WO2020021590A1 - 内視鏡装置 - Google Patents

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WO2020021590A1
WO2020021590A1 PCT/JP2018/027467 JP2018027467W WO2020021590A1 WO 2020021590 A1 WO2020021590 A1 WO 2020021590A1 JP 2018027467 W JP2018027467 W JP 2018027467W WO 2020021590 A1 WO2020021590 A1 WO 2020021590A1
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light
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light amount
pulse
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福島　郁俊
西村　淳一
篤義 嶋本
雙木　満
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オリンパス株式会社
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    • G01S17/00—Systems using the reflection or reradiation of electromagnetic waves other than radio waves, e.g. lidar systems
    • G01S17/88—Lidar systems specially adapted for specific applications
    • G01S17/89—Lidar systems specially adapted for specific applications for mapping or imaging
    • G01S17/894—3D imaging with simultaneous measurement of time-of-flight at a 2D array of receiver pixels, e.g. time-of-flight cameras or flash lidar

Definitions

  • the present invention relates to an endoscope device.
  • an endoscope apparatus having a function of measuring a distance to a subject is known (for example, see Patent Document 1).
  • the endoscope device of Patent Document 1 includes a laser light source and a time-of-flight (ToF) type distance measuring sensor.
  • the ToF distance measuring sensor measures the distance based on the time ⁇ t from the start of turning on the laser light to the detection of the reflected light of the laser light.
  • the endoscope apparatus disclosed in Patent Document 1 irradiates a laser beam diffused by a lens onto a subject surface and detects reflected light from each position on the subject surface, thereby scanning the subject surface without scanning the laser beam. The distance information of each position above is acquired.
  • the distance measuring sensor is disposed at the tip of the insertion section. Therefore, when the distance to the subject is small, the time ⁇ t becomes extremely small. In order to measure an extremely short time ⁇ t with high accuracy, a distance measuring sensor having an extremely high processing speed is required, and there is a problem that it is difficult to measure the time ⁇ t and a short distance with high accuracy.
  • the present invention has been made in view of the above circumstances, and can measure distances to a plurality of positions of a subject without scanning a laser beam, and can measure short distances with high accuracy. It is an object of the present invention to provide an endoscope device capable of performing the above.
  • One embodiment of the present invention is an irradiation unit that irradiates the subject with pulsed light from the tip of the insertion unit, and is arranged at the tip of the insertion unit, forms an image of reflected light of the pulsed light from the subject, and forms an image of the subject.
  • An image forming optical system that forms an image, an image transmitting unit that is disposed in the insertion unit along the longitudinal direction, and transmits the image of the subject to the base end side of the insertion unit, and a light receiving unit in which a plurality of pixels are arranged
  • a light sensor for detecting, by the plurality of pixels, a light amount of the image transmitted to the light receiving surface by the image transmission unit; and the imaging optical system based on the light amount detected by the plurality of pixels.
  • a calculation unit for calculating an observation distance from the object to the subject, wherein the optical sensor obtains a first light amount and a second light amount by detecting the reflected light in each of the pixels in a time-division manner. Light intensity is integrated during the first period The amount of the reflected light, the second amount of light is the amount of the reflected light integrated during a second period, and the arithmetic unit calculates the first amount of light and the first amount of light in each of the pixels detected by the optical sensor.
  • An endoscope apparatus for calculating an observation distance from the imaging optical system to each position of the subject based on the second light amount.
  • the present invention it is possible to measure distances to a plurality of positions of a subject without scanning laser light, and to measure a short observation distance with high accuracy.
  • FIG. 1 is an overall configuration diagram of an endoscope apparatus according to a first embodiment of the present invention.
  • FIG. 2 is a timing chart illustrating operations of a light source and a ToF sensor of the endoscope apparatus of FIG. 1.
  • FIG. 2 is a diagram illustrating an influence on reflected light L ′ due to mode dispersion and attenuation of a light amount when an optical fiber bundle is used for an image transmission unit of the endoscope apparatus in FIG. 1.
  • FIG. 4 is an overall configuration diagram of a modification of the endoscope device of FIG. 1.
  • FIG. 6 is an overall configuration diagram of an endoscope apparatus according to a second embodiment of the present invention. 6 is a flowchart illustrating an operation of the endoscope apparatus of FIG.
  • FIG. 6 is a flowchart illustrating a modification of the operation of the endoscope apparatus of FIG. 5.
  • FIG. 9 is an overall configuration diagram of an endoscope apparatus according to a third embodiment of the present invention.
  • FIG. 13 is an overall configuration diagram of an endoscope apparatus according to a fourth embodiment of the present invention.
  • FIG. 10 is an overall configuration diagram of a modified example of the endoscope device of FIG. 9.
  • FIG. 11 is an overall configuration diagram of another modification of the endoscope device of FIG. 9.
  • FIG. 11 is an overall configuration diagram of another modification of the endoscope device of FIG. 9.
  • FIG. 11 is an overall configuration diagram of another modification of the endoscope device of FIG. 9.
  • FIG. 14 is a diagram illustrating an example of a ToF sensor with a color filter array of the endoscope device of FIG. 13.
  • an endoscope device 100 includes a long insertion portion 1 inserted into an observation target having a subject A, and a main body connected to a base end of the insertion portion 1.
  • the display device includes a unit 2 and a display unit 3 connected to the main unit 2.
  • the endoscope apparatus 100 includes an irradiation unit 4, a light emission control unit 5, an imaging optical system 6, an image transmission unit 7, an optical sensor 8, and a calculation unit 9.
  • the irradiation unit 4, the imaging optical system 6, and the image transmission unit 7 are arranged in the insertion unit 1.
  • the light emission control unit 5, the optical sensor 8, and the calculation unit 9 are arranged in the main unit 2.
  • the irradiation unit 4 includes a small light source 41 such as an LED, and a control circuit 42 provided integrally with the light source 41 and controlling the light source 41.
  • the light source 41 is arranged at the tip of the insertion section 1.
  • the number of the light sources 41 may be only one or a plurality.
  • the control circuit 42 is connected to the light emission control unit 5 and causes the light source 41 to generate pulse light L in response to a control signal from the light emission control unit 5.
  • the pulse light L generated by the light source 41 is applied to the subject A facing the tip of the insertion section 1.
  • the pulse light L is divergent light and is applied to a two-dimensional area on the surface of the subject A.
  • the light emission control unit 5 generates a control signal for controlling the pulse width ⁇ W of the pulse light L, the light amount, and the like, and transmits the control signal to the control circuit 42.
  • the light emission control unit 5 causes the light source 41 to generate the pulse light L at a fixed time cycle by transmitting a control signal to the control circuit 42 at a fixed time cycle.
  • the imaging optical system 6 includes a single or a plurality of lenses, and is provided at the distal end of the insertion section 1.
  • the imaging optical system 6 has a field of view including a measurement region of the subject A to which the pulse light L is irradiated.
  • the imaging optical system 6 receives the reflected light L ′ of the pulse light L from the subject A, forms an image of the reflected light L ′, and forms an image of the subject A.
  • the reflected light L ' is light in a pulse form having a time width corresponding to the pulse width? W.
  • the subject A may be observed while the tip of the insertion section 1 is in contact with the subject A or in a state where the tip of the insertion section 1 is close to the subject A.
  • the imaging optical system 6 can observe both near point and far point images, and has an observation distance of, for example, 0 mm to 100 mm.
  • the image transmission unit 7 is an optical system that transmits an optical image, and is, for example, an optical fiber bundle or a relay optical system.
  • the image transmission unit 7 is disposed in the insertion unit 1 over substantially the entire length of the insertion unit 1, and optically connects the imaging optical system 6 to the optical sensor 8 in the main body 2.
  • the image transmitting unit 7 transmits the image of the subject A formed by the imaging optical system 6 to the light receiving surface of the optical sensor 8, and re-images the image on the light receiving surface.
  • An image of the subject A is formed on the light receiving surface of the ToF sensor 8 over a period corresponding to the pulse width of the pulse light L.
  • the image transmission section 7 preferably has an optical path length longer than the maximum observation distance of the imaging optical system 6. For example, the length of each of the insertion section 1 and the image transmission section 7 is 2 m.
  • the optical sensor 8 is a two-dimensional indirect ToF (Time ⁇ Of ⁇ Flight) sensor having a two-dimensional array of a plurality of pixels.
  • the two-dimensional array is provided on the light receiving surface.
  • FIG. 2 shows the operation of each pixel of the ToF sensor 8.
  • the reflected light L ' reaches the ToF sensor 8 at the same time cycle as the time cycle of the pulse light L.
  • the ToF sensor 8 detects the amount of light of the image of the subject A on the light receiving surface by each pixel of the two-dimensional array in synchronization with the cycle of emission of the pulse light L from the irradiation unit 4.
  • Each pixel detects the amount of one reflected light L 'during one detection period.
  • the length of one detection period is set to a length including all of one reflected light L 'based on the pulse width? W.
  • one detection period is equally divided into two periods (the first gate G1 and the second gate G2).
  • the first gate G1 and the second gate G2 correspond to a first period and a second period, respectively, according to the present invention.
  • Each pixel detects the light amount of one reflected light L ′ in a time-division manner by the first gate G1 and the second gate G2, thereby obtaining the integrated light amount S1 of the reflected light L ′ in the first gate G1 and the second gate G1.
  • the integrated light amount S2 of the reflected light L 'in G2 is obtained.
  • the first gate G1 is a period from time t0 to time t1
  • the second gate G2 is a period from time t1 to time t2.
  • Time t0 is the time when the light source 41 generates the pulse light L.
