JP2012110485A - Light source device and endoscopic system - Google Patents

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拓明 山本
Hiroshi Yamaguchi
博司 山口
Takaaki Saito
孝明 齋藤
Satoshi Ozawa
聡 小澤
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Abstract

PROBLEM TO BE SOLVED: To provide a light source device capable of always emitting stable light corresponding to the target emission quantity of light to be outputted, and an endoscopic system using the same.SOLUTION: The light source device includes (n) (wherein n is an integer of 2 or above) first semiconductor light sources emitting light in the same wavelength range and a light source control means for controlling the first semiconductor light sources. The light source control means sets the value between the maximum emission quantity of first light in a case that light is emitted from (m) (wherein m is integer of 1≤m≤n-1) first semiconductor light sources and the minimum emission quantity of second light in a case that light is emitted from (m+1) first semiconductor light sources as standard emission quantity and controls not only the lighting of the (m+1) first semiconductor light sources in a case that the target emission quantity of the light, which must be emitted from the light source device, is larger than the standard emission quantity so that the emission quantity of the second light becomes the target emission quantity but also the lighting of (m) first semiconductor light sources so that the emission quantity of the first light becomes the target emission quantity in a case that the target emission quantity is less than the standard emission quantity.

Description

本発明は、複数の半導体光源から発せられる同一の波長範囲の光を出力する光源装置、および、この光源装置を用いる内視鏡装置に関するものである。   The present invention relates to a light source device that outputs light in the same wavelength range emitted from a plurality of semiconductor light sources, and an endoscope device using the light source device.

一般的な内視鏡装置は、光源装置のランプからの光を、被検体内に挿入される内視鏡挿入部に内設されたライトガイドで内視鏡先端部まで導光し、内視鏡先端部の照明窓から出射することで、被検体の観察部位を照明する。通常の生体組織の観察には白色光（通常光）が用いられるが、近年においては、特定の狭帯域化された波長の狭帯域光（特殊光）を照射して粘膜組織の状態を強調表示させたり、予め投与した蛍光物質からの自家蛍光を観察する特殊光観察が可能な内視鏡装置が活用されている（特許文献１，２）。この種の内視鏡装置では、生体組織に特殊光を照射することで、例えば粘膜層あるいは粘膜下層に発生する新生血管が観察でき、通常の観察像では得られない粘膜表面の微細構造の描写が可能になる。   A general endoscope apparatus guides light from a lamp of a light source device to a distal end portion of an endoscope with a light guide installed in an endoscope insertion portion to be inserted into a subject. By radiating from the illumination window at the tip of the mirror, the observation site of the subject is illuminated. White light (normal light) is used for observation of normal living tissue, but in recent years, the state of mucosal tissue is highlighted by irradiating narrow band light (special light) with a specific narrow band wavelength. Endoscopic devices capable of special light observation for observing autofluorescence from fluorescent substances administered in advance or have been used (Patent Documents 1 and 2). In this type of endoscopic device, by irradiating special tissue to living tissue, for example, new blood vessels generated in the mucosal layer or submucosal layer can be observed, and the fine structure of the mucosal surface that cannot be obtained with normal observation images Is possible.

上記の特許文献１，２においては、キセノンランプ等の白色光源からの出射光をカラーフィルタにより特定の波長帯域のみ取り出して、特殊光として利用している。なお、白色光源としては、キセノンランプの他にレーザ光源も利用でき、例えば青色レーザ光源と、これを励起光として励起発光する蛍光体との組合せで白色光を発生する発光装置も提案されている（特許文献３）。   In Patent Documents 1 and 2 described above, emitted light from a white light source such as a xenon lamp is extracted as a special light by extracting only a specific wavelength band with a color filter. As a white light source, a laser light source can be used in addition to a xenon lamp. For example, a light emitting device that generates white light by combining a blue laser light source and a phosphor that emits light by using it as excitation light has been proposed. (Patent Document 3).

特許第３５８３７３１号公報Japanese Patent No. 3583731 特公平６−４０１７４号公報Japanese Examined Patent Publication No. 6-40174 特開２００６−１７３３２４号公報JP 2006-173324 A

特許文献３に開示されているように、白色光光源として、青色レーザ光源と、これを励起光として励起発光する蛍光体とを組み合わせることによって白色光を発生させることができる。しかし、白色光を使用して生体組織の観察を行う通常光観察（白色光観察）の場合、１つの青色レーザ光源（半導体光源）から発せられる青色レーザ光だけでは、目標発光量の白色光を得るための励起光の光量が不足する場合がある。   As disclosed in Patent Document 3, white light can be generated by combining a blue laser light source as a white light source and a phosphor that emits light by using the blue laser light source as excitation light. However, in the case of normal light observation (white light observation) in which living tissue is observed using white light, white light having a target light emission amount can be obtained only with blue laser light emitted from one blue laser light source (semiconductor light source). The amount of excitation light to obtain may be insufficient.

そのため、内視鏡装置の光源装置では、例えば、複数の青色レーザ光源から発せられる複数の励起光を合波し、合波光を蛍光体に照射することによって、目標発光量の白色光を得ているものがある。   Therefore, in the light source device of the endoscope apparatus, for example, a plurality of excitation lights emitted from a plurality of blue laser light sources are combined, and the combined light is irradiated to the phosphor to obtain white light with a target light emission amount. There is something.

狭帯域光を使用して生体組織の観察を行う特殊光観察が可能な内視鏡装置では、通常光観察と特殊光観察との切替が任意のタイミングで行われる。特殊光観察、例えば、粘膜表層血管の観察を行う場合、例えば、紫色レーザ光源から発せられる紫色レーザ光と白色光とを被検体に所定の発光比率で同時に照射し、その反射光を撮像することによって、通常光画像を参照画像として粘膜表層血管が強調された画像を得ることができる。   In an endoscope apparatus capable of special light observation that observes living tissue using narrow band light, switching between normal light observation and special light observation is performed at an arbitrary timing. When performing special light observation, for example, observation of a mucosal surface blood vessel, for example, irradiating a subject with violet laser light and white light emitted from a violet laser light source at a predetermined emission ratio and imaging the reflected light Thus, it is possible to obtain an image in which the mucous membrane surface blood vessels are emphasized using the normal light image as a reference image.

つまり、特殊光観察の場合の白色光（青色レーザ光）は、通常光観察の場合の白色光（青色レーザ光）と比べて低光量とする必要がある。レーザ光源の発光量は、通常、レーザ光源の駆動電流量を調整することで制御される。   That is, white light (blue laser light) in the case of special light observation needs to have a lower light intensity than white light (blue laser light) in the case of normal light observation. The light emission amount of the laser light source is usually controlled by adjusting the drive current amount of the laser light source.

しかし、青色レーザ光を低光量とするために駆動電流量を減らすと、複数の青色レーザ光源各々の駆動電流量が大幅に減少する。例えば、駆動電流量を１００から５０にすると、１個のレーザ光源の場合には駆動電流量が５０になるが、２個のレーザ光源の場合には駆動電流量が２５ずつになる。そのため、特殊光観察の場合に、各々の青色レーザ光源から発せられる青色レーザ光が不安定になる場合があった。   However, if the amount of drive current is reduced in order to reduce the amount of blue laser light, the amount of drive current for each of the plurality of blue laser light sources is greatly reduced. For example, when the drive current amount is changed from 100 to 50, the drive current amount is 50 in the case of one laser light source, but the drive current amount is 25 in the case of two laser light sources. For this reason, in the case of special light observation, the blue laser light emitted from each blue laser light source may become unstable.

ここで、不安定なレーザ光とは、例えば、レーザ光源の絶対最小定格を下回る駆動電流量でレーザ光源からレーザ光を発生させた場合のように、安定したレーザ光が発生されることが保証されない駆動電流範囲で発せられたレーザ光のことである。   Here, unstable laser light is guaranteed to generate stable laser light, for example, when laser light is generated from a laser light source with a drive current amount lower than the absolute minimum rating of the laser light source. It is a laser beam emitted in a drive current range that is not performed.

また、通常光観察と特殊光観察とを切り替える場合、例えば、特殊光観察の紫色レーザ光源は、通常光観察の場合に消灯され、特殊光観察の場合に点灯されるが、一般的にレーザ光源から発せられるレーザ光は、点灯直後の所定時間オーバーシュートが発生するという現象がある。従って、通常光観察から特殊光観察に切り替わる度にオーバーシュートが発生し、切替直後の画像の画質が劣化するという問題があった。   When switching between normal light observation and special light observation, for example, a purple laser light source for special light observation is turned off for normal light observation and turned on for special light observation. The laser beam emitted from the laser beam has a phenomenon that overshoot occurs for a predetermined time immediately after lighting. Accordingly, there is a problem in that overshoot occurs every time the normal light observation is switched to the special light observation, and the image quality of the image immediately after the switching is deteriorated.

本発明の目的は、複数の半導体光源から発せられる同一の波長範囲の光を出力する光源装置であって、出力すべき光の目標発光量に応じて、常に安定した光を発生させることができる光源装置、および、これを使用する内視鏡装置を提供することにある。   An object of the present invention is a light source device that outputs light in the same wavelength range emitted from a plurality of semiconductor light sources, and can always generate stable light according to a target light emission amount of light to be output. It is an object to provide a light source device and an endoscope device using the light source device.

上記目的を達成するために、本発明は、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、
前記第１半導体光源を制御する光源制御手段とを備え、
前記光源制御手段は、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前記基準発光量よりも大きい場合、前記第２光の発光量が前記目標発光量となるように、前記（ｍ＋１）個の第１半導体光源を点灯し、前記目標発光量が前記基準発光量以下である場合、前記第１光の発光量が前記目標発光量となるように、前記ｍ個の第１半導体光源を点灯するように制御するものであることを特徴とする光源装置を提供するものである。 To achieve the above object, the present invention provides n first semiconductor light sources (n is an integer of 2 or more) that emit light in the same wavelength range;
Light source control means for controlling the first semiconductor light source,
The light source control means includes a maximum light emission amount of first light when light is emitted from m first semiconductor light sources (m is an integer of 1 ≦ m ≦ n−1), and (m + 1) first first light sources. When a target light emission amount to be output from the light source device is larger than the reference light emission amount, with a value between the minimum light emission amount of the second light when light is emitted from the semiconductor light source as a reference light emission amount, When the (m + 1) first semiconductor light sources are turned on so that the light emission amount of the second light becomes the target light emission amount, and the target light emission amount is equal to or less than the reference light emission amount, the light emission of the first light is performed. The light source device is characterized in that the m first semiconductor light sources are controlled to be turned on so that the amount becomes the target light emission amount.

ここで、前記光源制御手段は、前記目標発光量が前記基準発光量よりも大きい場合、前記（ｍ＋１）個の第１半導体光源のそれぞれから所定比率の発光量の光が発せられるように制御するものであることが好ましい。   Here, when the target light emission amount is larger than the reference light emission amount, the light source control unit performs control so that light having a predetermined light emission amount is emitted from each of the (m + 1) first semiconductor light sources. It is preferable.

また、前記光源制御手段は、前記（ｍ＋１）個の第１半導体光源のそれぞれから同一発光量の光が発せられるように制御するものであることが好ましい。   Further, it is preferable that the light source control means controls so that the same amount of light is emitted from each of the (m + 1) first semiconductor light sources.

また、前記第１半導体光源のそれぞれは、出力最大発光量が同一のものであることが好ましい。   Each of the first semiconductor light sources preferably has the same maximum output light emission amount.

また、前記第１の半導体光源は、出力最大発光量が異なるものを含み、前記目標発光量が前記基準発光量以下である場合、前記点灯されるｍ個の第１半導体光源は、出力最大発光量が小さい方から選択されたものであることが好ましい。   The first semiconductor light sources include those having different output maximum light emission amounts, and when the target light emission amount is equal to or less than the reference light emission amount, the m first semiconductor light sources to be lit are output maximum light emission. It is preferable that the amount is selected from the smaller one.

また、前記光源制御手段は、前記第１光の最大発光量と前記第２光の最小発光量との中央値を前記基準発光量とするものであることが好ましい。   Moreover, it is preferable that the said light source control means makes the median value of the maximum light emission amount of the said 1st light, and the minimum light emission amount of the said 2nd light the said reference light emission amount.

さらに、前記第１半導体光源のうちの少なくとも１つの第２半導体光源から発せられる光を減光する減光フィルタを備え、
前記光源制御手段は、前記目標発光量が前記基準発光量以下である場合、該目標発光量よりも大きい発光量の光が前記第２半導体光源から発せられるように制御するものであり、
前記第２半導体光源から発せられる光は、前記減光フィルタにより、前記目標発光量の光に減光されることが好ましい。 And a neutral density filter for attenuating light emitted from at least one second semiconductor light source of the first semiconductor light sources,
The light source control means controls the light emission amount larger than the target light emission amount to be emitted from the second semiconductor light source when the target light emission amount is equal to or less than the reference light emission amount;
It is preferable that the light emitted from the second semiconductor light source is attenuated to the target light emission amount by the neutral density filter.

また、前記減光フィルタは、前記第２半導体光源から発せられる光の航路上に垂直に挿入され、回転されることによって、減光比率の異なる２以上のフィルタが切り替えられるターレットであることが好ましい。   In addition, it is preferable that the neutral density filter is a turret in which two or more filters having different dimming ratios are switched by being vertically inserted and rotated on a route of light emitted from the second semiconductor light source. .

