JP2020036780A - 内視鏡システム - Google Patents

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Abstract

【課題】照明光を完全に消灯し、点灯させて、各照明光毎に観察対象の画像を取得し、複数の画像における相互間の画像信号比を一定にする内視鏡システムを提供する。【解決手段】内視鏡システムは異なる波長の光を射出する複数の光源と、複数の光源にそれぞれ設けられており、複数の光源の光の一部を受光し、複数の光源の発光量の情報を得る光検出器と、複数の光源のうち、少なくとも１つの光源から射出される光により構成される第１の照明光と第２の照明光とを少なくとも用いて、各照明光毎に観察対象の画像を取得する画像取得部と、画像取得部で取得された複数の画像における相互間の画像信号比を一定にする制御部とを有する。【選択図】図５

Description

本発明は、波長が異なる複数の光源を用いて、観察対象の内視鏡画像を取得する内視鏡システムに関し、特に、照明光を完全に消灯し、点灯させて、各照明光毎に観察対象の画像を取得し、複数の画像における相互間の画像信号比を一定にする内視鏡システムに関する。
近年の医療においては、内視鏡用光源装置、電子内視鏡（内視鏡スコープ）、およ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等が広く行われている。内視鏡用光源装置は、照明光を発生して観察対象に照射する。電子内視鏡は、照明光が照射されて観察対象をイメージセンサーにより撮像して画像信号を生成する。プロセッサ装置は、電子内視鏡により生成された撮像信号を画像処理してモニタに表示するための観察画像を生成する。
従来、内視鏡用光源装置には、照明光として白色光を発するキセノンランプ、およびハロゲンランプ等のランプ光源が使用されていたが、最近では、ランプ光源に代えて、特定の色の光を発するレーザダイオード（ＬＤ： Laser Diode）または発光ダイオード（ＬＥＤ： Light Emitting Diode）等の半導体光源が用いられつつある。省エネルギー化、長寿命化、および狭帯域光観察機能の搭載のためにも、上述の半導体光源を利用することは有効である。
また、内視鏡システムにおいては、観察対象に対して種々の観察方法が提案されている。例えば、シングルフレーム観察モードとマルチフレーム観察モードの２種類の観察モードがある。シングルフレーム観察モードでは、１つの撮像フレームにおいて得られる１または複数の撮像画像を用いて観察画像を生成する。マルチフレーム観察モードでは、複数の撮像フレームにおいて得られる複数の撮像画像を用いて１つの観察画像を生成する。
マルチフレーム観察モードを実施できる内視鏡システムとして、例えば、特許文献１の内視鏡システムがある。
特許文献１の内視鏡システムでは、照明光を発生する光源部と、画素に電荷を蓄積し得る最大期間である蓄積期間と画素から信号を読み出す読出期間とからなる撮像フレームの単位で照明光を用いて観察対象を撮像するイメージセンサーと、撮像フレーム毎に照明光の波長帯域または分光スペクトルを変更する光源制御部と、照明光の波長帯域または分光スペクトルが異なる複数の撮像フレームにおいて取得する複数の撮像画像を用いて１つの観察画像を生成する画像処理部と、観察画像の生成に使用する複数の撮像画像を得る複数の撮像フレームの蓄積期間および読出期間の合計時間を一定に保ち、かつ、一定の合計時間において各々の撮像フレームの蓄積期間または読出期間の長さを延長または短縮する撮像制御部とを備えている。
また、特許文献２には、同一の波長範囲の光を発するｎ個（ｎは、２以上の整数）の第１半導体光源と、第１半導体光源を制御する光源制御手段とを備え、光源制御手段は、ｍ個（ｍは、１≦ｍ≦ｎ−１の整数）の第１半導体光源から光が発せられる場合の第１光の最大発光量と、（ｍ＋１）個の第１半導体光源から光が発せられる場合の第２光の最小発光量との間の値を基準発光量として、当該光源装置から出力すべき光の目標発光量が基準発光量よりも大きい場合、第２光の発光量が目標発光量となるように、（ｍ＋１）個の第１半導体光源を点灯し、目標発光量が基準発光量以下である場合、第１光の発光量が目標発光量となるように、ｍ個の第１半導体光源を点灯するように制御する光源装置が記載されている。
特許文献２には、通常光観察から特殊光観察に切り替えられた直後の所定時間、紫色レーザ光の発光量はオーバーシュートすることが記載されている。紫色レーザ光の発光量のオーバーシュートを低減するために、紫色レーザ光源が完全に消灯とならないように制御することが記載されている。
特開２０１８−３３７１９号公報 特開２０１２−１１０４８５号公報
また、上述の特許文献１の内視鏡システムに示されるマルチフレーム観察モードを用いたものとして、例えば、酸素飽和度イメージングがある。
酸素飽和度イメージングは、照明波長を切り替えて複数の画像を取得し、組織酸素飽和度に関連した１枚の画像を生成している。いわゆる、マルチフレーム画像処理を実施している。通常の内視鏡照明は観察中に連続点灯しているのに対して、酸素飽和度イメージングでは、撮像フレームに同期して各照明光を短時間で完全に消灯し、点灯する必要がある。
１つの画像を得るために消灯から点灯に転ずるときに、半導体光源のオーバーシュートまたは応答遅れが生じる。上述のオーバーシュートまたは応答遅れによって、１フレーム目の発光量と２フレーム目の発光量の比率関係が所定の範囲から外れると、２つの画像信号の比も変わってしまうため、正しく酸素飽和度を算出できない。特に、酸素飽和度等の定量指標を画像化する観察機能では、照明光を短時間で完全に消灯し、点灯しており、オーバーシュートおよび応答遅れが及ぼす誤差影響は、従来の白色光観察および画像強調観察よりも大きく、高精度な制御が求められるが、十分に対策が取られていない。
また、特許文献２のように、オーバーシュートを低減するために、紫色レーザ光源が完全に消灯とならないように制御した場合、上述の酸素飽和度イメージングのような数値測定を実施するものでは、不必要な光があると測定精度が低下するため、有効な対策ではない。また、イメージセンサーがＣＭＯＳ（Complementary Metal Oxide Semiconductor）センサーの場合には、混色が発生してしまい測定精度が低下する可能性がある。
また、上述のように、内視鏡システムには半導体光源が用いられつつある。しかしながら、半導体光源はその発光応答特性から、点灯時に発光量がオーバーシュートしたり、応答遅れが発生する。加えて、近年は半導体光源の高出力化が進んでおり、明るさを高くするために内視鏡光源、およびプロジェクタ等で高出力光源が採用されている。その制御回路も増大した駆動電流に対応する必要があるが、一般的に駆動回路の高出力化と高速応答性とを両立することは難しい。したがって、高出力半導体光源の駆動回路も光源の応答遅れを引き起こす原因となり得る。
なお、半導体光源はスイッチングレギュレータ回路で制御することが多く、スイッチング周波数をアップすると負荷応答が良くなるが、電力効率が悪くなり高い熱が発生するため、高出力化が難しい。
本発明の目的は、前述の従来技術に基づく問題点を解消し、照明光を完全に消灯し、点灯させて、各照明光毎に観察対象の画像を取得し、複数の画像における相互間の画像信号比を一定にする内視鏡システムを提供することにある。
上述の目的を達成するために、本発明は、異なる波長の光を射出する複数の光源と、
複数の光源にそれぞれ設けられており、複数の光源の光の一部を受光し、複数の光源の発光量の情報を得る光検出器と、複数の光源のうち、少なくとも１つの光源から射出される光により構成される第１の照明光と第２の照明光とを少なくとも用いて、各照明光毎に観察対象の画像を取得する画像取得部と、画像取得部で取得された複数の画像における相互間の画像信号比を一定にする制御部とを有する、内視鏡システムを提供するものである。
第１の照明光と、第２の照明光とは、異なる光源から出射されていることが好ましい。
第１の照明光と、第２の照明光とは、同一の光源から出射されていることが好ましい。
制御部は、光源の発光量が目標光量になるように、光検出器の受光量に応じて、光源の発光量を変更する光量制御部を有し、さらに、光源を点灯してから、定められた誤差算出期間における光検出器で得られた積算光量を得る計測部と、計測部で得られた積算光量と、目標光量との差を得る誤差算出部とを有し、制御部は、誤差算出部で得られた差に応じて、誤差算出期間以降の目標光量を変更することにより、定められた露光期間内の積分光量を一定にすることが好ましい。
光源を点灯してから、定められた誤差算出期間における光検出器で得られた積算光量を得る計測部と、計測部で得られた積算光量と、目標光量との差を得る誤差算出部とを有し、制御部は、誤差算出部で得られた差に応じて、定められた露光期間を変更することにより、露光期間内の積分光量を一定にすることが好ましい。
光源を点灯してから、定められた誤差算出期間における光検出器で得られた積算光量を得る計測部と、計測部で得られた積算光量と、目標光量との差を得る誤差算出部とを有し、制御部は、誤差算出部で得られた差に応じて、誤差算出期間以降の光源の消灯タイミングを変更することにより、定められた露光期間内の積分光量を一定にすることが好ましい。
制御部は、光源の発光量が目標光量になるように、光検出器の受光量に応じて、光源の発光量を変更する光量制御部を有し、さらに、光源を点灯してから、定められた誤差算出期間における光検出器で得られた積算光量を得る計測部と、計測部で得られた積算光量と、目標光量との差を得る誤差算出部とを有し、制御部は、第１の照明光における誤差算出部で得られた差に応じて、第２の照明光の目標光量を変更することにより、複数の画像間における、定められた露光期間内での積分光量の比率を一定にすることが好ましい。
