, the balance of the contrast of a plurality of blood vessels having different depths and thicknesses is a balance corresponding to the set light amount ratio. Become. Since the image generation unit 62 generates an endoscopic image using the B image signal, the endoscopic image generated and displayed by the endoscope system 10 has a blood vessel contrast with respect to the mucous membrane, a blood vessel depth, and the like. Target contrast according to thickness.

なお、上記第1実施形態では、11種類の光量比A0〜A10を例示しているが、内視鏡システム10では、V光とBs光の光量比を任意に設定可能なので、内視鏡システム10は、粘膜下の深さ及び太さに応じて血管のコントラストを自在に調節することができる。   In the first embodiment, 11 types of light quantity ratios A0 to A10 are exemplified. However, in the endoscope system 10, the light quantity ratio of the V light and the Bs light can be arbitrarily set. 10 can freely adjust the contrast of blood vessels according to the depth and thickness of the submucosa.

[第2実施形態]
図17に示す第2実施形態の内視鏡システム200は、従来の内視鏡システムで行われるいわゆる狭帯域光観察を行うことができるようにした内視鏡システムである。内視鏡システム200には、第2光源20bの光路中に、第2光源20bが発する白色光から、約450nm以下の青色波長帯域を有する青色狭帯域光(第1実施形態のBs光と同じなので、以下、Bs光という)と、Bs光の波長帯域(第3波長帯域)とは異なり、かつ、血管に対して太さ分解能を有する約530nmから550nmの緑色波長帯域(第4波長帯域)を有する緑色狭帯域光(以下、Gn光)を生成するBs光及びGn光生成用帯域制限フィルタ225が挿抜自在に設けられている。Gn光の緑色波長帯域が第4波長帯域であり、Bs光の波長帯域(第3波長帯域)とは異なり、かつ、血管に対して太さ分解能を有する(図6参照)。Bs光及びGn光生成用帯域制限フィルタ225は、第1の帯域制限フィルタであり、かつ、第2の帯域制限フィルタである。
[Second Embodiment]
An endoscope system 200 according to the second embodiment shown in FIG. 17 is an endoscope system that can perform so-called narrow-band light observation that is performed in a conventional endoscope system. In the endoscope system 200, blue narrow-band light (same as Bs light of the first embodiment) having a blue wavelength band of about 450 nm or less from white light emitted from the second light source 20b in the optical path of the second light source 20b. Therefore, the green wavelength band (fourth wavelength band) of about 530 nm to 550 nm, which is different from the wavelength band (third wavelength band) of Bs light, and has a thickness resolution with respect to the blood vessel. A band limiting filter 225 for generating Bs light and Gn light generation for generating green narrow band light (hereinafter referred to as Gn light) having s is provided so as to be insertable / removable. The green wavelength band of Gn light is the fourth wavelength band, which is different from the wavelength band of Bs light (third wavelength band) and has a thickness resolution with respect to blood vessels (see FIG. 6). The band limiting filter 225 for generating Bs light and Gn light is a first band limiting filter and a second band limiting filter.

Bs光及びGn光生成用帯域制限フィルタ225の挿抜は、モード切り替え部230によって制御される。観察モード切り替え部230は、操作部12bにある図示しない観察モード切り替えボタンや、図示しないフットスイッチ等の操作によって動作し、Bs光及びGn光生成用帯域制限フィルタ225を挿抜することによって、白色光を用いて観察をする第1観察モードと、V光、Bs光、及びGn光を用いて観察をする第2観察モードと、を切り替える。第1観察モードはいわゆる通常観察モードであり、第2観察モードはいわゆる狭帯域観察モードである。したがって、観察モード切り替え部230は、狭帯域光観察をする第2観察モードが選択された場合には、観察モード切り替え部230はBs光及びGn光生成用帯域制限フィルタ225を第2光源20bの光路中に挿入し、白色光を照射して通常の観察をする第1観察モードが選択された場合には第2光源20bの光路中からBs光及びGn光生成用帯域制限フィルタ225を退避させる。   Insertion / extraction of the band limiting filter 225 for generating Bs light and Gn light is controlled by the mode switching unit 230. The observation mode switching unit 230 operates by operating an observation mode switching button (not shown) on the operation unit 12b or a foot switch (not shown), and inserts / extracts the band limiting filter 225 for generating Bs light and Gn light to thereby obtain white light. The first observation mode in which observation is performed using and the second observation mode in which observation is performed using V light, Bs light, and Gn light are switched. The first observation mode is a so-called normal observation mode, and the second observation mode is a so-called narrow-band observation mode. Therefore, when the second observation mode for narrow-band light observation is selected, the observation mode switching unit 230 sets the band limiting filter 225 for generating Bs light and Gn light to the second light source 20b. When the first observation mode that is inserted into the optical path and irradiates white light for normal observation is selected, the band limiting filter 225 for generating Bs light and Gn light is retracted from the optical path of the second light source 20b. .

図18に示すように、内視鏡システム200で狭帯域光観察をする場合の照明光226は、V光、Bs光、及びGn光によって構成される。そして、内視鏡システム200の画像生成部62では、B画素でV光とBs光の戻り光を撮像して得たB画像信号を、Bチャンネル(生成する内視鏡画像のB画素)とGチャンネル(生成する内視鏡画像のG画素)に割り当て、G画素でGn光の戻り光を撮像して得たG画像信号を、Rチャンネル(生成する内視鏡のR画素)に割り当てた内視鏡画像(以下、狭帯域光観察画像という)を生成する。これ以外は、第1実施形態の内視鏡システム10と同様である。   As shown in FIG. 18, the illumination light 226 in the case of performing narrow-band light observation with the endoscope system 200 is composed of V light, Bs light, and Gn light. In the image generation unit 62 of the endoscope system 200, the B image signal obtained by imaging the return light of the V light and the Bs light by the B pixel is used as the B channel (the B pixel of the endoscope image to be generated). Assigned to the G channel (G pixel of the endoscope image to be generated), and the G image signal obtained by imaging the return light of the Gn light with the G pixel was assigned to the R channel (R pixel of the endoscope to be generated) An endoscopic image (hereinafter referred to as a narrowband light observation image) is generated. The rest is the same as the endoscope system 10 of the first embodiment.