  • Time t2 is a time between the end of the reflected light L 'and the start of the next reflected light L'.
  • Each pixel integrates the light amount of the reflected light L 'from time t0 to time t1 under the control of the first shutter, and obtains the integrated light amount of the reflected light L' as a first light amount S1. Subsequently, each pixel integrates the light amount of the reflected light L 'from time t1 to time t2 under the control of the second shutter, and obtains the integrated light amount of the reflected light L' as a second light amount S2.
  • a delay time ⁇ t occurs between the time when the light source 41 generates the pulse light L at the time t0 and the time when the start end of the reflected light L ′ reaches the ToF sensor 8.
  • the delay time ⁇ t depends on the observation distance D from the tip of the imaging optical system 6 to each position of the subject A. Therefore, the first light amount S1 and the second light amount S2 change according to the observation distance D. That is, the longer the observation distance D, the longer the delay time ⁇ t. As a result, the first light amount S1 decreases and the second light amount S2 increases. Conversely, as the observation distance D decreases, the delay time ⁇ t decreases, and as a result, the first light amount S1 increases and the second light amount S2 decreases.
  • the calculation unit 9 calculates a ratio S1 / S2 of the first light amount to the second light amount S2 from the first light amount S1 and the second light amount S2 detected by each pixel. Subsequently, the calculation unit 9 calculates the delay time ⁇ t from the ratio S1 / S2, and calculates the observation distance D from the delay time ⁇ t. The calculation unit 9 calculates the observation distance D from the light amounts S1 and S2 detected by all the pixels. The calculation unit 9 creates a two-dimensional distance map in which each pixel has a value corresponding to the observation distance D, and causes the display unit 3 to display the distance map. For example, each pixel of the distance map has a color corresponding to the viewing distance D.
  • the display unit 3 is an arbitrary type of display device, for example, a liquid crystal display.
  • the light emission control unit 5 and the calculation unit 9 are realized by a processor and a storage device provided in the main unit 2. That is, the storage device stores a control program and a calculation program.
  • the processor executes the above control processing by the light emission control unit 5 according to the control program, and executes the above calculation processing by the arithmetic unit 9 according to the calculation program.
  • the pulse light L generated by the irradiation unit 4 is applied to the subject A from the tip of the insertion unit 1, and the image of the subject A based on the reflected light L 'is formed into an image forming optical system. Formed by the system 6.
  • the image is transmitted from the imaging optical system 6 at the tip of the insertion section 1 to the ToF sensor 8 in the main body 2 by the image transmission section 7, and the image of the subject A is re-imaged on the light receiving surface of the ToF sensor 8. .
  • the ToF sensor 8 and the calculation unit 9 measure an observation distance D between the imaging optical system 6 and each position of the subject A by an indirect ToF method. Specifically, each pixel of the ToF sensor 8 detects the amount of light of the image of the subject A in a time-division manner by two time gates G1 and G2. That is, each pixel detects the first light amount S1 by integrating the amount of reflected light L 'in the first gate G1, and then integrates the amount of reflected light L' in the second gate G2. The second light amount S2 is detected. Next, the calculation unit 9 calculates an observation distance D to each position on the surface of the subject A corresponding to each pixel from the ratio S1 / S2 detected by each pixel. Next, in the calculation unit 9, a two-dimensional distance map is created from the observation distances D of all pixels, and the distance map is displayed on the display unit 3.
  • the light amounts S1 and S2 are proportional to the gate widths ⁇ G1 and ⁇ G2.
  • the optimum gate widths ⁇ G1 and ⁇ G2 for the near point are ⁇ W / 2 + ⁇ tmin
  • the optimum gate widths ⁇ G1 and ⁇ G2 for the far point are ⁇ W / 2 + ⁇ tmax.
  • ⁇ tmin is the delay time at the closest point
  • ⁇ tmax is the delay time at the farthest point.
  • the optimal gate width ratio ( ⁇ W / 2 + ⁇ tmin) / ( ⁇ W / 2 + ⁇ tmax) between the near point and the far point In the distance measurement by the endoscope apparatus 100, the observation distance D is about 0 mm to 300 mm, and ⁇ tmin approaches zero at a near point. Therefore, it is theoretically difficult to reduce the ratio.
  • the ToF sensor 8 is arranged at a position apart from the imaging optical system 6 at the distal end of the insertion section 1 in the longitudinal direction of the insertion section 1. Then, the reflected light L ′ is guided by the long image transmission unit 7 from the imaging optical system 6 at the distal end of the insertion unit 1 to the ToF sensor 8 at the base end side of the insertion unit 1. Thereby, the optical path length of the reflected light L 'corresponding to the length of the insertion section 1 is ensured, and even if the observation distance D is zero or substantially zero, a delay time ⁇ t of a certain size is ensured.
  • the indirect ToF method that calculates the delay time ⁇ t from the ratio S1 / S2 can measure a small delay time ⁇ t with higher accuracy than the direct ToF method that directly measures the delay time ⁇ t.
  • the observation distance D at or near zero can be measured with high accuracy. is there.
  • ⁇ Circle around (2) ⁇ A two-dimensional image of the subject A is formed on the light receiving surface of the ToF sensor 8, and the observation distance D to each position on the surface of the subject A is measured by each pixel.
  • two-dimensional distance information of the subject A can be obtained without two-dimensionally scanning the laser light. Based on the distance map, for example, information on the shape of a tumor can be obtained in the medical field, and information on the shape and depth of a crack in a structure can be obtained in the industrial field.
  • the length P0 of the image transmission unit 7 through which the pulse light L and the reflected light L 'pass in the insertion unit 1 and the main body 2 is larger than the maximum observation distance D (P0> D).
  • P0> 300 mm is satisfied.
  • the pulse width ⁇ W of the pulse light L preferably satisfies the following expression. ⁇ W [sec]> n ⁇ P0 [m] / c [m / sec] n is a refractive index of an optical path through which the pulse light L and the reflected light L ′ pass in the insertion section 1 and the main body 2, for example, a refractive index of the image transmission section 7. c is the light speed of the pulse light L.
  • the mode dispersion and the attenuation of the light amount of the optical fiber bundle cause a delay in the detected reflected light L 'and a decrease in the light amount.
  • the solid line shows the reflected light L 'when there is no influence of the mode dispersion and the light amount attenuation by the optical fiber bundle
  • the broken line shows the reflected light L when there is the influence of the mode dispersion and the light amount attenuation by the optical fiber bundle. 'Is shown.
  • the pulse width ⁇ W is also long corresponding to the optical path length of the image transmission unit 7.
  • the pulse width ⁇ W satisfies the above condition.
  • the calculation unit 9 may calculate the sum of the light amounts S1 and S2 in addition to the calculation of the observation distance D.
  • the sum S1 + S2 is the signal value of the image of the subject A based on the intensity of the reflected light L '.
  • the calculation unit 9 may create a two-dimensional image of the subject A based on the signal value, and display the image on the display unit 3 simultaneously with the distance map.
  • the distance map and the image may be stored in a storage device in the main unit 2.
  • the pulse light L penetrates from the surface of the subject A to the inside, is reflected inside the subject A, and is emitted from the surface of the subject A.
  • the reflected light L ' has a delay corresponding to the penetration depth in the subject A, and the distance calculated from the ratio S1 / S2 includes the penetration depth.
  • the penetration depth of the pulse light L in the subject A depends on the wavelength of the pulse light L and is, for example, about several millimeters.
  • the calculation unit 9 may calculate the observation distance D in consideration of the delay time based on the penetration of the pulse light L into the subject A. Specifically, the calculation unit 9 holds a correction value.
  • the correction value is a penetration depth (for example, 2 mm) of the pulse light L calculated experimentally or theoretically, and is set in the main body 2 by a user, for example.
  • the calculation unit 9 calculates, as the observation distance D, a value obtained by subtracting the correction value from the distance calculated from the ratio S1 / S2. Thereby, a more accurate observation distance D can be calculated.
  • the light source 41 is disposed at the distal end of the insertion section 1.
  • the unit 4 may further include the light guide unit 10.
  • the light guide unit 10 is an optical member that guides the pulse light L, and is, for example, an optical fiber or an optical fiber bundle.
  • the light guide unit 10 is disposed in the insertion unit 1 along the longitudinal direction, and guides the pulse light L from the light source 41 to the tip of the insertion unit 1. By removing the light source 41 and the control circuit 42 from the distal end of the insertion section 1, the distal end of the insertion section 1 can be made thinner.
  • the delay time ⁇ t can be increased by the length of the optical path of the light guide 10.
  • a re-imaging optical system 11 may be provided between the image transmission unit 7 and the ToF sensor 8.
  • the re-imaging optical system 11 re-images the image transmitted by the image transmission unit 7 on the light receiving surface of the ToF sensor 8.
  • it is not necessary to directly connect the base end of the image transmission unit 7 and the ToF sensor 8. Therefore, it is possible to improve the degree of freedom in designing the arrangement and the type of the ToF sensor 8. Further, an optical path length is secured between the image transmission unit 7 and the ToF sensor 8, and the delay time ⁇ t is further increased.
  • the endoscope device 200 includes an insertion unit 1, a main unit 2, and a display unit 3. Further, the endoscope apparatus 200 includes an irradiation unit 4, a light emission control unit 5, an imaging optical system 6, an image transmission unit 7, an optical sensor 8, an arithmetic unit 9, and an adjustment unit 12. I have.
  • the adjustment unit 12 receives the ratio S1 / S2 from the calculation unit 9 and causes the light emission control unit 5 and the ToF sensor 8 to adjust the pulse width ⁇ W and the gate widths ⁇ G1 and ⁇ G2 based on the ratio S1 / S2.