さらに、前記第１半導体光源とは異なる波長範囲の光を発する第３半導体光源を有し、
前記光源制御手段は、前記第１半導体光源と前記第３の半導体光源とを切り替えて一方を点灯し、他方を消灯し、該消灯する他方の半導体光源に供給する電流量ｉが、０＜前記電流量ｉ＜前記消灯する他方の半導体光源の点灯時の最大発光量に対応する最大電流量の５％の電流量となるように制御するものであることが好ましい。 And a third semiconductor light source that emits light in a wavelength range different from that of the first semiconductor light source,
The light source control means switches between the first semiconductor light source and the third semiconductor light source, turns one on, turns off the other, and the current amount i supplied to the other semiconductor light source to be turned off satisfies 0 <the above It is preferable that the current amount is controlled so that the current amount is 5% of the maximum current amount corresponding to the maximum light emission amount when the other semiconductor light source to be turned off is turned on.

また、前記第２半導体光源は、中心波長４４５ｎｍの光を発するものであることが好ましい。   The second semiconductor light source preferably emits light having a central wavelength of 445 nm.

また、前記第２半導体光源は、レーザダイオードであることが好ましい。   The second semiconductor light source is preferably a laser diode.

また、前記第２半導体光源は、発光ダイオードであることが好ましい。   The second semiconductor light source is preferably a light emitting diode.

さらに、前記第１半導体光源から発せられる光を合波して合波光を出力する合波手段を備えることが好ましい。   Furthermore, it is preferable to include a multiplexing unit that combines light emitted from the first semiconductor light source and outputs combined light.

また、本発明は、上記のいずれかに記載の光源装置と、
前記光源装置から発せられる光を使用して被検体を撮像する内視鏡と、
前記内視鏡で撮像された被検体の画像を表示する表示装置とを備えることを特徴とする内視鏡装置を提供する。 The present invention also provides a light source device according to any one of the above,
An endoscope for imaging a subject using light emitted from the light source device;
An endoscope apparatus comprising: a display device that displays an image of a subject imaged by the endoscope.

本発明によれば、基準発光量に対する目標発光量の大きさに応じて第１半導体光源の点灯、消灯を適宜切り替えることによって、第１半導体光源から常に安定した光を発生させることができる。
また、本発明によれば、第２半導体光源から安定した光を発生させるために十分な電流量を供給し、第２半導体光源から発せられる光を減光フィルタで減光して目標発光量の光を出力することによって、第２半導体光源から確実に安定した光を発生させることができる。
また、本発明によれば、点灯および消灯の切替時に、消灯される半導体光源に微少電流を供給することによって、点灯直後に発生する発光量のオーバーシュートを低減することができる。 According to the present invention, stable light can always be generated from the first semiconductor light source by appropriately switching on and off the first semiconductor light source in accordance with the target light emission amount with respect to the reference light emission amount.
Also, according to the present invention, a sufficient amount of current is supplied to generate stable light from the second semiconductor light source, and the light emitted from the second semiconductor light source is attenuated by the neutral density filter to reduce the target light emission amount. By outputting light, stable light can be reliably generated from the second semiconductor light source.
Further, according to the present invention, an overshoot of the light emission amount that occurs immediately after lighting can be reduced by supplying a minute current to the semiconductor light source that is turned off when switching between lighting and extinguishing.

本発明の実施形態を説明するための内視鏡用光源装置を用いた内視鏡装置の模式的構成図である。1 is a schematic configuration diagram of an endoscope apparatus using an endoscope light source device for describing an embodiment of the present invention. FIG. 図１に示す内視鏡装置のブロック構成図である。It is a block block diagram of the endoscope apparatus shown in FIG. 紫色レーザ光源からのレーザ光と、青色レーザ光源からの青色レーザ光および青色レーザ光が蛍光体により波長変換された後の光の発光スペクトルを示すグラフである。It is a graph which shows the emission spectrum of the light after the wavelength conversion of the laser beam from a violet laser light source, the blue laser beam from a blue laser light source, and a blue laser beam is carried out by fluorescent substance. 画像処理部の詳細ブロック図である。It is a detailed block diagram of an image processing unit. 生体組織の粘膜表層の血管を模式的に表した説明図である。It is explanatory drawing which represented typically the blood vessel of the mucous membrane surface layer of a biological tissue. 内視鏡装置による観察画像の概略的な表示例を示す説明図である。It is explanatory drawing which shows the schematic example of a display of the observation image by an endoscope apparatus. 内視鏡装置により観察した唇内側の白色光による拡大観察画像である。It is an enlarged observation image by white light inside the lips observed by the endoscope apparatus. 内視鏡装置により観察した唇内側の光量比５０：５０の拡大観察画像である。It is an enlarged observation image with a light amount ratio of 50:50 inside the lips observed by an endoscope apparatus. 内視鏡装置により観察した唇内側の光量比７５：２５の拡大観察画像である。It is an enlarged observation image with a light quantity ratio of 75:25 inside the lips observed by the endoscope apparatus. 内視鏡の術者が内視鏡挿入部を被検体内で移動させ、所望の観察位置で狭帯域光による観察を行い、次の観察位置へ移動させる際の、表示部の表示画像の様子を概略的に示す説明図である。The display image displayed on the display unit when the endoscope operator moves the endoscope insertion part within the subject, performs observation with a narrow band light at a desired observation position, and moves to the next observation position. It is explanatory drawing which shows this roughly. 内視鏡の術者に対する光量比を登録した光量比テーブルを示す説明図である。It is explanatory drawing which shows the light quantity ratio table which registered the light quantity ratio with respect to the operator of an endoscope. レーザ光源の変調制御部と撮像素子の撮像制御部との関係を表す一例の概念図である。It is a conceptual diagram of an example showing the relationship between the modulation control part of a laser light source, and the imaging control part of an image sensor. （Ａ）および（Ｂ）は、撮像素子における電子シャッタのオンタイミングとレーザ光源の発光タイミングとの関係を表す一例のタイミング図である。(A) And (B) is an example timing diagram showing the relationship between the ON timing of the electronic shutter in an image sensor, and the light emission timing of a laser light source. 第１の青色レーザ光源のみを点灯する場合（１灯方式）、ならびに、第１および第２の青色レーザ光源の両方を点灯する場合（２灯方式）について、第１および第２の青色レーザ光源に供給される電流量と発光量との関係を表すグラフである。The first and second blue laser light sources when only the first blue laser light source is turned on (one lamp method) and when both the first and second blue laser light sources are turned on (two lamp method) It is a graph showing the relationship between the electric current amount supplied to and light emission amount. （Ａ）は、第１および第２の青色レーザ光源として、中パワーの２つのレーザ光源Ｐ１，Ｐ２を使用した場合の一例の概念図、（Ｂ）は、同じく、大パワーのレーザ光源Ｐ１と小パワーのレーザ光源Ｐ２を使用した場合の一例の概念図、（Ｃ）は、小パワーのレーザ光源Ｐ１と大パワーのレーザ光源Ｐ２を使用した場合の一例の概念図である。(A) is a conceptual diagram of an example when two medium-power laser light sources P1 and P2 are used as the first and second blue laser light sources, and (B) is a high-power laser light source P1. FIG. 4C is a conceptual diagram of an example when a low power laser light source P2 is used, and FIG. 8C is a conceptual diagram of an example when a low power laser light source P1 and a high power laser light source P2 are used. 図２に示す青色レーザ光源の別の例のブロック構成図である。It is a block block diagram of another example of the blue laser light source shown in FIG. 図１４に示すＮＤフィルタの一例となるターレットの構成図である。It is a block diagram of the turret used as an example of ND filter shown in FIG. レーザ光源の発光特性とＮＤフィルタとの関係を表すグラフである。It is a graph showing the relationship between the light emission characteristic of a laser light source, and an ND filter. レーザ光源点灯直後の発光量のオーバーシュートの様子を表す一例のグラフである。It is a graph of an example showing the mode of the overshoot of the emitted light amount immediately after laser light source lighting. 通常光観察と特殊光観察との切替時の白色光と特殊光の駆動電流の変化を表すタイミング図である。It is a timing diagram showing the change of the drive current of white light and special light at the time of switching between normal light observation and special light observation. レーザ光源の発光特性と消灯時に紫色レーザ光源に供給する微少電流との関係を表すグラフである。It is a graph showing the relationship between the light emission characteristic of a laser light source, and the very small electric current supplied to a purple laser light source at the time of light extinction. レーザ光源の消灯時に微少電流を供給した場合について、レーザ光源のオーバーシュートの様子を表す一例のグラフである。It is a graph of an example showing the mode of the overshoot of a laser light source about the case where a very small current is supplied when the laser light source is turned off. 図２０に示すグラフの部分拡大図である。It is the elements on larger scale of the graph shown in FIG.

以下、本発明の実施形態について、図面を参照して詳細に説明する。
図１は、本発明の実施形態を説明するための内視鏡用光源装置を用いた内視鏡装置の模式的構成図、図２は図１に示す内視鏡装置のブロック構成図である。
図１に示す内視鏡装置１００は、内視鏡１１と、この内視鏡１１が接続される制御装置１３とを有する。制御装置１３には、内視鏡１１で撮像された被検体の画像等を表示する表示部１５と、入力操作を受け付ける入力部１７が接続されている。 Hereinafter, embodiments of the present invention will be described in detail with reference to the drawings.
FIG. 1 is a schematic configuration diagram of an endoscope apparatus using an endoscope light source device for explaining an embodiment of the present invention, and FIG. 2 is a block configuration diagram of the endoscope apparatus shown in FIG. .
An endoscope apparatus 100 illustrated in FIG. 1 includes an endoscope 11 and a control device 13 to which the endoscope 11 is connected. Connected to the control device 13 are a display unit 15 for displaying an image of a subject imaged by the endoscope 11 and an input unit 17 for receiving an input operation.

内視鏡１１は、後述する光源装置から発せられる光を使用して被検体を撮像するものであって、内視鏡挿入部１９の先端から照明光を出射する照明光学系と、被観察領域を撮像する撮像素子を含む撮像光学系とを有する、電子内視鏡である。   The endoscope 11 images a subject using light emitted from a light source device described later, an illumination optical system that emits illumination light from the distal end of the endoscope insertion unit 19, and an observation region An electronic endoscope having an imaging optical system including an imaging device for imaging

内視鏡１１は、被検体内に挿入される内視鏡挿入部１９と、内視鏡挿入部１９の先端の湾曲操作や内視鏡挿入部１９の先端からの吸引、送気・送水等の操作を行う操作部２３と、内視鏡１１を制御装置１３に着脱自在に接続するコネクタ部２５と、操作部２３とコネクタ部２５とを結ぶユニバーサルコード部２７とを備える。なお、図示はしないが、内視鏡１１の内部には、組織採取用処置具等を挿入する鉗子チャンネルや、送気・送水用のチャンネル等、各種のチャンネルが設けられる。   The endoscope 11 includes an endoscope insertion portion 19 to be inserted into a subject, a bending operation of the distal end of the endoscope insertion portion 19, suction from the distal end of the endoscope insertion portion 19, air supply / water supply, etc. An operation unit 23 that performs the above-described operation, a connector unit 25 that detachably connects the endoscope 11 to the control device 13, and a universal cord unit 27 that connects the operation unit 23 and the connector unit 25. Although not shown, the endoscope 11 is provided with various channels such as a forceps channel for inserting a tissue collection treatment tool and the like, a channel for air supply / water supply, and the like.

内視鏡挿入部１９は、可撓性を持つ軟性部３１と、湾曲部３３と、先端部（以降、内視鏡先端部とも呼称する）３５から構成される。内視鏡先端部３５には、被観察領域へ光を照射する照射口３７Ａ，３７Ｂと、被観察領域の画像情報を取得するＣＣＤ(charge coupled device）イメージセンサやＣＭＯＳ(Complementary Metal-Oxide Semiconductor）イメージセンサ等の撮像素子２１が配置されている。なお、撮像素子２１には対物レンズ等の結像部材３９が取り付けられている。   The endoscope insertion portion 19 includes a flexible soft portion 31, a bending portion 33, and a tip portion (hereinafter also referred to as an endoscope tip portion) 35. In the endoscope distal end portion 35, irradiation ports 37A and 37B for irradiating light to the observation region, a CCD (charge coupled device) image sensor or CMOS (Complementary Metal-Oxide Semiconductor) for acquiring image information of the observation region. An image sensor 21 such as an image sensor is disposed. An imaging member 39 such as an objective lens is attached to the image sensor 21.

湾曲部３３は、軟性部３１と先端部３５との間に設けられ、操作部２３からのワイヤ操作やアクチュエータの作動操作等により湾曲自在にされている。この湾曲部３３は、内視鏡１１が使用される被検体の部位等に応じて、任意の方向、任意の角度に湾曲でき、内視鏡先端部３５の照射口３７Ａ，３７Ｂおよび撮像素子２１の観察方向を、所望の観察部位に向けることができる。また、図示は省略するが、内視鏡挿入部１９の照射口３７Ａ，３７Ｂには、カバーガラスやレンズが配置される。   The bending portion 33 is provided between the flexible portion 31 and the distal end portion 35, and can be bent by a wire operation from the operation portion 23, an operation operation of an actuator, or the like. The bending portion 33 can be bent in an arbitrary direction and an arbitrary angle according to a part of the subject in which the endoscope 11 is used, and the irradiation ports 37A and 37B of the endoscope distal end portion 35 and the image sensor 21. Can be directed to a desired observation site. Although illustration is omitted, cover glasses and lenses are arranged at the irradiation ports 37A and 37B of the endoscope insertion portion 19.

制御装置１３は、内視鏡先端部３５の照射口３７Ａ，３７Ｂに供給する照明光を発生する光源装置４１、撮像素子２１からの画像信号を画像処理するプロセッサ４３を備えており、前述の表示部１５と入力部１７が接続されている。プロセッサ４３は、内視鏡１１の操作部２３や入力部１７からの指示に基づいて、内視鏡１１から伝送されてくる撮像信号を画像処理し、表示部１５へ表示用画像を生成して供給する。   The control device 13 includes a light source device 41 that generates illumination light to be supplied to the irradiation ports 37A and 37B of the endoscope distal end portion 35, and a processor 43 that performs image processing on an image signal from the imaging device 21, and the display described above. The unit 15 and the input unit 17 are connected. The processor 43 performs image processing on the imaging signal transmitted from the endoscope 11 based on an instruction from the operation unit 23 or the input unit 17 of the endoscope 11, and generates a display image on the display unit 15. Supply.

