JP2021001917A - 画像取得装置および画像処理方法 - Google Patents

Abstract

【課題】被写体の表面における状態または性質が異なる領域を、より簡単に識別するための新しい画像取得装置および画像処理方法を提供する。【解決手段】本開示の画像取得装置（１０００）は、被写体（５００）の少なくとも一部の領域（５２Ｂ）が吸収または反射する波長域に含まれるピーク波長を有するレーザ光を出射するレーザ光源（１０）と、被写体を撮像する撮像装置（２００）と、撮像装置が取得する画像に含まれるスペックルパターンを時間的に変化させるスペックル可変装置（１２）と、画像処理装置（３２）とを備え、画像処理装置は、各画素における強度信号の時間変化を測定し、強度信号の時間変化の波形に基づいて、被写体の被撮像領域を複数の部分に分類する。【選択図】図４

Description

本開示は、スペックル可変装置を備える画像取得装置、および、スペックルパターンに基づいて被写体の領域を分類する画像処理方法に関する。

レーザ光源から出射されたレーザ光はコヒーレント光であるため、高い干渉性を有している。レーザ光が粗面などの散乱媒体によって散乱されると、散乱光にはランダムな位相分布が付与され、不規則な干渉が生じる。その結果、「スペックル」と呼ばれるコントラストの高い斑点の模様が観察される。

レーザ光源をプロジェクタのような表示装置の光源として使用したり、照明光源として使用したりする場合、スペックルは、除去または抑制されるべきノイズである。

一方、散乱媒体である血球を有する生体組織にレーザ光を照射し、その生体組織から得られるスペックルに基づいて、血球の移動速度（血流速度）を測定するレーザスペックルコントラストイメージング（ＬＳＣＩ）技術が開発されている。ＬＳＣＩ技術におけるスペックルは、ノイズではなく、血流速度の検出に必要な「信号」として利用される。

特開２０１４−３２３７１号公報は、レーザ光をスクリーンで散乱させたとき、所望のスペックルコントラストを有するスペックルノイズを発生させるスペックルコントラスト発生器を開示している。

特開２０１４−３２３７１号公報

レーザ光で照射される物体（被写体）から画像情報を取得するとき、被写体の表面における状態または性質が異なる領域を、より簡単に識別するための新しい画像取得装置および画像処理方法が求められている。

本開示の画像取得装置は、例示的な実施形態において、被写体を照明する照明光を出射する照明光源と、前記被写体の少なくとも一部の領域が吸収または反射する波長域に含まれるピーク波長を有するレーザ光を出射するレーザ光源と、前記被写体を撮像する撮像装置と、前記撮像装置が取得する画像に含まれるスペックルパターンを時間的に変化させるスペックル可変装置と、前記撮像装置によって取得される画像を処理する画像処理装置とを備える。前記画像処理装置は、前記画像を構成する各画素における強度信号の時間変化を測定し、前記強度信号の時間変化の波形に基づいて、前記被写体の被撮像領域を複数の部分に分類する。

本開示の画像処理方法は、例示的な実施形態において、被写体の少なくとも一部の領域が吸収または反射する波長域に含まれるピーク波長を有するレーザ光で前記被写体を照射する工程と、前記被写体を撮像する工程と、前記撮像装置が取得する画像に含まれるスペックルパターンに基づいて、前記被写体の被撮像領域を複数の領域に分割する工程とを含む。

本開示の実施形態によれば、スペックルパターンを時間的に変化させることにより、被写体の被撮像領域を複数の部分に分類することが可能な画像取得装置および画像処理方法が提供される。

図１は、レーザ光源１０から出射されたレーザ光Ｌが被写体５０の表面５５によって反射される様子を模式的に示す図である。 図２は、表面５５上において近接する２つの点Ｏ１、Ｏ２の像が撮像面２２Ｓ上に形成される様子を模式的に示す図である。 図３は、撮像面２２Ｓ上に形成され得るスペックルパターンの一例を示す図である。 図４は、本開示の実施形態における光源装置１００を備える画像取得装置１０００の構成例を模式的に示す図である。 図５は、人の血液に含まれるヘモグロビンの吸光係数の波長依存性を示すグラフである。 図６は、白色光で照らされている被写体５００の画像と、レーザ光源１０およびスペックル可変装置１２によって形成されたスペックルパターンとが重畳した画像の例を模式的に示す図である。 図７は、図６の画像における異なる３種類の領域５２Ａ、５２Ｂ、５２Ｃの位置を示す図である。 図８は、スペックル可変装置１２の基本的な構成例を示すブロック図である。 図９Ａは、本開示の実施形態における拡散素子１２０の模式的な断面図である。 図９Ｂは、拡散素子１２０の模式的な平面図である。 図１０は、被写体５００に対する光源装置１００および撮像装置２００の相対的な配置関係を示し、それらの位置を変化させる移動装置１２８を模式的に示す図である。 図１１は、本開示の実施形態におけるレーザダイオード１０Ｂおよび駆動回路１０Ａを模式的に示す図である。 図１２は、駆動回路１０Ａがレーザダイオード１０Ｂに供給する電流波形の変調の例を模式的に示す図である。 図１３Ａは、撮像素子２２の撮像面２２Ｓにおける画素２２０の配列の一部と、幾つかの画素２２０から得られる信号を示す図である。 図１３Ｂは、撮像素子２２の撮像面２２Ｓにおける画素２２０の他の配列の一部と、幾つかの画素２２０から得られる信号を示す図である。 図１４は、撮像面２２Ｓにおける画素２２０の配列の一部と画素ブロックの範囲の例を模式的に示す図である。 図１５Ａは、撮像面２２Ｓの画素（ｉ_ａ，ｊ_ａ）から出力される信号の例を示す模式図である。 図１５Ｂは、撮像面２２Ｓの画素（ｉ_ｂ，ｊ_ｂ）から出力される信号の例を示す模式図である。 図１６Ａは、スペックル可変装置１２の働きによってスペックルパターンが変化している場合において、画素（ｉ_ａ，ｊ_ａ）から出力される信号の例を示す模式図である。 図１６Ｂは、スペックル可変装置１２の働きによってスペックルパターンが変化している場合において、画素（ｉ_ｂ，ｊ_ｂ）から出力される信号の例を示す模式図である。 図１７は、白色光およびレーザ光を光ファイバなどの光導波路に結合することのできる光源装置の構成例を模式的に示す図である。 図１８は、内視鏡を有する画像取得装置の構成例を示す図である。 図１９は、内視鏡を有する画像取得装置の他の構成例を示す図である。

本開示の実施形態を説明する前に、本発明者等が見出した知見およびその技術背景を説明する。

まず、図１および図２を参照して、コヒーレント光によるスペックルの発生原理を説明する。図１は、レーザ光源１０から出射されたレーザ光Ｌが被写体５０の表面５５によって反射される様子を模式的に示す図である。レーザ光Ｌは、可干渉性（コヒーレンス）が高い。本開示におけるレーザ光Ｌの波長は、例えば可視光の範囲にある。可視光の範囲は、例えば３８０ｎｍから７５０ｎｍまでの範囲である。被写体５０の典型例は、生体組織である。生体組織のような被写体５０の表面５５、および／または、表面５５から内部側に位置する表層領域には、レーザ光Ｌの波長程度の微視的な構造が不規則に存在している。被写体５０の表面５５に入射したレーザ光Ｌの一部は、表面５５によって拡散反射される。このとき、表面５５から被写体５０の表層領域に侵入したレーザ光Ｌの一部は、被写体５０の表層領域で吸収されるか、多重散乱によって再び表面５５から入射側の空間に戻ってくる。被写体５０が生体組織である場合、表面５５それ自体が平滑な粘膜で覆われていたとしても、細胞または細胞内微小粒子などによってレーザ光Ｌの散乱が発生し得る。以下、被写体５０の表面５５および表層領域をあわせて「散乱部」と称する場合がある。散乱部で散乱され、入射側の空間に戻ってきたレーザ光Ｌを「散乱光」と呼ぶことにする。散乱光には、表面５５の微細な凹凸および多重散乱などによって空間的にランダムな位相分布が付加されるが、可干渉性は失われていない。