  • FIG. 6 shows an operation of the endoscope apparatus 200 related to the adjustment of the pulse width ⁇ W and the gate widths ⁇ G1 and ⁇ G2.
  • pulse light L is emitted from the light source 41 (step S1)
  • the first light amount S1 and the second light amount S2 are detected by the ToF sensor 8 (step S2)
  • the adjustment unit 12 compares the ratio S1 / S2 with a predetermined lower limit value Rmin and a predetermined upper limit value Rmax (Rmax> Rmin) (Step S4).
  • the adjustment unit 12 When the ratio S1 / S2 is larger than the lower limit value Rmin and smaller than the upper limit value Rmax (YES in step S4), the adjustment unit 12 does not adjust the pulse width ⁇ W and the gate widths ⁇ G1, ⁇ G2, and the arithmetic unit 9 sets the ratio.
  • the observation distance D is calculated from S1 / S2 (step S5).
  • the adjustment unit 12 adjusts the pulse width ⁇ W and the gate widths ⁇ G1, ⁇ G2 (steps S6 to S8). ). Specifically, when the ratio S1 / S2 is equal to or more than the upper limit value Rmax (NO in step S6), the adjusting unit 12 reduces the pulse width ⁇ W and increases the gate widths ⁇ G1 and ⁇ G2 (step S7). .
  • the adjusting unit 12 increases the pulse width ⁇ W and shortens the gate widths ⁇ G1 and ⁇ G2 (step S8). Adjustment of the pulse width ⁇ W and the gate widths ⁇ G1 and ⁇ G2 is performed according to an adjustment signal transmitted from the adjustment unit 12 to each of the light emission control unit 5 and the ToF sensor 8.
  • steps S1 to S4 are executed again, and the pulse width ⁇ W and the gate widths ⁇ G1 and ⁇ G2 are reduced until the ratio S1 / S2 becomes larger than the lower limit value Rmin and smaller than the upper limit value Rmax. The adjustment is repeated. In steps S7 and S8, only one of the pulse width ⁇ W and the gate widths ⁇ G1 and ⁇ G2 may be adjusted.
  • the adjustment unit 12 is realized by a processor and a storage device provided in the main unit 2, similarly to the light emission control unit 5 and the calculation unit 9.
  • the processor executes the adjustment processing of the adjustment unit 12 according to the adjustment program stored in the storage device.
  • the ratio S1 / S2 is excessively large or excessively small, the calculation accuracy of the observation distance D decreases.
  • the ratio S1 / S2 is set to be within an appropriate range that is larger than the lower limit value Rmin and smaller than the upper limit value Rmax.
  • At least one of the pulse width ⁇ W and the gate widths ⁇ G1 and ⁇ G2 is adjusted, and the observation distance D is calculated from the adjusted ratio S1 / S2.
  • the observation distance D can be measured with higher accuracy in the entire measurement area of the subject A.
  • the calculation unit 9 calculates the sum S1 + S2 (step S31).
  • the adjustment unit 12 compares the sum S1 + S2 with a predetermined lower limit Smin and a predetermined upper limit Smax (Smax> Smin) (step S41). When the sum S1 + S2 is equal to or greater than the upper limit value Smax (NO in step S61), the adjustment unit 12 reduces the light amount of the pulse light L (step S71). On the other hand, when the sum S1 + S2 is equal to or smaller than the lower limit Smin (YES in step S61), the adjustment unit 12 increases the light amount of the pulse light L (step S81). The adjustment of the light amount of the pulse light L is performed according to an adjustment signal transmitted from the adjustment unit 12 to the light emission control unit 5.
  • the adjusting unit 12 may adjust the gate widths ⁇ G1 and ⁇ G2 instead of the light amount of the pulse light L in steps S71 and S81.
  • the endoscope device 300 includes an insertion unit 1, a main unit 2, and a display unit 3.
  • the endoscope apparatus 300 includes an irradiation unit 4, a light emission control unit 5, an imaging optical system 6, an image transmission unit 7, an optical sensor 8, and a calculation unit 9.
  • the irradiation unit 4 includes the light guide unit 10, and the light source 41 is disposed in the main body 2.
  • the irradiating unit 4 includes a reference light generating unit 13 and a reference light guiding unit 14.
  • the reference light generation unit 13 is a half mirror disposed at the tip of the light guide unit (first light guide unit) 10.
  • the half mirror is formed, for example, by partially coating the distal end surface of the light guide unit 10 with metal.
  • the reference light generator 13 reflects a part of the pulse light L guided by the light guide 10.
  • the other part of the pulse light L guided by the light guiding unit 10 is emitted from the tip of the insertion unit 1.
  • the pulse light L reflected by the reference light generation unit 13 guides the light guide unit 10 toward the base end as the reference light Ls.
  • the reference light guide section (second light guide section) 14 is, for example, an optical fiber or an optical fiber bundle, and branches off from a position in the longitudinal direction of the light guide section 10.
  • the reference light Ls proceeds from the light guide 10 to the reference light guide 14, and is guided to the ToF sensor 8 by the reference light guide 14.
  • the light receiving surface of the ToF sensor 8 is divided into a first detection area and a second detection area.
  • the reflected light L 'transmitted by the image transmission unit 7 is incident on the first detection area, and an image of the subject A is formed.
  • the reference light Ls guided by the reference light guide unit 14 is incident on the second detection region.
  • Each pixel in the first detection region detects the first light amount S1 and the second light amount S2 of the reflected light L ′, and each pixel in the second detection region detects the first light amount (first reference light amount) S1 of the reference light Ls.
  • the calculation unit 9 calculates the delay time ⁇ t and the observation distance D from the ratio S1 / S2 of the light amounts S1 and S2 detected by the pixels in the first detection area.
  • the calculation unit 9 calculates the reference delay time ⁇ ts from the ratio S1 / S2 of the reference light amounts S1 and S2 detected by the pixels in the second detection area, and calculates the ToF from the light source 41 in the insertion unit 1 and the main unit 2.
  • the reference light path length of the pulse light L and the reference light Ls up to the sensor 8 is calculated.
  • the reference delay time ⁇ ts is a time from when the light source 41 generates the pulse light L to when the reference light Ls reaches the ToF sensor 8.
  • the optical path length of the pulse light L and the reflected light L ′ in the endoscope device 300 may change in accordance with a change in the surrounding environment (for example, temperature and humidity) of the endoscope device 300.
  • the change in the optical path length of the pulse light L and the reflected light L ′ affects the observation distance D calculated by the calculation unit 9 and causes an error in the observation distance D.
  • the optical path length of the reference light Ls guided in the endoscope apparatus 300 is changed to the surrounding environment. It changes according to the change of.
  • the change in the optical path length in the endoscope apparatus 300 appears as a change in the reference delay time ⁇ ts calculated from the ratio between the first reference light amount S1 and the second reference light amount S2. Therefore, the error of the observation distance D due to the change in the optical path length of the light L, L ′ in the endoscope device 300 is more specifically referred to based on the first reference light amount S1 and the second reference light amount S2.
  • the correction can be made based on the change in the optical path length.
  • the computing unit 9 estimates the amount of change in the optical path length in the endoscope device 300 by comparing the reference optical path length calculated from the reference light amounts S1 and S2 with the reference optical path length in a standard surrounding environment.
  • the observation distance D is corrected based on the amount of change in the optical path length.
  • the accurate observation distance D can be stably measured regardless of changes in the surrounding environment.
  • the endoscope device 400 includes an insertion section 1, a main body section 2, and a display section 3, as shown in FIG. Further, the endoscope apparatus 400 includes an irradiation unit 4, a light emission control unit 5, an imaging optical system 6, an image transmission unit 7, an optical sensor 8, an arithmetic unit 9, a re-imaging optical system 11, , A color separation element 15, an imaging element 16, and a color image generation unit 17.
  • the irradiation unit 4 includes the light guide unit 10, and the light source 41 is disposed inside the main body 2.
  • the light source 41 generates red (R), green (G), and blue (B) light Lr, Lg, and Lb.
  • the R light Lr is a pulse light for measuring the observation distance D.
  • the G light Lg and the B light Lb are continuous lights for acquiring an image of the subject A. In the subject A, pulsed R reflected light Lr ', continuous reflected G light Lg' and B reflected light Lg 'are generated.
  • the color separation element 15 is arranged between the image transmission unit 7 and the ToF sensor 8.
  • the color separation element 15 separates the R reflected light Lr 'and the G and B reflected lights Lg' and Lb 'from each other by wavelength.
  • the color separation element 15 is, for example, a dichroic mirror that transmits red light and reflects green and blue light.
  • the R reflected light Lr ′ enters the ToF sensor 8 from the color separation element 15, and the G reflected light Lg ′ and the B reflected light Lb ′ enter the imaging element 16 from the color separation element 15.
  • the re-imaging optical system 11 re-images the R reflected light Lr ′ on the light receiving surface of the ToF sensor 8 and re-images the G reflected light Lg ′ and the B reflected light Lb ′ on the light receiving surface of the image sensor 16.
  • the image sensor 16 is an RGB two-dimensional image sensor such as a CMOS image sensor. The image sensor 16 captures an image of the subject A and generates an image signal. The image signal is transmitted from the image sensor 16 to the color image generator 17.
  • the color image generation unit 17 generates a two-dimensional color image of the subject A from the image signal.
  • the color image is displayed on the display unit 3 together with the distance map.
  • the color image and the distance map may be transmitted to the display unit 3 after being associated with each other in the main unit 2.