図19に示すように、従来の内視鏡システムでは、V光またはBs光よりも波長帯域が広い広帯域光から、広帯域光の波長帯域を制限する帯域制限フィルタ(以下、広帯域光用帯域制限フィルタという)によって生成される狭帯域光を用いて狭帯域光観察をする。例えば、光源としてキセノンランプを用いる場合、広帯域光はキセノンランプが発光する白色光227であり、この白色光227から、広帯域光用帯域制限フィルタを用いて、約350nmから450nmの波長帯域を有する青色狭帯域光(以下、Bn光という)と、Gn光を生成し、これらを照明光として用いて観察対象を撮像する。狭帯域光観察をする場合、内視鏡システム200のGn光は、従来の内視鏡システムのGn光はほぼ同じ分光スペクトルにすることができるので、G画像信号における深さ及び太さが異なる複数の血管のコントラストのバランスは、従来の内視鏡システムとほぼ等しい。一方、図20に示すように、従来の内視鏡システムで用いるBn光と、内視鏡システム200で用いるV光及びBs光の分光スペクトルは一致しない。このため、従来の内視鏡システムで狭帯域光観察をする場合に得られるB画像信号と、内視鏡システム200で狭帯域光観察をする場合に得られるB画像信号とでは、深さ及び太さが異なる複数の血管の粘膜に対するコントラストのバランスも同じにはならない。   As shown in FIG. 19, in a conventional endoscope system, a band limiting filter that limits the wavelength band of broadband light from broadband light having a wider wavelength band than V light or Bs light (hereinafter, band limiting filter for broadband light). Narrowband light is observed using the narrowband light generated by For example, when a xenon lamp is used as the light source, the broadband light is white light 227 emitted from the xenon lamp, and blue light having a wavelength band of about 350 nm to 450 nm is obtained from the white light 227 using a band limiting filter for broadband light. Narrow-band light (hereinafter referred to as Bn light) and Gn light are generated, and an observation object is imaged using these as illumination light. When performing narrow-band light observation, the Gn light of the endoscope system 200 can have substantially the same spectral spectrum as the Gn light of the conventional endoscope system, and therefore the depth and thickness of the G image signal are different. The contrast balance of the plurality of blood vessels is almost equal to that of the conventional endoscope system. On the other hand, as shown in FIG. 20, the spectrums of the Bn light used in the conventional endoscope system and the V light and Bs light used in the endoscope system 200 do not match. For this reason, the B image signal obtained when narrowband light observation is performed with the conventional endoscope system and the B image signal obtained when narrowband light observation is performed with the endoscope system 200, the depth and The contrast balance for the mucous membranes of blood vessels with different thicknesses is not the same.

しかし、内視鏡システム200は、光量比設定部23によってV光とBs光の光量比を設定することにより、B画像信号における深さ及び太さが異なる複数の血管間のコントラストのバランスを自在に調節することができる。すなわち、内視鏡システム200は、広帯域光から広帯域光用帯域制限フィルタを用いて生成されるBn光を観察対象に照射する場合の血管のコントラストを目標コントラストにして、V光とBs光の光量比を設定することで、B画像信号における深さ及び太さが異なる複数の血管のコントラストのバランスを、従来の狭帯域光観察をする内視鏡システムのB画像信号におけるコントラストのバランスに一致させることができる。この結果、内視鏡システム200で生成及び表示する狭帯域光観察画像の血管の見え方を、従来の狭帯域光観察画像の血管の見え方にほぼ一致させることができる。   However, the endoscope system 200 can freely balance the contrast between a plurality of blood vessels having different depths and thicknesses in the B image signal by setting the light amount ratio of the V light and the Bs light by the light amount ratio setting unit 23. Can be adjusted to. That is, the endoscope system 200 sets the contrast of the blood vessel when irradiating the observation target with Bn light generated from the broadband light using the band limiting filter for broadband light as the target contrast, and the light amounts of the V light and the Bs light. By setting the ratio, the contrast balance of a plurality of blood vessels having different depths and thicknesses in the B image signal is matched with the contrast balance in the B image signal of the conventional endoscope system for performing narrowband light observation. be able to. As a result, the appearance of blood vessels in the narrow-band light observation image generated and displayed by the endoscope system 200 can be made to substantially match the appearance of blood vessels in the conventional narrow-band light observation image.

まず、図21に示すように、広帯域光から生成される従来のBn光を照射する場合に得られるB画像信号の血管のコントラストのバランスは、内視鏡システム200でBs光のみ(光量比A0)を照射した場合や、V光のみ(光量比A10)を照射した場合のB画像信号のコントラストのバランスとは一致しない。   First, as shown in FIG. 21, the balance of the blood vessel contrast of the B image signal obtained when the conventional Bn light generated from the broadband light is irradiated is determined by the endoscope system 200 using only the Bs light (light quantity ratio A0). ) Or the contrast balance of the B image signal when only V light (light quantity ratio A10) is irradiated.

一方、図22には、光量比設定部23がV光とBs光の光量比を第1実施形態の光量比A0〜A10(表1参照)に設定する場合の粘膜に対する血管のコントラストを、従来のBn光を照射する場合の粘膜に対する血管のコントラストで規格化して得られるコントラスト比を示す。また、図22には、深さ及び太さが異なる複数の血管のコントラスト比を示す。このため、図22のグラフは、値が100%に近いほど、粘膜に対する血管のコントラストが、従来のBn光を照射する場合に近いことを表す。   On the other hand, FIG. 22 shows the contrast of blood vessels with respect to the mucous membrane when the light amount ratio setting unit 23 sets the light amount ratio of V light and Bs light to the light amount ratios A0 to A10 (see Table 1) of the first embodiment. The contrast ratio obtained by normalizing with the contrast of the blood vessel with respect to the mucous membrane in the case of irradiation with Bn light. FIG. 22 shows contrast ratios of a plurality of blood vessels having different depths and thicknesses. For this reason, the graph of FIG. 22 indicates that the closer the value is to 100%, the closer the contrast of the blood vessel to the mucous membrane is as in the case of irradiating conventional Bn light.

