JP2012115372A - Endoscope apparatus - Google Patents
Endoscope apparatus Download PDFInfo
- Publication number
- JP2012115372A JP2012115372A JP2010266269A JP2010266269A JP2012115372A JP 2012115372 A JP2012115372 A JP 2012115372A JP 2010266269 A JP2010266269 A JP 2010266269A JP 2010266269 A JP2010266269 A JP 2010266269A JP 2012115372 A JP2012115372 A JP 2012115372A
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- light
- subject
- observation
- light source
- white light
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Withdrawn
Links
Abstract
Description
本発明は、被検体に近接して白色光での拡大観察を行い、さらに、狭帯域光での特殊光観察を行う内視鏡装置に関するものである。 The present invention relates to an endoscope apparatus that performs magnified observation with white light in the vicinity of a subject and further performs special light observation with narrow-band light.
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（通常光観察）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。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 normal biological tissue observation (normal light observation), but in recent years, narrow-band light (special light) with a specific narrow band wavelength is irradiated to mucosal tissue. Endoscopic devices that can perform special light observation that highlights the state of the above and that observes autofluorescence from a pre-administered fluorescent substance are used. 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.
上記の内視鏡装置においては、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。 In the above-described endoscope apparatus, light emitted from a white light source such as a xenon lamp is extracted only by a specific wavelength band by a color filter and used as special light. 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. .
一方、狭帯域光を用いる特殊光観察においては、生体組織の表層部や深層部にかけての組織情報等が重要な観察対象となる。例えば、消化管癌は早期から腫瘍血管が粘膜の表層部に現れ、腫瘍血管は通常の表層部に見える血管に比べると膨張や蛇行、血管の密度の増加が認められる。そのため、血管の性状を精査することで腫瘍の種類を鑑別できる。 On the other hand, in special light observation using narrow-band light, tissue information or the like over the surface layer portion or deep layer portion of a living tissue is an important observation target. For example, in gastrointestinal cancer, tumor blood vessels appear in the surface layer of the mucous membrane from an early stage, and tumor blood vessels are observed to expand, meander, and increase in blood vessel density compared to blood vessels that appear in the normal surface layer. Therefore, the type of tumor can be identified by examining the blood vessel properties.
また、電子内視鏡装置では、対物光学系に可動レンズを組み込み、この可動レンズを変倍機構により前後移動させ、被検体像を光学的に拡大することが行われる。そして、この拡大像は画像処理されてモニタ等に表示されており、この拡大画像によって注目部位の細部を良好に観察することが可能となる。しかしながら、光学的変倍機構を有する電子内視鏡装置では、拡大像を得るための近接撮影（拡大観察）において、変化する配光分布によって均一な明るさの内視鏡画像が得られないという問題があった。 Further, in an electronic endoscope apparatus, a movable lens is incorporated in an objective optical system, and this movable lens is moved back and forth by a zooming mechanism to optically enlarge a subject image. The magnified image is image-processed and displayed on a monitor or the like, and the magnified image can favorably observe details of the region of interest. However, in an electronic endoscope apparatus having an optical zoom mechanism, an endoscope image with uniform brightness cannot be obtained due to a changing light distribution in close-up photography (magnification observation) for obtaining an enlarged image. There was a problem.
これに対し、特許文献１では、変倍機構の動作時に変化する照明光の配光分布によって内視鏡画像の明るさが不均一になるのを解消するために、撮像素子から出力された信号に基づき形成される内視鏡画像の画像信号に、可動レンズによる合焦距離に応じ配光分布を考慮して設定された係数を乗算する配光分布補正回路を備えた電子内視鏡装置が開示されている。 On the other hand, in Patent Document 1, in order to eliminate the unevenness of the brightness of the endoscope image due to the distribution of illumination light that changes during the operation of the zoom mechanism, a signal output from the image sensor is used. An electronic endoscope apparatus having a light distribution correction circuit that multiplies an image signal of an endoscope image formed based on a coefficient set in consideration of a light distribution according to a focusing distance by a movable lens. It is disclosed.