  • the color image generation unit 17 is realized by a processor and a storage device provided in the main unit 2, similarly to the light emission control unit 5 and the calculation unit 9. That is, the processor executes the image generation processing by the color image generation unit 17 according to the image generation program stored in the storage device.
  • the subject A is irradiated with the continuous lights Lg and Lb having different colors from the pulse light Lr at the same time as the pulse light Lr, and the reflected light Lr ′ and the reflected lights Lg ′ and Lr ′ are generated. Separating each other by color has the advantage that a color image of the subject A can be obtained simultaneously with the measurement of the observation distance D.
  • the R light Lr is used for measuring the observation distance D, but the wavelength of the pulse light for measuring the observation distance D is not limited to this, and the wavelength of the continuous light for image acquisition is as follows. Pulse light of a different arbitrary wavelength can be used.
  • the irradiation unit 4 may further include a white light source 43 that generates white light Lw.
  • the white light Lw is continuous light.
  • the pulse light L is light having a wavelength other than the visible region, and is, for example, infrared light.
  • the color combining element 18 is arranged between the two light sources 41 and 43 and the light guide 10. The color combining element 18 combines the pulse light L from the light source 41 and the white light Lw from the white light source 43.
  • the color combining element 18 is, for example, a dichroic mirror.
  • the color separation element 15 separates the reflected light L ′ of the pulse light L and the reflected light Lw ′ of the white light Lw from each other according to the wavelength.
  • the reflected light L ′ is incident on the ToF sensor 8 from the color separation element 15, and the reflected light Lw ′ is incident on the imaging element 16 from the color separation element 15.
  • a white light image including more color information of the subject A can be acquired by the imaging device 16.
  • the color separation element 15 and the imaging element 16 are arranged between the imaging optical system 6 and the image transmission section 7 at the distal end of the insertion section 1.
  • the configuration may be such that only the reflected light L ′ of the pulse light L is incident on the image transmission unit 7 from the color separation element 15.
  • a ToF sensor 81 having a color separation function may be used instead of including the color separation element 15 and the imaging element 16.
  • the ToF sensor 81 having a color separation function includes a color filter array 81a that covers a two-dimensional array 81b of pixels.
  • the color filter array 81a is a two-dimensional array of R filters, G filters, and B filters.
  • the R, G, and B filters selectively transmit red, green, and blue light, respectively. That is, the ToF sensor 81 also functions as an RGB two-dimensional image sensor.
  • the reflected lights Lr ′, Lg ′, Lb ′ of all colors are incident on the ToF sensor 81.
  • At least one of the R light Lr, the G light Lg, and the B light Lb is pulse light.
  • the calculation unit 9 calculates the observation distance D from the ratio S1 / S2 of the R pixels.
  • the calculation unit 9 calculates the sum S1 + S2 of each pixel as a signal value, generates an RGB color image based on the signal value, and causes the display unit 3 to display the color image.
  • All of the R light Lr, the G light Lg, and the B light Lb are pulse lights, and the calculation unit 9 may calculate the observation distance D from the ratio S1 / S2 of all the R, G, and B pixels.
  • the amounts of the R reflected light Lr ′, the G reflected light Lg ′, and the B reflected light Lb ′ may be different from each other.
  • One of the R reflected light Lr ', the G reflected light Lg' and the B reflected light Lb ' is selected from which one of the optimal light amounts S1 and S2 is obtained, and the observation distance D is determined from the ratio S1 / S2 of the selected reflected light. Is calculated. Thereby, the observation distance D can be measured with higher accuracy.