内視鏡１１の内部には、光源装置４１から照明光を導入するための光ファイバ４５Ａ，４５Ｂと、撮像素子２１とプロセッサ４３を結ぶスコープケーブル４７が挿通されている。また、図示はしないが、操作部２３からの各種信号線および送気、送水チャンネル等のチューブ類もユニバーサルコード部２７を通じてコネクタ部２５を介し、制御装置１３等に接続されている。この内視鏡１１側のコネクタ２５は、図２に示すように、光源装置４１とプロセッサ４３のそれぞれに設けられたコネクタ部２６Ａ，２６Ｂに着脱自在に接続される。   Inside the endoscope 11, optical fibers 45 </ b> A and 45 </ b> B for introducing illumination light from the light source device 41 and a scope cable 47 that connects the imaging device 21 and the processor 43 are inserted. Although not shown, various signal lines from the operation unit 23 and tubes such as air supply and water supply channels are also connected to the control device 13 and the like through the universal cord unit 27 and the connector unit 25. The connector 25 on the endoscope 11 side is detachably connected to connector portions 26A and 26B provided in the light source device 41 and the processor 43, respectively, as shown in FIG.

光源装置４１は、図２に示すように、中心波長４４５ｎｍの青色レーザ光源５１と、中心波長４０５ｎｍの紫色レーザ光源５３とを発光源として備えている。また、青色レーザ光源５１は、ともに同じ中心波長４４５ｎｍのレーザ光を発する第１および第２の青色レーザ光源９１Ａ，９１Ｂと、コンバイナ９３とを備えている。本実施形態において、第１および第２の青色レーザ光源９１Ａ，９１Ｂは、駆動電流量（出力発光量）の絶対最大定格（出力最大発光量）および絶対最小定格（出力最小発光量）が同一のものである。第１および第２の青色レーザ光源９１Ａ，９１Ｂから発せられる青色レーザ光は、合波器であるコンバイナ９３によって合波されて出力される。   As shown in FIG. 2, the light source device 41 includes a blue laser light source 51 having a central wavelength of 445 nm and a violet laser light source 53 having a central wavelength of 405 nm as light emission sources. The blue laser light source 51 includes first and second blue laser light sources 91A and 91B that emit laser light having the same center wavelength of 445 nm, and a combiner 93. In the present embodiment, the first and second blue laser light sources 91A, 91B have the same absolute maximum rating (output maximum light emission amount) and absolute minimum rating (output minimum light emission amount) of the drive current amount (output light emission amount). Is. The blue laser beams emitted from the first and second blue laser light sources 91A and 91B are combined and output by a combiner 93 that is a multiplexer.

これらの各光源５１，５３の半導体発光素子からの発光は、光源制御部５５により個別に制御されており、青色レーザ光源５１の出射光と、紫色レーザ光源５３の出射光との光量比は変更自在になっている。第１および第２の青色レーザ光源９１Ａ，９１Ｂからの発光も、光源制御部５５により同様に個別に制御され、第１の青色レーザ光源９１Ａの出射光と、第２の青色レーザ光源９１Ｂの出射光との光量比は変更自在になっている。また、通常光観察の場合には第１および第２の青色レーザ光源９１Ａ，９１Ｂの両方が点灯され、特殊光観察の場合には第１の青色レーザ光源９１Ａのみが点灯される。   Light emission from the semiconductor light emitting elements of these light sources 51 and 53 is individually controlled by the light source control unit 55, and the light quantity ratio between the emitted light of the blue laser light source 51 and the emitted light of the violet laser light source 53 is changed. It is free. Similarly, the light emission from the first and second blue laser light sources 91A and 91B is individually controlled by the light source control unit 55, and the emitted light from the first blue laser light source 91A and the output from the second blue laser light source 91B are output. The light quantity ratio with the incident light is freely changeable. In the case of normal light observation, both the first and second blue laser light sources 91A and 91B are turned on, and in the case of special light observation, only the first blue laser light source 91A is turned on.

青色レーザ光源５１および紫色レーザ光源５３は、ブロードエリア型のＩｎＧａＮ系レーザダイオードが利用可能でき、また、ＩｎＧａＮＡｓ系レーザダイオードやＧａＮＡｓ系レーザダイオードを用いることもできる。また、上記光源として、発光ダイオード等の発光体を用いた構成としてもよい。   As the blue laser light source 51 and the violet laser light source 53, a broad area type InGaN laser diode can be used, and an InGaNAs laser diode or a GaNAs laser diode can also be used. In addition, a light-emitting body such as a light-emitting diode may be used as the light source.

これら各光源５１，５３から出射されるレーザ光は、集光レンズ（図示略）により光ファイバに入力され、コネクタ部２６Ａ及び内視鏡１１側のコネクタ２５（図１参照）を介して、光ファイバ４５Ａ，４５Ｂによって、それぞれ内視鏡１１の内視鏡先端部３５（図１参照）まで伝搬される。なお、コンバイナ９３を設けることなく、第１および第２の青色レーザ光源９１Ａ，９１Ｂから発せられる青色レーザ光を個別の光ファイバで導光する構成としてもよい。そして、青色レーザ光源５１からのレーザ光は、内視鏡先端部３５に配置された波長変換部材である蛍光体５７に照射され、紫色レーザ光源５３からのレーザ光は、光偏向・拡散部材５９に照射される。   Laser light emitted from each of the light sources 51 and 53 is input to an optical fiber by a condensing lens (not shown), and light is transmitted through the connector portion 26A and the connector 25 on the endoscope 11 side (see FIG. 1). The fibers 45A and 45B are propagated to the endoscope distal end portion 35 (see FIG. 1) of the endoscope 11, respectively. The blue laser light emitted from the first and second blue laser light sources 91A and 91B may be guided by individual optical fibers without providing the combiner 93. Then, the laser light from the blue laser light source 51 is irradiated to the phosphor 57 which is a wavelength conversion member disposed at the endoscope distal end portion 35, and the laser light from the violet laser light source 53 is irradiated with the light deflection / diffusion member 59. Is irradiated.

光ファイバ４５Ａ，４５Ｂは、マルチモードファイバであり、一例として、コア径１０５μｍ、クラッド径１２５μｍ、外皮となる保護層を含めた径がφ０．３〜０．５ｍｍの細径なケーブルを使用できる。   The optical fibers 45A and 45B are multimode fibers. As an example, a thin cable having a core diameter of 105 μm, a cladding diameter of 125 μm, and a diameter including a protective layer serving as an outer shell of φ0.3 to 0.5 mm can be used.

蛍光体５７は、青色レーザ光源５１からの青色レーザ光の一部を吸収して緑色〜黄色に励起発光する複数種の蛍光体（例えばＹＡＧ系蛍光体、あるいはＢＡＭ（BaMgAl10O17）等を含む蛍光体等）を含んで構成される。これにより、青色レーザ光源５１からの青色レーザ光を励起光とする緑色〜黄色の励起光と、蛍光体５７により吸収されず透過した青色レーザ光とが合わされて、白色（疑似白色）の照明光となる。本構成例のように、半導体発光素子を励起光源として用いれば、高い発光効率で高強度の白色光が得られ、さらに、白色光の強度を容易に調整できる。しかも、白色光の色温度、色度の変化は少なくなる。 The phosphor 57 absorbs a part of the blue laser light from the blue laser light source 51 and emits a plurality of kinds of phosphors (for example, YAG phosphor, BAM (BaMgAl 10 O 17 ), etc. that emits green and yellow light. Including phosphors). Thereby, the green to yellow excitation light using the blue laser light from the blue laser light source 51 as excitation light and the blue laser light transmitted without being absorbed by the phosphor 57 are combined to produce white (pseudo white) illumination light. It becomes. If a semiconductor light emitting element is used as an excitation light source as in this configuration example, high intensity white light can be obtained with high luminous efficiency, and the intensity of white light can be easily adjusted. In addition, changes in the color temperature and chromaticity of white light are reduced.

なお、青色レーザ光源５１、蛍光体５７、およびこれらを接続する光ファイバ４５Ａは、例えば、日亜化学工業社製の「マイクロホワイト」（商品名）を用いることができる。   For example, “Micro White” (trade name) manufactured by Nichia Corporation can be used for the blue laser light source 51, the phosphor 57, and the optical fiber 45A connecting them.

また、光偏向・拡散部材５９は、紫色レーザ光源５３からのレーザ光を透過させる材料であればよく、例えば透光性を有する樹脂材料やガラス等が用いられる。さらには、光偏向・拡散部材５９は、樹脂材料やガラスの表面等に、微小凹凸や屈折率の異なる粒子（フィラー等）を混在させた光拡散層を設けた構成や、半透明体の材料を用いた構成としてもよい。これにより、光偏向・拡散部材５９から出射する透過光は、所定の照射領域内で光量が均一化された狭帯域波長の照明光となる。   The light deflection / diffusion member 59 may be any material that transmits the laser light from the violet laser light source 53. For example, a light-transmitting resin material or glass is used. Furthermore, the light deflection / diffusion member 59 has a configuration in which a light diffusion layer in which fine irregularities and particles (fillers, etc.) having different refractive indexes are mixed on a resin material or glass surface, or a semi-transparent material. It is good also as a structure using. Thereby, the transmitted light emitted from the light deflection / diffusion member 59 becomes illumination light with a narrow band wavelength in which the amount of light is made uniform within a predetermined irradiation region.

なお、蛍光体５７と光偏向・拡散部材５９は、レーザ光の可干渉性により生じるスペックルに起因して、撮像の障害となるノイズの重畳や、動画像表示を行う際のちらつきの発生等の現象を防ぐことができる。また、蛍光体５７は、蛍光体を構成する蛍光物質と、充填剤となる固定・固化用樹脂との屈折率差を考慮して、蛍光物質そのものと充填剤に対する粒径を、赤外域の光に対して吸収が小さく、かつ散乱が大きい材料で構成することが好ましい。これにより、赤色や赤外域の光に対して光強度を落とすことなく散乱効果が高められ、凹レンズ等の光路変更手段が不要となり、光学的損失が小さくなる。   Note that the phosphor 57 and the light deflecting / diffusing member 59 are caused by speckle generated by the coherence of the laser light, noise superposition, which is an obstacle to imaging, flickering when performing moving image display, etc. Can be prevented. In addition, the phosphor 57 takes into account the difference in refractive index between the phosphor constituting the phosphor and the fixing / solidifying resin serving as the filler, and the particle size of the phosphor itself and the filler is set to the light in the infrared region. In contrast, it is preferable to use a material that has low absorption and high scattering. As a result, the scattering effect is enhanced without reducing the light intensity with respect to light in the red or infrared region, and an optical path changing means such as a concave lens becomes unnecessary, and the optical loss is reduced.

図３は、紫色レーザ光源５３からのレーザ光と、青色レーザ光源５１からの青色レーザ光および青色レーザ光が蛍光体５７により波長変換された後の光の発光スペクトルを示すグラフである。紫色レーザ光源５３からの紫色レーザ光は、中心波長４０５ｎｍの輝線（プロファイルＡ）で表される。また、青色レーザ光源５１からの青色レーザ光は、中心波長４４５ｎｍの輝線で表され、青色レーザ光による蛍光体５７からの励起発光光は、概ね４５０ｎｍ〜７００ｎｍの波長帯域で発光強度が増大する分光強度分布となる（プロファイルＢ）。この励起発光光と青色レーザ光によるプロファイルＢによって、前述した白色光が形成される。   FIG. 3 is a graph showing the emission spectrum of the laser light from the violet laser light source 53 and the light after the wavelength conversion of the blue laser light and the blue laser light from the blue laser light source 51 is performed by the phosphor 57. The violet laser light from the violet laser light source 53 is represented by an emission line (profile A) having a center wavelength of 405 nm. The blue laser light from the blue laser light source 51 is represented by a bright line having a central wavelength of 445 nm, and the excitation light emitted from the phosphor 57 by the blue laser light has a spectrum whose emission intensity increases in a wavelength band of approximately 450 nm to 700 nm. Intensity distribution (profile B). The white light described above is formed by the profile B of the excitation emission light and the blue laser light.

ここで、本明細書でいう白色光とは、厳密に可視光の全ての波長成分を含むものに限らず、例えばＲ，Ｇ，Ｂ等、特定の波長帯の光を含むものであればよく、例えば、緑色から赤色にかけての波長成分を含む光や、青色から緑色にかけての波長成分を含む光等も広義に含むものとする。   Here, the white light referred to in this specification is not limited to one that strictly includes all wavelength components of visible light, and may be any light that includes light in a specific wavelength band such as R, G, and B, for example. For example, light including a wavelength component from green to red, light including a wavelength component from blue to green, and the like are included in a broad sense.

つまり、この内視鏡装置１００では、プロファイルＡとプロファイルＢとの発光強度を相対的に増減して照明光を生成するので、プロファイルＡ，Ｂの混合比率に応じて特性の異なる照明光を得ることができる。   That is, in the endoscope apparatus 100, the illumination light is generated by relatively increasing / decreasing the light emission intensities of the profile A and the profile B, so that the illumination light having different characteristics according to the mixing ratio of the profiles A and B is obtained. be able to.