撮像装置２００は、レンズを含む撮像光学系２０と、イメージセンサなどの撮像素子２２とを備えている。レーザ光Ｌが被写体５０の表面５５に入射して発生した散乱光の一部は、撮像装置２００の撮像光学系２０によって集められ、撮像素子２２の撮像面（観測面）２２Ｓ上に収束する。撮像面２２Ｓでは、撮像光学系２０の働きによって被写体５０の結像が生じる。撮像面２２Ｓ上の各位置に収束する光線の束は、表面５５上の対応する位置およびその近傍で散乱された光波の重ね合わせである。より詳細には、表面５５上の各点から出た光線の束が結像によって撮像面上に収束するとき、各点の撮像面上における像は、回折限界および収差などによって定まる「点拡がり分布」を有する。

図２は、表面５５上において近接する２つの点Ｏ１、Ｏ２の像が撮像面２２Ｓ上に形成される様子を模式的に示す図である。点Ｏ１、Ｏ２のそれぞれが撮像面２２Ｓ上に形成する２つの像は、相互に部分的に重なり合う点拡がり分布Ｐ１、Ｐ２を有している。点拡がり分布Ｐ１、Ｐ２のそれぞれの大きさは、撮像光学系２０の開口数ＮＡおよびレーザ光Ｌの波長λによって決まる。２つの点拡がり分布Ｐ１、Ｐ２が重なり合うということは、点拡がりをもたらす光線の起点、すなわち点Ｏ１、Ｏ２が、撮像光学系２０の解像限界以下の距離内にあることを意味する。解像限界の長さをｄとする。このような解像限界ｄを直径とする領域を「解像領域」と称する場合がある。解像領域のひとつが、図２の表面５５上における円（直径：ｄ）によって模式的に表されている。

撮像面２２Ｓ上の２つの点拡がり分布Ｐ１、Ｐ２が重なり合う領域では、被写体５０の解像領域内からの散乱光が干渉して、位相差に応じた明暗の模様が形成される。このような明暗模様は、表面５５の凹凸、および、被写体５０の散乱部における多重散乱のランダム性に依存するため、統計量によって評価され得る不規則なスペックルパターンを形成する。

図３は、撮像面２２Ｓ上に形成され得るスペックルパターンの一例を示す図である。図３では、細かい粒状の明暗模様が観察される。明るい部分では光強度が相対的に高く、暗い部分では光強度が相対的に低い。スペックルの最小寸法は、撮像光学系２０の開口数ＮＡおよびレーザ光Ｌの波長λによって決まる点拡がり分布の大きさ程度である。

散乱光の干渉は３次元空間内で生じる。このため、スペックルパターンを規定する「光強度振幅」の分布は、本来、３次元の位置座標に依存する。このような３次元空間内に客観的に存在するスペックルパターンは、「客観的スペックル（objective speckle）」または「非結像系スペックル」と呼ばれる。一方、撮像装置２００によって観測されるスペックルパターンは、撮像光学系２０の位置、向き、および開口数ＮＡなどに依存し、「主観的スペックル（subjective speckle）」または「結像系スペックル」と呼ばれる。撮像装置２００によって実際に観測されるスペックルは、撮像素子２２の撮像面２２Ｓ上におけるスペックルの「強度」の分布である。以下、本開示における「スペックルパターン」は、特に断らない限り、撮像装置２００によって観測される主観的スペックルの二次元パターンを意味する。

図１における被写体５０、レーザ光源１０、および撮像装置２００が静止しているとき、客観的スペックルおよび主観的スペックルも静止している。しかし、被写体５０の表面５５の形状、または被写体５０の表層領域における細胞組織が運動している場合、散乱波の位相分布が時間的に変化するため、客観的スペックルおよび主観的スペックルも時間的に変動し得る。例えば、被写体５０の表層付近に血管が存在し、血管内を赤血球が流れている場合、赤血球による散乱光の位相分布が時間的に変化するため、撮像面２２Ｓ上において血管の像が形成されている領域では、スペックルが時間的に変化する。

従来、例えば、内視鏡用光源としてレーザ光源を用いる場合、スペックルパターンは画像情報に対するノイズとなるため、可能な限り除去する必要があると考えられてきた。このため、スペックルパターンを形成しないように、レーザ光源から出射されたレーザ光の可干渉性を種々の方法によって低減することが行われきた。

しかし、本開示の画像取得装置では、被写体の領域に応じて明暗の程度が異なるスペックルパターンをあえて形成し、そのスペックルパターンを時間的に変化させることにより、従来は取得できなかった画像情報の取得を可能にする。具体的には、時間的に変化するスペックルパターンに基づいて、被写体の被撮像領域を複数の部分に分類すること（セグメンテーション）が可能になる。以下、本開示の実施形態における画像取得装置の実施形態を説明する。

＜実施形態＞
以下、本開示の実施形態における画像取得装置および画像処理方法を説明する。

まず、図４を参照する。図４は、本実施形態における画像取得装置１０００の構成例を模式的に示す図である。

図示されている画像取得装置１０００は、光源装置１００と、撮像装置２００と、光源装置１００および撮像装置２００の動作を制御する制御装置３００とを備えている。制御装置３００は、表示装置４００に接続されている。撮像装置２００、制御装置３００、および表示装置４００の詳細については後述する。

本実施形態における光源装置１００は、レーザ光源１０と、撮像装置２００が取得する画像に含まれるスペックルパターンを時間的に変化させるスペックル可変装置１２とを備えている。レーザ光源１０の典型例は、半導体レーザ素子（レーザダイオード）である。レーザ光源１０は、被写体５００の一部の領域５２Ｂが、他の領域５２Ａに比べて、相対的に強く吸収または強く反射する光の波長域に含まれるピーク波長λを有するレーザ光を出射する。レーザ光源１０は、可干渉性を有するレーザ光を出射することにより、被写体５００の領域５２Ａおよび領域５２Ｂに互いに異なるスペックルコントラストを有するスペックルパターンを形成することができる。ここで、例えば「領域５２Ａにスペックルパターンを形成する」とは、「撮像装置２００が取得する画像において、領域５２Ａの像の部分にスペックルパターンを形成する」ことを意味する。領域５２Ａの像の部分に形成されるスペックルパターンは、領域５２Ａで生じた散乱光の干渉に基づく。このため、被写体５００の領域５２Ａと領域５２Ｂとの間で、ピーク波長λのレーザ光に対する吸収・反射特性および散乱特性が異なる場合、スペックルパターンから抽出される特徴量に基づいて、領域５２Ａと領域５２Ｂを識別または判別することが可能になる。

