JP2018196774A - 医療用画像形成装置 - Google Patents

Abstract

【課題】低コスト化、低容積化、低消費電力化を実現しつつ、画像再現正確度の高い医療用画像形成装置を提供すること。【解決手段】医療用画像形成装置１００は、異なる波長のレーザ光を発するレーザ発光素子１〜７と、観察画像の種類を選択するための画像選択部９と、選択された観察画像の組み合わせに応じた観察モードに従ってレーザ発光素子１〜７の点灯制御を行う光源制御部８と、観察対象からのレーザ光の戻り光を撮像する撮像部１８と、撮像部１８からの画像信号から観察画像を形成する画像信号処理回路２４とを有している。光源制御部８は、第１の観察画像が選択された場合にレーザ発光素子１〜７の少なくとも１つを点灯させ、第２の観察画像が選択された場合に第１の観察画像の場合に点灯させるレーザ発光素子の少なくとも１つを点灯させる。【選択図】図５

Description

本発明は、医療用画像形成装置に関する。

従来から用いられている気体光源等に対し、固体光源は、低消費電力、高接続効率、小型、高速切替可能等の長所を有する。このような固体光源に対する技術革新は目覚しい。このような固体光源のうち、特に、固体レーザは出射面積内の光密度が極めて高いという特性を有している。この特性により、固体レーザを例えば光ファイバと組み合わせることによって構成された、いわゆるファイバ光源が活発に開発されている。ファイバ光源は、細い構造物内を照明するのに好適であり、内視鏡等への応用が進められている。

ファイバ光源を用いた医療用画像形成装置の例として、例えば、特許文献１は、白色光画像に加え、微細血管画像、酸素飽和度画像、血管深さ画像の中から、使用者等によって選ばれた１種又は２種の画像を同時に取得して同時に表示することができる電子内視鏡システムを提供している。特許文献１においては、広帯域光用の複数の固体光源、微細血管画像用の複数のレーザ、酸素飽和度画像用の複数のレーザ、及び血管深さ画像用の複数のレーザが光源として設けられている。そして、特許文献１は、選択された画像に応じた複数の光源を同時に又は順次に対象物に照射させることにより、複数の画像を取得している。

特開２０１１−２００５７２号公報

特許文献１では、選択できる画像毎に専用のレーザが設けられている。このため、選択できる画像の数が多くなると、レーザの数が多くなって製造コストが高くなり、かつ、容積も大きくなってしまう。また、画像向けの複数のレーザの波長が近接していたとしてもそれらの複数のレーザを順次照射しなければならないため、回路に対する負荷が大きく、高消費電力に繋がり易い。さらに、特許文献１では、波長的に近接しているレーザを同時に照射して、別々の特殊光画像を構築している。このとき、各波長の受光強度に対する推定を行っており、画像再現正確度が低くなり易い。

本発明は、前記の事情に鑑みてなされたものであり、低コスト化、低容積化、低消費電力化を実現しつつ、画像再現正確度の高い医療用画像形成装置を提供することを目的とする。

前記の目的を達成するために、本発明の一態様の医療用画像形成装置は、異なる波長のレーザ光を各々発する複数のレーザ発光素子と、観察画像の種類を選択するための画像選択部と、前記選択された観察画像の組み合わせに応じた観察モードに従って、前記複数のレーザ発光素子の点灯制御を行う光源制御部と、観察対象からの前記レーザ光の戻り光を撮像して画像信号として出力する撮像部と、前記撮像部からの画像信号から前記観察画像を形成する画像信号処理回路とを具備し、前記選択された観察画像の種類が第１の観察画像である場合に前記光源制御部によって点灯制御され、前記複数のレーザ発光素子のいずれかを含む第１のレーザ発光素子群と、前記選択された観察画像の種類が第２の観察画像である場合に前記光源制御部によって点灯制御され、前記複数のレーザ発光素子のいずれかを含む第２のレーザ発光素子群と、は少なくとも１つの共通のレーザ発光素子を含んでおり、前記第１の観察画像は、前記第１のレーザ発光素子群から出射されたレーザ光のみに基づいて生成された、前記観察対象の特定の特徴が強調された第１の特殊光画像であり、前記第２の観察画像は、前記第２のレーザ発光素子群から出射されたレーザ光のみに基づいて生成された、前記観察対象の特定の特徴が強調されていない白色光画像であることを特徴とする。