再び図２に戻り説明する。上記のように青色レーザ光源５１と蛍光体５７、および紫色レーザ光源５３により形成される照明光は、内視鏡１１の先端部から被検体の被観察領域に向けて照射される。そして、照明光が照射された被観察領域の様子を撮像レンズ６１により撮像素子２１上に結像させて撮像する。   Returning again to FIG. The illumination light formed by the blue laser light source 51, the phosphor 57, and the violet laser light source 53 as described above is emitted from the distal end portion of the endoscope 11 toward the observation region of the subject. Then, the state of the observation region irradiated with the illumination light is imaged on the imaging element 21 by the imaging lens 61 and imaged.

撮像後に撮像素子２１から出力される画像信号は、Ａ／Ｄ変換器６３によりデジタル信号に変換されて、プロセッサ４３の画像処理部６５に入力される。画像処理部６５では、入力された画像信号を画像データに変換して適宜な画像処理を行い、所望の出力用画像情報を生成する。そして、得られた画像情報は、制御部６７を通じて内視鏡観察画像として表示部１５に表示される。また、必要に応じて、メモリやストレージ装置からなる記録装置６９に記録する。   An image signal output from the image sensor 21 after imaging is converted into a digital signal by the A / D converter 63 and input to the image processing unit 65 of the processor 43. The image processing unit 65 converts the input image signal into image data, performs appropriate image processing, and generates desired output image information. Then, the obtained image information is displayed on the display unit 15 as an endoscopic observation image through the control unit 67. Moreover, it records on the recording device 69 which consists of a memory and a storage apparatus as needed.

記録装置６９は、プロセッサ４３に内蔵されてもよく、プロセッサ４３にネットワークを介して接続されていてもよい。記録装置６９に記録される内視鏡観察画像の情報には、撮像時の光量比の情報を併せて記録する。これにより、記録された内視鏡観察画像に対して内視鏡観察後に正確な読影が行え、また、光量比に応じて、画像を標準化する等の適宜な画像処理を施すこともでき、内視鏡観察画像の活用範囲を拡げることができる。特に、分光の異なる光量比の複数枚の情報をもとに、擬似的にバンド数（Ｒ，Ｇ，Ｂ）を増して分光反射率推定を行えば、より微少な色差の分離が可能になる。   The recording device 69 may be built in the processor 43 or may be connected to the processor 43 via a network. The information of the endoscopic observation image recorded in the recording device 69 is recorded together with the information on the light amount ratio at the time of imaging. As a result, it is possible to accurately interpret the recorded endoscopic observation image after endoscopic observation, and to perform appropriate image processing such as standardizing the image according to the light amount ratio. The range of utilization of endoscopic observation images can be expanded. In particular, if the spectral reflectance estimation is performed by artificially increasing the number of bands (R, G, B) based on information on a plurality of light amounts with different spectral ratios, it is possible to separate finer color differences. .

図４に画像処理部の詳細ブロック図を示した。画像処理部６５に入力される撮像素子２１からの画像信号は、まず輝度算出部６５ａに入力される。輝度算出部６５ａは、画像信号の最大輝度、最低輝度、画面平均輝度等の輝度情報を求め、輝度の正規化を行う。そして、画像信号の輝度が低すぎる場合や高すぎる場合は光源制御部５５に補正信号を出力して、画像信号が所望の輝度レベルになるように、各光源５１，５３の発光量を増減させる。   FIG. 4 shows a detailed block diagram of the image processing unit. The image signal from the image sensor 21 input to the image processing unit 65 is first input to the luminance calculation unit 65a. The luminance calculation unit 65a obtains luminance information such as the maximum luminance, the minimum luminance, and the screen average luminance of the image signal, and normalizes the luminance. If the luminance of the image signal is too low or too high, a correction signal is output to the light source control unit 55 to increase or decrease the light emission amounts of the light sources 51 and 53 so that the image signal has a desired luminance level. .

次に、色合わせ部６５ｂは、正規化された画像データに対し、画像の色調が所望の色調となるように調整する。例えば画像信号がＲ，Ｇ，Ｂ各色の信号からなる場合、Ｒ，Ｇ，Ｂ各色の信号の強度バランスを調整する。上記の光源装置４１においては、光源制御部５５により、青色レーザ光源５１と紫色レーザ光源５３の発光量をそれぞれ制御して、青色レーザ光源５１の出射光と紫色レーザ光源５３の出射光との光量比を任意に変更可能に構成している。そのため、設定される光量比に応じて照明光の色味や合計照度が変化する場合があるので、輝度算出部６５ａや色合わせ部６５ｂは、設定される光量比に応じて画像信号を補正し、観察画像の色調や輝度を所定の一定レベルに維持させている。   Next, the color matching unit 65b adjusts the normalized image data so that the color tone of the image becomes a desired color tone. For example, when the image signal is composed of R, G, and B color signals, the intensity balance of the R, G, and B color signals is adjusted. In the light source device 41, the light source control unit 55 controls the light emission amounts of the blue laser light source 51 and the violet laser light source 53, respectively, and the light amounts of the emitted light from the blue laser light source 51 and the emitted light from the violet laser light source 53. The ratio can be arbitrarily changed. Therefore, since the color of the illumination light and the total illuminance may change according to the set light amount ratio, the luminance calculation unit 65a and the color matching unit 65b correct the image signal according to the set light amount ratio. The color tone and brightness of the observation image are maintained at a predetermined constant level.

そして、画像演算部６５ｃでは、予め定めた、又は実施要求のあった画像演算を行い、その結果を表示画像生成部６５ｄにおいて出力用画像情報を生成して制御部６７に出力する。   Then, the image calculation unit 65c performs a predetermined or requested image calculation, and the display image generation unit 65d generates image information for output and outputs it to the control unit 67.

次に、上記の内視鏡装置１００を、特殊光観察として、生体組織表層の血管画像の観察に利用する例を説明する。
図５は生体組織の粘膜表層の血管を模式的に表した説明図である。生体組織の粘膜表層は、粘膜深層の血管Ｂ１から樹脂状血管網等の毛細血管Ｂ２が粘膜表層までの間に形成され、生体組織の病変はその毛細血管Ｂ２等の微細構造に現れることが報告されている。そこで近年では、内視鏡装置を用いて、特定の狭帯域の波長光により粘膜表層の毛細血管を画像強調して観察し、微小病変の早期発見や、病変範囲の診断が試みられている。 Next, an example will be described in which the above-described endoscope apparatus 100 is used for observation of blood vessel images on the surface of a living tissue as special light observation.
FIG. 5 is an explanatory view schematically showing blood vessels on the mucous membrane surface layer of a living tissue. It is reported that the surface layer of the mucosa of the living tissue is formed between the blood vessel B1 of the deep mucosa and the capillary blood vessel B2 such as a resinous vascular network to the surface layer of the mucosa, and the lesion of the living tissue appears in the fine structure such as the capillary blood vessel B2. Has been. Therefore, in recent years, an endoscopic device is used to observe a capillary blood vessel on the surface of the mucosa with a specific narrow-band wavelength light to observe the image, thereby early detection of a minute lesion and diagnosis of a lesion area have been attempted.

ところで、生体組織に照明光が入射されると、入射光は生体組織内を拡散的に伝播するが、生体組織の吸収・散乱特性は波長依存性を有しており、短波長ほど散乱特性が強くなる傾向がある。つまり、照明光の波長によって光の深達度が変化する。一方、血管中を流れる血液は４００〜４２０ｎｍ付近の波長に吸収の極大を持ち、大きなコントラストが得られる。例えば、照明光が波長４００ｎｍ付近の波長域λａでは粘膜表層の毛細血管からの血管情報が得られ、波長５００ｎｍ付近の波長域λｂでは、さらに深層の血管を含む血管情報が得られる。そのため、生体組織表層の血管観察には、中心波長３６０〜８００ｎｍ、好ましくは３６５〜５１５ｎｍ、さらに好ましくは中心波長４００ｎｍ〜４７０ｎｍの光源が用いられる。   By the way, when illumination light is incident on a living tissue, the incident light propagates diffusively in the living tissue, but the absorption and scattering characteristics of the living tissue have wavelength dependence, and the shorter the wavelength, the more the scattering characteristics. There is a tendency to become stronger. That is, the depth of light changes depending on the wavelength of illumination light. On the other hand, blood flowing in blood vessels has a maximum absorption at a wavelength in the vicinity of 400 to 420 nm, and a large contrast can be obtained. For example, blood vessel information from capillaries on the mucosal surface layer is obtained when the illumination light is in the wavelength region λa near the wavelength of 400 nm, and blood vessel information including deeper blood vessels is obtained in the wavelength region λb near the wavelength of 500 nm. Therefore, a light source having a central wavelength of 360 to 800 nm, preferably 365 to 515 nm, and more preferably a central wavelength of 400 nm to 470 nm is used for blood vessel observation on the surface of the living tissue.

したがって、図６に内視鏡装置による観察画像の概略的な表示例を示すように、照明光を白色光とした場合の観察画像では、比較的粘膜深層の血管像が得られる反面、粘膜表層の微細な毛細血管はぼやけて見える。一方、短波長のみの狭帯域化した照明光とした場合の観察画像では、粘膜表層の微細な毛細血管が鮮明に見えるようになる。   Therefore, as shown in FIG. 6 which shows a schematic display example of the observation image by the endoscope apparatus, the observation image when the illumination light is white light can obtain a relatively deep mucosal blood vessel image, but the mucosal surface layer. The fine capillaries appear blurry. On the other hand, in the observation image when the illumination light is narrowed only with a short wavelength, fine capillaries on the surface of the mucosa can be seen clearly.

本構成例では、内視鏡装置１００の光源制御部５５（図２参照）により、中心波長４４５ｎｍの青色レーザ光源５１と、中心波長４０５ｎｍの紫色レーザ光源５３による出射光の光量比を変更自在にしている。光量比の変更は、例えば図１に示す内視鏡１１の操作部２３に設けたスイッチ８９の操作により行い、粘膜表層の毛細血管をより観察しやすいように画像強調することができる。つまり、青色レーザ光源５１による青色レーザ光成分が多い場合は、この青色レーザ光と、蛍光体５７による励起発光光とによる白色光成分が多い照明光となり、図６の白色光観察画像のような観察画像が得られる。ただし、狭帯域光である青色レーザ光が照明光に混在しているので、表層の毛細血管が画像強調された観察画像となる。   In this configuration example, the light source control unit 55 (see FIG. 2) of the endoscope apparatus 100 can change the light quantity ratio of the emitted light by the blue laser light source 51 having the center wavelength of 445 nm and the violet laser light source 53 having the center wavelength of 405 nm. ing. The change in the light quantity ratio can be performed, for example, by operating a switch 89 provided in the operation unit 23 of the endoscope 11 shown in FIG. 1, and the image can be enhanced so that the capillary blood vessels on the surface of the mucosa can be more easily observed. That is, when there are many blue laser light components by the blue laser light source 51, it becomes illumination light with many white light components by this blue laser light and the excitation light emission by the fluorescent substance 57, and is like the white light observation image of FIG. An observation image is obtained. However, since blue laser light, which is narrow-band light, is mixed in the illumination light, an observation image in which the surface capillary is image-enhanced is obtained.

また、紫色レーザ光源５３による紫色レーザ光成分が多い場合は、図６の狭帯域光観察画像のような観察画像が得られる。そして、青色レーザ光源５１と紫色レーザ光源５３の出射光の光量比を増減させることで、つまり、全照明光成分に対する紫色レーザ光成分の割合を増減させることで、粘膜表層の微細な毛細血管を連続的に強調表示させた観察が行える。   When the violet laser light component by the violet laser light source 53 is large, an observation image such as the narrow-band light observation image in FIG. 6 is obtained. Then, by increasing / decreasing the light quantity ratio of the emitted light of the blue laser light source 51 and the purple laser light source 53, that is, by increasing / decreasing the ratio of the purple laser light component to the total illumination light component, Observation with continuous highlighting can be performed.

したがって、紫色レーザ光成分が多いほど、粘膜表層の薄い深さ領域に含まれる微細な毛細血管が観察画像に鮮明に映出され、紫色レーザ光成分が少なくなるにつれて、粘膜表層から深層に向けた広い深さ領域に含まれる血管情報が映出される。これにより、粘膜表層から深さ方向の血管分布を擬似的に表示させることができ、観察部位の深さ方向の血管情報を各深さ範囲に対応して連続的した情報として抽出することができる。特に本構成例では、青色レーザ光により得られる血管情報と、紫色レーザ光により得られるさらに表層の血管情報とが共に抽出され、これら情報の画像表示によって双方を比較できるので、青色レーザ光では観察できなかったより表層の血管を含む血管情報を、視認性を高めて観察することができる。   Therefore, as the violet laser light component increases, the fine capillaries contained in the thin depth region of the mucosal surface layer are clearly displayed in the observation image, and as the violet laser light component decreases, the mucosal surface layer moves toward the deep layer. Blood vessel information included in a wide depth region is displayed. Thereby, the blood vessel distribution in the depth direction can be displayed from the mucous membrane surface layer, and the blood vessel information in the depth direction of the observation site can be extracted as continuous information corresponding to each depth range. . In particular, in this configuration example, blood vessel information obtained by blue laser light and blood vessel information on the surface layer obtained by purple laser light are extracted together, and both of them can be compared by image display of these information. It is possible to observe the blood vessel information including the blood vessels on the surface layer, which has not been able to be performed, with improved visibility.

また、撮像素子２１が配置される電子内視鏡の先端部３５（図１参照）では、近年の高画素化、フレーム速度の高速化等、消費電力の増大とともに発熱量が上昇しており、先端部３５から出射可能な光も制限を受ける。この中で、各光源の光量比を変更することにより、照明光の総光量を抑制しつつ、必要な発光を増加させることは、例えば画像処理のみに頼って、結果的にノイズの多い画像しか得られない等の問題を解消できる。   In addition, at the distal end portion 35 (see FIG. 1) of the electronic endoscope in which the image pickup device 21 is disposed, the heat generation amount is increasing with the increase in power consumption such as the recent increase in the number of pixels and the increase in the frame speed. The light that can be emitted from the tip 35 is also limited. Among these, by changing the light quantity ratio of each light source and suppressing the total light quantity of the illumination light, increasing the necessary light emission depends on, for example, only image processing, resulting in only a noisy image. Problems such as inability to obtain can be solved.