図５は、ヘモグロビンの吸光係数の波長依存性を示すグラフである。ヘモグロビンは、ヒトを含む全ての脊椎動物の血液中に見られる赤血球の中に存在するタンパク質である。図５において、ヘモグロビンの吸光係数が実線Ｈで示されている。図５には、参考のために、ヒトの体内組織による散乱係数も破線Ｓによって示されている。図５に示されるように、波長が約４００ｎｍ以上約６００ｎｍ以下の領域では、赤外領域に比べると、ヘモグロビンによる光吸収が相対的に大きい。特に、約４１５ｎｍの波長では、ヘモグロビンの吸光係数が特異的に高くなり、吸光ピークＨｐを示す。一方、波長が１０００ｎｍを超えると、水による吸光係数（不図示）が急激に増加する。符号Ｗの白抜き矢印で示される約６５０ｎｍ以上約１３５０ｎｍ以下の波長範囲内では、ヘモグロビンまたは水による光の吸収が相対的に少なく、散乱が生じやすくなる。このため、図５の白抜き矢印で示される波長範囲Ｗの光は、他の波長範囲に比べて生体内部の奥深くに侵入しやすく、この波長範囲Ｗは「生体の窓」と称されている。ヒトの生体組織の内部から情報を取得したい場合、波長範囲Ｗの光で生体組織を照射することが行われる。ただし、従来、このような目的のためには、スペックルノイズが発生しないように可干渉性のない光（インコヒーレント光）が用いられてきた。

本開示の実施形態では、レーザ光源１０が、被写体５００の一部の領域が吸収または反射する光の波長域に含まれるピーク波長λを有するレーザ光を出射する。このため、被写体５００の吸収・反射特性に応じて異なるスペックルコントラストを有するスペックルパターンを形成することが可能になる。ピーク波長λは、約４１５ｎｍである必要はなく、例えば４１０〜４２０ｎｍの範囲から選択され得る。

なお、ピーク波長λのレーザ光には例えば数ｎｍ程度のスペクトル幅が存在する。ピーク波長λは、被写体の一部の領域が特異的に吸収または反射する光の波長と一致している必要はない。例えば、被写体の一部の領域が特異的に吸収または反射する光の波長が約４１５ｎｍである場合において、レーザ光のピーク波長λは、例えば４２０ｎｍであってもよい。そのような場合でも、被写体の当該領域はレーザ光の吸収または反射を引き起こし得るからである。人間の目の視感度は５５５ｎｍ付近で最も高くなる。このため、被写体の一部の領域が吸収する波長域内における吸収ピークの波長よりも５５５ｎｍに近いピーク波長を有するレーザ光でスペックルパターンを形成する方が、人間の目で認識しやすい色の模様が観察される。ただし、スペックルパターンの実際の色（例えば紫色）を、画像処理により、人間の目の視感度が高い波長（５５５ｎｍ）に近い波長の色（例えば緑色）に変換し、スペックルを強調して表示装置４００に表示させてもよい。

本開示の実施形態における光源装置１００は、外部（具体的には制御装置３００）からの制御信号に応答して、撮像装置２００が取得する画像に含まれるスペックルパターンを時間的に変化させるスペックル可変装置１２を備えている。本実施形態におけるスペックル可変装置１２は、レーザ光のコヒーレンスを制御して、スペックルパターンの形成を抑制することも可能である。このため、例えば、スペックルパターンから情報を得る動作モードと、スペックルパターンを抑制して通常の観察を行う動作モードとを切り替えて実行することが可能になる。スペックルパターンから情報を得る動作モードでは、スペックル可変装置１２により、スペックルパターンを時間的に変化させることができる。スペックルパターンが時間的に変化している間に、画像処理装置３２は、取得した画像を構成する各画素における強度信号の時間変化を測定する。そして、画像処理装置３２は、強度信号の時間変化の波形に基づいて、被写体の被撮像領域を複数の部分に分類することができる。スペックル可変装置１２の具体的な構成および動作の例は、後述する。

本実施形態において、光源装置１００は、照明光を出射する照明光源として、白色光源１４を有している。本開示において、「白色」の光とは、赤色（Ｒ）、黄色（Ｙ）、緑色（Ｇ）、および青色（Ｂ）の各色の波長範囲に属する波長成分を少なくとも２つ、より好ましくは全色含む光を広くカバーする。ここで、Ｒ光の波長範囲は、例えば６２０ｎｍから６６０ｎｍである。Ｇ光の波長範囲は、例えば５００ｎｍから５４０ｎｍである。Ｂ光の波長範囲は、例えば４３０ｎｍから４８０ｎｍである。白色光源１４からは、Ｒ光、Ｇ光、Ｂ光が同時に放射される必要はなく、例えば約３３ミリ秒の期間内にＲ光、Ｇ光、Ｂ光が、順次、放射されていれば、目には、それらの色成分の加色混合が生じて白色を認識することが可能になる。また、Ｂ光で蛍光体を励起して、Ｙ光を放射させてもよい。Ｂ光およびＹ光の混色により、白色化が生じる。ＣＣＤ（Charged-Coupled Devices）またはＣＭＯＳ（Complementary metal-oxide-semiconductor）イメージセンサなどの撮像素子が３０フレーム毎秒（＝３０ｆｐｓ）で画像データの読み出し動作を行う場合、１フレーム期間は約３３ミリ秒である。このため、１フレーム期間内において、Ｒ光、Ｇ光、Ｂ光などを、順次または同時に放射すれば、白色化が達成され得る。このため、Ｒ光、Ｇ光、Ｂ光などを、順次または同時に放射し得る光源は、「白色光源」に含まれる。本実施形態において、白色光源１４の典型例は、ＬＥＤ（Light Emitting Diode）またはＬＤ（Laser Diode）である。白色光源１４がＬＤを含む場合、後述するように、スペックルを発生しないように構成される。

撮像装置２００は、白色光源１４から放射された光で被写体５００が照らされることにより、被写体５００の画像を取得することができる。内視鏡が使用される環境では、白色光源１４のような照明光源がないと、被写体５００の明瞭な画像を取得することは困難であるが、本開示の画像取得装置１０００は、内視鏡以外の用途にも使用され得る。例えば皮膚または目の状態を観察するための装置としても利用され得る。そのような用途では、他の照明装置または太陽光によって被写体５００を照らすことができるため、上記の白色光源１４は必須ではなくなる。なお、内視鏡が使用される環境下において、白色化されていない光（好ましくは広帯域光）で被写体５００を照らしても、画像処理によって被写体５００の観察を行うことは可能である。

本実施形態では、白色光で照らされている被写体５００の画像と、レーザ光源１０およびスペックル可変装置１２によって形成されたスペックルパターンとを重畳して表示装置４００に表示させることができる。白色光だけでは病変部の見落としが発生し得るような場合に、スペックルパターンの存在が見落としの防止に寄与し得る。

図６は、白色光で照らされている被写体５００の画像と、レーザ光源１０およびスペックル可変装置１２によって形成されたスペックルパターンとが重畳した画像（合成画像）の例を模式的に示す図である。図７は、図６の合成画像における異なる３種類の領域５２Ａ、５２Ｂ、５２Ｃの位置を示す図である。図６では、簡単のため、白色光で照らされている被写体５００の画像が示す微細な構造の記載が省略されており、スペックルパターンのみが表されている。領域５２Ａ、５２Ｂ、５２Ｃは、スペックルパターンの特徴量（例えば明るさおよびコントラストなど）に基づいて、相互に判別され得る。図６の例において、領域５２Ｂは、波長λのレーザ光を領域５２Ａよりも吸収しやすい。このため、領域５２Ｂにおけるスペックルの明るさは、全体として、領域５２Ａにおけるスペックルの明るさに比べて相対的に減少している。これに対して、領域５２Ｃは、波長λのレーザ光を領域５２Ａよりも反射しやすい。このため、領域５２Ｃにおけるスペックルの明るさは、全体として、領域５２Ａにおけるスペックルの明るさに比べて相対的に増加している。このようなスペックルパターンに基づく領域の判別は、レーザ光源１０から出射されるレーザ光のピーク波長λが、被写体５００の一部の領域５２Ａ、５２Ｃが特異的に吸収または反射する光の波長域に含まれ、かつ、レーザ光の可干渉性が高く維持されているために実現する。一方、白色光源１４から放射された光のみで被写体５００が照らされているならば、図６のスペックルパターンは観察されないため、領域５２Ａ、５２Ｂ、５２Ｃの識別が困難な場合がある。