平均演色指数Ｒａの計算を様々な波長やレーザ本数に対して行った結果を示すグラフである。 図２（ａ）は生体粘膜の断面構造を模式的に示す図であり、図２（ｂ）は波長の長さと侵達長との関係を模式的に示す図である。 血中ヘモグロビンの吸光係数の波長依存性を示す図である。 図４（ａ）は自家蛍光物質に関する吸収強度特性を表すグラフであり、図４（ｂ）は蛍光強度特性を表すグラフである。 本発明の第１の実施形態に係る医療用画像形成装置の構成を示すブロック図である。 特殊光画像１、特殊光画像２、特殊光画像３、白色光画像の全てが選択された場合のレーザ出力条件の例を示す図である。 特殊光画像１、２、３と白色光画像とを同時表示させる場合のレーザ出力条件の例を示す図である。 ４つの観察画像の並列表示の例を示す図である。 特殊光画像１と白色光画像のみが選択されたときのレーザ出力条件の例を示す図である。 ２つの観察画像の並列表示の例を示す図である。 本発明の第２の実施形態に係る医療用画像形成装置の構成を示すブロック図である。 本発明の第２の実施形態において特殊光画像１と白色光画像の全てが選択されたときのレーザ出力条件の例を示す図である。 本発明の第２の実施形態における２つの観察画像の並列表示の例を示す図である。

以下、図面を参照して本発明の実施形態を説明する。まず、本実施形態の前提となる技術について説明する。従来、高品質で、かつ、画像再現正確度の高い白色照明装置には、可視光全体に渡り波長欠落のない光が出射されることが不可欠と考えられてきた。しかしながら、近年、レーザ光のような単波長光を複数組み合わせた照明光でも、十分に照明光としての性能（演色性）が高いことが明らかとなってきている（例えば、A. Neumann et al., Opt. Exp., 19, S4, A982(July 4, 2011)参照）。

出願人は、日本工業規格（ＪＩＳ）等で定められている照明器品質評価パラメータの一つである平均演色指数Ｒａの計算を、様々な波長やレーザ本数に対して行った。この結果、図１のように、複数本の波長の異なるレーザ光をうまく組み合わせることで、従来から用いられてきたブロードなスペクトルの一般照明と同等か、それ以上の性能が得られることがわかってきた。具体的には、レーザが少なくとも４本あれば、平均演色指数Ｒａが８０となり、照明光源として十分な性能を得ることができる。

レーザは、気体光源やＬＥＤよりも小さな発光領域から光密度と平行度の高い光を出力させることができる。したがって、演色性が必要な白色光観察用光源としてのレーザは、内視鏡装置のような閉空間内の観察が想定される観察装置におけるファイバ等の細径導光部材に高効率に導入しやすいという利点がある（低消費電力、高輝度照明）。また、近年内視鏡分野で開発が盛んに行われている特殊光観察に対しても、レーザの狭スペクトル性により、対象部位の特定物質に対する波長的特徴を正確に取得しやすい利点をも得ることができる。特殊光観察とは、例えば血管強調画像、酸素飽和度画像、自家蛍光画像の観察が挙げられる。以下、それぞれの観察画像について説明する。

１、血管強調画像
生体内に紫外光から近赤外光の領域内の光を照射した場合、生体の持つ散乱特性や吸収特性により、長波長光を照射するほど光の侵達長が長くなることが知られている。例えば生体粘膜の断面構造が模式的に図２（ａ）のようになっているとすると、生体に入射した光は、生体内におけるおおよそ侵達長の深さまで侵達し、その深さの範囲において吸収や散乱等を受けて戻ってくる。この戻り光を観察することにより、侵達長の深度周辺の情報を観察することができる。図２（ｂ）に示すように、短波長（400nm台）の波長光（Ｂ光）は、表層付近までしか侵達せず、その付近で吸収、散乱を受ける。このときの戻り光が生体表面から射出される。また、図２（ｂ）に示すように、中波長（500nm台）の波長光（Ｇ光）は、表層よりも深い範囲まで侵達し、その付近で吸収、散乱を受ける。このときの戻り光が生体表面から射出される。この戻り光により、短波長の波長光よりも深部の情報を取得することができる。さらにまた、図２（ｂ）に示すように、長波長（600nm台）の波長光（Ｒ光）は、さらに深い範囲まで侵達し、その付近で吸収、散乱を受ける。このときの戻り光が生体表面から射出される。この戻り光により、中波長の波長光よりも深部の情報を取得することができる。

図３は、血中ヘモグロビンの吸光係数の波長依存性を示している。図３に示すように、酸化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンとで、若干吸収スペクトルが異なっている。ヘモグロビンの吸光係数の高い400nm台の前半の波長の光が生体に向けて照射された場合、主に生体表層に存在する血管が強調された画像が取得でき、同じく、ヘモグロビンの吸光係数の高い500nm台の波長の光が生体に向けて照射された場合、主に生体中層に存在する血管が強調された画像が取得でき、600nm以上の波長の光が生体に向けて照射された場合、主に深層に存在する血管が強調された画像が取得できる。これらの観察画像が血管強調画像である。