ここで、図７Ａ，図７Ｂ、図７Ｃに内視鏡装置１００により同一の光量で同様の画像処理条件の下で観察した唇内側の拡大画像を示した。同図においては、中心波長４４５ｎｍの青色レーザ光と蛍光体の励起発光光からなる白色照明光による観察画像（図７Ａ）と、中心波長４０５ｎｍの紫色レーザ光と中心波長４４５ｎｍの青色レーザ光との光量比を５０：５０とした場合の観察画像（図７Ｂ）と、中心波長４０５ｎｍの紫色レーザ光と中心波長４４５ｎｍとの光量比を７５：２５とした場合の観察画像（図７Ｃ）を示している。なお、図７Ｂ，図７Ｃにおいても中心波長４４５ｎｍの青色レーザ光を励起光とする蛍光体からの励起発光光が照明光に含まれている。   Here, FIGS. 7A, 7B, and 7C show enlarged images of the inner side of the lips observed under the same image processing conditions with the same light amount by the endoscope apparatus 100. FIG. In the figure, an observation image (FIG. 7A) of white illumination light composed of blue laser light having a central wavelength of 445 nm and excitation light emitted from a phosphor, a violet laser light having a central wavelength of 405 nm, and a blue laser light having a central wavelength of 445 nm. An observation image (FIG. 7B) when the light amount ratio is 50:50 and an observation image (FIG. 7C) when the light amount ratio between the violet laser beam having the center wavelength of 405 nm and the center wavelength of 445 nm is 75:25 are shown. Yes. 7B and 7C, the illumination light includes excitation light emitted from a phosphor that uses blue laser light having a central wavelength of 445 nm as excitation light.

図７の観察画像は、照明光の波長によりａ→ｂ→ｃの順で表層からの観察深さが浅くなり、微細な毛細血管の映出量が増加している。つまり、照明光内における紫色レーザ光の割合を増加させるほど表層の毛細血管がより強調された画像が得られ、粘膜表層の毛細血管および粘膜微細模様を、コントラストを高めてより明瞭に観察することができる。また、青色レーザ光と紫色レーザ光の光量比を無段階で自在に変更できるため、連続的に光量比を変えた際の観察画像の変化から、粘膜表層における立体的な血管構造を推察したり、所望の観察対象を選択的に明瞭に映出させたりすることが容易に行える。   In the observation image of FIG. 7, the observation depth from the surface layer becomes shallower in the order of a → b → c depending on the wavelength of the illumination light, and the amount of projection of fine capillaries is increased. In other words, an image in which the capillaries on the surface layer are more emphasized as the proportion of the violet laser light in the illumination light is increased, and the capillaries and fine patterns on the mucosal layer are observed more clearly with increased contrast. Can do. In addition, the light quantity ratio of blue laser light and violet laser light can be freely changed in a stepless manner, so that the three-dimensional blood vessel structure in the surface layer of the mucosa can be inferred from changes in the observed image when the light quantity ratio is continuously changed. It is easy to selectively and clearly project a desired observation target.

以上説明した紫色レーザ光の狭帯域光による照明と、白色光による照明によって得られる観察画像は、フレーム毎に瞬時に切り替えることができる。図８は、内視鏡の術者が内視鏡挿入部を被検体内で移動させ、所望の観察位置で狭帯域光による観察を行い、次の観察位置へ移動させる際の、表示部１５（図１，２参照）の表示画像の様子を概略的に示している。   The observation image obtained by the illumination with the narrow-band light of the violet laser light described above and the illumination with the white light can be switched instantaneously for each frame. FIG. 8 shows the display unit 15 when the endoscope operator moves the endoscope insertion portion within the subject, performs observation with narrowband light at a desired observation position, and moves to the next observation position. The appearance of the display image (see FIGS. 1 and 2) is schematically shown.

白色光観察（通常光観察）による通常の表示画像から狭帯域光観察（特殊光観察）による表示画像への切り替え、およびこれと逆方向への切り替えは、撮像素子２１の撮像画像（Ｒ，Ｇ，Ｂ三色のフルカラー画像）１フレーム単位でも切り替えが可能である。このため、内視鏡挿入部を移動させながら観察する場合であっても、リアルタイムで色ずれのない画像を表示でき、術者に違和感を生じさせることがない。つまり、内視鏡の素早い動きに対しても確実に追従する良好な観察画像を提供でき、内視鏡装置の操作性を向上できる。   Switching from a normal display image by white light observation (normal light observation) to a display image by narrow-band light observation (special light observation) and switching in the opposite direction are performed by the captured image (R, G) of the image sensor 21. , B three-color full-color image) switching is possible even in units of one frame. For this reason, even when observing while moving the endoscope insertion portion, an image without color misregistration can be displayed in real time without causing the operator to feel uncomfortable. That is, it is possible to provide a good observation image that reliably follows the quick movement of the endoscope, and to improve the operability of the endoscope apparatus.

次に、青色レーザ光と紫光レーザ光の光量比の設定について説明する。
上記の説明において、図２に示す青色レーザ光源５１、紫色レーザ光源５３からの出射光の光量比を、入力部１７からの指示により光源制御部５５が任意に設定できるとした。ここでは、予め複数種の光量比を登録しておき、入力部１７からいずれかの光量比を指定する場合を説明する。 Next, setting of the light amount ratio between the blue laser beam and the violet laser beam will be described.
In the above description, it is assumed that the light source control unit 55 can arbitrarily set the light quantity ratio of the emitted light from the blue laser light source 51 and the violet laser light source 53 shown in FIG. Here, a case where a plurality of types of light quantity ratios are registered in advance and one of the light quantity ratios is designated from the input unit 17 will be described.

例えば、血管画像の内視鏡観察においては、内視鏡の術者毎に青レーザ光と紫色レーザ光の光量比の嗜好が異なることがある。例えば、術者Ａは紫色レーザ光λａ、青色レーザ光λｂの光量比を６０：４０とした観察画像を好ましく感じ、術者Ｂは７５：２５の光量比を好ましく感じる等、嗜好による違いが生じることがある。その場合、図９に示すように、キー情報となる術者名と、術者の好みの光量比とを関係付けた光量比情報を、記憶部８３（図２参照）等に光量比テーブルとして予め登録しておく。そして、入力部１７から術者名に対応する情報が入力されると、制御部６７は、記憶部８３の光量比テーブルを参照して所望の光量比を自動的に設定する。これにより、内視鏡の術者の嗜好に応じた光量比に設定できる。   For example, in endoscopic observation of blood vessel images, the preference of the light quantity ratio of blue laser light and violet laser light may differ for each operator of the endoscope. For example, the operator A feels favorable for an observation image in which the light quantity ratio between the violet laser light λa and the blue laser light λb is 60:40, and the operator B feels a light quantity ratio of 75:25. Sometimes. In this case, as shown in FIG. 9, the light quantity ratio information that associates the surgeon's name as key information with the preferred light quantity ratio of the surgeon is stored in the storage unit 83 (see FIG. 2) as a light quantity ratio table. Register in advance. Then, when information corresponding to the operator name is input from the input unit 17, the control unit 67 automatically sets a desired light amount ratio with reference to the light amount ratio table of the storage unit 83. Thereby, it can set to the light quantity ratio according to the operator's preference of an endoscope.

また、内視鏡の個体によっても光学特性が異なる場合があるので、上記キー情報とした術者名に代えて、内視鏡の個体を識別する個体識別情報をキー情報としてもよい。その場合、内視鏡の個体毎に付与された番号、機種名等を用いて、これに対応する光量比の情報を光量比テーブルとして予め登録しておく。これにより、内視鏡の個体毎の種類や特性に応じて、最適な光量比に設定することができる。   Since the optical characteristics may vary depending on the individual of the endoscope, individual identification information for identifying the individual of the endoscope may be used as the key information instead of the operator name used as the key information. In that case, information on the light quantity ratio corresponding to the number, model name, etc. given to each individual endoscope is registered in advance as a light quantity ratio table. Thereby, the optimal light quantity ratio can be set according to the type and characteristics of each endoscope.

次に、光源制御部５５の制御による第１および第２の青色レーザ光源９１Ａ，９１Ｂの切替制御について説明する。   Next, switching control of the first and second blue laser light sources 91A and 91B by the control of the light source control unit 55 will be described.

通常光観察の場合、第１および第２の青色レーザ光源９１Ａ，９１Ｂが同時に点灯されて合波される。そして、青色レーザ光源５１から発せられる青色レーザ光が白色光の励起光として蛍光体５７に照射され、蛍光体５７から発せられる白色光が被検体に照射される。通常光観察の場合の白色光は、特殊光観察の場合の白色光と比べて高光量が必要となる。従って、通常光観察の場合には、第１および第２の青色レーザ光源９１Ａ，９１Ｂの両方を点灯し、高光量の白色光を発生する。   In the case of normal light observation, the first and second blue laser light sources 91A and 91B are simultaneously turned on and combined. The blue laser light emitted from the blue laser light source 51 is irradiated to the phosphor 57 as white light excitation light, and the subject is irradiated with white light emitted from the phosphor 57. White light in the case of normal light observation requires a higher amount of light than white light in the case of special light observation. Therefore, in the case of normal light observation, both the first and second blue laser light sources 91A and 91B are turned on to generate a high amount of white light.

一方、特殊光観察、例えば、粘膜表層血管を観察する場合、青色レーザ光源５１から発せられる励起光としての青色レーザ光と、紫色レーザ光源５３から発せられる紫色レーザ光とが所定の光量比率で点灯され、白色光と紫色レーザ光とが同時に被検体に照射される。特殊光観察の場合の白色光は、光量比率に応じて、通常光観察の場合の白色光よりも低光量とする必要がある。そのため、本実施形態では、第１の青色レーザ光源９１Ａのみを点灯、第２の青色レーザ光源９１Ｂを消灯して、白色光の光量を低減する。   On the other hand, in special light observation, for example, when observing a mucous membrane surface blood vessel, blue laser light as excitation light emitted from the blue laser light source 51 and violet laser light emitted from the violet laser light source 53 are lit at a predetermined light amount ratio. Then, the subject is irradiated with white light and violet laser light simultaneously. The white light in the case of special light observation needs to have a lower light amount than the white light in the case of normal light observation according to the light amount ratio. Therefore, in the present embodiment, only the first blue laser light source 91A is turned on and the second blue laser light source 91B is turned off to reduce the amount of white light.

ここで、青色レーザ光、つまり、白色光の発光量を制御するために、青色レーザ光を変調制御するのではなく、点灯する青色レーザ光源の個数を切り替える理由について説明する。   Here, the reason for switching the number of blue laser light sources to be lit instead of modulating the blue laser light to control the emission amount of blue laser light, that is, white light will be described.

図１０は、レーザ光源の変調制御部と撮像素子の撮像制御部との関係を表す一例の概念図である。内視鏡装置１００では、撮像制御部６４により、撮像装置２１における電子シャッタのオンタイミング、撮像信号の読み出しのタイミング等が制御される。そして、変調制御部５６により、各々のレーザ光源の発光タイミングが、撮像素子２１における電子シャッタのオンタイミングに同期するように制御される。   FIG. 10 is a conceptual diagram illustrating an example of the relationship between the modulation control unit of the laser light source and the imaging control unit of the image sensor. In the endoscope apparatus 100, the imaging control unit 64 controls the on timing of the electronic shutter in the imaging apparatus 21, the timing of reading the imaging signal, and the like. Then, the light emission timing of each laser light source is controlled by the modulation control unit 56 so as to be synchronized with the on-timing of the electronic shutter in the image sensor 21.

図１１（Ａ）および（Ｂ）は、撮像素子における電子シャッタのオンタイミングとレーザ光源の発光タイミングとの関係を表す一例のタイミング図である。同図（Ａ）に示すように、撮像素子２１では、１フレーム時間毎に、電子シャッタのオンタイミングで受光した光による電荷の蓄積が行われる。一方、レーザ光源からは、撮像素子２１の電子シャッタのオンタイミングに合わせて照明光が照射される。特殊光観察の場合、青色レーザ光源５１から発せられる青色レーザ光と紫色レーザ光源５３から発せられる紫色レーザ光が混合されて同時に照射される。   FIGS. 11A and 11B are timing charts showing an example of the relationship between the on timing of the electronic shutter in the image sensor and the light emission timing of the laser light source. As shown in FIG. 5A, in the image pickup device 21, charge is accumulated by light received at the on timing of the electronic shutter every frame time. On the other hand, illumination light is emitted from the laser light source in accordance with the on timing of the electronic shutter of the image sensor 21. In the case of special light observation, blue laser light emitted from the blue laser light source 51 and violet laser light emitted from the violet laser light source 53 are mixed and irradiated simultaneously.

特殊光観察の場合には、前述のように、白色光の発光量、つまり、青色レーザ光の発光量を小さくする必要がある。しかし、同図（Ｂ）に示すように、例えば、青色レーザ光のパルス幅のみを短くして青色レーザ光の発光量を小さくすると、電子シャッタのオンタイミングの期間中に白色光による撮像画像が存在する期間と存在しない期間が発生するために、観察画像として動画を撮影している場合には画面がちらつく（白色光画像が見えたり見えなくなったりを繰り返す）という問題が発生する。   In the case of special light observation, as described above, it is necessary to reduce the amount of white light, that is, the amount of blue laser light. However, as shown in FIG. 5B, for example, when only the blue laser light pulse width is shortened to reduce the amount of blue laser light emission, a captured image of white light is displayed during the on-timing period of the electronic shutter. Since an existing period and a non-existing period occur, there is a problem that the screen flickers (a white light image is repeatedly visible or invisible) when a moving image is taken as an observation image.