  • the observation distance D is also R, G, and L because the penetration depth into the subject A differs among the pulse lights Lr, Lg, and Lb. It differs between B.
  • the optical characteristics of the subject A can be evaluated. Thereby, for example, a region such as a cancer tissue whose optical characteristics are different from the surroundings can be specified.
  • the specified area may be displayed on a distance map on the display unit 3 or on a color image.

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Abstract

内視鏡装置（１００）は、挿入部（１）の先端から被写体（Ａ）にパルス光（Ｌ）を照射する照射部（４）と、挿入部（１）の先端部に配置されパルス光（Ｌ）の反射光（Ｌ'）を結像する結像光学系（６）と、挿入部（１）内に長手方向に沿って配置され被写体（Ａ）の像を挿入部（１）の基端側へ伝送する像伝送部（７）と、像伝送部（７）によって受光面に伝送された像の光量を複数の画素によって検出する光センサ（８）と、複数の画素によって検出された光量に基づいて観察距離を算出する演算部（９）とを備え、光センサ（８）は、各画素において反射光（Ｌ'）を時分割で検出することによって第１光量および第２光量を得て、演算部（９）は各画素における第１光量および第２光量に基づいて被写体（Ａ）の各位置までの観察距離を算出する。

Description

内視鏡装置
　本発明は、内視鏡装置に関するものである。
　従来、被写体までの距離を測定する機能を有する内視鏡装置が知られている（例えば、特許文献１参照。）。特許文献１の内視鏡装置は、レーザ光源と、タイムオブフライト（ＴｏＦ）方式の測距センサとを備える。ＴｏＦ方式の測距センサは、レーザ光の点灯開始から、レーザ光の反射光が検出されるまでの時間Δｔに基づいて、距離を測定する。また、特許文献１の内視鏡装置は、レンズによって拡散されたレーザ光を被写体表面に照射し、被写体表面の各位置からの反射光を検出することによって、レーザ光を走査することなく被写体表面上の各位置の距離情報を取得している。
特開２０１４－１４４０３４号公報
　特許文献１の内視鏡装置において、測距センサは挿入部の先端に配置されている。したがって、被写体までの距離が小さい場合、時間Δｔが極めて小さくなる。極めて小さい時間Δｔを高精度に測定するためには、処理速度が極めて高い測距センサが必要であり、時間Δｔおよび短い距離の高精度な測定が難しいという問題がある。
　本発明は、上述した事情に鑑みてなされたものであって、被写体の複数の位置までの距離をレーザ光を走査することなく測定することができ、かつ、短い距離を高い精度で測定することができる内視鏡装置を提供することを目的とする。
　本発明の一態様は、挿入部の先端から被写体にパルス光を照射する照射部と、前記挿入部の先端部に配置され、前記被写体からの前記パルス光の反射光を結像し前記被写体の像を形成する結像光学系と、前記挿入部内に長手方向に沿って配置され、前記被写体の像を前記挿入部の基端側へ伝送する像伝送部と、複数の画素が配列された受光面を有し、前記像伝送部によって前記受光面に伝送された前記像の光量を前記複数の画素によって検出する光センサと、前記複数の画素によって検出された光量に基づいて前記結像光学系から前記被写体までの観察距離を算出する演算部とを備え、前記光センサは、各前記画素において前記反射光を時分割で検出することによって第１光量および第２光量を得て、前記第１光量は第１期間中に積算された前記反射光の光量であり、前記第２光量は第２期間中に積算された前記反射光の光量であり、前記演算部は、前記光センサによって検出された各前記画素における前記第１光量および前記第２光量に基づいて、前記結像光学系から前記被写体の各位置までの観察距離を算出する内視鏡装置である。
　本発明によれば、被写体の複数の位置までの距離をレーザ光を走査することなく測定することができ、かつ、短い観察距離を高い精度で測定することができるという効果を奏する。
本発明の第１の実施形態に係る内視鏡装置の全体構成図である。 図１の内視鏡装置の光源およびＴｏＦセンサの動作を示すタイミングチャートである。 図１の内視鏡装置の像伝送部に光ファイババンドルを用いた場合のモード分散および光量の減衰による反射光Ｌ’への影響を示す図である。 図１の内視鏡装置の変形例の全体構成図である。 本発明の第２の実施形態に係る内視鏡装置の全体構成図である。 図５の内視鏡装置の動作を示すフローチャートである。 図５の内視鏡装置の動作の変形例を示すフローチャートである。 本発明の第３の実施形態に係る内視鏡装置の全体構成図である。 本発明の第４の実施形態に係る内視鏡装置の全体構成図である。 図９の内視鏡装置の変形例の全体構成図である。 図９の内視鏡装置の他の変形例の全体構成図である。 図９の内視鏡装置の他の変形例の全体構成図である。 図９の内視鏡装置の他の変形例の全体構成図である。 図１３の内視鏡装置の色フィルタアレイ付きＴｏＦセンサの一例を示す図である。
（第１の実施形態）
　本発明の第１の実施形態に係る内視鏡装置について図面を参照して説明する。
　本実施形態に係る内視鏡装置１００は、図１に示されるように、被写体Ａを有する観察対象内に挿入される長尺の挿入部１と、挿入部１の基端に接続された本体部２と、本体部２に接続された表示部３とを備えている。また、内視鏡装置１００は、照射部４と、発光制御部５と、結像光学系６と、像伝送部７と、光センサ８と、演算部９とを備えている。照射部４、結像光学系６および像伝送部７は、挿入部１内に配置されている。発光制御部５、光センサ８および演算部９は、本体部２内に配置されている。
　照射部４は、ＬＥＤのような小型の光源４１と、光源４１と一体に設けられ光源４１を制御する制御回路４２とを備えている。光源４１は、挿入部１の先端に配置されている。光源４１の数は、１個のみであってもよく、複数個であってもよい。制御回路４２は、発光制御部５と接続され、発光制御部５からの制御信号に応答して光源４１にパルス光Ｌを発生させる。光源４１が発生させたパルス光Ｌは、挿入部１の先端と対向する被写体Ａに照射される。パルス光Ｌは、発散光であり、被写体Ａの表面上の２次元領域に照射される。
　発光制御部５は、パルス光Ｌのパルス幅ΔＷおよび光量等を制御する制御信号を生成し、制御信号を制御回路４２に送信する。発光制御部５は、一定の時間周期で制御信号を制御回路４２に送信することによって、光源４１に一定の時間周期でパルス光Ｌを発生させる。
　結像光学系６は、単一または複数のレンズを備え、挿入部１の先端部に設けられている。結像光学系６は、パルス光Ｌが照射される被写体Ａの測定領域を含む視野を有する。結像光学系６は、被写体Ａからのパルス光Ｌの反射光Ｌ’を受光し、反射光Ｌ’を結像させ、被写体Ａの像を形成する。反射光Ｌ’は、パルス幅ΔＷに対応する時間幅を有するパルス形態の光である。内視鏡観察において、挿入部１の先端を被写体Ａに接触させた状態で、または被写体Ａに近接させた状態で、被写体Ａを観察することがある。結像光学系６は、近点および遠点の両方の像を観察可能であり、例えば０ｍｍ～１００ｍｍの観察距離を有する。
　像伝送部７は、光学像を伝送する光学系であり、例えば、光ファイババンドルまたはリレー光学系である。像伝送部７は、挿入部１内に該挿入部１の略全長にわたって配置され、結像光学系６と本体部２内の光センサ８とを光学的に接続している。像伝送部７は、結像光学系６によって形成された被写体Ａの像を光センサ８の受光面上まで伝送し、受光面上に像を再結像する。ＴｏＦセンサ８の受光面には、パルス光Ｌのパルス幅に相当する期間にわたって被写体Ａの像が形成される。像伝送部７は、結像光学系６の最大観察距離以上の光路長を有していることが好ましい。例えば、挿入部１および像伝送部７の各々の長さは、２ｍである。
　光センサ８は、複数の画素の２次元アレイを有する２次元の間接ＴｏＦ（Ｔｉｍｅ　Ｏｆ　Ｆｌｉｇｈｔ）センサである。２次元アレイは受光面に設けられている。図２は、ＴｏＦセンサ８の各画素の動作を示している。ＴｏＦセンサ８には、パルス光Ｌの時間周期と同一の時間周期で反射光Ｌ’が到達する。ＴｏＦセンサ８は、照射部４からのパルス光Ｌの射出の周期と同期して、受光面上の被写体Ａの像の光量を２次元アレイの各画素によって検出する。
　各画素は、１回の検出期間中に１つの反射光Ｌ’の光量を検出する。１回の検出期間の長さは、パルス幅ΔＷに基づいて、１つの反射光Ｌ’の全部を含む長さに設定されている。また、１回の検出期間は、２つの期間（第１ゲートＧ１および第２ゲートＧ２）に等分割されている。第１ゲートＧ１および第２ゲートＧ２は、本発明に係る第１期間および第２期間にそれぞれ相当する。各画素は、１つの反射光Ｌ’の光量を第１ゲートＧ１および第２ゲートＧ２に時分割して検出することによって、第１ゲートＧ１中の反射光Ｌ’の積算光量Ｓ１と第２ゲートＧ２中の反射光Ｌ’の積算光量Ｓ２を得る。
　第１ゲートＧ１は、時刻ｔ０から時刻ｔ１までの期間であり、第２ゲートＧ２は、時刻ｔ１から時刻ｔ２までの期間である。時刻ｔ０は、光源４１がパルス光Ｌを発生させる時刻である。時刻ｔ２は、反射光Ｌ’の終端と次の反射光Ｌ’の始端との間の時刻である。各画素は、第１シャッタによる制御に従って時刻ｔ０から時刻ｔ１まで反射光Ｌ’の光量を積算し、積算された反射光Ｌ’の光量を第１光量Ｓ１として得る。続いて、各画素は、第２シャッタによる制御に従って時刻ｔ１から時刻ｔ２まで反射光Ｌ’の光量を積算し、積算された反射光Ｌ’の光量を第２光量Ｓ２として得る。