２、酸素飽和度画像
ヘモグロビンの酸素飽和度は、全ヘモグロビンの量に対する酸化ヘモグロビンの量を得ることにより算出される。図３から分かるように、450nm、540nm、805nmの波長は、酸化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンとの吸光係数の差がほとんどない波長である。一方、430nm、560nm、760nmの波長は還元ヘモグロビンの方の吸光係数が大きい波長であり、470nm、590nm、840nmの波長は酸化ヘモグロビンの方の吸光係数が大きい波長である。このように、酸化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンとで吸光係数が逆転する波長の光を選んで生体に照射し、これにより得られた各波長帯域の画像情報を例えば赤、緑、青の各色に割り当てて観察することにより、酸素飽和度の変化を画像の色の変化として捉えやすくなる。このような観察画像が酸素飽和度画像である。ここで、上述のように光の侵達長は長波長ほど長いので、400nm台の波長の光を用いた場合には表層血管に関する酸素飽和度画像を、500nm台の波長の光を用いた場合には中層血管に関する酸素飽和度画像を、600nm以上の波長の光を用いた場合には深層血管に関する酸素飽和度画像をそれぞれ表示させることができる。

３、自家蛍光画像
図４（ａ）は自家蛍光物質に関する吸収強度特性を表すグラフであり、図４（ｂ）は蛍光強度特性を表すグラフである。これらのグラフには、腫瘍と相関のある自家蛍光物質であるＦＡＤ（Flavin Adenine Dinucleotide）及びポルフィリンの吸収強度特性及び蛍光強度特性が示されている。図４（ａ）のグラフから分かるように、ポルフィリンは中心波長400nmの光によって蛍光を発生し、ＦＡＤは中心波長380nm及び450nmの光によって蛍光を発生する。このような蛍光を撮像して画像としたものが自家蛍光画像である。ここで、自家蛍光の蛍光強度は、病変部と正常部で異なる。すなわち、正常部では550nm付近にピークを有する蛍光が発生する一方、病変部位では、560nmと630nmの２つのピークを有する蛍光が発生する。癌等の病変部においては、ポルフィリンが蓄積されることが知られている。したがって、図４（ｂ）に示す病変部位に関する630nmの蛍光はポルフィリンに由来する蛍光である。このように、ポルフィリンの蛍光強度の違いを捉えることにより、正常部と病変部とを区別することが可能である（参考文献：田村守、「シリーズ/光が拓く生命科学 第６巻 光による医学診断」、日本光生物学協会編、共立出版、２００１年３月１８日）。

［第１の実施形態］
図５は、本発明の第１の実施形態に係る医療用画像形成装置の構成を示すブロック図である。この医療用画像形成装置１００は、特殊光画像１、特殊光画像２、特殊光画像３、白色光画像を画像正確性高く表示させるものである。特殊光画像は、特定の波長の光の照射により得られる、観察対象の特定の特徴が強調された観察画像である。一例の特殊光画像１は、自家蛍光画像である。また、一例の特殊光画像２は、血管強調画像である。さらに、一例の特殊光画像３は、酸素飽和度画像である。また、白色光画像は、白色光が照射されることにより得られる、観察対象の特定の特徴が強調されていない通常の観察画像である。この白色光画像は、スクリーニング等に用いられる。

図５に示す医療用画像形成装置１００は、照明用光源として、レーザ発光素子（以下、単にレーザと言う）１〜７を有する。これらのレーザは、例えば半導体レーザであって発光波長が異なっている。一例においては、レーザ１は400nmの波長の光を照射し、レーザ２は450nmの波長の光を照射し、レーザ３は420nmの波長の光を照射し、レーザ４は540nmの波長の光を照射し、レーザ５は640nmの光を照射し、レーザ６は590nmの光を照射し、レーザ７は560nmの光を照射する。

レーザ１〜７は、光源制御部８に接続されている。また、光源制御部８は、画像選択部９及び観察モード記憶部１０に接続されている。画像選択部９は、例えばタッチパネルのような操作部材であって、使用者による観察画像の種類の選択操作を受け付ける。観察モード記憶部１０は、画像選択部９によって選択された観察画像の組み合わせに適した観察モード毎のレーザ出力条件（レーザの点灯開始タイミング、点灯期間、点灯周期等）を記憶している。光源制御部８は、観察モード記憶部１０から観察モードに応じたレーザ出力条件を取得し、取得したレーザ出力条件に従って画像選択部９で選択された観察画像が形成できるようにレーザ１〜７の点灯制御をする。詳細については後で説明する。