図22から分かるように、光量比A0〜A6に設定すると、血管の深さ及び深さに応じたばらつきが大きくなるが、多くの血管が、従来のBn光を照射する場合のコントラスト(100%のライン)を超え、従来よりも視認性が向上する。一方、光量比A7〜A10に設定すると、従来のBn光を照射する場合のコントラストを若干下回るが、血管の深さ及び太さによるコントラストのばらつきは小さくなり、従来のBn光を照射する場合に近いコントラストのバランスが得られる。   As can be seen from FIG. 22, when the light amount ratio is set to A0 to A6, the variation in blood vessel depth and depth increases, but the contrast (100%) when many blood vessels irradiate conventional Bn light. Visibility is improved more than before. On the other hand, when the light quantity ratio is set to A7 to A10, it is slightly lower than the contrast when irradiating the conventional Bn light, but the variation in contrast due to the depth and thickness of the blood vessel is reduced, and the conventional Bn light is irradiated. A close contrast balance is obtained.

また、図23には、光量比設定部23がV光とBs光の光量比A0〜A10(表1参照)に設定する場合について、粘膜下の深さが等しく、かつ、太さが異なる血管間のコントラスト比のグラフを示す。具体的には、図23では、φ20の血管に対するφ40の血管のコントラスト比(φ40/φ20)を、深さd5、d15、d50の3種類の深さについて示している。また、図23のグラフは、従来のBn光を照射する場合のコントラスト比で規格化しているので、値が100%に近いほど、粘膜下の深さが等しく、かつ、太さが異なる血管間のコントラスト比が、従来のBn光を照射する場合に近いことを表す。   FIG. 23 shows blood vessels having the same submucosal depth and different thicknesses when the light amount ratio setting unit 23 sets the light amount ratios A0 to A10 (see Table 1) of V light and Bs light. The graph of the contrast ratio between is shown. Specifically, in FIG. 23, the contrast ratio (φ40 / φ20) of the φ40 blood vessel to the φ20 blood vessel is shown for three types of depths d5, d15, and d50. In addition, the graph of FIG. 23 is normalized by the contrast ratio in the case of irradiating conventional Bn light. Therefore, the closer the value is to 100%, the smaller the submucosal depth and the different thickness between blood vessels. This indicates that the contrast ratio is close to that of conventional Bn light irradiation.

図23から分かるように、光量比A0〜A6に設定すると、粘膜下の深さが等しく、かつ、太さが異なる血管間のコントラスト比は、深さの違いによるばらつきが大きくなるが、値が100%を超え、従来のBn光を照射する場合よりも概ね大きくなる。このため、光量比A0〜A6に設定すると、粘膜下の深さが等しく、かつ、太さが異なる血管を、従来のBn光を照射する場合よりもはっきり特別して観察できるようになる。一方、光量比A7〜A10に設定すると、粘膜下の深さが等しく、かつ、太さが異なる血管間のコントラスト比は、従来のBn光を照射する場合を若干下回る場合もあるが、深さの違いによるばらつきも小さく、従来のBn光を照射する場合のコントラスト比にほぼ近い値を維持することができる。特に、光量比をA7からA9に設定すると、粘膜下の深さが等しく、かつ、太さが異なる血管間のコントラスト比は、深さの違いによるばらつきが殆どなく、かつ、従来のBn光を照射する場合のコントラスト比にほぼ一致する。   As can be seen from FIG. 23, when the light amount ratios A0 to A6 are set, the contrast ratio between blood vessels having the same submucosal depth and different thicknesses varies greatly depending on the depth, but the value is large. It exceeds 100% and is generally larger than the case of irradiating with conventional Bn light. For this reason, when the light amount ratio is set to A0 to A6, blood vessels having the same submucosal depth and different thicknesses can be observed more clearly and specially than when the conventional Bn light is irradiated. On the other hand, when the light amount ratio is set to A7 to A10, the contrast ratio between blood vessels having the same submucosal depth and different thickness may be slightly lower than the conventional case of irradiating Bn light. The variation due to the difference is small, and a value close to the contrast ratio when the conventional Bn light is irradiated can be maintained. In particular, when the light quantity ratio is set from A7 to A9, the contrast ratio between the blood vessels having the same submucosal depth and different thickness is hardly varied due to the difference in depth, and the conventional Bn light is used. It almost matches the contrast ratio in the case of irradiation.

図24には、光量比設定部23がV光とBs光の光量比A0〜A10(表1参照)に設定する場合について、太さが等しく、かつ、粘膜下の深さが異なる血管間のコントラスト比のグラフを示す。具体的には、図24では、φ20及びφ40の2種類の太さの血管について、深さd15の血管に対する深さd5の血管のコントラスト比(d5/d15)と、深さd50の血管に対する深さd15の血管のコントラスト比(d15/d50)とを示している。また、図24のグラフは、従来のBn光を照射する場合のコントラスト比で規格化しているので、値が100%に近いほど、太さが等しく、かつ、粘膜下の深さが異なる血管間のコントラスト比が、従来のBn光を照射する場合に近いことを表す。   FIG. 24 shows a case where the light amount ratio setting unit 23 sets the light amount ratios A0 to A10 of V light and Bs light (see Table 1) between blood vessels having the same thickness and different submucosal depths. A graph of contrast ratio is shown. Specifically, in FIG. 24, for two types of blood vessels of φ20 and φ40, the contrast ratio (d5 / d15) of the blood vessel with depth d5 to the blood vessel with depth d15 and the depth with respect to the blood vessel with depth d50 are shown. The blood vessel contrast ratio (d15 / d50) is shown. The graph of FIG. 24 is standardized by the contrast ratio in the case of irradiating conventional Bn light. Therefore, the closer the value is to 100%, the larger the thickness and the submucosal depth are different. This indicates that the contrast ratio is close to that of conventional Bn light irradiation.