従って、青色レーザ光と紫色レーザ光とで異なる変調制御を行って、例えば、上記のように青色レーザ光のパルス幅のみを短くすることによって青色レーザ光の発光量を小さくすることはできない。つまり、青色レーザ光の発光量を制御するために、青色レーザ光と紫色レーザ光とで異なる変調制御を行うことはできない。そのため、内視鏡装置１００では、前述のように、第１の青色レーザ光源９１Ａのみを点灯、第２の青色レーザ光源９１Ｂを消灯することによって、白色光の光量を低減する。   Therefore, it is not possible to reduce the emission amount of the blue laser light by performing different modulation control for the blue laser light and the violet laser light and shortening only the pulse width of the blue laser light as described above, for example. In other words, in order to control the emission amount of the blue laser light, different modulation control cannot be performed for the blue laser light and the violet laser light. Therefore, in the endoscope apparatus 100, as described above, only the first blue laser light source 91A is turned on and the second blue laser light source 91B is turned off to reduce the amount of white light.

既に述べたように、特殊光観察の場合に、白色光の光量を低減するために、第１および第２の青色レーザ光源９１Ａ，９１Ｂの両方を点灯したままの状態で青色レーザ光源５１の駆動電流量を低減すると、光量比率によっては、第１および第２の青色レーザ光源９１Ａ，９１Ｂの駆動電流量が大幅に減少して、レーザ光源の駆動電流量が絶対最小定格を下回ってしまい、第１および第２の青色レーザ光源９１Ａ，９１Ｂから安定した青色レーザ光を発生させることができなくなる場合がある。   As already described, in the case of special light observation, in order to reduce the amount of white light, the blue laser light source 51 is driven while both the first and second blue laser light sources 91A and 91B are turned on. When the current amount is reduced, depending on the light quantity ratio, the driving current amounts of the first and second blue laser light sources 91A and 91B are significantly reduced, and the driving current amount of the laser light source is below the absolute minimum rating. Stable blue laser light may not be generated from the first and second blue laser light sources 91A and 91B in some cases.

これに対し、上記のように、第１の青色レーザ光源９１Ａのみを点灯し、第２の青色レーザ光源９１Ｂを消灯した場合に第１の青色レーザ光源９１Ａに供給される電流量は、第１および第２の青色レーザ光源９１Ａ，９１Ｂの両方を点灯した場合に第１の青色レーザ光源９１Ａに供給される電流量と比べて、見かけ上、２倍の電流量に増加される。そのため、白色光の発光量を低減するために、駆動電流量が低減された場合であっても、青色レーザ光源５１から安定した青色レーザ光を発生させやすくなる。   On the other hand, as described above, when only the first blue laser light source 91A is turned on and the second blue laser light source 91B is turned off, the amount of current supplied to the first blue laser light source 91A is as follows. When both the second blue laser light sources 91A and 91B are turned on, the current amount is apparently doubled compared to the current amount supplied to the first blue laser light source 91A. Therefore, even when the amount of drive current is reduced in order to reduce the amount of white light emitted, stable blue laser light can be easily generated from the blue laser light source 51.

図１２は、第１の青色レーザ光源９１Ａのみを点灯する場合（１灯方式）、ならびに、第１および第２の青色レーザ光源９１Ａ，９１Ｂの両方を点灯する場合（２灯方式）について、第１および第２の青色レーザ光源９１Ａ，９１Ｂに供給される電流量と発光量との関係を表すグラフである。同図の縦軸は光量、横軸は電流量である。このグラフに示すように、第１および第２の青色レーザ光源９１Ａ，９１Ｂから発せられる青色レーザ光の光量は、ともに駆動電流量に比例して増加する。   FIG. 12 shows the case where only the first blue laser light source 91A is turned on (one lamp method) and the case where both the first and second blue laser light sources 91A and 91B are turned on (two lamp method). It is a graph showing the relationship between the electric current amount supplied to the 1st and 2nd blue laser light sources 91A and 91B, and light emission amount. In the figure, the vertical axis represents the amount of light and the horizontal axis represents the amount of current. As shown in this graph, the amounts of blue laser light emitted from the first and second blue laser light sources 91A and 91B both increase in proportion to the drive current amount.

ここで、１灯方式の場合、第１の青色レーザ光源９１Ａから発せられる青色レーザ光は、電流量Ｐ１maxの時に最大発光量、電流量Ｐ１minの時に最小発光量となり、２灯方式の場合、電流量Ｐ２maxの時に最大発光量、電流量Ｐ２minの時に最小発光量になる。また、電流量Ｐcの時に、２灯方式の場合の最小発光量〜１灯方式の場合の最大発光量の間の中央値となる。最大発光量および最小発光量は、例えば、第１および第２の青色レーザ光源９１Ａ，９１Ｂから安定した青色レーザ光を発生させることができる絶対最大定格および絶対最小定格である。   Here, in the case of the single lamp method, the blue laser light emitted from the first blue laser light source 91A has the maximum light emission amount at the current amount P1max and the minimum light emission amount at the current amount P1min. When the amount is P2max, the maximum light emission amount is obtained, and when the current amount is P2min, the minimum light emission amount is obtained. In addition, when the current amount is Pc, the median value is between the minimum light emission amount in the case of the two-light method and the maximum light emission amount in the case of the one-light method. The maximum light emission amount and the minimum light emission amount are, for example, an absolute maximum rating and an absolute minimum rating that allow stable blue laser light to be generated from the first and second blue laser light sources 91A and 91B.

このグラフに示すように、１灯方式の場合の光量制御範囲（最小発光量〜最大発光量）と２灯方式の場合の光量制御範囲は、２灯方式の場合の最小発光量〜１灯方式の場合の最大発光量の範囲でオーバーラップする。   As shown in this graph, the light amount control range (minimum light emission amount to maximum light emission amount) in the case of one lamp method and the light amount control range in the case of two light method are the minimum light emission amount in the case of two light methods to one light method. In the case of, overlap in the range of the maximum light emission amount.

光源制御部５５は、２灯方式の場合の最小発光量〜１灯方式の場合の最大発光量の間の値を基準発光量として、光源装置４１から出力すべき青色レーザ光の目標発光量が基準発光量よりも大きい場合、２灯方式の場合の合波光の発光量が目標発光量となるように、第１および第２の青色レーザ光源９１Ａ，９１Ｂのそれぞれに、目標発光量に対応する電流量を所定の比率で分割した電流量、例えば、目標発光量に対応する電流量の１／２の電流量を供給して第１および第２の青色レーザ光源９１Ａ，９１Ｂの両方を同一の発光量で点灯し、目標発光量が基準発光量以下である場合、１灯方式の場合の合波光の発光量が目標発光量となるように、第１の青色レーザ光源９１Ａのみに、目標発光量に対応する電流量を供給して第１の青色レーザ光源９１Ａのみを点灯するように制御する。   The light source control unit 55 sets the target light emission amount of the blue laser light to be output from the light source device 41 using a value between the minimum light emission amount in the case of the two-light method and the maximum light emission amount in the case of the one-light method as a reference light emission amount. When the light emission amount is larger than the reference light emission amount, each of the first and second blue laser light sources 91A and 91B corresponds to the target light emission amount so that the light emission amount of the combined light in the two-lamp system becomes the target light emission amount. By supplying a current amount obtained by dividing the current amount by a predetermined ratio, for example, a current amount corresponding to ½ of the current amount corresponding to the target light emission amount, both the first and second blue laser light sources 91A and 91B are the same. When the light emission amount is on and the target light emission amount is equal to or less than the reference light emission amount, the target light emission is performed only on the first blue laser light source 91A so that the light emission amount of the combined light in the case of the one-lamp method becomes the target light emission amount. A first blue laser beam by supplying an amount of current corresponding to the amount Controlled so that only the lights 91A.

ここで、目標発光量が基準発光量よりも大きい場合とは、本実施形態では、例えば、通常光観察の場合であり、目標発光量が基準発光量以下である場合とは、特殊光観察、例えば、粘膜表層血管を観察する場合である。また、基準発光量は、例えば、駆動電流量Ｐcに対応する、２灯方式の場合の最小発光量〜１灯方式の場合の最大発光量の間の中央値とすることが最も望ましい。   Here, when the target light emission amount is larger than the reference light emission amount, in this embodiment, for example, in the case of normal light observation, and when the target light emission amount is equal to or less than the reference light emission amount, special light observation, For example, when observing a mucosal surface blood vessel. In addition, the reference light emission amount is most preferably a median value between the minimum light emission amount in the case of the two-light method and the maximum light emission amount in the case of the one-light method corresponding to the drive current amount Pc, for example.

上記のように、第１および第２の青色レーザ光源９１Ａ，９１Ｂの切替制御を行うことによって、青色レーザ光源５１による光量制御範囲を拡大することができる。つまり、目標光量値が基準発光量よりも大きい場合に２灯方式で光量制御することによって最大発光量を１灯方式の場合の最大発光量よりもさらに大きくすることができる。一方、目標光量が基準発光量以下の場合に１灯方式で光量制御することによって最小発光量を２灯方式の場合の最小発光量よりも更に小さくすることができる。   As described above, by performing switching control of the first and second blue laser light sources 91A and 91B, the light amount control range by the blue laser light source 51 can be expanded. That is, when the target light amount value is larger than the reference light emission amount, the maximum light emission amount can be made larger than the maximum light emission amount in the case of the single light method by controlling the light amount with the two-light method. On the other hand, when the target light quantity is equal to or less than the reference light quantity, the minimum light quantity can be made smaller than the minimum light quantity in the case of the two-light system by controlling the light quantity with the single lamp system.

上記実施形態では、第１および第２の青色レーザ光源９１Ａ，９１Ｂとして、出力最大発光量および出力最小発光量が同一のものを組み合わせているが、出力最大発光量ないし出力最小発光量が異なるレーザ光源を組み合わせて使用することもできる。   In the above embodiment, the first and second blue laser light sources 91A and 91B are combined with the same output maximum light emission amount and output minimum light emission amount, but lasers having different maximum output light emission amount or minimum output light emission amount. A combination of light sources can also be used.

以下、レーザ光源の組合せについて、例えば、出力最大発光量が、相対的に小さいもの（小パワーのレーザ光源）、中くらいのもの（中パワーのレーザ光源）、大きいもの（大パワーのレーザ光源）の３種類のレーザ光源を例に挙げて説明する。   Hereinafter, for combinations of laser light sources, for example, the maximum output light emission amount is relatively small (low power laser light source), medium (medium power laser light source), and large (high power laser light source). These three types of laser light sources will be described as examples.

図１３（Ａ）は、第１および第２の青色レーザ光源として、中パワーの２つのレーザ光源Ｐ１，Ｐ２を使用した場合の一例の概念図、同図（Ｂ）は、同じく、大パワーのレーザ光源Ｐ１と小パワーのレーザ光源Ｐ２を使用した場合の一例の概念図、同図（Ｃ）は、小パワーのレーザ光源Ｐ１と大パワーのレーザ光源Ｐ２を使用した場合の一例の概念図である。これらの図は、それぞれのレーザ光源Ｐ１，Ｐ２の出力最大発光量を線図で示したものである。   FIG. 13A is a conceptual diagram of an example when two medium-power laser light sources P1 and P2 are used as the first and second blue laser light sources, and FIG. The conceptual diagram of an example when the laser light source P1 and the low-power laser light source P2 are used, and FIG. 10C is a conceptual diagram of an example when the low-power laser light source P1 and the high-power laser light source P2 are used. is there. These figures are diagrams showing the maximum output light emission amounts of the respective laser light sources P1 and P2.

これらの図に示すように、中パワーの２つのレーザ光源、もしくは、小パワーのレーザ光源と大パワーのレーザ光源とを適宜組み合わせることによって、いずれも同一の出力最大発光量（Ｐ１＋Ｐ２）を得ることができる。   As shown in these drawings, the same maximum output light emission amount (P1 + P2) can be obtained by appropriately combining two medium power laser light sources or a combination of a low power laser light source and a high power laser light source. Can do.

また、同図（Ｂ）および（Ｃ）は、どちらも小パワーのレーザ光源と大パワーのレーザ光源を組み合わせたものであり、２灯方式の場合に、小パワーおよび大パワー両方のレーザ光源が点灯されることは同じである。しかし、同図（Ｂ）では、１灯方式の場合に、大パワーのレーザ光源のみが点灯され、小パワーのレーザ光源は消灯される。逆に、同図（Ｃ）では、１灯方式の場合に、小パワーのレーザ光源のみが点灯され、大パワーのレーザ光源は消灯される。   In addition, both (B) and (C) in the figure are a combination of a low power laser light source and a high power laser light source. It is the same that it is lit. However, in FIG. 5B, only the high power laser light source is turned on and the low power laser light source is turned off in the single lamp system. Conversely, in FIG. 5C, only the low power laser light source is turned on and the high power laser light source is turned off in the single lamp system.

レーザ光源には、出力最大発光量が小さくなるほど、レーザ光源の駆動電流の絶対最小定格（出力最小発光量）が小さくなるという特性がある。従って、特殊光観察の場合に、１灯のレーザ光源のみを点灯させることによって、レーザ光源に供給される電流量を増加させる場合には、出力最大発光量つまり駆動電流の絶対最小定格が小さいレーザ光源を使用する方が、レーザ光源に供給する電流量が少なくなった場合であっても、安定したレーザ光を出力させやすくなるため望ましい。   The laser light source has a characteristic that the absolute minimum rating (minimum output light amount) of the drive current of the laser light source decreases as the maximum output light emission amount decreases. Therefore, in the case of special light observation, when the amount of current supplied to the laser light source is increased by turning on only one laser light source, a laser with a small output maximum emission amount, that is, an absolute minimum rating of drive current is small. The use of a light source is desirable because it is easy to output stable laser light even when the amount of current supplied to the laser light source is reduced.