光源を点灯してから、定められた誤差算出期間における光検出器で得られた積算光量を得る計測部と、計測部で得られた積算光量と、目標光量との差を得る誤差算出部とを有し、制御部は、第１の照明光における誤差算出部で得られた差に応じて、第２の照明光の露光期間を変更することにより、複数の画像間における、露光期間内での積分光量の比率を一定にすることが好ましい。
光源を点灯してから、定められた誤差算出期間における光検出器で得られた積算光量を得る計測部と、計測部で得られた積算光量と、目標光量との差を得る誤差算出部とを有し、制御部は、第１の照明光における誤差算出部で得られた差に応じて、第２の照明光の消灯タイミングを変更することにより、複数の画像間における、定められた露光期間内での積分光量の比率を一定にすることが好ましい。
複数の光源は、レーザダイオードまたは発光ダイオードを有することが好ましい。
光検出器は、フォトダイオードであることが好ましい。
本発明によれば、照明光を完全に消灯し、点灯させて、各照明光毎に観察対象の画像を取得し、複数の画像における相互間の画像信号比を一定にする内視鏡システムを得ることができる。
本発明の実施形態の内視鏡システムの一例を概念的に示す斜視図である。 本発明の実施形態の内視鏡システムの一例を概念的に示すブロック図である。 本発明の実施形態の内視鏡システムのイメージセンサーの一例を示す模式図である。 本発明の実施形態の内視鏡システムのイメージセンサーのカラーフィルタの配置の一例を示す模式図である。 本発明の実施形態の内視鏡システムの光源部の第１の例を示す模式図である。 本発明の実施形態の内視鏡システムの光源部の発光スペクトルおよびイメージセンサーの分光感度の一例を示すグラフである。 光量制御を実施する構成の一例を示す模式図である。 本発明の実施形態の内視鏡システムの制御方法の第１の例を示すグラフである。 本発明の実施形態の内視鏡システムの制御方法の第２の例を示すグラフである。 本発明の実施形態の内視鏡システムの制御方法の第３の例を示すグラフである。 本発明の実施形態の内視鏡システムの制御方法の第４の例を示すグラフである。 本発明の実施形態の内視鏡システムの制御方法の第５の例を示すグラフである。 本発明の実施形態の内視鏡システムの制御方法の第６の例を示すグラフである。 本発明の実施形態の内視鏡システムの光源部による照明光の発光状態の一例を示すグラフである。 酸化ヘモグロビンおよび還元ヘモグロビンの吸光係数を示すグラフである。 本発明の実施形態の内視鏡システムの光源部の第２の例を示す模式図である。 本発明の実施形態の内視鏡システムの光源部の第３の例を示す模式図である。 光源部の発光スペクトルの他の例を示すグラフである。
以下に、添付の図面に示す好適実施形態に基づいて、本発明の内視鏡システムを詳細に説明する。
なお、以下に説明する図は、本発明を説明するための例示的なものであり、以下に示す図に本発明が限定されるものではない。
なお、以下において数値範囲を示す「〜」とは両側に記載された数値を含む。例えば、εが数値α〜数値βとは、εの範囲は数値αと数値βを含む範囲であり、数学記号で示せばα≦ε≦βである。
「平行」等は、特に記載がなければ、該当する技術分野で一般的に許容される誤差範囲を含む。また、「同一」とは、該当する技術分野で一般的に許容される誤差範囲を含む。
［内視鏡システム］
一般的には、青色の波長は約４４５ｎｍから約４８５ｎｍ程度であり、例えば、青色と緑色との中間の色は例えば青緑と称して青色とは区別する場合がある。しかし、内視鏡システム１０においては、少なくとも光源部の各光源が出射する光について色の種類（色の名称）を過剰に細分化する必要がない。このため、約４４０ｎｍ以上約４９０ｎｍ未満の波長を有する光の色を青色という。また、約４９０ｎｍ以上約６００ｎｍ未満の波長を有する光の色を緑色といい、かつ約６００ｎｍ以上約６８０ｎｍ未満の波長を有する光の色を赤色という。そして、上述の青色の波長の下限である「約４４０ｎｍ」未満の波長を有する可視光、例えば、約３８０ｎｍ以上約４４０ｎｍ未満の可視光の色を紫色といい、紫色よりも短波長であるがイメージセンサー４８が感度を有する光の色を表す場合に紫外という。また、上述の赤色の波長の上限である「約６８０ｎｍ」以上の波長を有し、かつイメージセンサー４８が感度を有する光の色を表す場合に赤外という。また、「広帯域」とは、波長範囲が複数の色の波長範囲に及ぶことをいう。白色とは少なくとも上述の青色または紫色に属する光と、緑色に属する光と、赤色に属する色の光と、を含む光の色をいう。
以下、内視鏡システムについて具体的に説明する。
図１は本発明の実施形態の内視鏡システムの一例を概念的に示す斜視図であり、図２は本発明の実施形態の内視鏡システムの一例を概念的に示すブロック図である。
図１に示すように、内視鏡システム１０は、観察対象である生体内（被検体内）の観察部位を撮像する内視鏡スコープ（以下、単に内視鏡ともいう）１２と、撮像により得られた画像信号に基づいて観察部位の表示画像を生成するプロセッサ装置１６と、観察部位を照射する照明光を内視鏡１２に供給する内視鏡用光源装置（以下、単に光源装置という）１４と、表示画像を表示するモニタ１８とを備えている。プロセッサ装置１６には、キーボードおよびマウス等の操作入力部であるコンソール１９が接続されている。
内視鏡システム１０は、例えば、シングルフレーム観察モードとマルチフレーム観察モードの２種類の観察モードを有する。シングルフレーム観察モードにおいては、１つの撮像フレームにおいて得られる１または複数の撮像画像を用いて観察画像を生成する。後述の通常観察モードがシングルフレーム観察モードに該当する。
マルチフレーム観察モードにおいては、複数の撮像フレームにおいて得られる複数の撮像画像を用いて１つの観察画像を生成する。後述の血管強調観察モードがシングルフレーム観察モードに該当する。
また、内視鏡システム１０は、観察部位を観察するための通常観察モードと、観察部位の粘膜内部に存在する血管を強調して観察するための血管強調観察モードとが実行可能である。また、観察対象の酸素飽和度を算出し、算出した酸素飽和度を表す観察画像（以下、酸素飽和度画像という）を生成し、表示する酸素飽和度観察モードを有する。
血管強調観察モードは、血管情報として血管のパターンを可視化して、腫瘍の良悪鑑別等の診断を行うためのモードである。この血管強調観察モードでは、血中ヘモグロビンに対する吸光度が高い特定の波長帯域の光の成分を多く含む照明光を観察部位に照射する。
通常観察モードでは、観察部位の全体の観察に適した通常観察画像が表示画像として生成される。血管強調観察モードでは、血管のパターンの観察に適した血管強調観察画像が表示画像として生成される。
内視鏡１２は、被検体内に挿入する挿入部１２ａと、挿入部１２ａの基端部分に設けた操作部１２ｂと、挿入部１２ａの先端側に設けた湾曲部１２ｃと、先端部１２ｄとを有する。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が湾曲する。湾曲部１２ｃが湾曲した結果、先端部１２ｄが所望の方向に向く。なお、先端部１２ｄには、観察対象に向けて空気または水等を噴射する噴射口（図示しない）が設けられている。また、操作部１２ｂには、アングルノブ１２ｅの他、処置具を挿入するための鉗子口、送気送水ノズルから送気または送水を行う際に操作される送気送水ボタン、静止画像を撮影するためのフリーズボタン（図示せず）、ズーム操作部１３ａおよびモード切替スイッチ１３ｂが設けられている。ズーム操作部１３ａは、観察対象を拡大または縮小する際に使用する。モード切替スイッチ１３ｂは、内視鏡システム１０が複数の観察モードを有する場合に、観察モードの切り替えに使用する。
また、内視鏡１２は、内視鏡１２をプロセッサ装置１６および光源装置１４に接続するためのユニバーサルコード１７を備えている。
ユニバーサルコード１７には、挿入部１２ａから延設される通信ケーブルまたはライトガイド４１（図２参照）が挿通されており、プロセッサ装置１６および光源装置１４側の一端には、コネクタが取り付けられている。コネクタは、通信用コネクタと光源用コネクタからなる複合タイプのコネクタである。通信用コネクタと光源用コネクタはそれぞれ、プロセッサ装置１６および光源装置１４に着脱自在に接続される。通信用コネクタには通信ケーブルの一端が配設されている。光源用コネクタにはライトガイド４１の入射端が配設されている。
図２に示すように、光源装置１４は、主波長の異なる２以上の光源を有する光源部２０と、光源部２０の発光タイミング、および発光量等を制御する光源制御部２２と、光源制御部２２の制御信号に応じて駆動電流を生成し、各光源に駆動電流（駆動信号）を供給して光を出射させる光源駆動部２１とを備える。
光源装置１４において、光源制御部２２は、光源部２０から照明光Ｌｓ（図５参照）が、観察対象である対象物Ｏｂ（図５参照）に特定の光量で照射されるように、光源駆動部２１を制御するものである。例えば、内視鏡の先端部１２ｄ（図５参照）と対象物Ｏｂ（図５参照）との距離Ｌｄ（図５参照）が変わっても、内視鏡画像の明るさが一定になるように照明光Ｌｓの光量を制御する。この場合、例えば、イメージセンサー４８のセンサー信号から得られた輝度値を用いて、輝度値が一定になるように、照明光Ｌｓの光量を制御する。
この場合、光源部２０には、後述するように光検出器９１、９２、９３（図５参照）が設けられており、光検出器９１、９２、９３（図５参照）が検出した各光源の光量の情報が光源制御部２２に入力されて、各光源の光量の情報が得られる。各光源の光量の情報と、イメージセンサー４８の輝度値とに基づいて光源部２０の光源の発光量を自動的に正確に制御する。