図24から分かるように、太さが等しく、かつ、粘膜下の深さが異なる血管間のコントラスト比は、光量比の設定によらず、従来のBn光を照射する場合に概ね近い値が得られる。但し、光量比A7の条件を境界に、Bs光の成分が多い光量比A0〜A6を比較的細い血管(φ20)のコントラスト比が低下しやすく、血管の太さの違いによるばらつきが大きくなる。また、光量比A7の条件を境界に、V光の成分が多い光量比A8〜A10に設定すると、概ね全ての太さの血管の深さの違いによるコントラスト比は、太さの違いによるばらつきが小さいまま、従来のBn光を照射する場合のコントラスト比を上回る。したがって、光量比をA8〜A10に設定すると、従来のBn光を照射する場合よりも、太さが等しく、かつ、粘膜下の深さが異なる血管を識別しやすくなる。   As can be seen from FIG. 24, the contrast ratio between the blood vessels having the same thickness and different submucosal depths is almost the same as when the conventional Bn light is irradiated, regardless of the setting of the light amount ratio. It is done. However, with the condition of the light quantity ratio A7 as a boundary, the contrast ratio of a relatively thin blood vessel (φ20) tends to be lowered at the light quantity ratios A0 to A6 with a large amount of Bs light component, and the variation due to the difference in the thickness of the blood vessels increases. Further, when the light amount ratio A7 is set to a boundary with the light amount ratio A7 as a boundary, the contrast ratio due to the difference in the blood vessel depths of all the thicknesses varies depending on the difference in the thickness. The contrast ratio in the case of irradiating with conventional Bn light is exceeded while remaining small. Therefore, when the light amount ratio is set to A8 to A10, blood vessels having the same thickness and different submucosal depths can be easily identified as compared with the case of irradiating conventional Bn light.

また、表2には、(1)深さ及び太さが異なる血管間のコントラストのバランス、(2)粘膜下の深さが等しく、かつ、太さが異なる血管間のコントラスト比、(3)太さが等しく、かつ、粘膜下の深さが異なる血管間のコントラスト比、の3個の観点で、内視鏡システム200で光量比をA0〜A10に設定した場合に得られたB画像信号と、従来のBn光を照射して得たB画像信号とで官能的に1〜5の5段階評価した結果を示す。評価は、従来のBn光を照射した場合と最もかけ離れているという評価が「1」、従来のBn光を照射した場合に最も近いという評価を「5」である。評価結果は、複数人が評価した結果の平均値である。   Table 2 also shows (1) the contrast balance between blood vessels of different depth and thickness, (2) the contrast ratio between blood vessels of equal submucosal depth and different thickness, and (3) B image signal obtained when the light quantity ratio is set to A0 to A10 in the endoscope system 200 from the three viewpoints of the contrast ratio between blood vessels having the same thickness and different submucosal depths. And the result of five-stage evaluation of 1-5 functionally with the B image signal obtained by irradiating conventional Bn light is shown. In the evaluation, the evaluation that is far from the case where the conventional Bn light is irradiated is “1”, and the evaluation that is the closest to the case where the conventional Bn light is irradiated is “5”. The evaluation result is an average value of the results evaluated by a plurality of people.

Figure 2016158837
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以上のことから、内視鏡システム200で使用する青色狭帯域光はV光とBs光で形成され、従来の広帯域光から形成されるBn光とは異なっており、分光スペクトルは一致しないが、光量比設定部23が、V光とBs光の光量比を「A7」の値(V光のピーク波長の光量/Bs光のピーク波長の光量=5.0)に設定すれば、血管のコントラストの大きさを、Bn光を前記観察対象に照射する場合の血管のコントラストの大きさとほぼ等しくし、
深さ及び太さが異なる複数の血管の粘膜に対するコントラストのバランスが従来のBn光を照射する場合とほぼ一致するするB画像信号を得ることができる。このため、内視鏡システム200は、従来の狭帯域光観察画像と血管の見え方がほぼ等しい狭帯域光観察画像を生成及び表示することができる。
From the above, the blue narrow band light used in the endoscope system 200 is formed of V light and Bs light, which is different from the conventional Bn light formed from broadband light, and the spectrums do not match. If the light amount ratio setting unit 23 sets the light amount ratio of the V light and the Bs light to the value “A7” (the light amount of the peak wavelength of the V light / the light amount of the peak wavelength of the Bs light = 5.0), the contrast of the blood vessel Is approximately equal to the size of the blood vessel contrast when the observation object is irradiated with Bn light,
It is possible to obtain a B image signal in which the contrast balance for the mucous membranes of a plurality of blood vessels having different depths and thicknesses substantially coincides with the case of irradiation with conventional Bn light. For this reason, the endoscope system 200 can generate and display a narrowband light observation image in which the appearance of blood vessels is substantially equal to the conventional narrowband light observation image.

上記の通り、従来の狭帯域光観察画像と血管の見え方がほぼ等しい狭帯域光観察画像を得るためには、光量比設定部23がV光とBs光の光量比を「A7」の値に設定することが最も好ましいが、「V光のピーク波長の光量/Bs光のピーク波長の光量」の値が2.0(光量比A6)以上8.0(光量比A8)以下であれば、従来の狭帯域光観察画像と血管の見え方が概ね等しい狭帯域光観察画像を得ることができる。また、「V光のピーク波長の光量/Bs光のピーク波長の光量」の値が約1.0(光量比A4)以上であれば、従来の狭帯域光観察画像を違和感なく模した狭帯域光観察画像を生成及び表示することができる。   As described above, in order to obtain a narrow-band light observation image in which the appearance of blood vessels is substantially equal to the conventional narrow-band light observation image, the light amount ratio setting unit 23 sets the light amount ratio of V light and Bs light to a value “A7”. However, if the value of “light quantity of peak wavelength of V light / light quantity of peak wavelength of Bs light” is 2.0 (light quantity ratio A6) or more and 8.0 (light quantity ratio A8) or less, Thus, it is possible to obtain a narrow-band light observation image in which the appearance of blood vessels is substantially equal to the conventional narrow-band light observation image. Further, if the value of “light quantity of peak wavelength of V light / light quantity of peak wavelength of Bs light” is about 1.0 (light quantity ratio A4) or more, a narrow band imitating a conventional narrow band light observation image without a sense of incongruity. Light observation images can be generated and displayed.