さらに、特許文献２には、蛍光画像を取得する際に、従来の照明装置による照明光のみでは励起光の光量が足りず、組織の自家蛍光が微弱となり、良好な蛍光画像を取得することができないという課題に対し、第２の照明装置を内視鏡装置に設け、第１の照明窓、および第２の照明窓から照射される夫々の照明光量を同期して調光し、第１の照明窓からの照明光量の増減に応じて、ホワイトバランス等の観察画像の色調が所定に維持されるように制御する医療装置が開示されている。 Furthermore, in Patent Document 2, when acquiring a fluorescence image, the amount of excitation light is insufficient with only the illumination light from the conventional illumination device, and the autofluorescence of the tissue becomes weak and a good fluorescence image can be acquired. The second illumination device is provided in the endoscope device for the problem that it cannot be performed, and the first illumination window and the respective illumination light amounts emitted from the second illumination window are synchronized to adjust the first illumination. A medical device is disclosed that performs control so that the color tone of an observation image such as white balance is maintained at a predetermined level in accordance with an increase or decrease in the amount of illumination light from the illumination window.
しかしながら、特許文献１に記載の電子内視鏡装置では、近接撮影時に直接照明光が照射されない、つまり被検体内で拡散した波長の長い光（すなわち、赤色成分）によって照明される被検体の領域に対して、配光分布を考慮して設定された係数を乗算するため、元々の画像信号に含まれていない波長の短い光（すなわち、青色成分）の情報が不足するという問題があった。このため、直接照明光が照射されない領域について、表層血管等の情報を十分に得ることができない場合があった。 However, in the electronic endoscope apparatus described in Patent Document 1, the region of the subject that is not directly irradiated with illumination light during close-up imaging, that is, illuminated by light having a long wavelength diffused in the subject (that is, a red component) On the other hand, since the coefficient set in consideration of the light distribution is multiplied, there is a problem that information on light having a short wavelength (that is, blue component) not included in the original image signal is insufficient. For this reason, there is a case where information on the surface blood vessels and the like cannot be obtained sufficiently for a region not directly irradiated with illumination light.
また、特許文献２に記載の医療装置では、特殊光観察である蛍光画像を取得する際に、第２の照明窓からさらに励起光を照射し、第１の照明窓、および第２の照明窓から照射される夫々の照明光量を同期して調光することで、特殊光観察時の観察画像の色調を調整しているが、白色光による通常光観察時における観察画像の色調（色ムラ）については、開示されていない。 Moreover, in the medical device described in Patent Document 2, when acquiring a fluorescent image for special light observation, excitation light is further irradiated from the second illumination window, and the first illumination window and the second illumination window are obtained. The color of the observation image during special light observation is adjusted by adjusting the amount of light emitted from each of the lights in synchronization, but the color of the observation image during normal light observation using white light (color unevenness) Is not disclosed.
さらに、波長によって透過性の異なる被検体（例えば、生体等）を観察する場合には、極近接撮影時等において、波長ごとの光量差を調節しないと色ムラが生じてしまう。例えば、被検体が生体の場合には、波長の短い青色帯域の光は透過性が低いため、特許文献２に記載の医療装置では、色ムラが生じることとなる。つまり、照明窓付近と照明窓から遠い部分とで色調が異なるという問題がある。 Furthermore, when observing a subject (for example, a living body) having different transparency depending on the wavelength, color unevenness occurs if the light amount difference for each wavelength is not adjusted during close proximity imaging. For example, when the subject is a living body, blue band light with a short wavelength has low transparency, and thus the medical device described in Patent Document 2 causes color unevenness. That is, there is a problem that the color tone is different between the vicinity of the illumination window and the portion far from the illumination window.
本発明の目的は、白色光での拡大観察時であっても、観察する内視鏡画像の色ムラの発生を改善し、良好な内視鏡画像を取得することができる内視鏡装置を提供することにある。 An object of the present invention is to provide an endoscope apparatus that can improve the occurrence of color unevenness in an observed endoscopic image and obtain a good endoscopic image even during magnified observation with white light. It is to provide.