光源部２０から出射された照明光は、ライトガイド４１に入射する。ライトガイド４１は、内視鏡１２およびユニバーサルコード１７内に内蔵されており、照明光を内視鏡１２の先端部１２ｄまで伝搬する。ユニバーサルコード１７は、内視鏡１２と光源装置１４およびプロセッサ装置１６とを接続するコードである。
内視鏡１２の先端部１２ｄには、照明光学系３０ａと撮影光学系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を介して照明光が観察対象に照射される。撮影光学系３０ｂは、対物レンズ４６、ズームレンズ４７、およびイメージセンサー４８を有する。イメージセンサー４８は、対物レンズ４６およびズームレンズ４７を介して、観察対象から戻る照明光の反射光等を用いて観察対象を撮影する。上述の観察対象から戻る照明光の反射光等には、反射光の他、散乱光、観察対象が発する蛍光、または、観察対象に投与等した薬剤に起因した蛍光等が含まれる。
なお、ズームレンズ４７は、ズーム操作部１３ａの操作をすることで移動する。その結果、イメージセンサー４８を用いて撮影する観察対象を拡大または縮小して観察する。
イメージセンサー４８は、例えば、ＣＣＤ（Charge Coupled Device）センサー、およびＣＭＯＳ（Complementary Metal Oxide Semiconductor）センサー等の光電変換素子が用いられる。光電変換素子を用いたイメージセンサー４８では、受光した光を光電変換して、画素毎に受光量に応じた信号電荷をセンサー信号として蓄積する。画素毎の信号電荷は、電圧信号に変換されてイメージセンサー４８から読み出される。イメージセンサー４８から読み出された、画素毎の電圧信号は、画像信号としてＤＳＰ（Digital Signal Processor）５６に入力される。
イメージセンサー４８は、例えば、１フレームの取得期間内で、画素に信号電荷を蓄積する蓄積動作と、蓄積した信号電荷を読み出す読み出し動作を行う。光源装置１４は、イメージセンサー４８の蓄積動作のタイミングに合わせて照明光を生成し、ライトガイド４１に入射させる。
イメージセンサー４８は、図３に示すように、光電変換機能を有する画素部４９と、特定波長域に対する分光感度を有するフィルター部５０とを有し、画素部４９とフィルター部５０とにより第１の素子部４８ａ、第２の素子部４８ｂおよび第３の素子部４８ｃが構成されている。光電変換機能を有する画素部４９に、センサー信号として上述のように信号電荷が蓄積される。また、イメージセンサー４８は、電子シャッター（図示せず）を有する。
イメージセンサー４８では、第１の素子部４８ａは、光電変換機能を有する第１画素４９ａと、第１色成分に対する分光感度を有する第１フィルター５０ａとを有する。イメージセンサー４８に入射された光に応じて第１の素子部４８ａでは第１色成分の第１の信号値が得られる。
第２の素子部４８ｂは、光電変換機能を有する第２画素４９ｂと、第２色成分に対する分光感度を有する第２フィルター５０ｂとを有する。イメージセンサー４８に入射された光に応じて第２の素子部４８ｂでは第２色成分の第２の信号値が得られる。
第３の素子部４８ｃは、光電変換機能を有する第３画素４９ｃと、第３色成分に対する分光感度を有する第３フィルター５０ｃとを有する。第３色成分は、第１色成分および第２色成分以外の色のことである。イメージセンサー４８に入射された光に応じて第３の素子部４８ｃでは第３色成分の第３の信号値が得られる。
イメージセンサー４８は、例えば、各画素にカラーフィルタを有するものであり、原色系のカラーセンサーである。第１フィルター５０ａ、第２フィルター５０ｂおよび第３フィルター５０ｃは、例えば、カラーフィルタで構成される。この場合、イメージセンサー４８の第１フィルター５０ａ、第２フィルター５０ｂおよび第３フィルター５０ｃは、例えば、Ｒカラーフィルタ（赤色カラーフィルタ）、Ｇカラーフィルタ（緑色カラーフィルタ）、およびＢカラーフィルタ（青色カラーフィルタ）のうちのいずれかである。第１の素子部４８ａは、第２の素子部４８ｂおよび第３の素子部４８ｃは、上述の第１色成分、第２色成分および第３色成分に応じて適宜決定される。
第１画素４９ａ、第２画素４９ｂおよび第３画素４９ｃの各画素のうち、Ｒカラーフィルタを有する画素がＲ画素であり、Ｇカラーフィルタを有する画素がＧ画素であり、かつ、Ｂカラーフィルタを有する画素がＢ画素である。イメージセンサー４８のセンサー信号として、Ｒ画素からＲ信号が得られ、Ｇ画素からＧ信号が得られ、およびＢ画素からＢ信号が得られる。Ｒ信号、Ｇ信号およびＢ信号が画像信号としてＤＳＰ５６に入力される。
このように、イメージセンサー４８は、例えば、Ｒ画素、Ｇ画素、およびＢ画素の３色の画素を有するので、照明光に白色光を使用して観察対象を撮影すると、Ｒ画素で観察対象を撮影して得るＲ画像、Ｇ画素で観察対象を撮影して得るＧ画像、およびＢ画素で観察対象を撮影して得るＢ画像が同時に得られる。
複数の画像における相互間の画像信号比を一定にするとは、複数の画像において、それぞれの画像同士のＲ画素の値、Ｇ画素の値、およびＢ画素の値の比率が同じであることである。上述の比率が同じであれば、各画像の画像データに基づき定量化、数値化できる。例えば、酸素飽和度、血液量等を求める際に精度を高くできる。
また、上述の比率が同じであれば、画像の明るさが違っても色味等変わらず、観察画像としては同じである。このため、通常観察モードにおいても、優れた画質が得られる。
Ｒカラーフィルタ５０Ｒ（図４参照）、Ｇカラーフィルタ５０Ｇ（図４参照）およびＢカラーフィルタ５０Ｂ（図４参照）の配置は、特に限定されるものではないが、例えば、図４に示すように、視感度を考慮して、Ｒ：Ｇ：Ｂ＝１：２：１の比で配置される。
なお、例えば、上述のＲ信号の信号値が第２の信号値に相当し、Ｇ信号の信号値が第１の信号値に相当し、Ｂ信号の信号値が第３の信号値に相当する。
なお、イメージセンサー４８について、原色系のカラーセンサーを例示したが、これに限定されるものではなく、補色系のカラーセンサーを用いることもできる。補色系のカラーセンサーは、例えば、シアンカラーフィルタが設けられたシアン画素、マゼンダカラーフィルタが設けられたマゼンタ画素、黄色カラーフィルタが設けられた黄色画素、および、緑色カラーフィルタが設けられた緑色画素を有する。補色系カラーセンサーを用いる場合に上述の各色の画素から得る画像は、補色原色色変換をすれば、Ｂ画像、Ｇ画像、およびＲ画像に変換できる。また、カラーセンサーの代わりに、カラーフィルタを設けていないモノクロセンサーをイメージセンサー４８として使用できる。この場合、ＢＧＲ等各色の照明光を用いて観察対象を順次撮影することにより、上述の各色の画像を得ることができる。
また、図１に示す挿入部１２ａには、イメージセンサー４８を駆動する駆動信号およびイメージセンサー４８が出力する画像信号を通信する通信ケーブル、光源装置１４から供給される照明光を照明窓に導光するライトガイド４１が挿通されている。
図２に示すようにプロセッサ装置１６は、画像取得部５４と、補正量算出部６０と、画像処理部６１と、表示制御部６６と、制御部６９とを有する。プロセッサ装置１６が、本発明のプロセッサに相当する。
画像取得部５４は、イメージセンサー４８の各画素から画像信号を得て、イメージセンサー４８を用いて観察対象を撮影して得る複数色の撮影画像を取得する。具体的には、画像取得部５４は、撮影フレーム毎に、Ｂ画像、Ｇ画像、およびＲ画像の組を取得する。また、画像取得部５４は、ＤＳＰ５６と、ノイズ低減部５８と、変換部５９とを有し、これらを用いて、取得した撮影画像に各種処理を施す。イメージセンサー４８の各画素から、センサー信号として得られた、例えば、Ｒ信号、Ｇ信号およびＢ信号が補正量算出部６０および制御部６９に出力される。
ＤＳＰ５６は、取得した撮影画像に対し、必要に応じて欠陥補正処理、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、デモザイク処理、およびＹＣ変換処理等の各種処理を施す。また、ＤＳＰ５６では、画像信号として入力されたイメージセンサー４８のセンサー信号から輝度値を得る。なお、輝度値として、例えば、Ｇ信号を用いてもよい。
欠陥補正処理は、イメージセンサー４８の欠陥画素に対応する画素の画素値を補正する処理である。
オフセット処理は、欠陥補正処理を施した画像から暗電流成分を低減し、正確な零レベルを設定する処理である。
ゲイン補正処理は、オフセット処理をした画像にゲインを乗じることにより各画像の信号レベルを整える処理である。
リニアマトリクス処理は、オフセット処理をした画像の色再現性を高める処理であり、ガンマ変換処理は、リニアマトリクス処理後の画像の明るさまたは彩度を整える処理である。
デモザイク処理(等方化処理または同時化処理とも言う)は、欠落した画素の画素値を補間する処理であり、ガンマ変換処理後の画像に対して施す。欠落した画素とは、カラーフィルタの配列のため、イメージセンサー４８において他の色の画素を配置しているために、画素値がない画素である。例えば、Ｂ画像はＢ画素において観察対象を撮影して得る画像なので、イメージセンサー４８のＧ画素およびＲ画素に対応する位置の画素には画素値がない。デモザイク処理は、Ｂ画像を補間して、イメージセンサー４８のＧ画素およびＲ画素の位置にある画素の画素値を生成する。
ＹＣ変換処理は、デモザイク処理後の画像を、輝度チャンネルＹと色差チャンネルＣｂおよび色差チャンネルＣｒに変換する処理である。
ノイズ低減部５８は、輝度チャンネルＹ、色差チャンネルＣｂおよび色差チャンネルＣｒに対して、例えば、移動平均法またはメディアンフィルタ法等を用いてノイズ低減処理を施す。