この他、内視鏡システム200では、光量比設定部23によってV光とBs光の光量比を「A0」〜「A6」に設定することで、粘膜下の深さが等しく、かつ、太さが異なる複数の血管のコントラストの比または差を、V光またはBs光よりも波長帯域が広い広帯域光から広帯域光用帯域制限フィルタを用いて生成されるBn光を観察対象に照射する場合の血管のコントラストの比または差を基準として、これよりも大きくすることができる。すなわち、光量比を「A0」〜「A6」に設定することで、粘膜下の深さが等しく、かつ、太さが異なる複数の血管のコントラストの比または差を、従来のBn光を用いる場合よりも強調した新たな狭帯域光観察画像を提供することができる。   In addition, in the endoscope system 200, the light amount ratio setting unit 23 sets the light amount ratio of the V light and the Bs light to “A0” to “A6” so that the submucosal depth is equal and the thickness is set. Blood vessels in the case of irradiating an observation target with Bn light generated by using a band limiting filter for broadband light from broadband light having a wider wavelength band than V light or Bs light. The contrast ratio or difference can be made larger than this. That is, by setting the light amount ratio to “A0” to “A6”, the contrast ratio or difference of a plurality of blood vessels having different submucosal depths and different thicknesses is used when conventional Bn light is used. It is possible to provide a new narrow-band light observation image that is more emphasized.

また、内視鏡システム200では、光量比設定部23によってV光とBs光の光量比を「A8」〜「A10」に設定することで、粘膜下の深さが異なり、かつ、太さが等しい複数の血管間のコントラストの比または差を、Bn光を観察対象に照射する場合の血管のコントラストの比または差を基準として、これよりも大きくすることができる。すなわち、光量比を「A8」〜「A10」に設定することで、粘膜下の深さが異なり、かつ、太さが等しい複数の血管のコントラストの比または差を、従来のBn光を用いる場合よりも強調した新たな狭帯域光観察画像を提供することができる。   In the endoscope system 200, the light amount ratio setting unit 23 sets the light amount ratio of the V light and the Bs light to “A8” to “A10”, so that the submucosal depth is different and the thickness is different. The contrast ratio or difference between a plurality of equal blood vessels can be made larger than this on the basis of the blood vessel contrast ratio or difference when the observation target is irradiated with Bn light. That is, by setting the light amount ratio to “A8” to “A10”, the contrast ratio or difference of a plurality of blood vessels having different submucosal depths and equal thicknesses is used when conventional Bn light is used. It is possible to provide a new narrow-band light observation image that is more emphasized.

なお、上記第2実施形態では、内視鏡システム200と、狭帯域光観察をする従来の内視鏡システムとして、キセノンランプが発する白色光227から、Bn光及びGn光を生成して利用する内視鏡システムと、を比較しているが、キセノンランプ以外の広帯域光を発する光源(例えば白色LED等)を利用して狭帯域光観察をする内視鏡システムもある。内視鏡システム200は、上記第2実施形態と同様にして、光量比設定部23によって適切な光量比を設定すれば、こうした従来の内視鏡システムで得る狭帯域光観察画像と血管の見え方がほぼ等しい狭帯域光観察画像を得ることができる。   In the second embodiment, Bn light and Gn light are generated and used from the white light 227 emitted from the xenon lamp as the endoscope system 200 and the conventional endoscope system that performs narrow-band light observation. Although there is a comparison with an endoscope system, there is also an endoscope system that performs narrow-band light observation using a light source (for example, a white LED) that emits broadband light other than a xenon lamp. In the same manner as in the second embodiment, the endoscope system 200 is configured so that a narrow-band light observation image and blood vessel appearance obtained by such a conventional endoscope system can be obtained by setting an appropriate light amount ratio by the light amount ratio setting unit 23. Narrow-band light observation images that are almost equal can be obtained.

上記第2実施形態では、Bs光及びGn光生成用帯域制限フィルタ225を用いて、第2光源20bが発する白色光からBs光とGn光を同時に生成するが、この代わりに、例えば、図25に示す回転式の帯域制限フィルタ(以下、回転フィルタという)235を用いて、光源制御部22は、Bs光とGn光を順次生成して、Bs光とGn光を観察対象に時分割照射しても良い。回転フィルタ235は、第2光源20bが発する白色光からBs光を生成するBs光生成用帯域制限フィルタ235a(第1の帯域制限フィルタ。第1実施形態のBs光生成用帯域制限フィルタ25に対応する。)と、Gn光を生成するGn光生成用帯域制限フィルタ235b(第2の帯域制限フィルタ)とを外周部に有し、内周には、第2光源20bが発する白色光を透過する素抜け部235cを有する。狭帯域光観察をする第2観察モードが選択された場合、観察モード切り替え部230は、Bs光生成用帯域制限フィルタ235aとGn光生成用帯域制限フィルタ235bとが交互に、第2光源20bの光路中を横切るように回転フィルタ235を配置し、回転させる。一方、通常観察をする第1観察モードが選択された場合、観察モード切り替え部230は、素抜け部235cを、第2光源20bの光路中に配置する。撮像センサ48にモノクロセンサを用いる場合は、回転フィルタ235等を用いて、上記のようにBs光とGn光を順次生成して時分割照射すると良い。   In the second embodiment, the Bs light and the Gn light generation band limiting filter 225 are used to simultaneously generate the Bs light and the Gn light from the white light emitted from the second light source 20b. Instead, for example, FIG. The light source control unit 22 sequentially generates Bs light and Gn light, and irradiates the observation target with Bs light and Gn light in a time-sharing manner using a rotary band-limiting filter (hereinafter referred to as a rotary filter) 235 shown in FIG. May be. The rotary filter 235 generates Bs light from white light emitted from the second light source 20b. The Bs light generation band limiting filter 235a (first band limiting filter; corresponding to the Bs light generation band limiting filter 25 of the first embodiment). And a Gn light generation band limiting filter 235b (second band limiting filter) for generating Gn light at the outer periphery, and white light emitted from the second light source 20b is transmitted through the inner periphery. It has a blank portion 235c. When the second observation mode for performing the narrow-band light observation is selected, the observation mode switching unit 230 alternately switches the Bs light generation band-limiting filter 235a and the Gn light generation band-limiting filter 235b to the second light source 20b. The rotation filter 235 is disposed so as to cross the optical path and is rotated. On the other hand, when the first observation mode for normal observation is selected, the observation mode switching unit 230 arranges the element missing portion 235c in the optical path of the second light source 20b. When a monochrome sensor is used as the image sensor 48, it is preferable to use the rotary filter 235 or the like to sequentially generate Bs light and Gn light as described above and perform time-division irradiation.