レーザ光のピーク波長λが約４１５ｎｍである場合、上記の領域５２Ｂは、例えばヘモグロビンを含む血液成分が他の領域よりも多く存在している領域であり得る。ヘモグロビンを含有する赤血球は、本来、レーザ光を散乱してスペックルパターンの形成に寄与し得る。しかし、レーザ光がヘモグロビンに強く吸収される場合には、散乱光の強度が低下するため、スペックルの強度（明るさ）も低下してしまう。なお、赤血球を含む血液が血管内を流れている場合、赤血球による散乱光の位相が時間的に変動する。そのため、時間的に平均化されたスペックルのコントラストは低下する。

スペックルパターンに基づく上記の領域判別は、生体組織における病変などの異常を示す領域を検出することに寄与する。本実施形態では、図４の画像処理装置３２を用いて、スペックルパターンに基づく領域判別を行う。後述するように、時間的に変化するスペックルパターンから種々の特徴量を抽出することができるため、これらの特徴量に基づいて、領域の分割（セグメンテーション）または分類を実行することが可能になる。

通常の白色光源による照明だけでは、生体組織における病変部と周辺部との間に明瞭なコントラスト差が発生せず、画像からは識別することが困難な場合がある。そのような場合、上記のスペックルパターンを利用することにより、見落としの発生を抑制することが可能になる。このため、本実施形態における画像取得装置は、特に内視鏡用の装置として優れた効果を発揮し得る。

図８は、スペックル可変装置１２の基本的な構成例を示すブロック図である。この例におけるスペックル可変装置１２は、拡散素子（Diffuser）１２０と、拡散素子１２０を運動（移動）させるアクチュエータ１２２とを備えている。拡散素子１２０の運動は、回転、搖動、または振動を含む。アクチュエータ１２２は、拡散素子１２０の移動速度または振動周波数などの運動状態を変化させたり、拡散素子１２０を停止させたりすることができる。拡散素子１２０は、レーザ光源１０から出射されたレーザ光Ｌの光路上に配置され、レーザ光Ｌを散乱する。アクチュエータ１２２が拡散素子１２０を運動させることにより、拡散素子１２０におけるレーザ光Ｌの入射位置ＬＬを時間的に変化させることができる。アクチュエータ１２２は、拡散素子１２０を透過した、または拡散素子１２０で反射されたレーザ光Ｌのコヒーレンスを時間的空間的に変化させることにより、スペックルコントラストを可変にすることができる。

図９Ａは、本実施形態における拡散素子１２０の模式的な断面図であり、図９Ｂは、その平面図である。図９Ａの断面は、図９ＢのＡ−Ａ線断面に相当する。

図示される拡散素子１２０は、円盤形状を有し、中心軸Ｃ１の周りに回転可能に支持されている。拡散素子１２０は、矢印Ｒの方向、または矢印Ｒの方向とは反対の方向に回転し得る。光散乱性能を発揮するため、拡散素子１２０は、表面または内部に散乱のための多数の粒子（散乱粒子）を含んでいてもよいし、拡散素子１２０の光学厚さが場所によって異なる形状を有していてもよい。拡散素子１２０がレーザ光Ｌの強い散乱を生じさせるためには、拡散素子１２０のレーザ光Ｌが入射する領域、すなわちレーザ光Ｌのビーム断面内において、複数の散乱粒子または微細な表面凹凸が存在することが好ましい。図示されている拡散素子１２０は、透過型であるが、反射型であってもよい。

本実施形態における拡散素子１２０は、位置または領域に応じて異なる光散乱性能を有している。具体的には、拡散素子１２０は、例えば、中心軸Ｃ１の周りの円周方向に沿って散乱の程度が連続または不連続に変化する構造を有している。拡散素子１２０が一様な光散乱性能を有しているのではなく、位置または領域に応じて異なる光散乱性能を有していることにより、拡散素子１２０を透過し、または拡散素子１２０で反射されレーザ光Ｌのコヒーレンスを変化させることが容易になる。コヒーレンスは、拡散素子１２０の回転速度（移動速度）を調整することによっても制御することが可能である。

拡散素子１２０が散乱粒子を含んでいる場合、散乱粒子の大きさ、形状、粒子数密度のいずれかを拡散素子１２０上の位置または領域によって変化させてもよい。また、拡散素子１２０の光学厚さを位置または領域によって変化させてもよい。光学厚さの変化は、例えば、拡散素子１２０の表面および裏面の少なくとも一方に微細な凹凸を形成することによって実現し得る。

光散乱性能を有する領域を透過し、または、そのような領域で反射されたレーザ光Ｌには、散乱によるランダムな位相分布が与えられる。しかし、拡散素子１２０が静止した状態にあれば、ランダムな位相分布は時間的に変化せず、可干渉性は保持される。言い換えると、被写体の散乱部で散乱されたレーザ光がランダムな位相分布によってスペックルパターンを形成するのと同様に、拡散素子１２０で散乱されたレーザ光Ｌもスペックルパターンを形成する。このようなスペックルパターンを有するレーザ光Ｌが被写体５００（図４）に入射すると、被写体５００でも散乱が生じるため、拡散素子１２０および被写体５００のそれぞれの散乱に起因する２つのスペックルパターンが重畳して、新たなスペックルパターンが形成される。このままで、スペックルのコントラストを変化させることはできない。スペックルコントラストを可変にするためには、拡散素子１２０を移動させ、拡散素子１２０で散乱されたレーザ光Ｌにおけるスペックルパターンを変化させる必要がある。このようにして互いに相関がない複数のスペックルパターンを時間的空間的に重畳すると、レーザ光Ｌの強度が平均化されてスペックルのコントラストは低下する。

一方、スペックルパターンを意図的に形成する場合、拡散素子１２０を停止すればよい。レーザ光が、停止状態の拡散素子１２０を透過し、または、停止状態の拡散素子１２０で反射されるとき、レーザ光Ｌの散乱が生じ得る。このような拡散素子１２０による散乱は、前述したように被写体５００を照明するレーザ光Ｌそのものにスペックルパターンを形成し得る。このようなスペックルパターンの重畳は、コントラストをさらに高める場合があり、病変部の識別に寄与する。

拡散素子１２０は、散乱を生じさせる散乱体領域１２２Ａとは別に、散乱を生じさせない透明部分１２２Ｂを含んでいてもよい。レーザ光源１０から出射されたレーザ光Ｌが、停止した拡散素子１２０の透明部分１２２Ｂを透過する場合、散乱が生じないため、レーザ光Ｌの強度低下を抑制することができる。なお、レーザ光Ｌが透明部分１２２Ｂを通過するとき、拡散素子１２０は停止している必要はなく、振動していてもよいし、充分に低い速度で移動していてもよい。

本開示の実施形態によれば、被写体の観察者が、図４の表示装置４００に表示される映像を視認しながら、随時、スペックルコントラストを増減させること（時間的変化）が可能になる。具体的には、図４に示される被写体５００の観察者、あるいは画像取得装置１０００の操作者は、不図示の入力デバイスを用いて制御装置３００を操作し、スペックル可変装置１２の動作を制御することが可能である。例えば、最初は、スペックルパターンを形成しない状態で被写体５００の像を観察し、適宜、スペックルパターンを通常の被写体像に重畳することが可能になる。