上記課題を解決するために、本発明は、白色光を発する白色光光源と、
紫色〜青色の波長範囲の狭帯域光を発する狭帯域光光源と、
前記白色光で被検体の撮像を行う通常光観察時に、前記白色光光源から前記被検体に照射される白色光の反射光を受光して該被検体の内視鏡画像を撮像する撮像素子と、
前記白色光での拡大観察時に、前記被検体の表面と前記撮像手段の受光面との間隔が所定距離よりも近接した状態で、前記被検体が前記撮像手段の受光面に合焦するように撮像倍率を変更する拡大観察手段と、
前記白色光での拡大観察時に、前記撮像素子から入力される内視鏡画像の輝度情報を算出し、該輝度情報に基づいて、前記内視鏡画像の青色成分が所定値以下であった場合に、該青色成分の不足を補正するための補正信号を出力する輝度算出部と、
前記補正信号に応じて、前記狭帯域光を点灯し、前記白色光と前記狭帯域光とが所定の発光比率で前記被検体に照射されるように制御する照射光量制御部とを備えることを特徴とする内視鏡装置を提供する。
In order to solve the above problems, the present invention provides a white light source that emits white light,
A narrow-band light source that emits narrow-band light in the violet to blue wavelength range;
An imaging device that receives reflected light of white light emitted from the white light source to the subject during normal light observation for imaging the subject with the white light and images an endoscopic image of the subject; ,
At the time of magnifying observation with the white light, the subject is focused on the light receiving surface of the imaging means in a state where the distance between the surface of the subject and the light receiving surface of the imaging means is closer than a predetermined distance. Magnification observation means for changing the imaging magnification;
When the luminance information of the endoscopic image input from the imaging device is calculated during the magnification observation with the white light, and the blue component of the endoscopic image is less than or equal to a predetermined value based on the luminance information And a luminance calculation unit for outputting a correction signal for correcting the shortage of the blue component;
An irradiation light amount control unit that turns on the narrow-band light according to the correction signal and controls the white light and the narrow-band light to be emitted to the subject at a predetermined light emission ratio. Provided is a featured endoscope apparatus.
ここで、前記狭帯域光は、該狭帯域光で前記被検体の撮像を行う特殊光観察時に、前記白色光と同時に前記被検体に照射される光であって、
前記撮像素子は、前記特殊光観察時に、前記被検体に同時に照射される白色光および狭帯域光の反射光を受光して該被検体の内視鏡画像を撮像するものであることが好ましい。
Here, the narrowband light is light that is irradiated onto the subject simultaneously with the white light during special light observation in which the subject is imaged with the narrowband light,
It is preferable that the imaging device receives white light and reflected light of narrowband light that is simultaneously irradiated on the subject during the special light observation and captures an endoscopic image of the subject.
また、前記特殊光観察は、前記被検体の表層血管の撮像を行う表層血管観察であることが好ましい。 Further, the special light observation is preferably surface blood vessel observation for imaging a surface blood vessel of the subject.
また、前記白色光と前記狭帯域光とは同一の照明窓から前記被検体に照射されることが好ましい。 Further, it is preferable that the white light and the narrow-band light are irradiated onto the subject from the same illumination window.
また、前記白色光と前記狭帯域光とは異なる照明窓から前記被検体に照射されることが好ましい。 The white light and the narrow-band light are preferably irradiated onto the subject from different illumination windows.
また、前記白色光光源は、前記狭帯域光とは異なる波長範囲の第２狭帯域光を発する第２狭帯域光光源と、該第２狭帯域光が照射されることによって前記白色光を発する蛍光体とを備えることが好ましい。 The white light source emits the white light when irradiated with the second narrow band light source that emits a second narrow band light having a wavelength range different from that of the narrow band light. It is preferable to provide a phosphor.
また、前記第２狭帯域光光源は、レーザ光源もしくはＬＥＤ光源であることが好ましい。 The second narrow-band light source is preferably a laser light source or an LED light source.
また、前記第２狭帯域光は、中心波長４４５ｎｍの光であることが好ましい。 The second narrowband light is preferably light having a center wavelength of 445 nm.
また、前記狭帯域光光源は、レーザ光源もしくはＬＥＤ光源であることが好ましい。 The narrow-band light source is preferably a laser light source or an LED light source.
また、前記狭帯域光は、中心波長４０５ｎｍの光であることが好ましい。 The narrow band light is preferably light having a center wavelength of 405 nm.
また、前記拡大観察手段はズームレンズであることが好ましい。 Moreover, it is preferable that the magnification observation means is a zoom lens.
本発明によれば、白色光での拡大観察時であっても、撮像される内視鏡画像の色ムラの発生を改善し、良好な内視鏡画像を取得することができる。 According to the present invention, even during magnified observation with white light, it is possible to improve the occurrence of color unevenness in a captured endoscopic image and obtain a good endoscopic image.