変換部５９は、ノイズ低減処理後の輝度チャンネルＹ、色差チャンネルＣｂおよび色差チャンネルＣｒを再びＢＧＲの各色の画像に再変換する。
補正量算出部６０は、内視鏡画像の色味を維持するための補正するものであり、後述の補正係数を算出したり、補正係数を記憶したりする。
画像処理部６１は、上述の各種処理を施した１撮影フレーム分のＢ画像、Ｇ画像、およびＲ画像に対して、色変換処理、色彩強調処理、および構造強調処理を施し、観察画像を生成する。色変換処理は、ＢＧＲ各色の画像に対して３×３のマトリクス処理、階調変換処理、または３次元ＬＵＴ（ルックアップテーブル）処理等を行う。色彩強調処理は、画像の色彩を強調する処理であり、構造強調処理は、例えば、血管およびピットパターン等の観察対象の組織または構造を強調する処理である。
表示制御部６６は、画像処理部６１から観察画像を順次取得し、取得した観察画像を表示に適した形式に変換してモニタ１８に順次出力表示する。これにより、医師等は観察画像の静止画または動画を用いて観察対象を観察できる。
制御部６９は、例えば、ＣＰＵ（Central Processing Unit）を有しており、照明光の出射タイミングと撮影フレームの同期制御等の内視鏡システム１０の統括的制御を行う。
制御部６９は、イメージセンサー４８の動作を制御する撮像制御部７０を備える。
なお、内視鏡システム１０が複数の観察モードを有する場合、制御部６９は、モード切替スイッチ１３ｂからの操作入力を受けることにより、光源制御部２２を介して照明光を切り替える。これにより、観察モードが切り替わる。光源制御部２２は制御部６９に含まれる。
撮像制御部７０は、シングルフレーム観察モードの場合、蓄積期間と読出期間を一定の時間毎に、例えば、１／６０秒毎に交互に繰り返すようにイメージセンサー４８を制御する。したがって、シングルフレーム観察モードにおいては、撮像フレームの長さは一定である。
撮像制御部７０は、イメージセンサー４８の電子シャッター（図示せず）のシャッタ速度を調整するものである。例えば、マルチフレーム観察モードの場合、電子シャッターのシャッタ速度を変更する。
プロセッサ装置１６は、モニタ１８およびコンソール１９と電気的に接続する。モニタ１８は、観察画像と、付帯する画像情報等を必要に応じて出力表示する。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、画像および画像情報等を記録する外付けの記録部（図示せず）を接続してもよい。
以下、より詳細に光源装置１４の構成および作用を説明する。図５は本発明の実施形態の内視鏡システムの光源部の第１の例を示す模式図である。
図５に示す光源装置１４の光源部２０は、異なる波長の光を射出する複数の光源を有するものであり、例えば、互いに異なる波長の光を射出する４つの光源を有する。
光源部２０は、第１の光源７１と、第２の光源７２と、第３の光源７３と、第４の光源７４とを有する。第１の光源７１、第２の光源７２、第３の光源７３および第４の光源７４は各々独立に、光量および消灯タイミング等を制御可能である。また、光源部２０には、第１の光源７１、第２の光源７２、第３の光源７３および第４の光源７４の各光源の発光素子を冷却する、ヒートシンク等の冷却部材を備える。
光源装置１４では、光源部２０から出射された光はライトガイド４１を通過して照明光Ｌｓとして対象物Ｏｂに照射される。対象物Ｏｂに照射された照明光Ｌｓの反射光Ｌｒが対物レンズ４６を介してイメージセンサー４８に入射される。
光源部２０において、第１の光源７１が出射した第１の光は、第１の光を透過する合波部材７６および第１の光を反射する合波部材７７、およびレンズ７８を介してライトガイド４１に入射する。レンズ７８は、合波部材７７の反射面側に配置されている。また、合波部材７６と合波部材７７とは、離間して平行に配置されている。
第１の光源７１と合波部材７６との間にビームスプリッタ９４が設けられている。ビームスプリッタ９４により第１の光源７１が出射した第１の光の一部を所定割合で反射する。ビームスプリッタ９４が反射した反射した光は、光検出器９１で受光される。光源制御部２２は、光検出器９１が検出した光量を用いて第１の光源７１の第１の光の発光量を自動的に正確に制御する機能を有する。
第２の光源７２が出射した第２の光は、第２の光を反射する合波部材７６および合波部材７７、およびレンズ７８を介してライトガイド４１に入射する。
第２の光源７２と合波部材７６との間にビームスプリッタ９５が設けられている。ビームスプリッタ９５により第２の光源７２が出射した第２の光の一部を所定割合で反射する。ビームスプリッタ９５が反射した反射した光は、光検出器９２で受光される。光源制御部２２は、光検出器９２が検出した光量を用いて第２の光源７２の第２の光の発光量を自動的に正確に制御する機能を有する。
第３の光源７３が出射した第３の光は、第３の光を反射する合波部材７９および第３の光を透過する合波部材７７、およびレンズ７８を介してライトガイド４１に入射する。合波部材７９は第４の光源７４と合波部材７７との間に設けられている。
第３の光源７３と合波部材７９との間にビームスプリッタ９６が設けられている。ビームスプリッタ９６により第３の光源７３が出射した第３の光の一部を所定割合で反射する。ビームスプリッタ９６が反射した反射した光は、光検出器９３で受光される。光源制御部２２は、光検出器９３が検出した光量を用いて第３の光源７３の第３の光の発光量を自動的に正確に制御する機能を有する。
第４の光源７４が出射した第４の光は、第４の光を通過する合波部材７９および合波部材７７、ならびにレンズ７８を介してライトガイド４１に入射する。
第４の光源７４と合波部材７９との間にビームスプリッタ９８が設けられている。ビームスプリッタ９８により第４の光源７４が出射した第４の光の一部を所定割合で反射する。ビームスプリッタ９８が反射した反射した光は、光検出器９７で受光される。光源制御部２２は、光検出器９７が検出した光量を用いて第４の光源７４の第４の光の発光量を自動的に正確に制御する機能を有する。
合波部材７６、合波部材７７および合波部材７９は、例えば、ダイクロイックミラーまたはダイクロイックプリズム等である。レンズ７８は、ライトガイド４１に光源部２０からの光を絞って入射させるためのものである。
光検出器９１、９２、９３、９７は、各光源の発光量の情報を得るものであり、例えば、光電効果を利用した光電子増倍管、光照射による電気抵抗変化を利用したＣｄＳ、ＰｂＳ等の光電導素子、または半導体のｐｎ接合を利用した光起電力型のフォトダイオード等である。
第１の光源７１は、第１の光を出射する発光素子８１と、発光素子８１が出射した第１の光を平行光等に整えるレンズ８２とを備える。発光素子８１は、例えば、ＬＥＤ（発光ダイオード）またはＬＤ等の半導体素子である。発光素子８１は、例えば、青色成分からなる光(以下、青色光という)を出射するものであり、青色成分を含む発光スペクトルを備えるＬＥＤ（発光ダイオード）またはＬＤ等の半導体素子である。このように、第１の光源７１は、青色光を出射する。青色光のことを、青色を示す光ともいう。
第２の光源７２は、第２の光を出射する発光素子８３と、発光素子８３が出射した第２の光を平行光等に整えるレンズ８４とを備える。発光素子８３は、例えば、ＬＥＤ（発光ダイオード）またはＬＤ等の半導体素子である。発光素子８３は、例えば、紫色成分からなる光(以下、紫色光という)を出射するものであり、紫色成分を含む発光スペクトルを備えるＬＥＤ（発光ダイオード）またはＬＤ等の半導体素子である。このように、第２の光源７２は、紫色光を出射する。
第３の光源７３は、第３の光を出射する発光素子８６と、発光素子８６が出射した第３の光を平行光等に整えるレンズ８７とを備える。
発光素子８６は、例えば、互いに波長の異なる２つの色成分を含む光を第３の光として出射するものである。発光素子８６は、例えば、励起光を発光する発光素子８６ａと、発光素子８６ａが発光した励起光が入射することによって、互いに波長の異なる２つの色成分を含む光を発光する蛍光体８６ｂとを有する。
第３の光源７３において、第３の光源７３は、例えば、第１色成分が緑、第２色成分が赤の、互いに波長の異なる２つの色成分を含む緑色成分からなる光(以下、緑色光という)を出射するものである。緑色光のことを、緑色を示す光ともいう。
例えば、発光素子８６ａが発光する励起光は、約４４５ｎｍにピークを有する青色光であり、蛍光体８６ｂが発光する光が緑色成分の他に赤色成分を含む広帯域な緑色光である。赤色成分からなる光のことを、赤色光といい、赤色光のことを、赤色を示す光ともいう。
なお、発光素子８６は、例えば、第１色成分が緑、第２色成分が赤の、互いに波長の異なる２つの色成分を含む緑色光を出射するものでもよい。この場合も、発光素子８６は、例えば、ＬＥＤ（発光ダイオード）またはＬＤ等の半導体素子である。
上述の互いに波長の異なる２つの色成分とは、色成分として分離できるものが、２つあることをいう。ここで、上述のように青色光は約４４０ｎｍ以上約４９０ｎｍ未満の波長を有する光のことである。緑色光は約４９０ｎｍ以上約６００ｎｍ未満の波長を有する光のことである。赤色光は約６００ｎｍ以上約６８０ｎｍ未満の波長を有する光のことである。例えば、波長域が４９０ｎｍ〜７００ｎｍの光であれば、上述の緑色光と赤色光を含む。また、波長域が４４０ｎｍ〜６００ｎｍであれば、上述の青色光と緑色光を含む。
また、主波長の異なる２以上の光源において、主波長が異なるとは、各光源が出射する光のピーク波長、ピーク波長がなければ中心波長が同一波長ではないことをいう。ピーク波長または中心波長の同一の範囲は、内視鏡システム１０の仕様等に応じて適宜決定されるものである。