図９Ａおよび図９Ｂに示すような回転型の拡散素子１２０を利用する場合、スペックルパターンを形成しない観察モードでは、拡散素子１２０を高速で回転させる。一方、スペックルパターンを形成する観察モードでは、拡散素子１２０を低速で回転させたり、停止したりする。停止は、拡散素子１２０の透明部分１２２Ｂをレーザ光Ｌが通過するように、拡散素子１２０の回転位置（角度位置）を正確に制御して行うことが望ましい。このような回転動作は、アクチュエータ１２２としてブラシレスＤＣモータまたはステッピングモータなどを用いて行うことができる。拡散素子１２０の角度位置の制御は、例えば、回転の角度位置を検出または推定する装置をモータに組み合わせて行うことができる。

レーザ光Ｌの光路上に配置される拡散素子１２０は単数に限定されない。複数の拡散素子１２０が光路上に配置されていてもよい。複数の拡散素子１２０は、例えば、回転する拡散素子と静止している拡散素子を含んでいてもよい。また、拡散素子１２０の構成は、図９Ａおよび図９Ｂに示される例に限定されず、種々の構成を備えることが可能である。アクチュエータ１２２は、拡散素子１２０を回転させる代わりに、搖動または振動させてもよい。

スペックル可変装置１２がスペックルパターンを時間的に変化させる方法は、レーザ光Ｌが被写体５００に入射する角度、または、レーザ光Ｌの出射位置から被写体５００までの距離などを変化させることを含む。可干渉性を有するレーザ光Ｌが被写体５００によって散乱されて３次元空間内に客観的なスペックル（objective speckle）を形成するとき、スペックルパターンは、レーザ光Ｌのコヒーレンスだけではなく、被写体５００に対する光源装置１００の相対的な配置関係（位置および向き）にも依存する。また、撮像装置２００によって観測される主観的なスペックルパターンは、被写体５００に対する撮像装置２００の配置関係（位置および向き）にも依存する。このため、例えば拡散素子１２０の運動状態または停止状態を維持したまま、被写体５００に対する光源装置１００および撮像装置２００の少なくも一方の位置または向きを時間的に変化させても、観測されるスペックルパターンを時間的に変化させることが可能である。図１０は、被写体５００に対する光源装置１００および撮像装置２００の相対的な配置関係を変化される移動装置１２８を模式的に示している。移動装置１２８は、例えば内視鏡先端部を湾曲させる可動機構であり得る。

スペックル可変装置１２は、拡散素子を備える装置に限定されない。上述のように、被写体５００に対する光源装置１００および撮像装置２００の少なくも一方の位置または向きを時間的に変化させる機構は、スペックル可変装置１２の例に含まれ得る。

スペックル可変装置１２の例は、図１１に示されるように、高周波電流を重畳した電流をレーザ光源１０内のレーザダイオード１０Ｂに供給する駆動回路１０Ａを含む。図１２は、駆動回路１０Ａがレーザダイオード１０Ｂに供給する電流波形の変調の例を模式的に示している。図１２の縦軸は駆動電流Ｉｄ、横軸は時間Ｔである。駆動回路１０Ａは、このような駆動電流Ｉｄの変調により、レーザダイオード１０Ｂから出射されるレーザ光Ｌの発振波長幅を拡大したり、狭めたりすることができる。レーザ光Ｌのコヒーレンスは、発振波長幅に依存して変化し得る。駆動回路１０Ａは、重畳する高周波の振幅または周波数を時間的に変化させることにより、スペックルパターンを時間的に変化させることができる。またレーザダイオードの閾値電流を跨ぐように電流を重畳させると、緩和振動が誘発されるため、その効果をさらに向上させることができる。

次に、撮像装置２００によって得られる画像信号の例を説明する。撮像装置２００は、図１に示されるように、撮像光学系２０と撮像素子２２を有している。

図１３Ａは、撮像素子２２の撮像面２２Ｓにおける画素２２０の配列の一部と、幾つかの画素２２０から得られる信号を示す図である。個々の画素２２０は、入射光量に応じた電気信号を出力する光電変換部を有している。各画素２２０は、不図示の配線を介して読み出し回路などに接続されている。図１３Ａの上段には、２行４列に配置された８個の画素２２０と、撮像面２２Ｓ上に形成されたスペックル２２２とが模式的に示されている。図１３Ａの下段には、上段のＢ１−Ｂ１線が横切る４個の画素２２０からそれぞれ出力された信号Ｓ１１、Ｓ１２、Ｓ１３、Ｓ１４の大きさが、各バーの高さで表わされている。

図１３Ａから明らかなように、この例における画素２２０はスペックル２２２よりも小さい。画素２２０がスペックル２２２よりも大きい場合、スペックルパターンを明瞭に観察することは難しい。スペックルパターンが静止しているとき、各画素２２０からは出力される信号の大きさは、時間的に一定である。

図１３Ｂは、図１３Ａの例よりも、各画素２２０のサイズおよび配列ピッチが小さな例を示している。図１３Ｂの上段には、４行８列に配置された３２個の画素２２０と、撮像面２２Ｓ上に形成されたスペックル２２２とが模式的に示されている。図１３Ｂの下段には、上段のＢ２−Ｂ２線が横ぎる８個の画素２２０からそれぞれ出力された信号Ｓ２１、Ｓ２２、Ｓ２３、Ｓ２４、Ｓ２５、Ｓ２６、Ｓ２７、Ｓ２８の大きさが、各バーの高さで表わされている。

図１３Ａおよび図１３Ｂから明らかなように、画素２２０のサイズおよび配列ピッチが小さいほど、スペックルパターンを高精細に観察することが可能になる。ピーク波長λのレーザ光によって形成されるスペックルパターンを観察するには、画素２２０が波長λの光に応答して光電変換を行う必要がある。撮像装置２００がカラーイメージセンサである場合、図１３Ａおよび図１３Ｂに示されている各画素２２０は、例えば、Ｒサブ画素、Ｇサブ画素、およびＢサブ画素を含む。これらのサブ画素は、各画素２２０内において、例えばベイヤ配列の位置に置かれる。この場合、画像信号は、ＲＧＢのそれぞれの信号成分を含む。レーザ光のピーク波長が例えば約４１５ｎｍである場合、スペックルパターンの明るい模様は、Ｂサブ画素によって検知され得る。

撮像装置２００に用いられ得る撮像素子（イメージセンサ）は、フレーム単位で画素信号を読み出すことができる。読み出しレートが例えば３０フレーム毎秒の場合、１フレームの期間は、約３３ミリ秒である。この場合、約３３ミリ秒毎に画素信号が読み出される。ある画素２２０から得られる画素信号は、その画素２２０が、１フレームの期間よりも短い露光時間内に光電変換によって蓄積した電荷の量に応じた大きさを有している。従って、露光時間の間にスペックルが画素サイズよりも長い距離だけ移動したならば、スペックルパターンを明瞭に検出することは困難になる。このため、スペックルパターンを観察するモードでは、スペックルパターンが高速度で移動しないようにすることが望ましい。スペックルパターンは、図４の被写体５００に対して光源装置１００および撮像装置２００が移動すると変化する。また、拡散素子１２０を回転させるなどして、光源装置１００から出射されるレーザ光Ｌのコヒーレンスを時間的に変化させても、スペックルパターンは変化し得る。このため、スペックルパターンを静止させるには、被写体５００に対して光源装置１００および撮像装置２００を実質的に静止し、光源装置１００からコヒーレンスの高いレーザ光Ｌで被写体５００を照射することが望ましい。