　ここで、時刻ｔ０に光源４１がパルス光Ｌを発生させてから反射光Ｌ’の始端がＴｏＦセンサ８に到達するまでの間に遅延時間Δｔが発生する。遅延時間Δｔは、結像光学系６の先端から被写体Ａの各位置までの観察距離Ｄに依存する。したがって、第１光量Ｓ１および第２光量Ｓ２は、観察距離Ｄに応じて変化する。すなわち、観察距離Ｄが大きい程、遅延時間Δｔが長くなり、その結果、第１光量Ｓ１が小さくなり第２光量Ｓ２が大きくなる。反対に、観察距離Ｄが小さい程、遅延時間Δｔが短くなり、その結果、第１光量Ｓ１が大きくなり第２光量Ｓ２が小さくなる。
　演算部９は、各画素によって検出された第１光量Ｓ１および第２光量Ｓ２から、第２光量Ｓ２に対する第１光量の比率Ｓ１／Ｓ２を算出する。続いて、演算部９は、比率Ｓ１／Ｓ２から遅延時間Δｔを算出し、遅延時間Δｔから観察距離Ｄを算出する。
　演算部９は、全ての画素によって検出された光量Ｓ１，Ｓ２から観察距離Ｄを算出する。演算部９は、各画素が観察距離Ｄに相当する値を有する２次元の距離マップを作成し、距離マップを表示部３に表示させる。例えば、距離マップの各画素は、観察距離Ｄに応じた色を有する。
　表示部３は、任意の種類の表示デバイスであり、例えば、液晶ディスプレイである。
　発光制御部５および演算部９は、本体部２内に設けられたプロセッサおよび記憶装置によって実現される。すなわち、記憶装置には、制御プログラムおよび計算プログラムが記憶されている。プロセッサは、制御プログラムに従って発光制御部５による上記制御処理を実行し、計算プログラムに従って演算部９による上記計算処理を実行する。
　次に、このように構成された内視鏡装置１００の作用について説明する。
　本実施形態に係る内視鏡装置１００によれば、照射部４が発生したパルス光Ｌが挿入部１の先端から被写体Ａに照射され、反射光Ｌ’に基づく被写体Ａの像が結像光学系６によって形成される。像は、挿入部１の先端の結像光学系６から本体部２内のＴｏＦセンサ８まで像伝送部７によって伝送され、ＴｏＦセンサ８の受光面上に被写体Ａの像が再結像される。
　ＴｏＦセンサ８および演算部９は、結像光学系６と被写体Ａの各位置との間の観察距離Ｄを間接ＴｏＦ方式で測定する。
　具体的には、ＴｏＦセンサ８の各画素は、被写体Ａの像の光量を２つの時間ゲートＧ１，Ｇ２に時分割して検出する。すなわち、各画素は、第１ゲートＧ１中に反射光Ｌ’の光量を積算することによって第１光量Ｓ１を検出し、続いて第２ゲートＧ２中に反射光Ｌ’の光量を積算することによって第２光量Ｓ２を検出する。
　次に、演算部９において、各画素によって検出された比率Ｓ１／Ｓ２から、各画素に対応する被写体Ａの表面上の各位置までの観察距離Ｄが算出される。次に、演算部９において、全画素の観察距離Ｄから２次元の距離マップが作成され、距離マップが表示部３に表示される。
　ここで、観察距離Ｄの測定精度について説明する。
　凹凸を有する被写体Ａの場合、観察距離Ｄ間にばらつきが生じる。観察距離Ｄの大小に関わらず被写体Ａの測定領域全体において観察距離Ｄを正確に測定するためには、観察距離Ｄの変化に関わらず光量Ｓ１，Ｓ２が大きく変化しないことが重要である。光量Ｓ１，Ｓ２はゲート幅ΔＧ１，ΔＧ２に比例する。ゲート幅ΔＧ１は、第１ゲートＧ１の時間幅（＝ｔ１－ｔ２）であり、ゲート幅ΔＧ２は、第２ゲートＧ２の時間幅（＝ｔ２－ｔ１＝ΔＧ１）である。
　近点に最適なゲート幅ΔＧ１，ΔＧ２は、ΔＷ／２＋Δｔｍｉｎであり、遠点に最適なゲート幅ΔＧ１，ΔＧ２は、ΔＷ／２＋Δｔｍａｘである。Δｔｍｉｎは、最近点での遅延時間であり、Δｔｍａｘは最遠点での遅延時間である。光量Ｓ１，Ｓ２の変化を抑えるためには、近点と遠点とでの最適なゲート幅の比率（ΔＷ／２＋Δｔｍｉｎ）／（ΔＷ／２＋Δｔｍａｘ）を小さくする必要がある。内視鏡装置１００による距離測定において、観察距離Ｄが０ｍｍ～３００ｍｍ程度であり、近点ではΔｔｍｉｎはゼロに近付く。したがって、上記比率を小さくすることは原理的に難しい。
　本実施形態によれば、ＴｏＦセンサ８は、挿入部１の先端の結像光学系６から挿入部１の長手方向に離れた位置に配置されている。そして、挿入部１の先端の結像光学系６から挿入部１の基端側のＴｏＦセンサ８まで、長い像伝送部７によって反射光Ｌ’が導光される。これにより、挿入部１の長さに相当する反射光Ｌ’の光路長が確保され、観察距離Ｄがゼロまたは略ゼロであっても一定の大きさの遅延時間Δｔが確保される。さらに、比率Ｓ１／Ｓ２から遅延時間Δｔを算出する間接ＴｏＦ方式は、遅延時間Δｔを直接計測する直接ＴｏＦ方式に比べて、小さな遅延時間Δｔを高い精度で測定することができる。このように、挿入部１内に反射光Ｌ’の光路長を確保し、かつ、間接ＴｏＦ方式を用いることによって、ゼロまたはゼロに近い観察距離Ｄを高精度に測定することができるという利点がある。
　また、被写体Ａの２次元の像がＴｏＦセンサ８の受光面上に形成され、各画素によって被写体Ａの表面上の各位置までの観察距離Ｄが測定される。このように、レーザ光を２次元的に走査せずとも被写体Ａの２次元の距離情報を得ることができるという利点がある。そして、距離マップに基づいて、例えば、医療分野においては腫瘍の形状の情報を得ることができ、工業分野においては構造物の亀裂の形状および深さの情報を得ることができる。
　挿入部１および本体部２内においてパルス光Ｌおよび反射光Ｌ’が通る像伝送部７の長さＰ０は、最大の観察距離Ｄよりも大きいこと（Ｐ０＞Ｄ）が好ましい。例えば、０ｍｍ～３００ｍｍの観察距離Ｄの測定を対象としている場合、Ｐ０＞３００ｍｍを満たすことが好ましい。この条件を満たすことによって、観察距離Ｄがゼロまたはゼロに近い状態においても、ΔｔｍｉｎとΔｔｍａｘとの比率が小さくなる。これにより、被写体Ａの測定領域全体において適切な範囲内の比率Ｓ１／Ｓ２を得ることでき、観察距離Ｄの測定精度を安定させることができる。
　パルス光Ｌのパルス幅ΔＷは、下式を満たすことが好ましい。
　ΔＷ［ｓｅｃ］　＞　ｎ×Ｐ０［ｍ］／ｃ［ｍ/ｓｅｃ］
　ｎは、挿入部１および本体部２内においてパルス光Ｌおよび反射光Ｌ’が通る光路の屈折率であり、例えば、像伝送部７の屈折率である。ｃは、パルス光Ｌの光速である。
　像伝送部７として光ファイババンドルを用いた場合、図３に示されるように、光ファイババンドルが有するモード分散および光量の減衰によって、検出される反射光Ｌ’の遅延および光量の低下が生じる。図３において、実線は、光ファイババンドルによるモード分散および光量減衰の影響が無い場合の反射光Ｌ’を示し、破線が、光ファイババンドルによるモード分散および光量減衰の影響が有る場合の反射光Ｌ’を示している。モード分散および光量減衰の影響を低減し反射光Ｌ’の第１光量Ｓ１および第２光量Ｓ２を高い精度で計測するためには、像伝送部７の光路長に対応してパルス幅ΔＷも長くする必要があり、特にパルス幅ΔＷが上記条件を満たすことが好ましい。上記条件式を満足することによって、検出精度が低下することなく、観察距離Ｄの大小に関わらず比率Ｓ１／Ｓ２が適切な値となり、被写体Ａの測定領域全体において観察距離Ｄをより高い精度で測定することができる。
　演算部９は、観察距離Ｄの算出に加えて、光量Ｓ１，Ｓ２の和を算出してもよい。和Ｓ１＋Ｓ２は、反射光Ｌ’の強度に基づく被写体Ａの画像の信号値である。演算部９は、信号値に基づいて被写体Ａの２次元の画像を作成し、画像を距離マップと同時に表示部３に表示させてもよい。距離マップおよび画像は、本体部２内の記憶装置に保存されてもよい。
　生体組織のように光透過性を有する被写体Ａの場合、パルス光Ｌが被写体Ａの表面から内部に浸透し、被写体Ａの内部で反射され、被写体Ａの表面から射出される。このような場合、反射光Ｌ’には、被写体Ａ内の浸透深さに相当する遅延が生じ、比率Ｓ１／Ｓ２から算出される距離には浸透深さも含まれる。パルス光Ｌの被写体Ａ内での浸透深さは、パルス光Ｌの波長に依存し、例えば、数ミリ程度である。
　演算部９は、被写体Ａ内へのパルス光Ｌの浸透に基づく遅延時間を考慮した観察距離Ｄを算出してもよい。具体的には、演算部９は、補正値を保持している。補正値は、実験的にまたは理論的に算出されたパルス光Ｌの浸透深さ（例えば、２ｍｍ）であり、例えば、ユーザによって本体部２に設定される。演算部９は、比率Ｓ１／Ｓ２から算出された距離から補正値を差し引いた値を、観察距離Ｄとして算出する。これにより、より正確な観察距離Ｄを算出することができる。
　本実施形態においては、光源４１が挿入部１の先端部に配置されていることとしたが、これに代えて、図４に示されるように、光源４１が本体部２内に配置され、照射部４が、導光部１０をさらに備えていてもよい。
　導光部１０は、パルス光Ｌを導光する光学部材であり、例えば、光ファイバまたは光ファイババンドルである。導光部１０は、挿入部１内に長手方向に沿って配置され、光源４１から挿入部１の先端までパルス光Ｌを導光する。光源４１および制御回路４２を挿入部１の先端部から除去することによって、挿入部１の先端部をより細くすることができる。
　導光部１０が設けられている場合、導光部１０の光路長の分だけ遅延時間Δｔを長くすることができる。
　本実施形態においては、図４に示されるように、像伝送部７とＴｏＦセンサ８との間に、再結像光学系１１が設けられていてもよい。
　再結像光学系１１は、像伝送部７によって伝送された像をＴｏＦセンサ８の受光面に再結像させる。再結像光学系１１を用いることによって、像伝送部７の基端とＴｏＦセンサ８とを直接接続する必要がなくなる。したがって、ＴｏＦセンサ８の配置や種類の選択等の設計の自由度を向上することができる。また、像伝送部７とＴｏＦセンサ８との間に光路長が確保され、遅延時間Δｔがより長くなる。
（第２の実施形態）
　次に、本発明の第２の実施形態に係る内視鏡装置について図面を参照して説明する。