本発明に係る内視鏡装置を、添付の図面に示す好適実施形態に基づいて以下に詳細に説明する。
図１は、本発明に係る内視鏡装置の構成を表す一実施形態の模式的構成図、図２は、図１に示す内視鏡装置のブロック図である。
An endoscope apparatus according to the present invention will be described in detail below based on a preferred embodiment shown in the accompanying drawings.
FIG. 1 is a schematic configuration diagram of an embodiment showing a configuration of an endoscope apparatus according to the present invention, and FIG. 2 is a block diagram of the endoscope apparatus shown in FIG.
これらの図に示す内視鏡装置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、画像情報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。内視鏡１１は、内視鏡挿入部１９の先端から４系統（４灯）の照明光を出射する照明光学系（図１，２では省略、図９，１０を参照）と、被観察領域を撮像する１系統の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 apparatus 100 shown in these drawings includes an endoscope 11 and a control device 13 to which the endoscope 11 is connected. The control device 13 is connected to a display unit 15 that displays image information and an input unit 17 that receives an input operation. The endoscope 11 includes an illumination optical system (not shown in FIGS. 1 and 2, see FIGS. 9 and 10) that emits four systems (four lights) of illumination light from the distal end of the endoscope insertion portion 19, and an observation region. An electronic endoscope having an imaging optical system including an image pickup device of one system that captures images.
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明窓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。撮像素子２１には結像部材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. The endoscope distal end 35 has illumination windows 37A and 37B for irradiating light to the observation region, a CCD (charge coupled device) image sensor for acquiring image information of the observation region, and a CMOS (Complementary Metal-Oxide Semiconductor). An image sensor 21 such as an image sensor is disposed. An imaging member 39 is attached to the image sensor 21.
本実施形態の場合、撮像素子２１は、白色光で被検者の撮像を行う通常光観察時に、白色光光源（通常光光源）から被検体に照射される白色光（通常光）の反射光を受光して被検体の内視鏡画像（白色光画像）を撮像する。また、撮像素子２１は、特殊光観察として、例えば、被検体の表層血管の撮像を行う表層血管観察時に、白色光光源および特殊光光源の両方から被検体に同時に照射される白色光および特殊光の反射光を受光して被検体の内視鏡画像（特殊光画像）を撮像する。 In the case of the present embodiment, the imaging element 21 reflects reflected light of white light (normal light) emitted from the white light source (normal light source) to the subject during normal light observation for imaging the subject with white light. And receiving an endoscope image (white light image) of the subject. In addition, the imaging device 21 performs white light and special light that are simultaneously irradiated on the subject from both the white light source and the special light source, for example, when observing the surface blood vessels in which the surface blood vessels of the subject are imaged. And receiving an endoscope image (special light image) of the subject.
結像部材３９は拡大観察手段であり、通常光での拡大観察時に、被検体（の被観察領域）の表面と撮像素子２１の受光面との間隔が所定距離よりも近接した状態（例えば、２ｍｍ〜７ｍｍ程度）で、被検体（の像）が撮像素子２１の受光面に合焦するように撮像倍率を変更する対物ズームレンズである。 The imaging member 39 is a magnifying observation means, and in the magnifying observation with normal light, the distance between the surface of the subject (observation region) and the light receiving surface of the image sensor 21 is closer than a predetermined distance (for example, This is an objective zoom lens that changes the imaging magnification so that the subject (image thereof) is focused on the light receiving surface of the imaging element 21 at about 2 mm to 7 mm.
結像部材３９は、例えば図６に示すように、複数の光学レンズから構成される。結像部材３９は、内視鏡先端部３５の先端側に配設された先端側レンズ群４２２と、内視鏡先端部３５の基端側であって撮像素子２１の受光面に対向する側に配設された基端側レンズ群４２４と、先端側レンズ群４２２と基端側レンズ群４２４との間に配設されたズームレンズ群４２６と、駆動ユニット４３０とから構成される。 For example, as shown in FIG. 6, the imaging member 39 is composed of a plurality of optical lenses. The imaging member 39 includes a distal end side lens group 422 disposed on the distal end side of the endoscope distal end portion 35, and a proximal end side of the endoscope distal end portion 35 that faces the light receiving surface of the image sensor 21. A proximal lens group 424, a zoom lens group 426 disposed between the distal lens group 422 and the proximal lens group 424, and a drive unit 430.