なお、上記第1実施形態及び第2実施形態で用いるV−LEDやB−LEDの代わりに、中心波長やピーク波長等がこれらと異なる他の半導体光源を用いることもできる。例えば、上記第1実施形態及び第2実施形態では、中心波長415nmのV光を発するV−LEDを用いているが、この代わりに、例えば中心波長405nmのV光を発するLEDを用いることもできる。中心波長405nmのLEDを用いる場合でも、光量比設定部23が設定する光量比は上記第1実施形態及び第2実施形態と光量比とほぼ同じである。また、LEDの代わりに、レーザーダイオード等の他の半導体光源を用いても良い。   In addition, instead of the V-LED and B-LED used in the first and second embodiments, other semiconductor light sources having different center wavelengths, peak wavelengths, and the like can be used. For example, in the first embodiment and the second embodiment, a V-LED that emits V light having a center wavelength of 415 nm is used. Alternatively, for example, an LED that emits V light having a center wavelength of 405 nm can be used. . Even when an LED having a center wavelength of 405 nm is used, the light amount ratio set by the light amount ratio setting unit 23 is substantially the same as the light amount ratio in the first and second embodiments. Moreover, other semiconductor light sources such as laser diodes may be used instead of LEDs.

上記第1実施形態及び第2実施形態では、光源制御部22は、光量比設定部23が設定する光量比を用いて、第1光源20aのV−LEDと第2光源20bのB−LEDの光量(発光量)を制御するが、光量を制御する代わりに、V−LEDとB−LEDの発光時間を制御して、V光とBs光の光量比を光量比設定部23が設定した光量比にしても良い。また、光量と発光時間の両方を制御して、V光とBs光の光量比を光量比設定部23が設定した光量比にしても良い。V−LEDやB−LEDの光量には、限度があるが、発光時間を制御すれば、あるいは光量と発光時間の両方を制御すれば、光量の制御だけでは実現できない光量比でV光及びBs光を含む照明光を発生させることができる。   In the first embodiment and the second embodiment, the light source control unit 22 uses the light amount ratio set by the light amount ratio setting unit 23 to change the V-LED of the first light source 20a and the B-LED of the second light source 20b. Light amount (light emission amount) is controlled, but instead of controlling the light amount, the light emission time of the V-LED and B-LED is controlled, and the light amount ratio setting unit 23 sets the light amount ratio of V light and Bs light. It may be a ratio. Alternatively, the light quantity ratio between the V light and the Bs light may be set to the light quantity ratio set by the light quantity ratio setting unit 23 by controlling both the light quantity and the light emission time. The amount of light of the V-LED or B-LED has a limit, but if the light emission time is controlled, or if both the light amount and the light emission time are controlled, the V light and Bs can be realized at a light amount ratio that cannot be realized only by the light amount control. Illumination light including light can be generated.

上記第1実施形態及び第2実施形態では、B光からBs光を生成して照明光に利用しているが、B光をそのまま照明光に利用してもよい。但し、前述のとおり、Bs光を利用したほうが、粘膜に対する血管のコントラストが得られやすい。   In the first embodiment and the second embodiment, Bs light is generated from B light and used as illumination light. However, B light may be used as illumination light as it is. However, as described above, using Bs light makes it easier to obtain blood vessel contrast with respect to the mucous membrane.

上記第1実施形態及び第2実施形態では、撮像センサ48が設けられた内視鏡12を被検体内に挿入して観察を行う内視鏡システムによって本発明を実施しているが、カプセル内視鏡システムでも本発明は好適である。例えば、図26に示すように、カプセル内視鏡システムでは、カプセル内視鏡400と、プロセッサ装置(図示しない)とを少なくとも有する。   In the first embodiment and the second embodiment, the present invention is implemented by the endoscope system in which the endoscope 12 provided with the imaging sensor 48 is inserted into the subject for observation. The present invention is also suitable for an endoscope system. For example, as shown in FIG. 26, the capsule endoscope system includes at least a capsule endoscope 400 and a processor device (not shown).

カプセル内視鏡400は、光源402と制御部403と、撮像センサ404と、画像生成部406と、送受信アンテナ408と、を備えている。光源402は、V光を発するV−LEDと、B光を発するB−LEDと、B光の照射によって蛍光を発する蛍光体と、Bs光生成用帯域制限フィルタと、を有しており、上記第1実施形態及び第2実施形態の光源部20に対応する。   The capsule endoscope 400 includes a light source 402, a control unit 403, an image sensor 404, an image generation unit 406, and a transmission / reception antenna 408. The light source 402 includes a V-LED that emits V light, a B-LED that emits B light, a phosphor that emits fluorescence when irradiated with B light, and a band limiting filter for generating Bs light. This corresponds to the light source unit 20 of the first embodiment and the second embodiment.

制御部403は、上記第1実施形態及び第2実施形態の光源制御部22及び光量比設定部23と同様に機能し、V光とBs光の光量比を設定して光源402を発光制御する。また、制御部403は、送受信アンテナ408によって、カプセル内視鏡システムのプロセッサ装置と無線で通信可能である。カプセル内視鏡システムのプロセッサ装置は、上記各実施形態及び変形例のプロセッサ装置16とほぼ同様であるが、画像生成部406はカプセル内視鏡400に設けられ、生成された内視鏡画像は、送受信アンテナ408を介してプロセッサ装置に送信される。撮像センサ404は上記第1実施形態及び第2実施形態の撮像センサ48と同様に構成される。   The control unit 403 functions in the same manner as the light source control unit 22 and the light amount ratio setting unit 23 of the first and second embodiments, and controls the light source 402 to emit light by setting the light amount ratio of V light and Bs light. . Further, the control unit 403 can communicate wirelessly with the processor device of the capsule endoscope system by the transmission / reception antenna 408. The processor device of the capsule endoscope system is substantially the same as the processor device 16 of each of the above-described embodiments and modifications, but the image generation unit 406 is provided in the capsule endoscope 400, and the generated endoscope image is The signal is transmitted to the processor device via the transmission / reception antenna 408. The image sensor 404 is configured similarly to the image sensor 48 of the first embodiment and the second embodiment.