　本実施形態においては、第１の実施形態と異なる構成について説明し、第１の実施形態と共通する構成については同一の符号を付して説明を省略する。
　本実施形態に係る内視鏡装置２００は、図５に示されるように、挿入部１と、本体部２と、表示部３とを備えている。また、内視鏡装置２００は、照射部４と、発光制御部５と、結像光学系６と、像伝送部７と、光センサ８と、演算部９と、調整部１２とを備えている。
　調整部１２は、演算部９から比率Ｓ１／Ｓ２を受け取り、比率Ｓ１／Ｓ２に基づいて、パルス幅ΔＷおよびゲート幅ΔＧ１，ΔＧ２の調整を発光制御部５およびＴｏＦセンサ８に実行させる。
　図６は、パルス幅ΔＷおよびゲート幅ΔＧ１，ΔＧ２の調整に係る内視鏡装置２００の動作を示している。
　図６に示されるように、光源４１からパルス光Ｌが発せられ（ステップＳ１）、ＴｏＦセンサ８によって第１光量Ｓ１および第２光量Ｓ２が検出され（ステップＳ２）、演算部９によって比率Ｒ＝Ｓ１／Ｓ２が算出される（ステップＳ３）。調整部１２は、比率Ｓ１／Ｓ２を所定の下限値Ｒｍｉｎおよび所定の上限値Ｒｍａｘ（Ｒｍａｘ＞Ｒｍｉｎ）と比較する（ステップＳ４）。
　比率Ｓ１／Ｓ２が下限値Ｒｍｉｎよりも大きく上限値Ｒｍａｘ未満である場合（ステップＳ４のＹＥＳ）、調整部１２によるパルス幅ΔＷおよびゲート幅ΔＧ１，ΔＧ２の調整は実行されず、演算部９によって比率Ｓ１／Ｓ２から観察距離Ｄが算出される（ステップＳ５）。
　一方、比率Ｓ１／Ｓ２が下限値Ｒｍｉｎ以下または上限値Ｒｍａｘ以上である場合（ステップＳ４のＮＯ）、調整部１２によるパルス幅ΔＷおよびゲート幅ΔＧ１，ΔＧ２の調整が実行される（ステップＳ６～Ｓ８）。具体的には、比率Ｓ１／Ｓ２が上限値Ｒｍａｘ以上である場合（ステップＳ６のＮＯ）、調整部１２は、パルス幅ΔＷを短縮させ、かつ、ゲート幅ΔＧ１，ΔＧ２を拡大させる（ステップＳ７）。比率Ｓ１／Ｓ２が下限値Ｒｍｉｎ以下である場合（ステップＳ６のＹＥＳ）、調整部１２は、パルス幅ΔＷを拡大させ、かつ、ゲート幅ΔＧ１，ΔＧ２を短縮させる（ステップＳ８）。パルス幅ΔＷおよびゲート幅ΔＧ１，ΔＧ２の調整は、調整部１２から発光制御部５およびＴｏＦセンサ８の各々に送信される調整信号に従って実行される。
　パルス幅ΔＷおよびゲート幅ΔＧ１，ΔＧ２の調整後、ステップＳ１～Ｓ４が再び実行され、比率Ｓ１／Ｓ２が下限値Ｒｍｉｎよりも大きく上限値Ｒｍａｘ未満になるまでパルス幅ΔＷおよびゲート幅ΔＧ１，ΔＧ２の調整が繰り返される。ステップＳ７，Ｓ８において、パルス幅ΔＷおよびゲート幅ΔＧ１，ΔＧ２のいずれか一方のみが調整されてもよい。
　調整部１２は、発光制御部５および演算部９と同様に、本体部２内に設けられたプロセッサおよび記憶装置によって実現される。プロセッサは、記憶装置に記憶された調整プログラムに従って調整部１２の上記調整処理を実行する。
　比率Ｓ１／Ｓ２が過度に大きい、または過度に小さい場合、観察距離Ｄの算出精度が低下する。本実施形態によれば、比率Ｓ１／Ｓ２が上限値Ｒｍａｘ以上または下限値Ｒｍｉｎ以下である場合に、比率Ｓ１／Ｓ２が下限値Ｒｍｉｎよりも大きく上限値Ｒｍａｘ未満である適正範囲内になるようにパルス幅ΔＷおよびゲート幅ΔＧ１，ΔＧ２の少なくとも一方が調整され、調整された比率Ｓ１／Ｓ２から観察距離Ｄが算出される。これにより、被写体Ａの測定領域全体において観察距離Ｄをより高い精度で測定することができる。
　本実施形態においては、調整部１２が、比率Ｓ１／Ｓ２に基づいてパルス幅ΔＷおよびゲート幅ΔＧ１，ΔＧ２を調整することとしたが、これに代えて、図７に示されるように、和Ｓ＝Ｓ１＋Ｓ２に基づいてパルス光Ｌの光量を調整してもよい。
　演算部９は、和Ｓ１＋Ｓ２を算出する（ステップＳ３１）。調整部１２は、和Ｓ１＋Ｓ２を所定の下限値Ｓｍｉｎおよび所定の上限値Ｓｍａｘ（Ｓｍａｘ＞Ｓｍｉｎ）と比較する（ステップＳ４１）。和Ｓ１＋Ｓ２が上限値Ｓｍａｘ以上である場合（ステップＳ６１のＮＯ）、調整部１２は、パルス光Ｌの光量を減少させる（ステップＳ７１）。一方、和Ｓ１＋Ｓ２が下限値Ｓｍｉｎ以下である場合（ステップＳ６１のＹＥＳ）、調整部１２は、パルス光Ｌの光量を増大させる（ステップＳ８１）。パルス光Ｌの光量の調整は、調整部１２から発光制御部５に送信される調整信号に従って実行される。
　和Ｓ１＋Ｓ２が過度に大きい、または過度に小さい場合、観察距離Ｄの算出精度が低下する。本変形例によれば、和Ｓ１＋Ｓ２が上限値Ｓｍａｘ以上または下限値Ｓｍｉｎ以下である場合に、パルス光Ｌの光量が調整部１２によって調整されることで、和Ｓ１＋Ｓ２が下限値Ｓｍｉｎよりも大きく上限値Ｓｍａｘよりも小さい適正範囲内に調整される。このように、和Ｓ１＋Ｓ２に基づくパルス光Ｌの光量の調整によっても、被写体Ａの測定領域全体において観察距離Ｄをより高い精度で測定することができる。
　光量Ｓ１，Ｓ２は、ゲート幅ΔＧ１，ΔＧ２に依存する。したがって、調整部１２は、ステップＳ７１，Ｓ８１において、パルス光Ｌの光量に代えて、ゲート幅ΔＧ１，ΔＧ２を調整してもよい。
（第３の実施形態）
　次に、本発明の第３の実施形態に係る内視鏡装置について図面を参照して説明する。
　本実施形態においては、第１および第２の実施形態と異なる構成について説明し、第１および第２の実施形態と共通する構成については同一の符号を付して説明を省略する。
　本実施形態に係る内視鏡装置３００は、図８に示されるように、挿入部１と、本体部２と、表示部３とを備えている。また、内視鏡装置３００は、照射部４と、発光制御部５と、結像光学系６と、像伝送部７と、光センサ８と、演算部９とを備えている。
　照射部４は、導光部１０を備え、光源４１は本体部２内に配置されている。また、照射部４は、参照光生成部１３と、参照光導光部１４とを備えている。
　参照光生成部１３は、導光部（第１の導光部）１０の先端に配置されたハーフミラーである。ハーフミラーは、例えば、導光部１０の先端面を部分的に金属でコートすることによって形成される。参照光生成部１３は、導光部１０によって導光されたパルス光Ｌの一部を反射する。導光部１０によって導光されたパルス光Ｌの他部は、挿入部１の先端から射出される。参照光生成部１３によって反射されたパルス光Ｌは、参照光Ｌｓとして導光部１０を基端に向かって導光する。
　参照光導光部（第２の導光部）１４は、例えば、光ファイバまたは光ファイババンドルであり、導光部１０の長手方向の途中位置から分岐している。参照光Ｌｓは、導光部１０から参照光導光部１４に進み、参照光導光部１４によってＴｏＦセンサ８へ導光される。
　ＴｏＦセンサ８の受光面は、第１検出領域と第２検出領域に分割されている。第１検出領域には、像伝送部７によって伝送された反射光Ｌ’が入射し、被写体Ａの像が形成される。第２検出領域には、参照光導光部１４によって導光された参照光Ｌｓが入射する。第１検出領域の各画素は、反射光Ｌ’の第１光量Ｓ１および第２光量Ｓ２を検出し、第２検出領域の各画素は、参照光Ｌｓの第１光量（第１参照光量）Ｓ１および第２光量（第２参照光量）Ｓ２を検出する。
　演算部９は、第１検出領域の画素によって検出された光量Ｓ１，Ｓ２の比率Ｓ１／Ｓ２から、遅延時間Δｔおよび観察距離Ｄを算出する。
　また、演算部９は、第２検出領域の画素によって検出された参照光量Ｓ１，Ｓ２の比率Ｓ１／Ｓ２から参照遅延時間Δｔｓを算出し、挿入部１および本体部２内での光源４１からＴｏＦセンサ８までのパルス光Ｌおよび参照光Ｌｓの参照光路長を算出する。参照遅延時間Δｔｓは、光源４１がパルス光Ｌを発生させてから参照光ＬｓがＴｏＦセンサ８に到達するまでの時間である。
　内視鏡装置３００の周囲環境（例えば、温度および湿度）の変化に応じて、内視鏡装置３００内でのパルス光Ｌおよび反射光Ｌ’の光路長が変化し得る。パルス光Ｌおよび反射光Ｌ’の光路長の変化は、演算部９によって算出される観察距離Ｄに影響を与え観察距離Ｄの誤差を引き起こす。
　本実施形態によれば、内視鏡装置３００内のパルス光Ｌおよび反射光Ｌ’の光路長の変化と同様に、内視鏡装置３００内を導光する参照光Ｌｓの光路長も周囲環境の変化に応じて変化する。内視鏡装置３００内の光路長の変化は、第１参照光量Ｓ１と第２参照光量Ｓ２との比率から算出される参照遅延時間Δｔｓの変化として表れる。したがって、内視鏡装置３００内での光Ｌ，Ｌ’の光路長の変化に起因する観察距離Ｄの誤差を第１参照光量Ｓ１および第２参照光量Ｓ２に基づいて、より具体的には参照光路長の変化に基づいて、補正することができる。例えば、演算部９は、参照光量Ｓ１，Ｓ２から算出された参照光路長を、標準的な周囲環境での参照光路長と比較することによって内視鏡装置３００内の光路長の変化量を見積もり、光路長の変化量に基づいて観察距離Ｄを補正する。これにより、周囲環境の変化に関わらず正確な観察距離Ｄを安定して測定することができる。
（第４の実施形態）
　次に、本発明の第４の実施形態に係る内視鏡装置について図面を参照して説明する。
　本実施形態においては、第１から第３の実施形態と異なる構成について説明し、第１から第３の実施形態と共通する構成については同一の符号を付して説明を省略する。
　本実施形態に係る内視鏡装置４００は、図９に示されるように、挿入部１と、本体部２と、表示部３とを備えている。また、内視鏡装置４００は、照射部４と、発光制御部５と、結像光学系６と、像伝送部７と、光センサ８と、演算部９と、再結像光学系１１と、色分離素子１５と、撮像素子１６と、カラー画像生成部１７とを備えている。
　照射部４は、導光部１０を備え、光源４１は本体部２内に配置されている。光源４１は、赤（Ｒ）、緑（Ｇ）および青（Ｂ）の光Ｌｒ，Ｌｇ，Ｌｂを発生させる。Ｒ光Ｌｒは、観察距離Ｄの測定用のパルス光である。Ｇ光ＬｇおよびＢ光Ｌｂは、被写体Ａの画像取得用の連続光である。被写体Ａにおいて、パルス状のＲ反射光Ｌｒ’と、連続光であるＧ反射光Ｌｇ’およびＢ反射光Ｌｇ’が発生する。