第４の光源７４は、第４の光を出射する発光素子８８と、発光素子８８が出射した第４の光を平行光等に整えるレンズ８９とを備える。発光素子８８は、例えば、特定波長の光(以下、特定光という)を出射するものであり、特定光を含む発光スペクトルを備えるＬＥＤ（発光ダイオード）またはＬＤ等の半導体素子である。
なお、特定光は、用途が限定されているため、狭帯域であることが好ましい。狭帯域とは、内視鏡システム１０において概ね単波長であるとみなせる程度に狭い波長帯域を言う。例えば、中心波長に対して数１０ｎｍ幅の波長帯域が狭帯域である。
第４の光源７４は、内視鏡システム１０において、対象物に関して、単純な観察画像以外に、画像情報から数値化または定量化できる情報を得るために用いることができる。
また、各種の観察画像の取得にも狭帯域の特定光が用いられる。例えば、特定の深さにある組織または構造を選択的に強調した観察画像（以下、特定深さ強調画像という）、粘膜下の特に深い位置にある太い血管（以下、深層血管という）を強調する観察画像（以下、深層血管強調画像という）である。これ以外に、観察画像としていわゆる狭帯域観察画像がある。狭帯域観察画像とは、青色および緑色の狭帯域光を用いて観察対象を撮像し、得られた撮像画像を用いて、血管等を強調した観察画像である。
また、酸素飽和度の測定には狭帯域光が用いられる。狭帯域光は、酸化ヘモグロビンの吸光係数と還元ヘモグロビンの吸光係数との差が大きい波長を中心波長に有する光である。後述の図１５に示すが、例えば、約４７０ｎｍの波長において、酸化ヘモグロビンの吸光係数と還元ヘモグロビンの吸光係数の差が大きくなる。酸素飽和度の測定には、中心波長が約４７０ｎｍの狭帯域光を用いることができる。
通常観察モード時では、光源制御部２２は、第１の光源７１と第３の光源７３を点灯させ、第２の光源７２および第４の光源７４は非点灯とする。一方、血管強調観察モード時では、光源制御部２２は、第１の光源７１と、第２の光源７２と、第３の光源７３とを全て点灯させる。
第３の光源７３が、第１色成分が緑、第２色成分が赤の緑色光を出射し、第１の光源７１が青色光を出射する場合、通常観察モード時には、第３の光源７３が出射した緑色光と赤色光を含む光と、第１の光源７１が出射した青色光とを合波して、広帯域の白色光を生成する。一方、血管強調観察モード時には、白色光に、血中ヘモグロビンに対する吸光度が高い紫色光を混合した混合光を生成する。なお、光源制御部２２は、血管強調観察モード時では青色光より紫色光のほうが支配的となるように、青色光の光量の割合を下げる。
なお、第４の光源７４は、上述の第１の光源７１、第２の光源７２および第３の光源７３とは波長が異なる色成分の光を照射するものでもよい。上述の第１の光源７１、第２の光源７２、第３の光源７３および第４の光源７４が出射する光の組み合わせは、上述のものに特に限定されるものではない。
なお、上述の第１の光源７１、第２の光源７２、第３の光源７３および第４の光源７４は、いずれも上述の構成に限定されるものではなく、半導体光源と、半導体光源が発光する光を励起光として他の色の光を発光する蛍光体等を組み合わせて用いてもよい。キセノンランプ等のランプ光源も使用してもよい。また、半導体光源、半導体光源と蛍光体、およびランプ光源と、波長帯域または分光スペクトルを調節する光学フィルタとを組み合わせた構成の光源でもよい。例えば、白色ＬＥＤに光学フィルタを組み合わせた構成の光源でもよい。
上述の構成の光源装置１４は、光源装置１４の光源部２０から出射される光、すなわち、内視鏡１２のライトガイド４１を通過して、内視鏡の先端部１２ｄから出射される照明光Ｌｓ（図５参照）は、例えば、図６に示す発光スペクトルＬＥを有する。
ここで、図６は本発明の実施形態の内視鏡システムの光源部の発光スペクトルおよびイメージセンサーの分光感度の一例を示すグラフである。
なお、図６に示す発光スペクトルＬＥにおいて、符号Ｖは紫色光を示し、符号Ｂは青色光を示し、符号Ｇは緑色光を示し、符号Ｒは赤色光を示す。符号ＧＡは、緑色光と赤色光とを含む色を示す。符号Ｓ４は、第４の光源が出射する波長約４７０ｎｍの光を示す。また、図６に示す発光スペクトルＬＥにおいて、実線で示すものは相対的に光量が低いものであり、破線で示すものは相対的に光量が高いものである。
図６に示す発光スペクトルＬＥでは、波長４００ｎｍ付近にピーク波長を有し、波長４５０ｎｍ付近にピーク波長を有する。波長４００ｎｍ付近のピーク波長は第２の光源７２により出射された紫色光によるものであり、波長４５０ｎｍ付近のピーク波長は第１の光源７１により出射された青色光によるものである。
波長４７０ｎｍ〜７００ｎｍの光は、第３の光源７３により出射された緑色光によるものであり、色成分として緑と赤とを含む。
図６に示す発光スペクトルＬＥは、ほぼ白色の光を示す。内視鏡システム１０では、青色光、緑色光および赤色光を含む発光スペクトルＬＥを有する照明光Ｌｓの反射光Ｌｒにより、図６に示す分光感度特性を有するイメージセンサー４８を用いて観察対象を撮影する。図６に示す符号Ｂｆは青色を示す光に対する分光感度を示す。符号Ｇｆは緑色を示す光に対する分光感度を示す。符号Ｒｆは赤色を示す光に対する分光感度を示す。分光感度Ｂｆと分光感度Ｇｆとは重なる波長の範囲があり、分光感度Ｇｆと分光感度Ｒｆとは重なる波長の範囲がある。分光感度については、これらに限定されるものではない。
イメージセンサー４８は、上述のように第１の素子部４８ａ、第２の素子部４８ｂおよび第３の素子部４８ｃを有する。例えば、第１の素子部４８ａは緑色を示す光に対する分光感度Ｇｆを有する。第２の素子部４８ｂは赤色を示す光に対する分光感度Ｒｆを有する。第３の素子部４８ｃは青色を示す光に対する分光感度Ｂｆを有する。
また、第１の光源７１は、第１の素子部４８ａの分光感度のピーク波長と第２の素子部４８ｂの分光感度のピーク波長との間に発光ピークがある発光ダイオードを有する構成でもよい。この場合、第１の素子部４８ａが分光感度Ｇｆであり、第２の素子部４８ｂが分光感度Ｒｆであれば、波長５５０〜６００ｎｍに発光ピークがある発光ダイオードが用いられる。第１の素子部４８ａが分光感度Ｂｆであり、第２の素子部４８ｂが分光感度Ｇｆであれば、波長４５０〜５５０ｎｍに発光ピークがある発光ダイオードが用いられる。
なお、光源としては、上述の構成以外に第１の光源７１が赤色光を射出する光源、第２の光源７２が緑色光を射出する光源、第３の光源７３が青色光を射出する光源であってもよい。
光源部２０の少なくとも第１の光源７１から出射された光を用いて観察対象を撮像し、プロセッサ装置１６では、イメージセンサー４８の第１の素子部４８ａで得られた第１色成分の第１の信号値と、第２の素子部４８ｂで得られた第２色成分の第２の信号値を得る。プロセッサ装置１６は、第１の信号値と第２の信号値との信号比を求め、第１の信号値および第２の信号値のうち、少なくとも１つの信号値を変えることによって、信号比を予め定められた設定値に設定する。
イメージセンサー４８では、第１の素子部４８ａで第１色成分の第１の信号値が得られ、第２の素子部４８ｂで第２色成分の第２の信号値が得られ、第３の素子部４８ｃで２つの色成分以外の色の光の第３の信号値が得られる。
そして、第１の信号値と第２の信号値とを、ＤＳＰ５６から補正量算出部６０に出力する。補正量算出部６０にて、第１の信号値と第２の信号値との信号比を求め、第１の信号値および第２の信号値のうち、少なくとも１つの信号値を変えることによって、信号比を予め定められた設定値に設定する。
また、光量に応じて、第１の信号値、第２の信号値および第３の信号値のうち、少なくとも１つの信号値を変えることによって、信号比を予め定められた設定値に設定するようにしてもよい。この場合、光量に応じて変える第１の信号値、第２の信号値または第３の信号値を決定し、かつ変える値を補正係数として求め、補正係数を補正量算出部６０に記憶させる。
例えば、第１の信号値、第２の信号値および第３の信号値のうち、少なくとも１つを用いて輝度値を算出し、輝度値に基づき、第１の光源７１の光量を特定する。そして、第１の信号値、第２の信号値および第３の信号値のうち、１つの信号値を基準値として、光量に応じて、第１の信号値、第２の信号値および第３の信号値のうち、少なくとも１つの信号値を変えることによって、信号比を予め定められた設定値に設定してもよい。このような設定値に設定することをホワイトバランス処理ともいう。ホワイトバランス処理により、内視鏡画像の色味を光量によらず一定にすることができる。
この場合、補正量算出部６０において、基準値となる第１の信号値、第２の信号値または第３の信号値を決定し、光量に応じて変える第１の信号値、第２の信号値または第３の信号値を決定し、かつ変える値を補正係数として求め、補正係数を補正量算出部６０に記憶させる。
なお、上述では１つの信号値を基準値としたが、これに限定されるものではない。基準値を設定することなく、光量に応じて、第１の信号値、第２の信号値および第３の信号値のうち、少なくとも１つの信号値を変えることによって、信号比を予め定められた設定値に設定してもよい。
図７は光量制御を実施する構成の一例を示す模式図である。
各光検出器９１、９２、９３、９７は、ビームスプリッタ９４、９５、９６、９８により反射された光を受光して、図７に示すように、受光した各光の光量に応じた光量測定信号を出力し、これを光源制御部２２に出力する。光源制御部２２は、光量測定信号と目標とする光量（以下、単に目標光量という）とを比較し、この比較結果に基づいて、光量が目標光量値となるように、第１の光源７１、第２の光源７２、第３の光源７３および第４の光源７４に与える駆動信号を光源駆動部２１において調整させるフィードバック制御を実施している。図７に示すフィードバック制御のことを、ＡＰＣ（Ａｕｔｏ Ｐｏｗｅｒ Ｃｏｎｔｒｏｌ）という。なお、光源制御部２２は、目標光量が記憶されているか、または制御部６９から目標光量値が入力される。