スペックルパターンを統計的に評価するための量（統計量）として、「スペックルコントラスト」が知られている。「スペックルコントラスト」は、以下の式によって定義される。
Ｃ＝σ／Ｊ ・・・（式１）
ここで、Ｃはスペックルコントラスト、Ｊは光強度の空間平均値、σは光強度の標準偏差である。

図１３Ａおよび図１３Ｂに示される画素２２０から出力される信号の大きさから、撮像面２２Ｓ上における「光強度」の空間分布が測定され得る。その結果、Ｊおよびσを算出できる。

図１４を参照して、複数の画素から構成されるブロック単位でスペックルコントラストを算出する例を説明する。図１４は、撮像面２２Ｓにおける画素２２０の配列の一部と画素ブロックの例を模式的に示す図である。

図１４の例において、撮像面２２Ｓの位置（ｉ，ｊ）にある画素（ｉ，ｊ）のスペックルコントラストＣは、例えば、画素（ｉ，ｊ）を中心に含む７×７個の画素のブロックＢＬから得られる画素信号に基づいて決定することができる。具体的には、その画素ブロックＢＬ内の全ての画素の信号から、平均値Ｊおよび標準偏差σを算出することにより、Ｃ（ｉ，ｊ）を取得できる。画素ブロックＢＬは、７×７個に限定されず、９×９個であってもよいし、他のサイズを有していてもよい。着目する中心の画素（ｉ，ｊ）を行方向または列方向に１画素ずつシフトするように画素ブロックＢＬをスライドさせながら、全ての画素についてＣ（ｉ，ｊ）を算出すれば、Ｃ（ｉ，ｊ）の二次元配列、すなわちコントラスト像を得ることができる。個々の画素がスペックルよりも充分に小さい場合、隣接する幾つかの画素信号を加算することにより、画素密度を実質的に低下させてから、Ｃ（ｉ，ｊ）を算出してもよい。このようなＣ（ｉ，ｊ）は、ローカルなスペックルコントラストと呼ぶことができる。ローカルなスペックルコントラストは、病変部を他の部分から識別するための特徴量として機能し得る。スペックルコントラストの算出は、図４の画像処理装置（演算処理回路）３２によって実行され得る。画像処理装置３２は、プロセッサ３０とともに動作して、撮像装置２００から得られる画像信号に基づいて画像データを生成する。こうして作成された画像データは、表示装置４００によって表示され得る。

スペックルパターンが静止状態にあるとき、個々の画素２２０から出力される信号の大きさは時間的に変化しない。しかし、スペックル可変装置１２の働きによってスペックルパターンが時間的に変化しているとき、個々の画素２２０から出力される信号の大きさは時間的に変化する。

図１５Ａおよび図１５Ｂは、それぞれ、撮像面２２Ｓの位置（ｉ_ａ，ｊ_ａ）にある画素（ｉ_ａ，ｊ_ａ）から出力される信号、および、位置（ｉ_ｂ，ｊ_ｂ）にある画素（ｉ_ｂ，ｊ_ｂ）から出力される信号の例を示す模式図である。図の縦軸は信号の強度、横軸は時間である。前述したように、読み出しレートが例えば３０フレーム毎秒の場合は、約３３ミリ秒毎に信号が読み出される。図１５Ａおよび図１５Ｂには、それぞれ、２４フレーム（約０．８秒間）の信号が模式的に示されている。この例において、スペックルパターンは、０．８秒の間にほとんど変化していないが、画素（ｉ_ｂ，ｊ_ｂ）の信号強度は、画素（ｉ_ａ，ｊ_ａ）の信号強度に比べて相対的に小さい。これは、被写体５００において画素（ｉ_ｂ，ｊ_ｂ）に相当する領域に、スペックルの暗い部分が位置しているためかもしれないし、あるいは、被写体５００のその領域がレーザ光を吸収する性質を有しているためかもしれない。個々の画素から出力される静的な信号からは、被写体５００の領域を、その性質に基づいて分類することは難しい。

図１６Ａおよび図１６Ｂは、それぞれ、スペックル可変装置１２の働きによってスペックルパターンが変化している場合において、画素（ｉ_ａ，ｊ_ａ）および画素（ｉ_ｂ，ｊ_ｂ）から出力される信号の例を示す模式図である。スペックパターンの時間的変化に応じて、画素（ｉ_ａ，ｊ_ａ）および画素（ｉ_ｂ，ｊ_ｂ）から出力される信号は、異なる波形を有している。図１６Ａおよび図１６Ｂの例では、画素（ｉ_ｂ，ｊ_ｂ）から出力される信号の変動振幅（変動量）が画素（ｉ_ａ，ｊ_ａ）から出力される信号の変動振幅よりも小さい。この原因は、被写体５００において画素（ｉ_ｂ，ｊ_ｂ）に相当する領域がレーザ光を吸収する性質を有しているためである。なお、「変動振幅」は、所定期間（例えば１秒間）に測定される「信号の最大値」から「信号の最小値」を減算して決定することができる。このような「変動振幅」が他の領域よりも相対的に小さい領域は、そのレーザ光を他の領域よりも吸収しやすい（散乱しにくい）と認められる。例えば、約４１５ｎｍのピーク波長を有するレーザ光を利用してスペックルパターンを形成する場合、被写体で出血が生じている部分では、他の領域よりも相対的に小さい変動振幅が観測される。

このように、スペックル可変装置１２を用いてスペックルパターンを時間的に変化させると、被写体の領域毎に光の吸収または反射特性の違いを定量的に検出することが可能になる。より具体的には、例えば、１個または複数個の画素単位で上記の変動振幅を求め、その変動振幅の大きさに応じて、１個または複数個の画素を複数の領域に分類または識別することができる。例えば、レーザ光のピーク波長が４１５ｎｍの場合、変動振幅の大きさに基づいて、例えば、その波長における光吸収率の高い領域、低い領域、および中間的な領域に区分することが可能である。このような被写体の領域分割または識別は、観察者の主観によってではなく、画像処理装置（演算処理回路）３２によって行うことができる。また、区分された領域の表示は、図４の表示装置４００によって実行され得る。表示に際して、強調のため色または明度を変えてもよい。このようにして、他の領域に比べて変動振幅が相対的に低い（あるいは高い）画素または画素群を含む領域を例えば強調して表示することは、被写体の画像から病変部の見落としを抑制または防止することに寄与する。

なお、撮像装置２００がカラーイメージセンサであり、各画素がＲサブ画素、Ｇサブ画素、およびＢサブ画素を含む場合、上記の画素は、レーザ光のピーク波長を含む色で検出感度を有するサブ画素を意味する。レーザ光のピーク波長を有する色で検出感度を有しないサブ画素からは、スペックルパターンの時間的な変化に応答して変動するような強度信号は取得されない。このため、画像処理装置３２は、Ｒサブ画素、Ｇサブ画素、およびＢサブ画素のうち、レーザ光のピーク波長が属する波長域の色のサブ画素を含む一色または複数色のサブ画素から出力された信号を、各画素における強度信号として選択することができる。