先端側レンズ群４２２は、例えば、複数の光学レンズ４２２ａ，４２２ｂ，４２２ｃから構成された固定レンズ系であり、光学レンズ４２２ａ，４２２ｂ，４２２ｃは、内視鏡先端部３５の先端側に設けられたレンズ枠（図示せず）によって保持されている。 The distal lens group 422 is a fixed lens system composed of a plurality of optical lenses 422a, 422b, 422c, for example, and the optical lenses 422a, 422b, 422c are provided on the distal side of the endoscope distal end portion 35. It is held by a lens frame (not shown).
基端側レンズ群４２４は、例えば、複数の光学レンズ４２４ａ，４２４ｂから構成された固定レンズ系であり、光学レンズ４２４ａ，４２４ｂは、内視鏡先端部３５の基端側（撮像素子２１よりも先端側）に設けられたレンズ枠（図示せず）によって保持されている。 The proximal lens group 424 is, for example, a fixed lens system including a plurality of optical lenses 424a and 424b. The optical lenses 424a and 424b are proximal to the endoscope distal end portion 35 (more than the image sensor 21). It is held by a lens frame (not shown) provided on the front end side.
ズームレンズ群４２６は、例えば、ズームレンズである複数の光学レンズ４２６ａ，４２６ｂから構成され、ズームレンズ枠４２８に保持されて、先端側レンズ群４２２と基端側レンズ群４２４との間を光軸方向に移動可能である。 The zoom lens group 426 is composed of, for example, a plurality of optical lenses 426a and 426b that are zoom lenses, and is held by the zoom lens frame 428 so that an optical axis extends between the distal lens group 422 and the proximal lens group 424. It can move in the direction.
駆動ユニット４３０はアクチュエータであり、例えば、光軸方向に配設され上部が開口された筒状部材４３２と、筒状部材４３２の内部に配設されたレール４３４と、レール４３４に進退可能に設けられピエゾ素子によって駆動する台座４２８ａと、ズームレンズ枠４２８および台座４２８ａを接続する脚部４２８ｂとによって構成され、台座４２８ａがレール４３４に沿ってピエゾ素子により駆動されることで、ズームレンズ枠４２８が光軸方向に進退され、撮像倍率を変更することができる。 The drive unit 430 is an actuator, for example, a cylindrical member 432 that is disposed in the optical axis direction and has an upper opening, a rail 434 that is disposed inside the cylindrical member 432, and a rail 434 that can be moved forward and backward. The pedestal 428a driven by the piezo element and the zoom lens frame 428 and the leg portion 428b connecting the pedestal 428a are driven by the piezo element along the rail 434, so that the zoom lens frame 428 is The imaging magnification can be changed by moving back and forth in the optical axis direction.
図６に示す結像部材３９は、特開２００６−７５２８９号公報の図７に開示されたものである。拡大観察手段は、ズームレンズに限定されず、通常光での拡大観察時に、被検体が撮像素子２１の受光面に合焦するように撮像倍率を変更するものが利用可能である。また、拡大観察手段は、被検体の表面と撮像素子２１の受光面との間隔を自動で検出する距離検出センサを備え、自動で検出した両者の間の距離に応じて自動で撮像倍率を変更するものであってもよいし、あるいは、手動で撮像倍率を調整するための調整手段を備えていてもよい。 The imaging member 39 shown in FIG. 6 is disclosed in FIG. 7 of JP-A-2006-75289. The magnifying observation means is not limited to the zoom lens, and a device that changes the imaging magnification so that the subject is focused on the light receiving surface of the imaging element 21 at the time of magnifying observation with normal light can be used. Further, the magnification observation means includes a distance detection sensor that automatically detects the distance between the surface of the subject and the light receiving surface of the image sensor 21, and automatically changes the imaging magnification according to the distance between the two detected automatically. Or an adjustment means for manually adjusting the imaging magnification.
続いて、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の照明窓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の照明窓３７Ａ，３７Ｂには、カバーガラスやレンズが配置される。 Subsequently, 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 illumination windows 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 in the illumination windows 37A and 37B of the endoscope insertion portion 19.