上述のように第１の光源７１、第２の光源７２、第３の光源７３および第４の光源７４の各光量を光検出器９１、９２、９３、９７で常に監視し、光量の測定結果に基づき与える駆動信号を調整することにより、常に目標光量値に合うように光量を制御することができる。光量の測定精度は戻り光が抑制されているため高い。このため、目標とする発光スペクトルの照明光をより高い精度で安定して得ることができる。なお、光源部２０の構成は上述の図５に示す構成に限定されるものではない。
また、各光検出器９１、９２、９３、９７に接続された計測部２３と、計測部２３に接続された誤差算出部２４とを有する。計測部２３と誤差算出部２４とは本発明の制御方法に用いられるものである。なお、上述のＡＰＣと、計測部２３および誤差算出部２４を用いた制御は、制御方法に応じて適宜切り換えられる。また、上述のＡＰＣと、計測部２３および誤差算出部２４を用いた制御を組み合わせることもある。
計測部２３は、光源を点灯してから、定められた誤差算出期間における光検出器で得られた積算光量を得るものである。誤差算出期間は、例えば、光源が光を発光している総時間を示す露光期間に対して設定される。誤差算出期間は、例えば、露光期間の半分であり、光源を点灯してから時間がカウントされる。
誤差算出部２４は、計測部で得られた積算光量と、目標光量との差を得るものである。このため、誤差算出部２４は、目標光量が予め記憶されているか、光源制御部２２に記憶された目標光量値が入力される。
なお、計測部２３と誤差算出部２４とを、それぞれ１つ設ける構成としたが、光検出器９１、９２、９３、９７毎に設ける構成でもよい。この場合、光検出器の数に応じた計測部と誤差算出部とが設けられる。
［内視鏡システムの制御方法］
次に、内視鏡システム１０の制御方法について説明する。
内視鏡システム１０では、例えば、第４の光源７４が、第１色成分が緑、第２色成分が赤の緑色光を出射し、第１の光源７１が青色光を出射する場合、通常観察モード時には、第４の光源７４が出射した緑色光と赤色光を含む光と、第１の光源７１が出射した青色光とを合波して、広帯域の白色光を生成する。この白色光がライトガイド４１に入射され、ライトガイド４１から照明光Ｌｓ（図５参照）として白色光が対象物Ｏｂに照射される。
また、マルチフレーム観察モード時においては、光源制御部２２は、上述の各光源の制御の結果、観察画像の生成に使用する複数の撮像画像を得る各々の撮像フレーム毎に照明光の波長帯域または分光スペクトルを変更する。なお、点灯とは、イメージセンサー４８において観察対象を撮像できる程度、すなわち、観察画像において観察対象の像を視認できる程度の光量で発光することをいう。点灯のことをオンともいう。
消灯とは、完全に発光を停止することの他、イメージセンサー４８において観察対象を撮像し得ない程度の光量に減光することを含む。消灯のことをオフともいう。
上述のようにマルチフレーム観察モードとは、複数の撮像画像を用いて１枚の観察画像を生成することである。この場合、複数の撮像画像を得るために、例えば、第１の照明光と、第２の照明光とは、異なる光源から出射される。マルチフレーム観察モードにおける光源部２０での光源の点灯のことを、マルチフレーム点灯ともいう。
マルチフレーム点灯制御の場合、照明光Ｌｓを完全にオンオフする必要があり、必ず照明光Ｌｓの消灯状態が生じる。消灯状態から点灯状態にする際に、オーバーシュート、または発光の時間遅れが生じやすい。
また、光源部２０は、被写体距離に応じた広いダイナミックレンジでの光量制御が必要であり、光領域によってオーバーシュート具合も異なり、制御条件または光源駆動部２１を構成する駆動回路特性を最適化させることが難しい。
内視鏡システム１０では、以下に示す制御方法を用いて、各照明光毎に観察対象の画像を取得する。
上述のように内視鏡システム１０の光源部２０は、上述のように各光源に対して、図７に示すようにＡＰＣと呼ばれるフィードバック制御機能を設けている。しかしながら、ＡＰＣでは、例えば、１つの画像を得るための１フレームのような短時期間に発生するオーバーシュートおよび発光遅れに対して対応できない。そこで、本発明では、以下のように制御することにより、光源による照明光を完全に消灯し、点灯させて、各照明光毎に観察対象の画像を取得しても、複数の画像における相互間の画像信号比を一定にすることができる。
制御方法では、各光源の光量をモニターする光検出器は、例えば、ＰＤ（フォトダイオード）で構成されている。フォトダイオードで発生した、光量に応じた電流は電圧変換され、さらにＡＤＣ（Analog-to-Digital Converter）で、例えば、１６ビットのデジタル値に変換される。
目標光量も１６ビットの信号値で入力する。１６ビット同士の目標光量とＰＤ受光値を比較し、誤差がなくなるようにフィードバック制御される。例えば、露光期間を１０ｍｓとし、光量モニターおよびＡＰＣをサンプリング周期１００μｓで連続的に実施する。
図８〜図１３は本発明の実施形態の内視鏡システムの制御方法を説明するためのグラフである。
［目標光量の調整］
光源制御部２２は、誤差算出部２４で得られた差に応じて、誤差算出期間以降の目標光量を変更することにより、定められた露光期間内の積分光量を一定にする。この場合、目標光量は、誤差算出部２４で得られた差に基づき、光源制御部２２で算出される。上述の光源を点灯してから、定められた誤差算出期間が、例えば、露光期間の半分であれば、露光期間の半分における、光検出器での積算光量を用いて目標光量を調整する。目標光量の調整は、目標光量を高くすることと、目標光量を低くすることの両方を含む。
具体的には、例えば、目標光量１００００で発光を開始した場合、点灯直後は光源の発光特性をＡＰＣでは対応できず、図８に示す光量波形１００のように、光量が目標光量よりも大きくなる過大発光、いわゆる、オーバーシュートが生じる。その後、ＡＰＣにより目標光量に収束する。
ここで、誤差算出期間を点灯開始から５．０ｍｓまでとして、サンプリング周期１００μｓ毎の光量積算値を算出する。誤差算出期間における光量積算値は、例えば、５２０３００である。ここで、誤差算出期間における目標光量積算値が５０００００であると、実際に発光された光量積算値と、目標光量積算値とでは４．１％の差が生じる。
このため、誤差算出期間を過ぎた後、領域１００ａにおける目標光量を、１００００から、例えば、９５９４に変更することにより、露光期間内の積分光量を目標値に合わせることができる。
また、例えば、目標光量１００００で発光を開始した場合、点灯直後は光源の発光特性をＡＰＣでは対応できず、図９に示す光量波形１０２のように、発光遅れが生じた場合、その後、ＡＰＣにより目標光量に収束する。
ここで、誤差算出期間を点灯開始から５．０ｍｓまでとして、サンプリング周期１００μｓ毎の光量積算値を算出する。誤差算出期間における光量積算値は、例えば、４７９８００である。ここで、誤差算出期間における目標光量積算値が５０００００であると、実際に発光された光量積算値と、目標光量積算値とでは−４．１％の差が生じる。
このため、誤差算出期間を過ぎた後、領域１０２ａにおける目標光量を、１００００から、例えば、１０４０４に変更することにより、露光期間内の積分光量を目標値に合わせることができる。
また、光源の１度の光照射毎の制御に限定されるものではなく、光源の複数回の光照射の制御に利用してもよい。この場合、光源制御部２２は、例えば、第１の照明光における誤差算出部で得られた差に応じて、第２の照明光の目標光量を変更することにより、複数の画像間における、定められた露光期間内での積分光量の比率を一定にする。なお、第１の照明光と第２の照明光の２つの照明光に限定されるものではなく、第３の照明光以降についても、第１の照明光における誤差算出部で得られた差に応じて、目標光量を変更してもよい。また、第１の照明光による第２の照明光の目標光量の変更を、１つの繰返し単位として繰り返して制御してもよい。
［消灯タイミングの調整］
また、光源制御部２２は、誤差算出部２４で得られた差に応じて、誤差算出期間以降の光源の消灯タイミングを変更することにより、定められた露光期間内の積分光量を一定にすることもできる。この場合、消灯タイミングは、誤差算出部２４で得られた差に基づき、光源制御部２２で算出される。上述の光源を点灯してから、定められた誤差算出期間が、例えば、露光期間の半分であれば、露光期間の半分における、光検出器での積算光量を用いて消灯タイミングを変更する。すなわち、いつ消灯するかを決定する。消灯タイミングの変更は、早く消灯することと、遅く消灯することの両方を含む。
具体的には、例えば、目標光量１００００で発光を開始して、図１０に示す光量波形１０４のように、オーバーシュートが生じた場合、誤差算出期間を点灯開始から５．０ｍｓまでとして、サンプリング周期１００μｓ毎の光量積算値を算出する。誤差算出期間における光量積算値は、例えば、５２０３００である。上述のように、誤差算出期間における目標光量積算値が５０００００であると、実際に発光された光量積算値と、目標光量積算値とでは４．１％の差が生じる。この差を補完するために、例えば、消灯タイミングを０．２ｍｓ早めることにより、露光期間内の積分光量を目標値に合わせることができる。なお、図１０において時間ｔは設定された露光時間を示し、時間ｔｃは補正された露光時間を示す。この場合、露光時間は０．２ｍｓ短い。