本実施形態によれば、人間の目によってスペックルパターンの違いを検知しにくい場合でも、画像処理装置３２が取得する変動振幅などの特徴量に基づいた定量的な評価を行うことにより、病変部などの検知が容易になる。前述したように、約４１５ｎｍのピーク波長を有するレーザ光を利用してスペックルパターンを形成する場合、例えば血管内部のように血流が存在する部分では、血流速度に応じて異なるスペックルコントラストが観測され得る。従って、スペックルパターンを時間的に変化させながら、変動振幅およびスペックルコントラスの両方を計測することにより、被写体から、より多くの情報を取得することが可能になり、血管の狭窄領域または出血領域を見落しなく検知することに寄与し得る。

スペックル可変装置１２を用いてスペックルパターンを時間的に変化させているときに撮像装置２００の各画素から取得される強度信号の波形（スペックル信号）からは、様々な特徴量を抽出することが可能である。このような特徴量に基づく領域の分割または分類は、深層学習などの機械学習によって作成された学習済みモデルを用いても実行され得る。機械学習を利用することにより、人間の視覚および経験に頼らず、「機械的」に領域の分割、ひいては病変部の診断が可能になる。

なお、前述したように、撮像面２２Ｓ上におけるスペックルの最小サイズは、撮像装置２００が有する撮像光学系２０の開口数ＮＡおよびレーザ光Ｌの波長λに依存する。より正確には、撮像面２２Ｓ上におけるスペックルの最小サイズは、２．４４×λ（１＋Ｍ）×Ｆナンバで表される。Ｍは、撮像光学系２０による横倍率（像倍率）であり、ＦナンバはＦ値とも呼ばれ、２／ＮＡに等しい。（１＋Ｍ）×Ｆナンバは、「実効Ｆナンバ」と呼ばれる。横倍率Ｍを適切な範囲に設定することにより、病変部の種類に応じて検出に適した大きさのスペックルを撮像面２２Ｓ上に形成することが可能である。

スペックルパターンの特徴量は、変動振幅またはスペックルコントラストに限られず、信号／ノイズ比率（ＳＮ比）などの他の特徴量であってもよい。スペックルの平均サイズまたは個数密度などを画像処理によって算出し、それらをスペックルパターンの特徴量として採用してもよい。

次に、図１７を参照しながら、本開示の画像取得装置を内視鏡に使用するときの光源装置１００の構成例を説明する。

図１７は、白色光およびレーザ光を光ファイバなどの光導波路に結合することのできる光源装置１００の構成例を模式的に示す図である。図示されている光源装置１００は、スペックル可変装置１２によってコヒーレンスが制御されたレーザ光を、内視鏡の光導波路６０Ａに光学的に結合させる集光レンズ１２６を有している。内視鏡の具体的な構成は任意である。内視鏡は、軟性鏡に限られず、硬性鏡であってもよい。

以下、光源装置１００の詳細を説明する。図１７の光源装置１００は、レーザ光源１０と、スペックル可変装置１２と、白色光源１４とを備えている。

レーザ光源１０は、例えば、ピーク波長λが４１５ｎｍの青紫色レーザダイオード（ＬＤ）１０Ｖを含む。青紫色ＬＤ１０Ｖから出射されたレーザ光は、レンズ１１０でコリメートされた後、集光レンズ１１２によってスペックル可変装置１２の拡散素子１２０上に収束される。拡散素子１２０を透過したレーザ光は、集光レンズ１２６によって光導波路６０Ａの入射側端面に収束され、光ファイバなどの光導波路６０Ａに光学的に結合する。光導波路６０Ａを伝搬するレーザ光は、やがて内視鏡の先端部分から放射され、生体組織である被写体を照射する。スペックルパターンを観察するモードでは、スペックル可変装置１２を通過したレーザ光のコヒーレンスは低下しておらず、コントラストの高いスペックルパターンの観察が可能になる。一方、スペックルパターンを抑制した観察を行うモードでは、スペックル可変装置１２を通過したレーザ光のコヒーレンスは低下し、スペックルパターンはほとんど観察されない。上記のいずれの観察モードにおいても、被写体は、白色光源１４から出射された白色光によって照らされ得る。

図１７の例における白色光源１４は、赤色ＬＤ１４Ｒ、緑色ＬＤ１４Ｇ、および青色ＬＤ１４Ｂを有している。これらのＬＤ１４Ｒ、１４Ｇ、１４Ｂから出射されたレーザ光は、それぞれ、レンズ１４２によってコリメートされる。赤色ＬＤ１４Ｒから出射されたレーザ光は、コリメートされた後、ダイクロイックミラー１４４Ｒで反射され、次にダイクロイックミラー１４４Ｂを通過して、集光レンズ１４６に入射する。緑色ＬＤ１４Ｇから出射されたレーザ光は、コリメートされた後、ダイクロイックミラー１４４Ｒおよびダイクロイックミラー１４４Ｂを通過して集光レンズ１４６に入射する。青色ＬＤ１４Ｂから出射されたレーザ光は、コリメートされた後、ダイクロイックミラー１４４Ｂを反射され、集光レンズ１４６に入射する。こうして、ＬＤ１４Ｒ、１４Ｇ、１４Ｂから出射されたレーザ光は、集光レンズ１４６によって、回転する拡散素子１４８上に収束する。この回転する拡散素子１４８により、スペックルを形成しないレベルまでレーザ光のコヒーレンスが低減される。この拡散素子１４８は、スペックル可変装置１２の拡散素子１２０とは異なり、光散乱性能が位置によって変化するような特殊な構成は備えている必要はない。拡散素子１４８は、例えば毎分３６００回転またはそれ以上の速度で回転するようにモータによって駆動される。回転する拡散素子１４８を透過したレーザ光は、集光レンズ１５０によって光ファイバなどの光導波路６０Ｂの入射側端面に収束され、光導波路６０Ｂに光学的に結合する。光導波路６０Ｂを伝搬するレーザ光（白色光）は、やがて内視鏡の先端部分から放射され、生体組織である被写体を照射する。

光導波路６０Ａおよび光導波路６０Ｂは、不図示のビームコンバイナ（合波器）を介して、内視鏡内のライトガイドまたは光ファイバケーブルに結合されてもよい。このようなビームコンバイナは、光源装置１００が内蔵していてもよい。

図１７の例では、白色光を構成する３原色の色成分が、いずれも、ＬＤ（レーザダイオード）から出射されたレーザ光であるが、本開示の実施形態における白色光源の構成は、この例に限定されない。白色光を構成する３原色の色成分の一部または全部がＬＥＤから放射された光であってもよいし、タングステンランプなどのランプから放射された光であってもよい。ＬＥＤまたはランプから放射される光はインコヒーレントであるため、回転する拡散素子１４８は必要なくなる。あるいは、青色レーザダイオードまたは紫外レーザダイオードから出射されたレーザ光で蛍光体を励起し、白色光を生成してもよい。蛍光体が発する蛍光は、インコヒーレントである。紫外のレーザ光で蛍光体を励起して白色光を形成する場合も、可視光成分の全ては蛍光によって構成されるため、回転する拡散素子１４８は必要なくなる。また、青色のレーザ光で蛍光体を励起する場合も、レーザ光は蛍光体を透過する過程で散乱され、黄色成分の蛍光と混色されるため、必ずしも回転する拡散素子１４８を使用する必要はない。

次に図１８を参照して、内視鏡に適用された画像取得装置の構成例を説明する。

図１８に示される画像取得装置１０００は、光源装置１００と、撮像装置２００と、光源装置１００および撮像装置２００の動作を制御する制御装置３００とを備えている。制御装置３００は、プロセッサ３０および画像処理装置３２を有しており、表示装置４００に接続されている。光源装置１００の構成は、例えば図１７を参照して説明した構成と同様であり得る。プロセッサ３０は、典型的には、半導体集積回路を備えるマイクロコントローラである。不図示のＲＯＭには、プロセッサ３０の動作を制御するプログラムが記憶されている。