一般的に内視鏡装置の光源として用いられるキセノンランプの出力発光量の制御精度（制御分解能）は、約１／４０００である。つまり、キセノンランプの出力発光量を約４０００段階に制御することができる。ただし、キセノンランプ自体の発光量を制御することはできないため、キセノンランプから発せられる光の航路上に、くさび形の開口部を有する遮蔽板を挿入し、その挿入位置に応じて、キセノンランプから発せられる光の通過、遮蔽率を調節することによって、出力発光量を制御している。   Generally, the control accuracy (control resolution) of the output light emission amount of a xenon lamp used as a light source of an endoscope apparatus is about 1/4000. That is, the output light emission amount of the xenon lamp can be controlled in about 4000 steps. However, since the amount of light emitted from the xenon lamp itself cannot be controlled, a shield plate having a wedge-shaped opening is inserted on the route of light emitted from the xenon lamp, and the xenon lamp The amount of emitted light is controlled by adjusting the passage and shielding rate of the emitted light.

これに対して、レーザ光源の発光量の制御精度は、キセノンランプの出力発光量の制御精度よりも少ない約１／２０００である。つまり、レーザ光源から発せられるレーザ光の発光量を約２０００段階に制御することができる。レーザ光源の発光量は、例えば、パルス数制御（ＰＮＭ：Pulse Number Modulation）、パルス密度制御（ＰＤＭ：Pulse Density Modulation）、パルス幅制御（ＰＷＭ：Pulse Width Modulation）、電流値制御等によって、制御することができる。   On the other hand, the control accuracy of the light emission amount of the laser light source is about 1/2000, which is smaller than the control accuracy of the output light emission amount of the xenon lamp. That is, the light emission amount of the laser light emitted from the laser light source can be controlled in about 2000 steps. The amount of light emitted from the laser light source is controlled by, for example, pulse number control (PNM), pulse density control (PDM), pulse width control (PWM), or current value control. be able to.

レーザ光源の発光量の制御精度は、出力最大発光量に依らず一定である。従って、出力最大発光量が小さいレーザ光源の方が、１段階で調節できる発光量が小さいため、この意味でも出力最大発光量が小さいレーザ光源を使用する方が望ましい。   The control accuracy of the light emission amount of the laser light source is constant regardless of the maximum output light emission amount. Therefore, a laser light source with a small maximum output light emission amount has a smaller light emission amount that can be adjusted in one stage. Therefore, it is desirable to use a laser light source with a small maximum output light emission amount in this sense.

従って、図１３（Ａ）に示す中パワーのレーザ光源の組合せを基準とすると、同図（Ｂ）に示す大パワーと小パワーのレーザ光源の組合せは、１灯方式の場合に大パワーのレーザ光源が点灯されるため、中パワーのレーザ光源の組合せよりもレーザ光源の発光量の制御精度は劣る。一方、同図（Ｃ）に示す小パワーと大パワーのレーザ光源の組合せは、１灯方式の場合に小パワーのレーザ光源が点灯されるため、中パワーのレーザ光源の組合せよりもレーザ光源の発光量の制御精度が優れている。   Accordingly, when the combination of medium power laser light sources shown in FIG. 13A is used as a reference, the combination of high power and low power laser light sources shown in FIG. Since the light source is turned on, the control accuracy of the light emission amount of the laser light source is inferior to the combination of the medium power laser light sources. On the other hand, in the combination of the low power and high power laser light sources shown in FIG. 3C, since the low power laser light source is turned on in the case of the single lamp system, the laser light source is more effective than the combination of the medium power laser light sources. The control accuracy of the light emission amount is excellent.

なお、レーザ光源の個数は２個に限定されず、３個以上の場合にも同様にして適用できる。例えば、３個のレーザ光源を組み合わせる場合、中パワーの３個のレーザ光源の組合せ、小パワー、中パワー、中パワーのレーザ光源の組合せ、小パワー、中パワー、大パワーのレーザ光源の組合せ、小パワー、大パワー、大パワーのレーザ光源の組合せ等の各種の組合せが可能である。   Note that the number of laser light sources is not limited to two, and the same can be applied to three or more laser light sources. For example, when three laser light sources are combined, a combination of three medium power laser light sources, a combination of low power, medium power, medium power laser light sources, a combination of small power, medium power, high power laser light sources, Various combinations such as a combination of a low power, a high power, and a high power laser light source are possible.

目標発光量が基準発光量以下である場合には、出力最大発光量が小さい方から順次選択して点灯する。例えば、小パワー、中パワー、大パワーのレーザ光源の組合せの場合には、目標発光量に応じて、小パワー、中パワー、大パワーのレーザ光源の順序で点灯する。例えば、中パワーのレーザ光源の最小発光量〜小パワーのレーザ光源の最大発光量の間の値を第１基準発光量、もしくは、大パワーのレーザ光源の最小発光量〜中パワーのレーザ光源の最大発光量の間の値を第２基準発光量として、目標発光量が第１基準発光量以下である場合には小パワーのレーザ光源のみを点灯し、目標発光量が第１基準発光量よりも大きく第２基準発光量以下である場合には小パワーおよび中パワーのレーザ光源を点灯し、目標発光量が第２基準発光量よりも大きい場合には全てのレーザ光源を点灯するなどの制御を行う。   When the target light emission amount is equal to or less than the reference light emission amount, the light emission is sequentially selected from the one with the smallest output maximum light emission amount. For example, in the case of a combination of low power, medium power, and high power laser light sources, the light sources are turned on in the order of low power, medium power, and high power laser light sources according to the target light emission amount. For example, a value between the minimum light emission amount of the medium power laser light source and the maximum light emission amount of the low power laser light source is a first reference light emission amount, or the minimum light emission amount of the high power laser light source to the medium power laser light source. If the value between the maximum light emission amounts is the second reference light emission amount, and the target light emission amount is less than or equal to the first reference light emission amount, only the low-power laser light source is turned on, and the target light emission amount is less than the first reference light emission amount. Control when the laser light source of low power and medium power is turned on when the light emission amount is larger than or equal to the second reference light emission amount, and all laser light sources are turned on when the target light emission amount is larger than the second reference light emission amount. I do.

また、特殊光観察の場合に、第１の青色レーザ光源９１Ａのみを点灯し、第１の青色レーザ光源９１Ａに供給される電流量を見かけ上２倍に増やしても、第１の青色レーザ光源９１Ａから安定した青色レーザ光を発生させることができない場合がある。この場合には、例えば、図１４に示すように、光源制御部５５の制御により、目標発光量よりも大きい発光量の青色レーザ光が第１の青色レーザ光源９１Ａから発せられるように、第１の青色レーザ光源９１Ａに供給する電流量を、第１の青色レーザ光源９１Ａから安定した青色レーザ光を発生させることができる電流量に増加し、第１の青色レーザ光源９１Ａから発せられる青色レーザ光をＮＤフィルタ（減光フィルタ）９５によって減光する構成としてもよい。   In the case of special light observation, even if only the first blue laser light source 91A is turned on and the amount of current supplied to the first blue laser light source 91A is apparently doubled, the first blue laser light source Stable blue laser light may not be generated from 91A. In this case, for example, as shown in FIG. 14, the first light source 91 </ b> A emits blue laser light having a light emission amount larger than the target light emission amount under the control of the light source control unit 55. The amount of current supplied to the blue laser light source 91A is increased to the amount of current that can generate stable blue laser light from the first blue laser light source 91A, and the blue laser light emitted from the first blue laser light source 91A May be reduced by an ND filter (a neutral density filter) 95.

これにより、第１の青色レーザ光源９１Ａからは常に安定した青色レーザ光が発せられる。第１の青色レーザ光源９１Ａからは、目標発光量よりも大きい発光量の青色レーザ光が発せられるが、ＮＤフィルタ９５により減光され、目標発光量の青色レーザ光を出力させることができる。   Thereby, stable blue laser light is always emitted from the first blue laser light source 91A. The first blue laser light source 91A emits blue laser light having a light emission amount larger than the target light emission amount, but it is attenuated by the ND filter 95 and can output blue laser light having the target light emission amount.

また、ＮＤフィルタ９５は、所定の比率で減光する１種のフィルタを固定的に使用してもよいし、各々異なる比率で減光する複数種のフィルタを切り替えて使用してもよい。   In addition, as the ND filter 95, one type of filter that attenuates light at a predetermined ratio may be fixedly used, or a plurality of types of filters that attenuate light at different ratios may be used.

複数種のフィルタを使用する場合、ＮＤフィルタ９５として、図１５に示すように、第１の青色レーザ光源９１Ａから発せられる青色レーザ光の光路上に垂直に挿入され、図示しない回転制御部により回転されるターレット９７を使用することができる。同図に示すターレット９７には、青色レーザ光がそのまま通過する光通過部ＮＤ０と、青色レーザ光を所定の比率で減光する第１および第２の減光部ＮＤ１，ＮＤ２とを有する。通常光観察の場合には光通過部ＮＤ０が光路内に挿入され、特殊光観察の場合には第１または第２の減光部ＮＤ１，ＮＤ２が光路内に挿入される。   When a plurality of types of filters are used, the ND filter 95 is inserted vertically on the optical path of the blue laser light emitted from the first blue laser light source 91A as shown in FIG. 15, and rotated by a rotation control unit (not shown). Turret 97 can be used. The turret 97 shown in the figure has a light passing portion ND0 through which blue laser light passes as it is, and first and second light reducing portions ND1, ND2 that attenuate blue laser light at a predetermined ratio. In the case of normal light observation, the light passage part ND0 is inserted in the optical path, and in the case of special light observation, the first or second dimming part ND1, ND2 is inserted in the optical path.

図１６は、レーザ光源の発光特性とＮＤフィルタとの関係を表すグラフである。同図の縦軸は発光量、横軸は電流量である。このグラフに示すように、レーザ光源は、所定の電流量以上の駆動電流量が供給されると、電流量に比例して発光量が一次元的に増加する。光通過部ＮＤ０、第１の減光部ＮＤ１および第２の減光部ＮＤ２を切り替えることにより、減光比率を適宜変更することができるため、図１６のグラフに示すように、第１の青色レーザ光源９１Ａから発から発せられる青色レーザ光の発光量を適宜調節することが可能になる。   FIG. 16 is a graph showing the relationship between the light emission characteristics of the laser light source and the ND filter. In the figure, the vertical axis represents the light emission amount, and the horizontal axis represents the current amount. As shown in this graph, when a drive current amount equal to or greater than a predetermined current amount is supplied to the laser light source, the light emission amount increases one-dimensionally in proportion to the current amount. Since the dimming ratio can be changed as appropriate by switching the light passing unit ND0, the first dimming unit ND1, and the second dimming unit ND2, as shown in the graph of FIG. It is possible to appropriately adjust the amount of blue laser light emitted from the laser light source 91A.

また、前述のように、通常光観察の場合、青色レーザ光源５１から発せられる青色レーザ光が白色光の励起光として蛍光体５７に照射され、蛍光体５７から発せられる白色光が被検体に照射される。一方、特殊光観察、例えば、粘膜表層血管を観察する場合、青色レーザ光源５１から発せられる励起光としての青色レーザ光と、紫色レーザ光源５３から発せられる紫色レーザ光とが所定の光量比率で点灯され、例えば、白色光と紫色レーザ光とが同時に被検体に照射される。   Further, as described above, in the case of normal light observation, blue laser light emitted from the blue laser light source 51 is irradiated to the phosphor 57 as excitation light of white light, and white light emitted from the phosphor 57 is irradiated to the subject. Is done. On the other hand, in special light observation, for example, when observing a mucous membrane surface blood vessel, blue laser light as excitation light emitted from the blue laser light source 51 and violet laser light emitted from the violet laser light source 53 are lit at a predetermined light amount ratio. For example, the subject is simultaneously irradiated with white light and violet laser light.

つまり、粘膜表層血管を観察する場合、通常光観察から特殊光観察に切り替えられると紫色レーザ光源が点灯、特殊光観察から通常光観察に切り替えられると紫色レーザ光源が消灯し、観察モードが切り替えられる度に紫色レーザ光源の点灯、消灯が切り替わる。   In other words, when observing mucosal surface blood vessels, the purple laser light source is turned on when switching from normal light observation to special light observation, and the purple laser light source is turned off when switching from special light observation to normal light observation, and the observation mode is switched. Each time the purple laser light source is turned on and off.

既に述べた通り、レーザ光源には、消灯から点灯されると、点灯直後から所定の時間発光量がオーバーシュートするという特性がある。従って、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。   As already described, the laser light source has a characteristic that when it is turned on after being turned off, the light emission amount overshoots for a predetermined time immediately after turning on. Therefore, the emission amount of the violet laser light overshoots for a predetermined time immediately after switching from the normal light observation to the special light observation.

図１７は、レーザ光源点灯直後の発光量のオーバーシュートの様子を表す一例のグラフである。同図の縦軸は画素値、横軸は時間（秒）である。このグラフに示す例の場合、レーザ光源点灯直後の画素値は約５１４、点灯５秒後の画素値は約５００である。つまり、点灯直後の画素値と点灯５秒後の画素値との間には約２．８％の変動があることが分かる。   FIG. 17 is a graph showing an example of an overshoot state of the light emission amount immediately after the laser light source is turned on. In the figure, the vertical axis represents pixel values, and the horizontal axis represents time (seconds). In the case of the example shown in this graph, the pixel value immediately after the laser light source is turned on is about 514, and the pixel value after 5 seconds of lighting is about 500. That is, it can be seen that there is a fluctuation of about 2.8% between the pixel value immediately after lighting and the pixel value 5 seconds after lighting.