例えば、特殊光画像１（自家蛍光画像）、特殊光画像２（血管強調画像）、特殊光画像３（酸素飽和度画像）、白色光画像の全てが選択された場合のレーザ出力条件の例を図６に示す。このレーザ出力条件は、選択された４つの観察画像を同時表示する観察モードについてのレーザ出力条件である。画像が表示される周期を１フレームとしたとき、図６の例では、1/4フレームが特殊光画像１を形成するための期間であって、この期間中にはレーザ１、２が点灯される。また、2/4フレームが特殊光画像２を形成するための期間であって、この期間中にはレーザ３、４、５が点灯される。また、3/4フレームが特殊光画像３を形成するための期間であって、この期間中にはレーザ６、７が点灯される。また、4/4フレームが白色光画像を形成するための期間であって、この期間中にはレーザ２、４、５、６が点灯される。本実施形態では、特殊光画像の形成に使用されるレーザが白色光画像の形成にも使用される。このため、レーザの本数は７本でよい。

また、レーザ１〜７は、光ファイバ１１を介してコンバイナ１２に接続されている。コンバイナ１２は、光ファイバ１１によって導波された複数のレーザ光を合波する。また、コンバイナ１２は、光ファイバ１３を介してスコープ挿入部１４の先端に設けられた配光変換部材１６に接続されている。配光変換部材１６は、光ファイバ１３によって導波された混合光の配光を撮像に適した状態（例えば最適な配光広がり角）に調整して、図示しない観察対象に向けて射出する。ここで、配光変換部材１６は、例えば、レンズ、表面において光拡散機能を有する表面拡散部材、内部に屈折率や反射率の異なる微小部材の何れかを含有した内部拡散部材又はそれらの組み合わせである複合光学部材であることが望ましい。

スコープ挿入部１４の先端には、さらに、撮像部１８が設けられている。撮像部１８は、同一平面上に規則的に複数個ずつ配置された、例えばR（赤色）、G（緑色）、B（青色）の撮像素子（例えばＣＣＤ撮像素子）を有している。Rの撮像素子は、Rの波長帯域（600nm付近）に感度のピークを有する撮像素子である。同様に、Gの撮像素子は、Gの波長帯域（540nm付近）に感度のピークを有する撮像素子である。Bの撮像素子は、Bの波長帯域（480nm付近）に感度のピークを有する撮像素子である。これらの撮像素子は、それぞれ、対応する波長帯域の光を光電変換して色別の画像信号を生成する。

撮像部１８には、照明撮像同期部２０が接続されている。また、照明撮像同期部２０は、光源制御部８及び画像分配部２２にも接続されている。照明撮像同期部２０は、レーザ１〜７による照明と、撮像部１８による撮像と、画像分配部２２による画像分配とを同期させるため、光源制御部８と、撮像部１８と、画像分配部２２とに同期信号を出力する。

撮像部１８は、画像分配部２２に接続されている。また、画像分配部２２は、画像信号処理回路２４に設けられた複数の画像形成部、すなわち特殊光１画像形成部２４ａ、特殊光２画像形成部２４ｂ、特殊光３画像形成部２４ｃ、白色光画像形成部２４ｄのそれぞれに接続されている。画像分配部２２は、照明撮像同期部２０からの同期信号の入力に応じて撮像部１８から受信した画像信号を対応する画像形成部に送信する。特殊光１画像形成部２４ａは、受信した画像信号から特殊光画像１（自家蛍光画像）を形成する。特殊光２画像形成部２４ｂは、受信した画像信号から特殊光画像２（血管強調画像）を形成する。特殊光３画像形成部２４ｃは、受信した画像信号から特殊光画像３（酸素飽和度画像）を形成する。白色光画像形成部２４ｄは、受信した画像信号から白色光画像を形成する。

画像表示部２６は、画像信号処理回路２４の画像形成部で形成された観察画像を受信し、使用者等にとってわかりやすい状態で表示する。例えば、画像表示部２６は、１画面を４分割してそれぞれの観察画像を並列表示する。

明るさ補正部２８は、画像表示部２６から観察画像を受信して、画像表示部２６に表示されている観察画像の明るさを判別する。そして、画像表示部２６に表示されている観察画像の明るさが適切な明るさでない場合に、観察画像の明るさが適切な明るさとなるように、光源制御部８に補正信号を出力する。