制御装置１３は、内視鏡先端部３５の照明窓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からの内視鏡画像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 illumination windows 37 </ b> A and 37 </ b> B of the endoscope distal end portion 35, and a processor 43 that performs image processing on the image signal of the endoscope image from the imaging device 21. The display 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の所定波長範囲の青色レーザ光（狭帯域光）を発する青色レーザ光源（第１の光源）５１と、青色レーザ光源５１とは異なる中心波長４０５ｎｍの所定波長範囲の紫色レーザ光（狭帯域光）を発する紫色レーザ光源（第２の光源）５３とを発光源として備えている。ここで、青色レーザ光源５１および後述する蛍光体５７は、本発明の白色光光源（通常光光源）となるものであり、紫色レーザ光源５３は、本発明の狭帯域光光源（特殊光光源）となるものである。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。 As shown in FIG. 2, the light source device 41 includes a blue laser light source (first light source) 51 that emits blue laser light (narrow band light) in a predetermined wavelength range with a center wavelength of 445 nm, and a center different from the blue laser light source 51. A violet laser light source (second light source) 53 that emits violet laser light (narrow band light) in a predetermined wavelength range with a wavelength of 405 nm is provided as a light source. Here, the blue laser light source 51 and the phosphor 57 described later serve as the white light source (ordinary light source) of the present invention, and the violet laser light source 53 serves as the narrow band light source (special light source) of the present invention. It will be. 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.
第１の光源である青色レーザ光源５１、および第２の光源である紫色レーザ光源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（ＬＥＤ）等の発光体（ＬＥＤ光源）を用いた構成としてもよい。 The blue laser light source 51, which is the first light source, and the violet laser light source 53, which is the second light source, can use a broad area type InGaN laser diode, and use an InGaNAs laser diode or a GaNAs laser diode. You can also Moreover, it is good also as a structure using light-emitting bodies (LED light source), such as a light emitting diode (LED), as said light source.
光源制御部５５は、図３に示すように、照射光量制御部５６を有する。照射光量制御部５６は、後述する画像処理部６５の輝度算出部６５ａから入力される補正信号に応じて、内視鏡画像（の画像信号）の輝度が低すぎる場合や高すぎる場合には、内視鏡画像が所望の輝度レベルになるように、各光源５１，５３の発光量を増減する制御を行う。また、照射光量制御部５６は、通常光での拡大観察時であっても、補正信号に応じて、紫色レーザ光源５３を点灯し、白色光と紫色レーザ光（狭帯域光）とが所定の発光比率で被検体に照射されるように制御する。 As illustrated in FIG. 3, the light source control unit 55 includes an irradiation light amount control unit 56. When the luminance of the endoscopic image (its image signal) is too low or too high in accordance with a correction signal input from the luminance calculation unit 65a of the image processing unit 65 described later, Control is performed to increase or decrease the light emission amounts of the light sources 51 and 53 so that the endoscopic image has a desired luminance level. In addition, the irradiation light amount control unit 56 turns on the violet laser light source 53 in accordance with the correction signal even when magnifying observation with normal light, and white light and violet laser light (narrow band light) are predetermined. Control is performed so that the subject is irradiated with the emission ratio.
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。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. 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４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. 4 is a graph showing the emission spectrum of the laser light from the violet laser light source 53, the blue laser light from the blue laser light source 51, and the light after the blue laser light has been wavelength-converted 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結像部材３９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 image sensor 21 by the imaging member 39 and imaged.
撮像後に撮像素子２１から出力される内視鏡画像の画像信号は、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、入力された内視鏡画像の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。 The image signal of the endoscopic image 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 of the endoscopic image 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５に画像処理部の詳細ブロック図を示した。撮像素子２１からＡ／Ｄ変換器６３を経て画像処理部６５に入力される内視鏡画像の画像信号は、まず輝度算出部６５ａに入力される。輝度算出部６５ａは、内視鏡画像の画像信号の青色成分、緑色成分、赤色成分の最大輝度、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、内視鏡画像の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、内視鏡画像の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。また、輝度算出部６５ａは、白色光での拡大観察時に、内視鏡画像の輝度情報に基づいて、その青色成分が所定値以下であった場合に、青色成分の不足を補正するための補正信号を光源制御部５５に出力して、内視鏡画像の青色成分が所定値となるように、各光源５１，５３の発光比率を増減させる。 FIG. 5 shows a detailed block diagram of the image processing unit. An image signal of an endoscopic image input from the image sensor 21 to the image processing unit 65 via the A / D converter 63 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 blue component, green component, and red component of the image signal of the endoscope image, and normalizes the luminance. When the brightness of the image signal of the endoscopic image is too low or too high, a correction signal is output to the light source control unit 55 so that the image signal of the endoscopic image has a desired brightness level. The light emission amount of the light sources 51 and 53 is increased or decreased. In addition, the luminance calculation unit 65a corrects the shortage of the blue component when the blue component is equal to or less than a predetermined value based on the luminance information of the endoscopic image during magnified observation with white light. A signal is output to the light source control unit 55, and the light emission ratios of the light sources 51 and 53 are increased or decreased so that the blue component of the endoscopic image becomes a predetermined value.