図１８の画像取得装置１０００は、光源装置１００および制御装置３００に接続された内視鏡６００を備えている。内視鏡６００は、光源装置１００のスペックル可変装置１２から出射されたレーザ光を伝搬させる光導波路６０Ａを有している。同様に、内視鏡６００は、白色光源１４から出射された白色光を伝搬させる光導波路６０Ｂを有している。光導波路６０Ａ、６０Ｂは、それぞれ、照明光学系６２Ａ、６２Ｂに光学的に接続されている。光導波路６０Ａ、６０Ｂの典型例は、光ファイバである。照明光学系６２Ａ、６２Ｂから、それぞれ、レーザ光および白色光が被写体に向けて放射される。

内視鏡６００は、さらに撮像装置２００と、撮像装置２００を制御装置３００に接続する信号伝送路６４とを有している。撮像装置２００の撮像素子は、小型のイメージセンサであり、被写体の撮像を行って画像信号を出力する。撮像素子から出力された画像信号は、信号伝送路６４を通って制御装置３００の画像処理装置３２に与えられる。画像処理装置３２は、画像信号に基づいて、被写体の画像を表示装置４００に表示させる。スペックルパターンを観察するモードにおいて、画像処理装置３２は、スペックルコントラストを算出し、算出値（特徴量）に基づいて特定領域の区分を強調する画像（強調画像データ）を重畳し得る。

制御装置３００のプロセッサ３０は、操作者による入力に従って、スペックルコントラストを変化させる制御信号をスペックル可変装置１２に送る。この制御信号に応答して、スペックル可変装置１２は、レーザ光のコヒーレンスを変化させる。操作者がスペックルパターンを最も明瞭に観察するモードを選択したとき、図８に示すアクチュエータ１２２が拡散素子１２０の回転を停止させる。好ましい例において、レーザ光は、静止状態の拡散素子１２０における透明部分１２２Ｂを透過する。その結果、コヒーレンスの高いレーザ光によって被写体が照らされ、コントラストの高いスペックルパターンが観察可能になる。図６および図７を参照しながら説明したように、被写体の領域によってレーザ光の吸収・反射特性が異なり得るため、領域によってスペックルコントラストに差異および時間変動が表れやすく、病変部の検出漏れが抑制される。

図１９は、画像取得装置１０００の他の構成例を示す図である。この画像取得装置１０００が図１８の画像取得装置１０００と異なる点は、スペックル可変装置１２から出力されるレーザ光、および、白色光源１４から出力される白色光の両方が共通の光導波路６０を伝搬し、照明光学系６２から放射されことにある。

このように光源装置１００から放射される光を内視鏡６００の先端部分まで導く構成は多様であり、図示されている例に限定されない。内視鏡６００の先端部分は、光出射部および受光部を有する。白色光は、内視鏡６００内の光導波路を伝搬してきた励起光が、内視鏡６００の先端部分に配置された蛍光部材に入射して形成されてもよい。

本開示の画像取得装置は、被写体から光学的に情報を取得して被写体の状態を診断する様々な用途で利用され得る。特に被写体が生体組織である場合、本開示の画像取得装置は、生体組織の表面または内部からの情報を非侵襲に取得することが可能であるため、内視鏡用として有用である。また、本開示の画像取得装置は、工業用内視鏡のように、生体組織以外の被写体から有益な情報を得る用途にも利用され得る。

１０・・・レーザ光源、１２・・・スペックル可変装置、１４・・・白色光源、３０・・・プロセッサ、３２・・・画像処理装置、５０・・・被写体、１００・・・光源装置、２００・・・撮像装置、３００・・・制御装置、４００・・・表示装置、５００・・・被写体、６００・・・内視鏡

Claims (13)

1. 被写体を照明する照明光を出射する照明光源と、
   前記被写体の少なくとも一部の領域が吸収または反射する波長域に含まれるピーク波長を有するレーザ光を出射するレーザ光源と、
   前記被写体を撮像する撮像装置と、
   前記撮像装置が取得する画像に含まれるスペックルパターンを時間的に変化させるスペックル可変装置と、
   前記撮像装置によって取得される画像を処理する画像処理装置と、
   を備え、
   前記画像処理装置は、前記画像を構成する各画素における強度信号の時間変化を測定し、前記強度信号の時間変化の波形に基づいて、前記被写体の被撮像領域を複数の部分に分類する、画像取得装置。
2. 前記画像処理装置は、前記強度信号の時間変化の波形から１個または複数個の画素単位でスペックル信号の特徴量を算出し、前記特徴量に基づいて、各画素を前記複数の部分のいずれかに割り当てる、請求項１に記載の画像取得装置。
3. 前記特徴量は、スペックルコントラストである、請求項２に記載の画像取得装置。
4. 前記画像処理装置は、前記特徴量に基づく強調画像データを生成し、前記被写体の被撮像領域の画像データとともに出力する、請求項２または３に記載の画像取得装置。
5. 前記レーザ光のピーク波長は可視光の範囲に含まれる、請求項１から４のいずれかに記載の画像取得装置。
6. 前記撮像装置は、各画素がＲサブ画素、Ｇサブ画素、およびＢサブ画素を含むカラーイメージセンサであり、
   前記画像処理装置は、前記Ｒサブ画素、Ｇサブ画素、およびＢサブ画素のうち、前記レーザ光の前記ピーク波長が属する波長域の色のサブ画素を含む一色または複数色のサブ画素から出力された信号を、前記各画素における強度信号として選択する、請求項５に記載の画像取得装置。
7. 前記レーザ光源は、レーザダイオードであり、
   前記スペックル可変装置は、前記レーザ光を変調するように前記レーザダイオードを駆動する駆動回路を有する、請求項１から６のいずれかに記載の画像取得装置。
8. 前記被写体は生体組織である、請求項１から７のいずれかに記載の画像取得装置。
9. 前記スペックル可変装置は、
   前記レーザ光の光路上に配置される拡散素子と、
   前記拡散素子を運動させ、前記拡散素子における前記レーザ光の入射位置を変化させるアクチュエータと、
   を有する、請求項１から８のいずれかに記載の画像取得装置。
10. 前記スペックル可変装置は、前記被写体に対する前記レーザ光源および／または前記撮像装置の相対配置関係を変化させる移動装置を有する、請求項１から９のいずれかに記載の画像取得装置。
11. 前記照明光および前記レーザ光を前記被写体に向けて照射する光出射部と、前記被写体から反射された光を前記撮像装置に導く受光部とを含む内視鏡と、
    前記内視鏡に接続され、前記画像処理装置として機能する演算処理回路と、
    前記演算処理回路に接続され、前記複数の部分に分類された前記被写体の被撮像画像を表示する表示装置と、
    を備える、請求項１から１０のいずれかに記載の画像取得装置。
12. 被写体の少なくとも一部の領域が吸収または反射する波長域に含まれるピーク波長を有するレーザ光で前記被写体を照射する工程と、
    前記被写体を撮像する工程と、
    前記撮像装置が取得する画像に含まれるスペックルパターンに基づいて、前記被写体の被撮像領域を複数の領域に分割する工程と、
    を含む、画像処理方法。
13. 前記被写体の被撮像領域を複数の領域に分割する工程は、
    前記スペックルパターンの時間的変化に応じて前記撮像装置が出力する画素の強度信号の変動量を求める工程と、
    前記変動量に応じて前記画素を前記複数の領域のいずれかに分類する工程と
    を含む、請求項１２に記載の画像処理方法。

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