次に本実施形態に係る医療用画像形成装置１００の動作を説明する。まず、使用者による画像選択部９の操作によって観察画像の選択が行われる。一例においては、特殊光画像１、２、３と白色光画像との全てが選択されたとする。観察画像の選択が行われると、光源制御部８は、選択された観察画像に適した観察モードに応じたレーザ出力条件を観察モード記憶部１０から取得する。図７は、特殊光画像１、２、３と白色光画像とを同時表示させる場合のレーザ出力条件の例を示している。図７に示すように、レーザ１は、特殊光画像１（自家蛍光画像）の形成にのみ用いられる。したがって、レーザ１の点灯開始タイミングは、特殊光画像１の形成期間である1/4フレームの開始タイミングである。また、レーザ１の点灯期間は、１フレームの１／４の期間である。さらに、点灯周期は、１フレームの期間である。これに対し、レーザ２は、特殊光画像１の形成と白色光画像の形成とに用いられる。したがって、レーザ２の点灯開始タイミングは、特殊光画像１の形成期間である1/4フレームの開始タイミングと白色光画像の形成期間である4/4フレームの開始タイミングである。ただし、繰り返し表示が行われる場合、図７に示すように、4/4フレームと1/4フレームとが連続することになる。したがって、実際のレーザ２の点灯開始タイミングは、最初のフレームのみ1/4フレームの開始タイミングと4/4フレームの開始タイミングであり、２フレーム目以降は前のフレームにおける4/4フレームの開始タイミングである。また、レーザ２の点灯期間は、最初の1/4フレームのみ１フレームの１／４の期間であり、それ以後は１フレームの１／２の期間である。さらに、レーザ２の点灯周期は、最初のフレーム1/4からフレーム4/4の期間のみ１フレームの３／４の期間であり、それ以後は１フレームの期間である。また、レーザ３は、特殊光画像２（血管強調画像）の形成にのみ用いられる。したがって、レーザ３の点灯開始タイミングは、特殊光画像２の形成期間である2/4フレームの開始タイミングである。また、レーザ３の点灯期間は、１フレームの１／４の期間である。さらに、点灯周期は、１フレームの期間である。また、レーザ４は、特殊光画像２の形成と白色光画像の形成とに用いられる。したがって、レーザ４の点灯開始タイミングは、特殊光画像２の形成期間である2/4フレームの開始タイミングと白色光画像の形成期間である4/4フレームの開始タイミングである。また、レーザ４の点灯期間は、１フレームの１／４の期間である。さらに、点灯周期は、１／２フレームの期間である。また、レーザ５は、特殊光画像２の形成と白色光画像の形成とに用いられる。したがって、レーザ５の点灯開始タイミングは、特殊光画像２の形成期間である2/4フレームの開始タイミングと白色光画像の形成期間である4/4フレームの開始タイミングである。また、レーザ５の点灯期間は、１フレームの１／４の期間である。さらに、点灯周期は、１／２フレームの期間である。また、レーザ６は、特殊光画像３（酸素飽和度画像）の形成と白色光画像の形成とに用いられる。したがって、レーザ６の点灯開始タイミングは、特殊光画像３の形成期間である3/4フレームの開始タイミングと白色光画像の形成期間である4/4フレームの開始タイミングである。なお、3/4フレームと4/4フレームとは連続しているので、実際のレーザ６の点灯開始タイミングは、3/4フレームの開始タイミングである。また、レーザ６の点灯期間は、１フレームの１／２の期間である。さらに、点灯周期は、１フレームの期間である。また、レーザ７は、特殊光画像３の形成にのみ用いられる。したがって、レーザ７の点灯開始タイミングは、特殊光画像３の形成期間である3/4フレームの開始タイミングである。また、レーザ７の点灯期間は、１フレームの１／４の期間である。さらに、点灯周期は、１フレームの期間である。

以上のような出力条件と照明撮像同期部２０からの同期信号とに従って光源制御部８は、レーザ１〜７を点灯させる。撮像部１８は、照明撮像同期部２０からの同期信号に従ってレーザ１〜７から照射されたレーザ光の観察対象からの戻り光を撮像して画像信号を生成し、生成した画像信号を画像分配部２２に送信する。

画像分配部２２は、照明撮像同期部２０からの同期信号によって形成すべき観察画像の種類を識別し、この識別結果に従って撮像部１８から受信した画像信号を、特殊光１画像形成部２４ａ、特殊光２画像形成部２４ｂ、特殊光３画像形成部２４ｃ、及び白色光画像形成部２４ｄのうちの必要な画像形成部に送信する。画像形成部は、受信した画像信号から対応する観察画像を形成し、形成した観察画像を画像表示部２６に送信する。画像表示部２６は、受信した観察画像を使用者が見やすいように表示する。画像表示部２６は、例えば図８に示すように４つの観察画像を並列表示する。

また、画像形成部で形成された観察画像は、画像表示部２６から明るさ補正部２８に入力される。明るさ補正部２８は、画像表示部２６に表示される観察画像の明るさが適正になるように光源制御部８に対してレーザ１〜７の出力の補正指示をする。