10,200,250 内視鏡システム
12 内視鏡
14 内視鏡光源装置
16 プロセッサ装置
20a 第1光源
20b 第2光源
22 光源制御部
23 光量比設定部
25,235a Bs光生成用帯域制限フィルタ
225 Bs光及びGn光生成用帯域制限フィルタ
235b Gn光生成用帯域制限フィルタ
226 観察モード切り替え部
10, 200, 250 Endoscope system 12 Endoscope 14 Endoscope light source device 16 Processor device 20a First light source 20b Second light source 22 Light source control unit 23 Light quantity ratio setting unit 25, 235a Band limiting filter for Bs light generation 225 Band limiting filter for generating Bs light and Gn light 235b Band limiting filter for generating Gn light 226 Observation mode switching unit

Claims (17)

観察対象の粘膜下にある血管に対して、深さ分解能を有する第1波長帯域の光を発する第1光源と、
前記第1波長帯域よりも広帯域で連続的なスペクトルを有する第2波長帯域の光を発する第2光源と、
粘膜下の同じ深さにある血管に対して、太さ分解能を有する第3波長帯域の光を、前記第2波長帯域の光から生成する第1の帯域制限フィルタと、
前記第1波長帯域の光と前記第3波長帯域の光の光量比を設定し、粘膜に対する血管のコントラストを、血管の深さ及び太さに応じた目標コントラストにする光量比設定部と、
前記光量比設定部が設定する前記光量比を用いて前記第1光源及び前記第2光源を制御する光源制御部と、
を備える内視鏡光源装置。
A first light source that emits light in a first wavelength band having depth resolution to a blood vessel under a mucous membrane to be observed;
A second light source that emits light in a second wavelength band having a continuous spectrum in a wider band than the first wavelength band;
A first band-limiting filter that generates light of a third wavelength band having a thickness resolution from the light of the second wavelength band for a blood vessel at the same depth under the mucous membrane;
A light amount ratio setting unit that sets a light amount ratio between the light in the first wavelength band and the light in the third wavelength band, and sets the contrast of the blood vessel to the mucous membrane to a target contrast according to the depth and thickness of the blood vessel;
A light source control unit that controls the first light source and the second light source using the light amount ratio set by the light amount ratio setting unit;
An endoscope light source device comprising:
前記第1波長帯域の光のピーク波長は、ヘモグロビンの吸光スペクトルのピークよりも短波長側にあり、かつ、前記第3波長帯域の光のピーク波長はヘモグロビンの吸光スペクトルの前記ピークよりも長波長側にある請求項1に記載の内視鏡光源装置。   The peak wavelength of the light in the first wavelength band is shorter than the peak of the absorption spectrum of hemoglobin, and the peak wavelength of the light in the third wavelength band is longer than the peak of the absorption spectrum of hemoglobin. The endoscope light source device according to claim 1 on the side. 前記第1波長帯域は紫色波長帯域であり、前記第3波長帯域は青色波長帯域である請求項1または2に記載の内視鏡光源装置。   The endoscope light source device according to claim 1, wherein the first wavelength band is a violet wavelength band, and the third wavelength band is a blue wavelength band. 前記光量比設定部は、前記第1波長帯域の光または前記第3波長帯域の光よりも波長帯域が広い広帯域光から生成される青色狭帯域光を前記観察対象に照射する場合の血管のコントラストを前記目標コントラストにして、前記光量比を設定する請求項1〜3のいずれか1項に記載の内視鏡光源装置。   The light amount ratio setting unit is configured to contrast a blood vessel when the observation target is irradiated with blue narrow-band light generated from broadband light having a wider wavelength band than the first wavelength band light or the third wavelength band light. The endoscope light source device according to claim 1, wherein the light quantity ratio is set with the target contrast as the target contrast. 前記光量比設定部は、粘膜下の深さが等しく、かつ、太さが異なる複数の血管のコントラストのバランスを、前記青色狭帯域光を前記観察対象に照射する場合のバランスと等しくする前記光量比を設定する請求項4に記載の内視鏡光源装置。   The light quantity ratio setting unit is configured to make the contrast balance of a plurality of blood vessels having different submucosal depths and different thicknesses equal to a balance when irradiating the observation target with the blue narrow band light. The endoscope light source device according to claim 4, wherein the ratio is set. 前記光量比設定部は、粘膜下の深さが異なり、かつ、太さが等しい複数の血管のコントラストのバランスを、前記青色狭帯域光を前記観察対象に照射する場合のバランスと等しくする前記光量比を設定する請求項4または5に記載の内視鏡光源装置。   The light amount ratio setting unit is configured to make the balance of contrast between a plurality of blood vessels having different submucosal depths and equal thicknesses equal to a balance when irradiating the observation target with the blue narrow band light. The endoscope light source device according to claim 4 or 5, wherein a ratio is set. 前記光量比設定部は、血管のコントラストの大きさを、前記青色狭帯域光を前記観察対象に照射する場合の血管のコントラストの大きさと等しくする前記光量比を設定する請求項4〜6のいずれか1項に記載の内視鏡光源装置。   The light quantity ratio setting unit sets the light quantity ratio that makes the magnitude of the blood vessel contrast equal to the magnitude of the blood vessel contrast when the observation target is irradiated with the blue narrow-band light. The endoscope light source device according to claim 1. 前記広帯域光は、キセノンランプが発光する白色光である請求項4〜7のいずれか1項に記載の内視鏡光源装置。   The endoscope light source device according to any one of claims 4 to 7, wherein the broadband light is white light emitted by a xenon lamp. 前記第1波長帯域の光または前記第3波長帯域の光よりも波長帯域が広い広帯域光から生成される青色狭帯域光を前記観察対象に照射する場合の血管のコントラストを基準とし、
前記光量比設定部は、粘膜下の深さが等しく、かつ、太さが異なる複数の血管のコントラストの比または差を、前記青色狭帯域光を照射する場合の前記コントラストの比または差よりも大きくする前記光量比を設定する請求項1〜3のいずれか1項に記載の内視鏡光源装置。
Based on the contrast of the blood vessel when irradiating the observation target with blue narrowband light generated from broadband light having a wider wavelength band than the first wavelength band light or the third wavelength band light,
The light quantity ratio setting unit is configured to set a contrast ratio or difference between a plurality of blood vessels having different submucosal depths and different thicknesses from the contrast ratio or difference when the blue narrow-band light is irradiated. The endoscope light source device according to claim 1, wherein the light amount ratio to be increased is set.
前記第1波長帯域の光または前記第3波長帯域の光よりも波長帯域が広い広帯域光から生成される青色狭帯域光を前記観察対象に照射する場合の血管のコントラストを基準とし、