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。例えば内視鏡画像の画像信号が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内視鏡画像の画像信号を補正し、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 of the endoscopic image is made up of R, G, B color signals, the intensity balance of the R, G, 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 may change the endoscopic image according to the set light amount ratio. The image signal is corrected to maintain the color tone and brightness of the observation image 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（表層血管観察）に利用する例を説明する。 Next, an example will be described in which the endoscope apparatus 100 is used for observation of blood vessel images on the surface of a living tissue (surface blood vessel observation) as special light observation.
図７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。 FIG. 7 is an explanatory view schematically showing blood vessels on the mucous membrane surface layer of a living tissue. It has been 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 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８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 the schematic display example of the observation image by the endoscope apparatus in FIG. 8, 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８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 it 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８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。 Further, when there are many violet laser light components from the violet laser light source 53, an observation image such as the narrow-band light observation image of FIG. 8 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.
次に、通常光での拡大観察時の内視鏡装置１００の動作を説明する。 Next, the operation of the endoscope apparatus 100 during magnification observation with normal light will be described.
通常光観察の場合、青色レーザ光源５１のみを点灯させ、蛍光体５７を透過して生成された白色光を用いて観察を行う。被検体内における光の深達度は、光の波長に応じて変化し、波長が長くなるほどその深達度も大きくなる。このとき、被検体に近接（前述のように、例えば、２ｍｍ〜７ｍｍ程度）して白色光で拡大観察を行う場合には、図９に示すように、生体組織の吸収・散乱特性に基づいて、波長によって光の深達度が変化する。 In the case of normal light observation, only the blue laser light source 51 is turned on, and observation is performed using white light generated through the phosphor 57. The depth of light in the subject varies with the wavelength of the light, and the longer the wavelength, the greater the depth of penetration. At this time, in the case of performing close-up observation with white light in proximity to the subject (for example, about 2 mm to 7 mm as described above), as shown in FIG. 9, based on the absorption / scattering characteristics of the living tissue. The depth of light changes depending on the wavelength.
白色光での拡大観察時において、第１の照明窓３７Ａ，３７Ａから照射される白色光４０２，４０２のうち、長波長側の光（例えば、赤色成分）は被検体４００内において拡散領域４０４，４０４に示すように広い領域で拡散して伝搬し、撮像素子２１（結像部材３９）直下においても伝搬する。つまり、白色光での拡大観察時であっても、長波長側の光は撮像素子２１直下の領域に対して照射される。これに対して、短波長側の光（例えば、青色成分）は被検体４００内において拡散領域４０６，４０６に示すように、拡散領域４０４，４０４よりも狭い領域で拡散して伝搬するため、撮像素子２１直下においては光が伝搬しない。つまり、白色光での拡大観察時には、撮像素子２１の直下において、短波長側の光が照射されず、青色成分が不足する領域が発生する。 During magnification observation with white light, among the white light 402 and 402 emitted from the first illumination windows 37A and 37A, light on the long wavelength side (for example, red component) is diffused in the object 400 in the diffusion region 404 and the like. As shown by 404, it diffuses and propagates in a wide area, and also propagates directly under the image sensor 21 (imaging member 39). That is, even in the case of magnified observation with white light, the light on the long wavelength side is irradiated to the region immediately below the image sensor 21. On the other hand, light on the short wavelength side (for example, a blue component) is diffused and propagated in a region narrower than the diffusion regions 404 and 404 as indicated by the diffusion regions 406 and 406 in the subject 400. Light does not propagate directly under the element 21. That is, at the time of magnifying observation with white light, light having a short wavelength side is not irradiated immediately below the image sensor 21, and a region where the blue component is insufficient is generated.
なお、拡大観察ではない通常光観察の場合、本実施形態では、被検体の表面と撮像素子２１の受光面との間隔が７ｍｍよりも広い場合には、両者の間隔が十分に広いため、短波長側の光も十分に照射範囲が拡大した状態で被検体４００の表面に照射される。そのため、短波長側の光は、被検体４００内において、撮像素子２１の直下においても十分に照射される。 In the case of normal light observation that is not magnified observation, in the present embodiment, when the distance between the surface of the subject and the light receiving surface of the image sensor 21 is larger than 7 mm, the distance between the two is sufficiently large, so The light on the wavelength side is also irradiated on the surface of the subject 400 in a state where the irradiation range is sufficiently expanded. For this reason, the light on the short wavelength side is sufficiently irradiated within the subject 400 even immediately below the imaging device 21.