図９は、特殊光画像１と白色光画像のみが選択されたときのレーザ出力条件の例を示している。２つの観察画像のみが選択された場合、図１０に示すような２つの観察画像の並列表示が行われる。このような観察モードでは、１フレームで２つの観察画像を形成できればよい。したがって、図９に示すように、レーザ１、４、５、６の点灯期間は、１フレームの１／２の期間でよい。また、レーザ２は、点灯させ続けてよい。図９の例では、観察画像の形成期間を長くできるので、１フレームの期間が図７の例と同じであれば、観察対象へのレーザ光の照射期間と撮像期間を図７の例よりも長くすることができる。したがって、図９の例では、図７の例よりも明るい観察画像を表示させることが可能である。

以上説明したように本実施形態においてはレーザを用いて白色光や特殊光を形成している。レーザはファイバ等の細径導光部材に高効率に導入しやすく、かつ、ＬＥＤ光源や気体光源と比べてかなりの明るさの照明光を実現することができる。また、レーザを用いて特殊光を形成することにより、ＬＥＤ光源等のブロードなスペクトルを有する光源と比較して、その波長だけに特有な像情報を取得することができる。したがって画像正確度が高い。

また、特殊光用レーザの一部を活用して白色光画像を構築しているので、レーザ本数を少なくして低コスト化及び低容積化を図ることができる。また、白色光画像用レーザは４灯用意されているので、白色光画像の演色性が確保される。さらに、白色光画像を取得する際に他のレーザが点灯されないので、画像正確性の高い白色光画像を形成することができる。また、複数種類の特殊光画像用レーザについても共通化させているため、よりレーザ数を少なくして低コスト化及び低容積化を図ることができる。

また、画像選択部９によって使用者の所望の画像のみが形成される。このため、不必要なレーザ点灯がなく、不必要な画像取得期間もない。したがって、１フレーム内で１つの観察画像に対するレーザの点灯期間及び撮像期間が最大化される。これにより、画像正確度の高い画像を取得することができる。

また、観察モード記憶部１０に、観察モードに応じたレーザ点灯開始タイミング、レーザ点灯期間、レーザ点灯周期を記憶させておくことにより、無駄なレーザの駆動がない。これによっても低消費電力化を図ることができる。また、異なるレーザの点灯周期を個別に変化させることにより、画像種の異なる撮像を行っているフレームをまたいでレーザを点灯し続けさせることができる。これにより、共通化されたレーザを回路的に負荷無く照明させることができる。このことによっても低消費電力化を図ることができる。

照明撮像同期部２０により、適切なタイミングで画像形成部に画像信号が転送される。このことによっても低消費電力化を図ることができる。

ここで、本実施形態の医療用画像形成装置１００は特殊光画像用に用意したレーザのみで白色光画像を作り出すような構成を有しているが、その限りではない。特殊光画像用に用意したレーザのみでは、高品位な白色光画像が作り出せない構成の場合、白色光画像用レーザを別途用意しても良い。また、本実施形態の医療用画像形成装置１００は複数種類の特殊光用に用いるレーザ光についてもそれぞれ別のレーザを用意したが、このことに関しても同一にすることができる技術があればしても良い。例えば、ポルフィリンの励起中心波長とヘモグロビンに関する酸化物と還元物スペクトルが一致する波長とは450nmで一致している。したがって自家蛍光画像の形成用のレーザと酸素飽和度画像の形成用のレーザは450nmのレーザ１本のみとしてもよい。

［第２の実施形態］
次に本発明の第２の実施形態について説明する。図１１は、本発明の第２の実施形態に係る医療用画像形成装置の構成を示すブロック図である。本実施形態の医療用画像形成装置１００は、第１の実施形態のものよりも単純な構成である。なお、以下においては第１の実施形態と共通の構成については説明を省略する。

第２の実施形態の医療用画像形成装置１００は、照明用光源として、レーザ１〜４を有する。一例においては、レーザ１は400nmの波長の光を照射し、レーザ２は450nmの波長の光を照射し、レーザ３は540nmの波長の光を照射し、レーザ４は640nmの波長の光を照射する。また、第２の実施形態では最大でも特殊光画像１（血管強調画像）と白色光画像の２つの観察画像しか形成されない。したがって、画像形成部も２つのみである。

図１２は、第２の実施形態において特殊光画像１と白色光画像のみが選択されたときのレーザ出力条件の例を示している。図１２に示すように、特殊光画像１の形成期間では、レーザ１とレーザ３とが点灯される。また、白色光画像の形成期間では、レーザ２と、レーザ３と、レーザ４とが点灯される。点灯周期及び点灯期間は図９と同様でよい。このような第２の実施形態では、図１３に示すような２つの観察画像の並列表示が行われる。