　色分離素子１５は、像伝送部７とＴｏＦセンサ８との間に配置されている。色分離素子１５は、Ｒ反射光Ｌｒ’とＧおよびＢ反射光Ｌｇ’，Ｌｂ’とを波長によって相互に分離する。色分離素子１５は、例えば、赤の光を透過させ、緑および青の光を反射するダイクロイックミラーである。Ｒ反射光Ｌｒ’は色分離素子１５からＴｏＦセンサ８に入射し、Ｇ反射光Ｌｇ’およびＢ反射光Ｌｂ’は色分離素子１５から撮像素子１６に入射する。
　再結像光学系１１は、Ｒ反射光Ｌｒ’をＴｏＦセンサ８の受光面に再結像させ、Ｇ反射光Ｌｇ’およびＢ反射光Ｌｂ’を撮像素子１６の受光面に再結像させる。
　撮像素子１６は、ＣＭＯＳイメージセンサのようなＲＧＢ方式の２次元イメージセンサである。撮像素子１６は、被写体Ａの像を撮像し、画像信号を生成する。画像信号は、撮像素子１６からカラー画像生成部１７に送信される。
　カラー画像生成部１７は、画像信号から被写体Ａの２次元のカラー画像を生成する。カラー画像は、距離マップと共に表示部３に表示される。カラー画像および距離マップは、本体部２内で相互に関連付けられてから表示部３に送信されてもよい。
　カラー画像生成部１７は、発光制御部５および演算部９と同様に、本体部２内に設けられたプロセッサおよび記憶装置によって実現される。すなわち、プロセッサは、記憶装置に記憶された画像生成プログラムに従ってカラー画像生成部１７による画像生成処理を実行する。
　このように、本実施形態によれば、パルス光Ｌｒとは異なる色の連続光Ｌｇ，Ｌｂをパルス光Ｌｒと同時に被写体Ａに照射し、反射光Ｌｒ’と反射光Ｌｇ’，Ｌｒ’とを色によって相互に分離することによって、観察距離Ｄの測定と同時に被写体Ａのカラー画像を取得することができるという利点がある。
　本実施形態においては、観察距離Ｄの測定にＲ光Ｌｒを用いることとしたが、観察距離Ｄの測定用のパルス光の波長はこれに限定されず、画像取得用の連続光の波長とは異なる任意の波長のパルス光を用いることができる。
　本実施形態においては、図１０に示されるように、照射部４が、白色光Ｌｗを発生させる白色光源４３をさらに備えていてもよい。白色光Ｌｗは、連続光である。パルス光Ｌは、可視域以外の波長の光であり、例えば、赤外光である。２つの光源４１，４３と導光部１０との間には、色合成素子１８が配置されている。色合成素子１８は、光源４１からのパルス光Ｌと白色光源４３からの白色光Ｌｗとを合成する。色合成素子１８は、例えば、ダイクロイックミラーである。
　色分離素子１５は、パルス光Ｌの反射光Ｌ’と白色光Ｌｗの反射光Ｌｗ’とを、波長によって相互に分離する。反射光Ｌ’は色分離素子１５からＴｏＦセンサ８に入射し、反射光Ｌｗ’は色分離素子１５から撮像素子１６に入射する。
　図１０の変形例によれば、白色光Ｌｗを用いることによって、被写体Ａの色の情報をより多く含む白色光画像を撮像素子１６によって取得することができる。
　本実施形態においては、図１１および図１２に示されるように、色分離素子１５および撮像素子１６が、挿入部１の先端部において結像光学系６と像伝送部７との間に配置され、色分離素子１５から像伝送部７にパルス光Ｌの反射光Ｌ’のみが入射するように構成されていてもよい。
　本実施形態においては、図１３に示されるように、色分離素子１５および撮像素子１６を備えることに代えて、色分離機能を有するＴｏＦセンサ８１を用いてもよい。
　色分離機能を有するＴｏＦセンサ８１は、図１４に示されるように、画素の２次元アレイ８１ｂを覆う色フィルタアレイ８１ａを備えている。
　色フィルタアレイ８１ａは、Ｒフィルタ、ＧフィルタおよびＢフィルタの２次元アレイである。Ｒフィルタ、ＧフィルタおよびＢフィルタは、赤、緑および青の光をそれぞれ選択的に透過させる。すなわち、ＴｏＦセンサ８１は、ＲＧＢ方式の２次元イメージセンサとしても機能する。ＴｏＦセンサ８１には、全ての色の反射光Ｌｒ’，Ｌｇ’，Ｌｂ’が入射する。
　図１３の変形例において、Ｒ光Ｌｒ、Ｇ光ＬｇおよびＢ光Ｌｂのうち、少なくとも１つがパルス光である。例えば、Ｒ光Ｌｒがパルス光である場合、演算部９は、Ｒの画素の比率Ｓ１／Ｓ２から観察距離Ｄを算出する。また、演算部９は、各画素の和Ｓ１＋Ｓ２を信号値として算出し、信号値に基づいてＲＧＢのカラー画像を生成し、カラー画像を表示部３に表示させる。
　Ｒ光Ｌｒ、Ｇ光ＬｇおよびＢ光Ｌｂの全てがパルス光であり、演算部９が、Ｒ、Ｇ、Ｂの全ての画素の比率Ｓ１／Ｓ２から観察距離Ｄを算出してもよい。
　Ｒ反射光Ｌｒ’、Ｇ反射光Ｌｇ’およびＢ反射光Ｌｂ’の光量は相互に異なり得る。Ｒ反射光Ｌｒ’、Ｇ反射光Ｌｇ’およびＢ反射光Ｌｂ’の中から、最適な光量Ｓ１，Ｓ２が得られる１つを選択し、選択された反射光の比率Ｓ１／Ｓ２から観察距離Ｄを算出する。これにより、観察距離Ｄをより高い精度で測定することができる。
　また、被写体Ａが生体組織のように光透過性を有する場合、被写体Ａ内への浸透深さがパルス光Ｌｒ，Ｌｇ，Ｌｂ間で異なることに起因して、観察距離ＤもＲ、Ｇ、Ｂ間で異なる。観察距離ＤをＲ、Ｇ、Ｂ間で比較することによって、被写体Ａの光学特性を評価することができる。これにより、例えば、がん組織のように光学特性が周辺とは異なる領域を特定することができる。特定された領域は、表示部３上の距離マップまたはカラー画像上に表示されてもよい。
１　挿入部
２　本体部
３　表示部
４　照射部
４１　光源（照射部）
４２　制御回路（照射部）
４３　白色光源（照射部）
５　発光制御部
６　結像光学系
７　像伝送部
８　光センサ、ＴｏＦセンサ
９　演算部
１０　導光部（照射部、第１導光部）
１１　再結像光学系
１２　調整部
１３　参照光生成部
１４　参照光導光部（照射部、第２導光部）
１５　色分離素子
１６　撮像素子
１７　カラー画像生成部
１８　色合成素子
１００，２００，３００，４００　内視鏡装置
Ａ　被写体

Claims (7)

  1. 　挿入部の先端から被写体にパルス光を照射する照射部と、
    　前記挿入部の先端部に配置され、前記被写体からの前記パルス光の反射光を結像し前記被写体の像を形成する結像光学系と、
    　前記挿入部内に長手方向に沿って配置され、前記被写体の像を前記挿入部の基端側へ伝送する像伝送部と、
    　複数の画素が配列された受光面を有し、前記像伝送部によって前記受光面に伝送された前記像の光量を前記複数の画素によって検出する光センサと、
    　前記複数の画素によって検出された光量に基づいて前記結像光学系から前記被写体までの観察距離を算出する演算部とを備え、
    　前記光センサは、
    　各前記画素において前記反射光を時分割で検出することによって第１光量および第２光量を得て、
    　前記第１光量は第１期間中に積算された前記反射光の光量であり、
    　前記第２光量は第２期間中に積算された前記反射光の光量であり、
    　前記演算部は、
    　前記光センサによって検出された各前記画素における前記第１光量および前記第２光量に基づいて、前記結像光学系から前記被写体の各位置までの観察距離を算出する内視鏡装置。
  2. 　前記パルス光のパルス幅は、前記像伝送部の屈折率と前記像伝送部の長さとの積を前記パルス光の光速で除算した値よりも大きい請求項１に記載の内視鏡装置。
  3. 　前記演算部は、
    　前記第１光量および前記第２光量から距離を算出し、算出された距離から補正値を差し引くことによって前記観察距離を算出し、
    　前記補正値は、
    　前記被写体内への前記パルス光の浸透深さに基づいて設定される請求項１に記載の内視鏡装置。
  4. 　前記第１期間および前記第２期間の長さ、ならびに、前記パルス光のパルス幅のうちの少なくとも一方を、前記第１光量および前記第２光量に基づいて調整する調整部を備え、
    　前記第２光量に対する前記第１光量の比率が所定の上限値以上であるときに、前記調整部は、前記第１および第２期間の長さを増大させ、または／かつ、前記パルス光のパルス幅を減少させ、
    　前記第２光量に対する前記第１光量の比率が所定の下限値以下であるときに、前記調整部は、前記第１および第２期間の長さを減少させ、または／かつ、前記パルス光のパルス幅を増大させる請求項１に記載の内視鏡装置。
  5. 　前記パルス光の光量を前記第１光量および前記第２光量に基づいて調整する調整部を備え、
    　該調整部は、
    　前記第１光量と前記第２光量との和が所定の上限値以上であるときに、前記パルス光の光量を減少させ、
    　前記第１光量と前記第２光量との和が所定の下限値以下であるときに、前記パルス光の光量を増大させる請求項１に記載の内視鏡装置。
  6. 　前記照射部は、
    　前記挿入部の基端側に配置され前記パルス光を発する光源と、
    　前記挿入部内に長手方向に沿って配置され、前記パルス光を前記挿入部の先端まで導光する第１導光部と、
    　前記挿入部の先端部に設けられ、前記パルス光の一部を反射することによって参照光を生成する参照光生成部と、
    　前記参照光を前記第１導光部から前記光センサまで導光する第２導光部とを備え、
    　前記光センサの前記受光面は、
    　前記被写体の像の光量を検出する第１検出領域と、前記参照光の光量を検出し前記第１検出領域とは異なる第２検出領域とを有し、
    　前記第２検出領域の各画素は、
    　前記第１期間中に前記参照光の光量を積算することによって第１参照光量を検出し、前記第２期間中に前記参照光の光量を積算することによって第２参照光量を検出し、
    　前記演算部は、
    　前記第１参照光量および前記第２参照光量に基づいて前記観察距離を補正する請求項１に記載の内視鏡装置。
  7. 　前記像伝送部と前記光センサとの間に配置され、前記像伝送部によって伝送された前記像を前記光センサに伝送する再結像光学系を備える請求項１に記載の内視鏡装置。
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