また、例えば、目標光量１００００で発光を開始して、図１１に示す光量波形１０６のように発光遅れが生じた場合、誤差算出期間を点灯開始から５．０ｍｓまでとして、サンプリング周期１００μｓ毎の光量積算値を算出する。誤差算出期間における光量積算値は、例えば、４７９６００である。上述のように、誤差算出期間における目標光量積算値が５０００００であると、実際に発光された光量積算値と、目標光量積算値とでは−４．０％の差が生じる。この差を補完するために、例えば、消灯タイミングを０．２ｍｓ遅くすることにより、露光期間内の積分光量を目標値に合わせることができる。なお、図１１において時間ｔは設定された露光時間を示し、時間ｔｅは補正されていない標準状態での発光時間を示す。露光時間の方が発光時間よりも長く設定されており、補正期間を設けている。時間ｔｃは補正された露光時間を示す。この場合、補正された露光時間は発光時間よりも０．２ｍｓ長い。
なお、露光時間を利用した場合、発光中、目標光量を変える必要がなく、目標光量のフィードバック制御が不要である。
また、光源の１度の光照射毎の制御に限定されるものではなく、光源の複数回の光照射の制御に利用してもよい。この場合、光源制御部２２は、例えば、第１の照明光における誤差算出部で得られた差に応じて、第２の照明光の消灯タイミングを変更することにより、複数の画像間における、定められた露光期間内での積分光量の比率を一定にする。なお、第１の照明光と第２の照明光の２つの照明光に限定されるものではなく、第３の照明光以降についても、第１の照明光における誤差算出部で得られた差に応じて、消灯タイミングを変更してもよい。また、第１の照明光による第２の照明光の消灯タイミングの変更を、１つの繰返し単位として繰り返して制御してもよい。
［露光期間の調整］
また、光源制御部２２は、誤差算出部２４で得られた差に応じて、定められた露光期間を変更することにより、露光期間内の積分光量を一定にすることもできる。この場合、露光期間の変更は、誤差算出部２４で得られた差に基づき、光源制御部２２で算出される。上述の光源を点灯してから、定められた誤差算出期間が、例えば、露光期間の半分であれば、露光期間の半分における、光検出器での積算光量を用いて露光期間を変更する。露光期間は、例えば、電子シャッターのシャッタ速度で調整される。このため、光源制御部２２から撮像制御部７０に電子シャッターのシャッタ速度を設定する信号が出力されて、撮像制御部７０により、電子シャッターのシャッタ速度が調整される。
具体的には、図１２に示すようにオーバーシュートが発生している光量波形１０８に対して、例えば、誤差算出期間を点灯開始から５．０ｍｓまでとして、サンプリング周期１００μｓ毎の光量積算値を算出する。誤差算出期間における実際に発光された光量積算値と、目標光量積算値との差を求める。この差を補完するために、電子シャッターの時間を調整する。この場合、差が４．１％であれば、この差を補完するために、例えば、電子シャッターを０．２ｍｓ早めて閉じる。すなわち、電子シャッターのシャッター速度を早くする。これにより、露光期間内の積分光量を目標値に合わせることができる。なお、図１２において時間ｔは設定された露光時間を示し、時間ｔｓは補正された電子シャッターを閉じる時間を示す。この場合、補正された電子シャッターを閉じる時間は０．２ｍｓ早い。
また、上述のように発光遅れが生じた場合でも、図１３に示すように発光遅れが発生している光量波形１０９に対して、例えば、誤差算出期間を点灯開始から５．０ｍｓまでとして、サンプリング周期１００μｓ毎の光量積算値を算出する。誤差算出期間における実際に発光された光量積算値と、目標光量積算値との差を求める。この差を補完するために、電子シャッターの時間を調整する。この場合、差が−４．０％であれば、この差を補完するために、例えば、電子シャッターを０．２ｍｓ伸ばして閉じる。すなわち、電子シャッターのシャッター速度を遅くする。これにより、露光期間内の積分光量を目標値に合わせることができる。なお、図１３において時間ｔは設定された露光時間を示し、時間ｔｅは補正されていない標準状態での発光時間を示す。露光時間の方が発光時間よりも長く設定されており、補正期間を設けている。時間ｔｓは補正された電子シャッターを閉じる時間を示す。この場合、補正された電子シャッターを閉じる時間を０．２ｍｓ伸ばしている。
なお、電子シャッターを用いた場合、発光中、目標光量を変える必要がなく、目標光量のフィードバック制御が不要である。
また、光源の１度の光照射毎の制御に限定されるものではなく、光源の複数回の光照射の制御に利用してもよい。この場合、光源制御部２２は、例えば、第１の照明光における誤差算出部で得られた差に応じて、第２の照明光の露光期間を変更することにより、複数の画像間における、定められた露光期間内での積分光量の比率を一定にする。なお、第１の照明光と第２の照明光の２つの照明光に限定されるものではなく、第３の照明光以降についても、第１の照明光における誤差算出部で得られた差に応じて、露光期間を変更してもよい。また、第１の照明光による第２の照明光の露光期間の変更を、１つの繰返し単位として繰り返して制御してもよい。
上述の図８〜図１３に示すいずれの制御方法でも、上述のように１つの画像毎に制御することに限定されるものではなく、複数の画像を制御することができる。これにより、複数の画像にわたり、複数の画像間における、積分光量の比率を一定にすることができる。
例えば、図１４に示すように、オーバーシュートした第１の光量波形１１０ａの第１の照明光により得られる第１の画像の画像信号比と、第２の光量波形１１０ｂの第２の照明光により得られる第２の画像の画像信号比とを一定にすることができる。
また、図１４に示すように、発光遅れがある第１の光量波形１１０ｃの第１の照明光により得られる第１の画像の画像信号比と、第２の光量波形１１０ｄの第２の照明光により得られる第２の画像の画像信号比とを一定にすることができる。このようにして、酸素飽和度算出等の定量化および数値化の精度を高くできる。
なお、図１４は本発明の実施形態の内視鏡システムの光源部による照明光の発光状態の一例を示すグラフである。
また、照明光を完全にオンオフするので、画像取得の際に、不必要な光がなく、イメージセンサー４８にＣＭＯＳ（Complementary Metal Oxide Semiconductor）センサーを用いても、混色の発生が抑制され、酸素飽和度等の測定精度の低下も抑制される。
なお、上述のように光源に、高出力光源を採用した場合、一般的に駆動回路の高出力化と高速応答性とを両立することは難しく、光源の応答遅れを引き起こす原因となり得る。しかしながら、本発明の制御方法によれば、光源の応答遅れがあっても、複数の画像における相互間の画像信号比を一定にすることができる。
図１５に示すように、例えば、約４７０ｎｍの波長において、酸化ヘモグロビンの吸光係数１１２と還元ヘモグロビンの吸光係数１１４の差が大きくなる。したがって、本実施形態においては、狭帯域光源は、中心波長が約４７０ｎｍの狭帯域光である。図１５に示すように、約４７０ｎｍ以外にも、紫色、青色、または、緑色の波長帯域において、酸化ヘモグロビンの吸光係数１１２と還元ヘモグロビンの吸光係数１１４の差が大きい波長がある。したがって、これらのいずれかの波長を中心波長とする狭帯域光を発光する光源を用いる。
マルチフレーム観察モードにより、酸素飽和度画像が得られる。以下、酸素飽和度画像について説明する。
酸素飽和度画像は、第１の画像と、第２の画像の２つの画像を用いて画像処理部６１にて作成される。第１の画像は、Ｂ１画像により構成される。第１の画像は、第１の照明光として、第４の光源７４から出射された中心波長が約４７０ｎｍの光により得られた画像である。
第２の画像は、Ｒ２画像、Ｇ２画像およびＢ２画像により構成される。第２の画像は、第２の照明光として、第１の光源７１から出射された青色光、および第３の光源７３から出射された緑と赤の色成分を含む緑色光により得られた画像である。
酸素飽和度画像は、Ｂ１画像、Ｂ２画像、Ｇ２画像、およびＲ２画像を用いて画像処理部６１で作成される。
例えば、Ｇ２画像に対するＢ１画像の比（以下、信号比Ｂ１／Ｇ２という）と、Ｒ２画像に対するＧ２画像の比（以下、信号比Ｒ２／Ｇ２）と、をそれぞれ画素毎に算出する。信号比Ｂ１／Ｇ２は、主に観察対象の酸素飽和度の値と血液量によって変化し、信号比Ｒ２／Ｇ２は、主に観察対象の血液量に応じて変化する。
信号比Ｂ１／Ｇ２および信号比Ｒ２／Ｇ２と酸素飽和度の相関関係を用いて、信号比Ｂ１／Ｇ２、および信号比Ｒ２／Ｇ２を相関関係に照らし合わせることにより、観察対象の酸素飽和度を画素毎に算出する。なお、信号比Ｂ１／Ｇ２および信号比Ｒ２／Ｇ２と、酸素飽和度の相関関係はシミュレーション等によって予め求めることができる。
次に、例えば、観察対象の酸素飽和度を色で表す酸素飽和度画像を生成する。
具体的には、Ｂ２画像、Ｇ２画像、およびＲ２画像を用いてカラーの観察画像を生成する。その後、生成した観察画像の各画素を、酸素飽和度の値に応じて着色することによって酸素飽和度画像を生成する。生成した酸素飽和度画像を表示制御部６６に入力することにより、モニタ１８に表示する。
ここで、光源部２０の構成は、図５に示す４つの光源を有するものに限定されるものではない。
図１６は本発明の実施形態の内視鏡システムの光源部の第２の例を示す模式図であり、図１７は本発明の実施形態の内視鏡システムの光源部の第３の例を示す模式図である。
図１６および図１７に示す光源部２０において、図５に示す光源部２０と同一構成物には同一符号を付して、その詳細な説明は省略する。
図１６および図１７に示す光源部２０は、いずれも３つの光源を有するものである。
図１６に示す光源は、図５に示す光源部２０に比して、第４の光源７４がない構成である点が異なり、それ以外の構成は、図５に示す光源部２０と同じ構成である。
また、図１７に示すように、第３の光源７３は、発光素子８６が発光素子８６ａと蛍光体８６ｂとの組み合わせではない構成でもよい。この場合、発光素子８６は、例えば、ＬＥＤ（発光ダイオード）またはＬＤ等の半導体素子である。