以上説明したように本実施形態によれば、レーザ本数やその他の部材数を第１の実施形態に比べてさら減らすことができる。また、第１の実施形態に比べて個々の機能を単純化することができるので、第１の実施形態に比べて低コスト化、低容積化、低消費電力化を図ることが可能となる。また、使用者にとって真に必要な観察モードだけが形成可能な構成となっているので、１フレーム内で１つの観察画像に対するレーザの点灯期間及び撮像期間が最大化される。これによる、画像正確度の高い画像を取得することができる。

また、第２の実施形態では白色光画像用にレーザを新設しているため、レーザが３灯であっても演色性の高い白色光画像を得ることができる。

以上実施形態に基づいて本発明を説明したが、本発明は上述した実施形態に限定されるものではなく、本発明の要旨の範囲内で種々の変形や応用が可能なことは勿論である。また、上記した実施形態には種々の段階の発明が含まれており、開示される複数の構成要件の適当な組合せにより種々の発明が抽出され得る。例えば、実施形態に示される全構成要件からいくつかの構成要件が削除されても、上述したような課題を解決でき、上述したような効果が得られる場合には、この構成要件が削除された構成も発明として抽出され得る。

１〜７ レーザ、８ 光源制御部、９ 画像選択部、１０ 観察モード記憶部、１１，１３ 光ファイバ、１２ コンバイナ、１４ スコープ挿入部、１６ 配光変換部材、１８ 撮像部、２０ 照明撮像同期部、２２ 画像分配部、２４ 画像信号処理回路、２４ａ 特殊光１画像形成部、２４ｂ 特殊光２画像形成部、２４ｃ 特殊光３画像形成部、２４ｄ 白色光画像形成部、２６ 画像表示部、２８ 明るさ補正部、１００ 医療用画像形成装置

Claims (16)