電源制御部５５は、上記変動を低減するために、特殊光観察から通常光観察に切り替えられ、紫色レーザ光源５３が点灯から消灯となる場合に、図１８のタイミング図に示すように、紫色レーザ光源５３に微少電流、例えば、０＜電流量ｉ＜紫色レーザ光源５３の点灯時の最大発光量に対応する最大電流量の５％の電流量ｉを供給し続け、紫色レーザ光源５３が完全に消灯とならないように制御する。これにより、通常光観察から特殊光観察への切替時の、紫色レーザ光の発光量のオーバーシュートを低減することができる。   As shown in the timing diagram of FIG. 18, when the violet laser light source 53 is switched from on to off, the power source controller 55 switches from special light observation to normal light observation in order to reduce the above fluctuation. A small amount of current, for example, 0 <current amount i <5% of the maximum current amount corresponding to the maximum light emission amount when the purple laser light source 53 is turned on, continues to be supplied to the light source 53. Control so that it does not turn off. Thereby, it is possible to reduce the overshoot of the emission amount of the violet laser light when switching from the normal light observation to the special light observation.

図１９は、レーザ光源の発光特性と消灯時に紫色レーザ光源に供給する微少電流との関係を表すグラフである。このグラフに示すように、電流量Ａの範囲は、レーザ光源からレーザ光は発せられず、電流量がＢ，Ｃと増えるに従って、レーザ光の発光量は増加する。従って、紫色レーザ光源５３が消灯となる場合に紫色レーザ光源５３に供給する電流量は、オーバーシュートの低減効果に応じて、Ａ，Ｂ，Ｃの順序で設定し、紫色レーザ光の発光量が画像に影響を及ぼさない範囲で極力小さくすることが望ましい。   FIG. 19 is a graph showing the relationship between the light emission characteristics of the laser light source and the minute current supplied to the purple laser light source when the light is turned off. As shown in this graph, in the range of the current amount A, the laser light is not emitted from the laser light source, and the light emission amount of the laser light increases as the current amount increases to B and C. Accordingly, when the violet laser light source 53 is turned off, the amount of current supplied to the violet laser light source 53 is set in the order of A, B, and C according to the overshoot reduction effect, and the emission amount of the violet laser light is It is desirable to make it as small as possible without affecting the image.

図２０は、レーザ光源の消灯時に微少電流を供給した場合について、レーザ光源のオーバーシュートの様子を表す一例のグラフ、図２１は、その部分拡大図である。これらのグラフに示す例の場合、レーザ光源の点灯直後の画素値は約４７０、点灯５秒後の画素値は約４６１である。つまり、両者の間の変動は約１．９５％であり、従来よりも０．９％程度改善されていることが分かる。   FIG. 20 is a graph of an example showing an overshoot state of the laser light source when a minute current is supplied when the laser light source is turned off, and FIG. 21 is a partially enlarged view thereof. In the case of the examples shown in these graphs, the pixel value immediately after lighting of the laser light source is about 470, and the pixel value after 5 seconds of lighting is about 461. That is, it can be seen that the fluctuation between the two is about 1.95%, which is an improvement of about 0.9% over the prior art.

上記例のように、紫色レーザ光の点灯、消灯が切り替えられる場合に限らず、青色レーザ光（白色光）の点灯、消灯が切り替えられる場合も同様である。   As in the above example, not only when the violet laser light is switched on and off, but also when the blue laser light (white light) is switched on and off.

白色光の励起光は、励起光と発光体５７との組合せによって白色光を発生させることができるものであれば、中心波長４４５ｎｍの光に限定されない。また、青色レーザ光源５１として、同一の波長範囲の光を発生する３つ以上のレーザ光源を使用してもよい。また、レーザ光源（レーザダイオード）に限らず、例えば、発光ダイオード（ＬＥＤ）等の各種の半導体発光素子（半導体光源）を使用した場合も同様である。   The white light excitation light is not limited to light having a central wavelength of 445 nm as long as white light can be generated by a combination of the excitation light and the light emitter 57. Further, as the blue laser light source 51, three or more laser light sources that generate light in the same wavelength range may be used. The same applies not only to the laser light source (laser diode) but also to various semiconductor light emitting elements (semiconductor light sources) such as light emitting diodes (LEDs).

本発明は、基本的に以上のようなものである。
以上、本発明について詳細に説明したが、本発明は上記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、種々の改良や変更をしてもよいのはもちろんである。 The present invention is basically as described above.
Although the present invention has been described in detail above, the present invention is not limited to the above-described embodiment, and it is needless to say that various improvements and modifications may be made without departing from the gist of the present invention.

１１ 内視鏡
１３ 制御装置
１５ 表示部
１７ 入力部
１９ 内視鏡挿入部
２１ 撮像素子
２３ 操作部
２５ コネクタ部
２７ ユニバーサルコード部
３１ 軟性部
３３ 湾曲部
３５ 先端部
３７Ａ，３７Ｂ 照射口
３９ 結像部材
４１ 光源装置
４３ プロセッサ
４５Ａ，４５Ｂ 光ファイバ
４７ スコープケーブル
５１、９１Ａ，９１Ｂ 青色レーザ光源
５３ 青色レーザ光源
５５ 光源制御部
５６ 変調制御部
５７ 蛍光体（波長変換部材）
５９ 光偏向・拡散部材
６１ 撮像レンズ
６３ Ａ／Ｄ変換器
６４ 撮像制御部
６５ 画像処理部
６７ 制御部
６９ 記録装置
７１ 表示画面
７３ 内視鏡画像領域
７５ 通常画像切り替えボタン
７７ 狭帯域光切り替えボタン
７９ 調整用バー
８１ つまみ
８３ 記憶部
８５ 調整部
８７ 選択ボタン
８９ スイッチ（切り替えスイッチ）
９３ コンバイナ
９５ ＮＤフィルタ
９７ ターレット
１００ 内視鏡装置
Ａ，Ｂ プロファイル
Ｂ１，Ｂ２ 血管
ＮＤ０ 光通過部
ＮＤ１，ＮＤ２ 減光部 DESCRIPTION OF SYMBOLS 11 Endoscope 13 Control apparatus 15 Display part 17 Input part 19 Endoscope insertion part 21 Image pick-up element 23 Operation part 25 Connector part 27 Universal code part 31 Flexible part 33 Bending part 35 Tip part 37A, 37B Irradiation port 39 Imaging member 41 light source device 43 processor 45A, 45B optical fiber 47 scope cable 51, 91A, 91B blue laser light source 53 blue laser light source 55 light source control unit 56 modulation control unit 57 phosphor (wavelength conversion member)
59 Light deflecting / diffusing member 61 Imaging lens 63 A / D converter 64 Imaging control unit 65 Image processing unit 67 Control unit 69 Recording device 71 Display screen 73 Endoscopic image area 75 Normal image switching button 77 Narrow band light switching button 79 Adjustment bar 81 Knob 83 Storage unit 85 Adjustment unit 87 Selection button 89 Switch (switch)
93 Combiner 95 ND filter 97 Turret 100 Endoscope A, B Profile B1, B2 Blood vessel ND0 Light passing part ND1, ND2 Light reducing part

Claims (14)

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、
前記第１半導体光源を制御する光源制御手段とを備え、
前記光源制御手段は、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前記基準発光量よりも大きい場合、前記第２光の発光量が前記目標発光量となるように、前記（ｍ＋１）個の第１半導体光源を点灯し、前記目標発光量が前記基準発光量以下である場合、前記第１光の発光量が前記目標発光量となるように、前記ｍ個の第１半導体光源を点灯するように制御するものであることを特徴とする光源装置。 N (n is an integer of 2 or more) first semiconductor light sources that emit light in the same wavelength range;
Light source control means for controlling the first semiconductor light source,
The light source control means includes a maximum light emission amount of first light when light is emitted from m first semiconductor light sources (m is an integer of 1 ≦ m ≦ n−1), and (m + 1) first first light sources. When a target light emission amount to be output from the light source device is larger than the reference light emission amount, with a value between the minimum light emission amount of the second light when light is emitted from the semiconductor light source as a reference light emission amount, When the (m + 1) first semiconductor light sources are turned on so that the light emission amount of the second light becomes the target light emission amount, and the target light emission amount is equal to or less than the reference light emission amount, the light emission of the first light is performed. The light source device is characterized in that the m first semiconductor light sources are controlled to be lit so that the amount becomes the target light emission amount. 前記光源制御手段は、前記目標発光量が前記基準発光量よりも大きい場合、前記（ｍ＋１）個の第１半導体光源のそれぞれから所定比率の発光量の光が発せられるように制御するものである請求項１に記載の光源装置。   The light source control unit controls the light emission of a predetermined ratio from each of the (m + 1) first semiconductor light sources when the target light emission amount is larger than the reference light emission amount. The light source device according to claim 1. 前記光源制御手段は、前記（ｍ＋１）個の第１半導体光源のそれぞれから同一発光量の光が発せられるように制御するものである請求項２に記載の光源装置。   3. The light source device according to claim 2, wherein the light source control unit is configured to control so that the same amount of light is emitted from each of the (m + 1) first semiconductor light sources. 前記第１半導体光源のそれぞれは、出力最大発光量が同一のものである請求項１〜３のいずれかに記載の光源装置。   The light source device according to claim 1, wherein each of the first semiconductor light sources has the same maximum output light emission amount. 前記第１の半導体光源は、出力最大発光量が異なるものを含み、前記目標発光量が前記基準発光量以下である場合、前記点灯されるｍ個の第１半導体光源は、出力最大発光量が小さい方から選択されたものである請求項１〜３のいずれかに記載の光源装置。   The first semiconductor light sources include those having different output maximum light emission amounts, and when the target light emission amount is equal to or less than the reference light emission amount, the m first semiconductor light sources to be lit have an output maximum light emission amount. 4. The light source device according to claim 1, wherein the light source device is selected from a smaller one. 前記光源制御手段は、前記第１光の最大発光量と前記第２光の最小発光量との中央値を前記基準発光量とするものである請求項１に記載の光源装置。   The light source device according to claim 1, wherein the light source control unit uses a median value of the maximum light emission amount of the first light and the minimum light emission amount of the second light as the reference light emission amount. さらに、前記第１半導体光源のうちの少なくとも１つの第２半導体光源から発せられる光を減光する減光フィルタを備え、
前記光源制御手段は、前記目標発光量が前記基準発光量以下である場合、該目標発光量よりも大きい発光量の光が前記第２半導体光源から発せられるように制御するものであり、
前記第２半導体光源から発せられる光は、前記減光フィルタにより、前記目標発光量の光に減光される請求項１〜６のいずれかに記載の光源装置。 And a neutral density filter for attenuating light emitted from at least one second semiconductor light source of the first semiconductor light sources,
The light source control means controls the light emission amount larger than the target light emission amount to be emitted from the second semiconductor light source when the target light emission amount is equal to or less than the reference light emission amount;
The light source device according to claim 1, wherein light emitted from the second semiconductor light source is attenuated to the target light emission amount by the neutral density filter. 前記減光フィルタは、前記第２半導体光源から発せられる光の航路上に垂直に挿入され、回転されることによって、減光比率の異なる２以上のフィルタが切り替えられるターレットである請求項７に記載の光源装置。   8. The turret according to claim 7, wherein the neutral density filter is a turret in which two or more filters having different dimming ratios are switched by being vertically inserted and rotated on a route of light emitted from the second semiconductor light source. Light source device. さらに、前記第１半導体光源とは異なる波長範囲の光を発する第３半導体光源を有し、
前記光源制御手段は、前記第１半導体光源と前記第３の半導体光源とを切り替えて一方を点灯し、他方を消灯し、該消灯する他方の半導体光源に供給する電流量ｉが、０＜前記電流量ｉ＜前記消灯する他方の半導体光源の点灯時の最大発光量に対応する最大電流量の５％の電流量となるように制御するものである請求項１〜８のいずれかに記載の光源装置。 And a third semiconductor light source that emits light in a wavelength range different from that of the first semiconductor light source,
The light source control means switches between the first semiconductor light source and the third semiconductor light source, turns one on, turns off the other, and the current amount i supplied to the other semiconductor light source to be turned off satisfies 0 <the above The current amount is controlled so as to be 5% of the maximum current amount corresponding to the maximum light emission amount when the other semiconductor light source to be turned off is turned on. Light source device. 前記第２半導体光源は、中心波長４４５ｎｍの光を発するものである請求項１〜９のいずれかに記載の光源装置。   The light source device according to claim 1, wherein the second semiconductor light source emits light having a central wavelength of 445 nm. 前記第２半導体光源は、レーザダイオードである請求項１〜１０のいずれかに記載の光源装置。   The light source device according to claim 1, wherein the second semiconductor light source is a laser diode. 前記第２半導体光源は、発光ダイオードである請求項１〜１０のいずれかに記載の光源装置。   The light source device according to claim 1, wherein the second semiconductor light source is a light emitting diode. さらに、前記第１半導体光源から発せられる光を合波して合波光を出力する合波手段を備える請求項１〜１２のいずれかに記載の光源装置。   Furthermore, the light source device in any one of Claims 1-12 provided with the multiplexing means which combines the light emitted from a said 1st semiconductor light source, and outputs combined light. 請求項１〜１３のいずれかに記載の光源装置と、
前記光源装置から発せられる光を使用して被検体を撮像する内視鏡と、
前記内視鏡で撮像された被検体の画像を表示する表示装置とを備えることを特徴とする内視鏡装置。 A light source device according to any one of claims 1 to 13,
An endoscope for imaging a subject using light emitted from the light source device;
An endoscope apparatus comprising: a display device configured to display an image of a subject imaged by the endoscope.
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