前記光量比設定部は、粘膜下の深さが異なり、かつ、太さが等しい複数の血管のコントラストの比または差を、前記青色狭帯域光を照射する場合の前記コントラストの比または差よりも大きくする前記光量比を設定する請求項1〜3のいずれか1項に記載の内視鏡光源装置。
Based on the contrast of the blood vessel when irradiating the observation target with blue narrowband light generated from broadband light having a wider wavelength band than the first wavelength band light or the third wavelength band light,
The light amount ratio setting unit has a contrast ratio or difference between a plurality of blood vessels having different submucosal depths and equal thicknesses than the contrast ratio or difference when the blue narrow-band light is irradiated. The endoscope light source device according to claim 1, wherein the light amount ratio to be increased is set.
前記第3波長帯域とは異なり、かつ、血管に対して太さ分解能を有する第4波長帯域の光を、前記第2波長帯域の光から生成する第2の帯域制限フィルタと、
前記第2波長帯域の光を用いて観察をする第1観察モードと、前記第1波長帯域の光、前記第3波長帯域の光、及び前記第4波長帯域の光を用いて観察をする第2観察モードと、を切り替える観察モード切り替え部と、
を備える請求項1〜10のいずれか1項に記載の内視鏡光源装置。
A second band limiting filter that generates light of a fourth wavelength band, which is different from the third wavelength band and has a thickness resolution with respect to a blood vessel, from the light of the second wavelength band;
A first observation mode in which observation is performed using light in the second wavelength band; and first observation in which light is transmitted in the first wavelength band, light in the third wavelength band, and light in the fourth wavelength band. An observation mode switching unit for switching between two observation modes;
An endoscope light source device according to any one of claims 1 to 10.
前記第4波長帯域は、緑色波長帯域である請求項10に記載の内視鏡光源装置。   The endoscope light source device according to claim 10, wherein the fourth wavelength band is a green wavelength band. 前記光源制御部は、前記光量比設定部が設定する前記光量比を用いて、前記第1光源及び前記第2光源の発光量を制御する請求項1〜12のいずれか1項に記載の内視鏡光源装置。   The said light source control part controls the light emission amount of a said 1st light source and a said 2nd light source using the said light quantity ratio which the said light quantity ratio setting part sets. The inside of any one of Claims 1-12 Endoscopic light source device. 前記光量比設定部は、前記光量比設定部が設定する前記光量比を用いて、前記第1光源及び前記第2光源の発光時間を制御する請求項1〜13のいずれか1項に記載の内視鏡光源装置。   The said light quantity ratio setting part controls the light emission time of a said 1st light source and a said 2nd light source using the said light quantity ratio which the said light quantity ratio setting part sets. Endoscope light source device. 前記第3波長帯域の光と前記第4波長帯域の光を時分割照射する請求項11〜14のいずれか1項に記載の内視鏡光源装置。   The endoscope light source device according to any one of claims 11 to 14, wherein light in the third wavelength band and light in the fourth wavelength band are irradiated in a time-sharing manner. 観察対象の粘膜下にある血管に対して、深さ分解能を有する第1波長帯域の光を発する第1光源と、
前記第1波長帯域よりも広帯域で連続的なスペクトルを有する第2波長帯域の光を発する第2光源と、
粘膜下の同じ深さにある血管に対して、太さ分解能を有する第3波長帯域の光を、前記第2波長帯域の光から生成する第1の帯域制限フィルタと、
前記第1波長帯域の光と前記第3波長帯域の光の光量比を設定し、粘膜に対する血管のコントラストを、血管の深さ及び太さに応じた目標コントラストにする光量比設定部と、
前記光量比設定部が設定する前記光量比を用いて前記第1光源及び前記第2光源を制御する光源制御部と、
前記光量比設定部が設定する前記光量比を用いて制御された前記第1波長帯域の光または前記第3波長帯域の光を含む照明光が照射された前記観察対象を撮像する撮像センサと、
を備える内視鏡システム。
A first light source that emits light in a first wavelength band having depth resolution to a blood vessel under a mucous membrane to be observed;
A second light source that emits light in a second wavelength band having a continuous spectrum in a wider band than the first wavelength band;
A first band-limiting filter that generates light of a third wavelength band having a thickness resolution from the light of the second wavelength band for a blood vessel at the same depth under the mucous membrane;
A light amount ratio setting unit that sets a light amount ratio between the light in the first wavelength band and the light in the third wavelength band, and sets the contrast of the blood vessel to the mucous membrane to a target contrast according to the depth and thickness of the blood vessel;
A light source control unit that controls the first light source and the second light source using the light amount ratio set by the light amount ratio setting unit;
An imaging sensor that images the observation object irradiated with the light of the first wavelength band or the light of the third wavelength band controlled using the light quantity ratio set by the light quantity ratio setting unit;
An endoscope system comprising:
観察対象の粘膜下にある血管に対して、深さ分解能を有する第1波長帯域の光を発する第1光源と、前記第1波長帯域よりも広帯域で連続的なスペクトルを有する第2波長帯域の光を発する第2光源と、粘膜下の同じ深さにある血管に対して、太さ分解能を有する第3波長帯域の光を、前記第2波長帯域の光から生成する第1の帯域制限フィルタと、を備える内視鏡光源装置の作動方法において、
光量比設定部が、前記第1波長帯域の光と前記第3波長帯域の光の光量比を設定するステップと、
光源制御部が、前記光量比設定部が設定する前記光量比を用いて前記第1光源及び前記第2光源を制御するステップと、
を備える内視鏡光源装置の作動方法。
A first light source that emits light in a first wavelength band having depth resolution to a blood vessel under a mucous membrane to be observed; and a second wavelength band having a continuous spectrum that is wider than the first wavelength band. A first band-limiting filter that generates light of a third wavelength band having a thickness resolution with respect to a second light source that emits light and a blood vessel at the same depth below the mucous membrane from the light of the second wavelength band In an operating method of an endoscope light source device comprising:
A light amount ratio setting unit setting a light amount ratio between the light in the first wavelength band and the light in the third wavelength band;
A light source control unit controlling the first light source and the second light source using the light amount ratio set by the light amount ratio setting unit;
A method of operating an endoscope light source device comprising:
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