1. 異なる波長のレーザ光を各々発する複数のレーザ発光素子と、
   観察画像の種類を選択するための画像選択部と、
   前記選択された観察画像の組み合わせに応じた観察モードに従って、前記複数のレーザ発光素子の点灯制御を行う光源制御部と、
   観察対象からの前記レーザ光の戻り光を撮像して画像信号として出力する撮像部と、
   前記撮像部からの画像信号から前記観察画像を形成する画像信号処理回路と、
   を具備し、
   前記選択された観察画像の種類が第１の観察画像である場合に前記光源制御部によって点灯制御され、前記複数のレーザ発光素子のいずれかを含む第１のレーザ発光素子群と、前記選択された観察画像の種類が第２の観察画像である場合に前記光源制御部によって点灯制御され、前記複数のレーザ発光素子のいずれかを含む第２のレーザ発光素子群と、は少なくとも１つの共通のレーザ発光素子を含んでおり、
   前記第１の観察画像は、前記第１のレーザ発光素子群から出射されたレーザ光のみに基づいて生成された、前記観察対象の特定の特徴が強調された第１の特殊光画像であり、
   前記第２の観察画像は、前記第２のレーザ発光素子群から出射されたレーザ光のみに基づいて生成された、前記観察対象の特定の特徴が強調されていない白色光画像であることを特徴とする医療用画像形成装置。
2. 前記第１の観察画像と前記第２の観察画像とは、互いに異なる期間に取得されることを特徴とする請求項１に記載の医療用画像形成装置。
3. 前記観察モードに応じた前記複数のレーザ発光素子の点灯開始タイミングと、点灯期間と、点灯周期とをレーザ出力条件として記憶する観察モード記憶部をさらに具備し、
   前記光源制御部は、前記観察モード記憶部に記憶された前記レーザ出力条件に応じて、前記観察モードに応じた前記複数のレーザ発光素子の点灯制御を行うことを特徴とする請求項１又は２に記載の医療用画像形成装置。
4. 前記光源制御部は、前記観察モード記憶部に記憶された前記レーザ出力条件に基づいて、前記第１のレーザ発光素子群及び前記第２のレーザ発光素子群のそれぞれの点灯制御を行うことを特徴とする請求項３に記載の医療用画像形成装置。
5. 前記複数のレーザ発光素子の少なくとも一部は、点灯期間又は点灯周期が異なることを特徴とする請求項１乃至４の何れか１項に記載の医療用画像形成装置。
6. 前記第１のレーザ発光素子群と前記第２のレーザ発光素子群とは、異なる波長のレーザ光を発するレーザ発光素子を含んでいることを特徴とする請求項１乃至５の何れか１項に記載の医療用画像形成装置。
7. 前記選択された観察画像の種類が、第２の特殊光画像である第３の観察画像の場合に前記光源制御部によって点灯制御される第３のレーザ発光素子群をさらに有し、
   前記第３のレーザ発光素子群と前記第２のレーザ発光素子群とは、少なくとも１つの共通のレーザ発光素子を含んでおり、前記第３のレーザ発光素子群と前記第２のレーザ発光素子群とに含まれる前記共通のレーザ発光素子は、前記第２のレーザ発光素子群と前記第１のレーザ発光素子群とに含まれる前記共通のレーザ発光素子とは異なることを特徴とする請求項１に記載の医療用画像形成装置。
8. 前記白色光画像の形成には、異なる波長のレーザ光を発する少なくとも４個の前記レーザ発光素子が用いられることを特徴とする請求項１に記載の医療用画像形成装置。
9. 前記共通のレーザ発光素子は、前記第１の特殊光画像用のレーザ発光素子であって、
   第２のレーザ発光素子群は、第１のレーザ発光素子群に含まれない、前記白色光画像用のレーザ発光素子を含むことを特徴とする請求項１乃至８の何れか１項に記載の医療用画像形成装置。
10. 前記共通のレーザ発光素子は、前記選択された観察画像の種類によらず、点灯させ続けられることを特徴とする請求項１に記載の医療用画像形成装置。
11. 前記選択された観察画像の種類が第１の観察画像から第２の観察画像へ変更される際、前記共通のレーザ発光素子は点灯させ続けられることを特徴とする請求項１に記載の医療用画像形成装置。
12. 前記撮像部と前記光源制御部とに接続され、光源制御部と撮像部とを同期して制御するための同期信号を出力する照明撮像同期部をさらに備えることを特徴とする請求項１乃至１１の何れか１項に記載の医療用画像形成装置。
13. 異なる波長の狭帯域光を各々発する複数の狭帯域光源と、
    観察画像の種類を選択するための画像選択部と、
    前記選択された観察画像の組み合わせに応じた観察モードに従って、前記複数の狭帯域光源の点灯制御を行う光源制御部と、
    観察対象からの前記狭帯域光の戻り光を撮像して画像信号として出力する撮像部と、
    前記撮像部からの画像信号から前記観察画像を形成する画像信号処理回路と、
    を具備し、
    前記選択された観察画像の種類が第１の観察画像である場合に前記光源制御部によって点灯制御され、前記複数の狭帯域光源のいずれかを含む第１の狭帯域光源群と、前記選択された観察画像の種類が第２の観察画像である場合に前記光源制御部によって点灯制御され、前記複数の狭帯域光源のいずれかを含む第２の狭帯域光源群と、は、少なくとも１つの共通の狭帯域光源を含んでおり、
    前記第１の観察画像は、前記第１の狭帯域光源群から出射された狭帯域光のみに基づいて生成された、前記観察対象の特定の特徴が強調された第１の特殊光画像であり、
    前記第２の観察画像は、前記第２の狭帯域光源群から出射された狭帯域光のみに基づいて生成された、前記観察対象の特定の特徴が強調されていない白色光画像であることを特徴とする医療用画像形成装置。
14. 異なる波長の狭帯域光を各々発する複数の狭帯域光源からなる光源と、
    導波された前記狭帯域光の配光を変換して、観察対象に向けて出射するスコープと、
    観察画像の種類を選択するための画像選択部と、
    前記選択された観察画像の組み合わせに応じた観察モードに従って、前記複数の狭帯域光源部の点灯制御を行う光源制御部と、
    観察対象からの前記狭帯域光の戻り光を撮像して画像信号として出力する撮像部と、
    前記撮像部からの画像信号から前記観察画像を形成する画像信号処理回路と、
    を具備し、
    前記選択された観察画像の種類が第１の観察画像である場合に前記光源制御部によって点灯制御され、前記複数の狭帯域光源のいずれかを含む第１の狭帯域光源群と、前記選択された観察画像の種類が第２の観察画像である場合に前記光源制御部によって点灯制御され、前記複数の狭帯域光源のいずれかを含む第２の狭帯域光源群と、は、少なくとも１つの共通の狭帯域光源を含んでおり、
    前記第１の観察画像は、前記第１の狭帯域光源群から出射された狭帯域光に基づいて生成された、前記観察対象の特定の特徴が強調された第１の特殊光画像であり、
    前記第２の観察画像は、前記第２の狭帯域光源群から出射された狭帯域光に基づいて生成された、前記観察対象の特定の特徴が強調されていない白色光画像であることを特徴とする医療用画像形成装置。
15. 前記第２のレーザ発光素子群に含まれるレーザ発光素子の数は、前記第１のレーザ発光素子群に含まれるレーザ発光素子の数よりも多いことを特徴とする請求項１に記載の医療用画像形成装置。
16. 前記第２の狭帯域光源群に含まれる狭帯域光源の数は、前記第１の狭帯域光源群に含まれる狭帯域光源の数よりも多いことを特徴とする請求項１３又は１４に記載の医療用画像形成装置。