図１６および図１７に示す光源部２０は、例えば、照明光Ｌｓとして白色光を照射するものであり、第１の光源７１、第２の光源７２および第３の光源７３は、互いに波長が異なる光を射出するものであれば、射出する光は特に限定されるものではない。
例えば、第１の光源７１は、青色光を出射するものであり、第２の光源７２は、例えば、紫色光を出射するものである。第３の光源７３は、第１色成分が緑、第２色成分が赤の、互いに波長の異なる２つの色成分を含む緑色光を出射するものである。図１６および図１７に示す光源部２０でも、図６に示す発光スペクトルＬＥが得られる。
図１６および図１７に示す光源部２０でも、例えば、内視鏡の先端部１２ｄと対象物Ｏｂとの距離Ｌｄが変わっても、内視鏡画像の明るさが一定になるように照明光Ｌｓの光量を制御する。
また、図１６および図１７に示す光源部２０を有する内視鏡システムにおいても、上述の内視鏡システムの制御方法による制御を実施できる。
なお、上述の図５に示す４つの光源を有する光源部２０では、図６に示す発光スペクトルＬＥに特に限定されるものではない。第１の光源７１、第２の光源７２、第３の光源７３および第４の光源７４により、例えば、図１８に示す発光スペクトルＬＥが得られる。図１８は光源部の発光スペクトルの他の例を示すグラフである。
図１８に示す発光スペクトルＬＥでは、赤色光Ｒ、緑色光Ｇ、青色光Ｂ、および紫色光Ｖを含む。例えば、赤色光Ｒは、波長帯域が６１５ｎｍ〜６３５ｎｍであり、中心波長が６２０±１０ｎｍである。緑色光Ｇは、例えば、波長帯域が５００ｎｍ〜６００ｎｍであり、中心波長が５２０±１０ｎｍである。青色光Ｂは、例えば、波長帯域が４４０ｎｍ〜４７０ｎｍであり、中心波長が４５５±１０ｎｍである。そして、紫色光Ｖは、例えば、波長帯域が３９５ｎｍ〜４１５ｎｍであり、中心波長が４０５±１０ｎｍである。このように、白色光が得られ、特定光がない発光スペクトルＬＥでもよい。
また、上述のいずれの構成の光源部２０でも、第１の照明光と、第２の照明光とは、異なる光源から出射されていてもよく、第１の照明光と、第２の照明光とは、同一の光源から出射されていてもよい。すなわち、第１の照明光と、第２の照明光とは、構成される光の種類が異なっていても、同じでもよい。第１の照明光と、第２の照明光は、少なくとも１つの光源から出射されたものであればよい。上述のいずれの第１の照明光と、第２の照明光であっても、上述の制御方法により、複数の画像にわたり、複数の画像間における、積分光量の比率を一定にすることができる。
なお、上述のいずれの構成の光源部２０において、例えば、上述のように内視鏡の先端部１２ｄ（図５参照）と対象物Ｏｂ（図５参照）との距離Ｌｄ（図５参照）が変わると、内視鏡画像の明るさが一定になるように照明光Ｌｓの光量を制御する。このとき、オーバーシュートまたは応答遅れが生じても複数の画像における相互間の画像信号比を一定にすることができる。このため、観察画像においても、先端部１２ｄの位置が変わることにより照明光Ｌｓの光量が変わっても、色味の変化が抑制された高い画質の画像を得ることができる。
本発明は、基本的に以上のように構成されるものである。以上、本発明の内視鏡システムについて詳細に説明したが、本発明は上述の実施形態に限定されず、本発明の主旨を逸脱しない範囲において、種々の改良または変更をしてもよいのはもちろんである。
１０ 内視鏡システム
１２ 内視鏡
１２ａ 挿入部
１２ｂ 操作部
１２ｃ 湾曲部
１２ｄ 先端部
１２ｅ アングルノブ
１３ａ ズーム操作部
１３ｂ モード切替スイッチ
１４ 光源装置
１６ プロセッサ装置
１７ ユニバーサルコード
１８ モニタ
１９ コンソール
２０ 光源部
２１ 光源駆動部
２２ 光源制御部
２３ 計測部
２４ 誤差算出部
３０ａ 照明光学系
３０ｂ 撮影光学系
４１ ライトガイド
４５ 照明レンズ
４６ 対物レンズ
４７ ズームレンズ
４８ イメージセンサー
４８ａ 第１の素子部
４８ｂ 第２の素子部
４８ｃ 第３の素子部
４９ 画素部
４９ａ 第１画素
４９ｂ 第２画素
４９ｃ 第３画素
５０ フィルター部
５０Ｂ Ｂカラーフィルタ
５０Ｇ Ｇカラーフィルタ
５０Ｒ Ｒカラーフィルタ
５０ａ 第１フィルター
５０ｂ 第２フィルター
５０ｃ 第３フィルター
５４ 画像取得部
５８ ノイズ低減部
５９ 変換部
６０ 補正量算出部
６１ 画像処理部
６６ 表示制御部
６９ 制御部
７０ 撮像制御部
７１ 第１の光源
７２ 第２の光源
７３ 第３の光源
７４ 第４の光源
７６、７７、７９ 合波部材
７８、８２、８４ レンズ
８１、８３、８６、８６ａ、８８ 発光素子
８６ｂ 蛍光体
８７、８９ レンズ
９１、９２、９３、９７ 光検出器
９４、９５、９６、９８ ビームスプリッタ
９８ ビームスプリッタ
１００、１０２、１０４、１０６、１０８、１０９ 光量波形
１００ａ、１０２ａ 領域
１１２、１１４ 吸光係数
Ｂ 青色光
Ｂｆ、Ｇｆ、Ｒｆ 分光感度
Ｇ 緑色光
ＬＥ 発光スペクトル
Ｌｄ 距離
Ｌｒ 反射光
Ｌｓ 照明光
Ｏｂ 対象物
Ｒ 赤色光
Ｓ４ 波長約４７０ｎｍの光
ｔ 時間（露光時間）
ｔｃ 時間（補正された露光時間）
ｔｅ 時間（標準状態での発光時間）
ｔｓ 時間（補正された電子シャッターを閉じる時間）
Ｖ 紫色光

Claims (11)

  1. 異なる波長の光を射出する複数の光源と、
    前記複数の光源にそれぞれ設けられており、前記複数の光源の光の一部を受光し、前記複数の光源の発光量の情報を得る光検出器と、
    前記複数の光源のうち、少なくとも１つの光源から射出される光により構成される第１の照明光と第２の照明光とを少なくとも用いて、各照明光毎に観察対象の画像を取得する画像取得部と、
    前記画像取得部で取得された複数の画像における相互間の画像信号比を一定にする制御部とを有する、内視鏡システム。
  2. 前記第１の照明光と、前記第２の照明光とは、異なる光源から出射されている、請求項１に記載の内視鏡システム。
  3. 前記第１の照明光と、前記第２の照明光とは、同一の光源から出射されている、請求項１に記載の内視鏡システム。
  4. 前記制御部は、前記光源の発光量が目標光量になるように、前記光検出器の受光量に応じて、前記光源の発光量を変更する光量制御部を有し、
    さらに、前記光源を点灯してから、定められた誤差算出期間における前記光検出器で得られた積算光量を得る計測部と、
    前記計測部で得られた前記積算光量と、前記目標光量との差を得る誤差算出部とを有し、
    前記制御部は、前記誤差算出部で得られた前記差に応じて、前記誤差算出期間以降の前記目標光量を変更することにより、定められた露光期間内の積分光量を一定にする、請求項１〜３のいずれか１項に記載の内視鏡システム。
  5. 前記光源を点灯してから、定められた誤差算出期間における前記光検出器で得られた積算光量を得る計測部と、
    前記計測部で得られた前記積算光量と、前記目標光量との差を得る誤差算出部とを有し、
    前記制御部は、前記誤差算出部で得られた前記差に応じて、前記誤差算出期間以降の前記光源の消灯タイミングを変更することにより、定められた露光期間内の積分光量を一定にする、請求項１〜３のいずれか１項に記載の内視鏡システム。
  6. 前記光源を点灯してから、定められた誤差算出期間における前記光検出器で得られた積算光量を得る計測部と、
    前記計測部で得られた前記積算光量と、前記目標光量との差を得る誤差算出部とを有し、
    前記制御部は、前記誤差算出部で得られた前記差に応じて、定められた露光期間を変更することにより、前記露光期間内の積分光量を一定にする、請求項１〜３のいずれか１項に記載の内視鏡システム。
  7. 前記制御部は、前記光源の発光量が目標光量になるように、前記光検出器の受光量に応じて、前記光源の発光量を変更する光量制御部を有し、
    さらに、前記光源を点灯してから、定められた誤差算出期間における前記光検出器で得られた積算光量を得る計測部と、
    前記計測部で得られた前記積算光量と、前記目標光量との差を得る誤差算出部とを有し、
    前記制御部は、前記第１の照明光における前記誤差算出部で得られた前記差に応じて、前記第２の照明光の前記目標光量を変更することにより、複数の画像間における、定められた露光期間内での積分光量の比率を一定にする、請求項１〜３のいずれか１項に記載の内視鏡システム。
  8. 前記光源を点灯してから、定められた誤差算出期間における前記光検出器で得られた積算光量を得る計測部と、
    前記計測部で得られた前記積算光量と、前記目標光量との差を得る誤差算出部とを有し、
    前記制御部は、前記第１の照明光における前記誤差算出部で得られた前記差に応じて、前記第２の照明光の消灯タイミングを変更することにより、複数の画像間における、定められた露光期間内での積分光量の比率を一定にする、請求項１〜３のいずれか１項に記載の内視鏡システム。
  9. 前記光源を点灯してから、定められた誤差算出期間における前記光検出器で得られた積算光量を得る計測部と、
    前記計測部で得られた前記積算光量と、前記目標光量との差を得る誤差算出部とを有し、
    前記制御部は、前記第１の照明光における前記誤差算出部で得られた前記差に応じて、前記第２の照明光の露光期間を変更することにより、複数の画像間における、露光期間内での積分光量の比率を一定にする、請求項１〜３のいずれか１項に記載の内視鏡システム。
  10. 前記複数の光源は、レーザダイオードまたは発光ダイオードを有する、請求項１〜９のいずれか１項に記載の内視鏡システム。
  11. 前記光検出器は、フォトダイオードである、請求項１〜１０のいずれか１項に記載の内視鏡システム。
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