従って、内視鏡装置１００では、照射光量制御部５６により、第２の照明窓３７Ｂ，３７Ｂから、特殊光観察（例えば、生体組織表層の血管画像の観察）の場合のみに用いられる、第２の光源である紫色レーザ光源５３を点灯し、白色光と短波長側の光である紫色光４０８，４０８とが所定の発光比率で被検体の被観察領域に照射されるように制御する。これに応じて、紫色光４０８，４０８が、被検体４００内において拡散領域４１０，４１０に示すように拡散して伝搬し、白色光４０２，４０２のみでは短波長側の光が照射されていない撮像素子２１直下についても、短波長側の光で照射される。これにより、白色光での拡大観察時であっても、観察する内視鏡画像の色ムラの発生を改善することができ、良好な内視鏡画像を取得することができる。 Therefore, in the endoscope apparatus 100, the irradiation light amount control unit 56 uses the second illumination windows 37B and 37B only for special light observation (for example, observation of blood vessel images on the surface of the biological tissue). The violet laser light source 53 that is the light source of the light source is turned on, and control is performed so that white light and violet light 408 and 408 that are light on the short wavelength side are irradiated to the observation region of the subject at a predetermined emission ratio. Accordingly, the purple light 408 and 408 are diffused and propagated in the subject 400 as indicated by the diffusion regions 410 and 410, and the white light 402 and 402 alone are not irradiated with light on the short wavelength side. The light just below the element 21 is also irradiated with light on the short wavelength side. Thereby, even during magnification observation with white light, occurrence of color unevenness in the observed endoscopic image can be improved, and a good endoscopic image can be acquired.
図１０は、内視鏡先端部３５を先端側から見た図であり、照明窓３７Ａ，３７Ａ，３７Ｂ，３７Ｂ、および結像部材（撮像窓）３９の配置を示す。同図に示すように、内視鏡１１は、４系統の照明光に対応する４つの照明窓３７Ａ，３７Ａ，３７Ｂ，３７Ｂと、１系統の撮像素子２１に対応する１つの撮像窓とを有する。照明窓３７Ａ，３７Ａは、撮像窓を中心として図中Ｃ−Ｃ線上の線対称の位置に配置され、同様に、照明窓３７Ｂ，３７Ｂは、撮像窓を中心としてＣ−Ｃ線に対して所定の角度で傾斜された仮想線上の線対称の位置に配置されている。 FIG. 10 is a view of the endoscope distal end portion 35 as viewed from the distal end side, and shows the arrangement of the illumination windows 37A, 37A, 37B, 37B and the imaging member (imaging window) 39. As shown in the figure, the endoscope 11 has four illumination windows 37A, 37A, 37B, 37B corresponding to four systems of illumination light, and one imaging window corresponding to one system of the image sensor 21. . The illumination windows 37A and 37A are arranged at line-symmetrical positions on the line CC in the drawing with the imaging window as the center. Similarly, the illumination windows 37B and 37B are predetermined with respect to the CC line with the imaging window as the center. Are arranged at line-symmetrical positions on an imaginary line inclined at an angle of.
また、図１１に内視鏡先端部３５の先端と、被検体との距離が３ｍｍの場合における撮影画像の一例を示す。図１１（ａ）は、照明窓３７Ａ，３７Ａから、中心波長４４５ｎｍの光を蛍光体５７を通して得た白色光のみを照射した場合の撮影画像であり、図１０のＣ−Ｃ線に対応する部分のうち、中央部分について短波長側の光量が不足し、色ムラが発生していることが分かる。これに対して、図１１（ｂ）に示すように、照明窓３７Ｂ，３７Ｂから中心波長４０５ｎｍの紫色レーザ光を白色光と同時に照射することによって、図１１（ｃ）に示すように、Ｃ−Ｃ線の中央部分における短波長側の光量不足が改善され、つまり、色ムラが改善されていることが分かる。 FIG. 11 shows an example of a photographed image when the distance between the distal end of the endoscope distal end portion 35 and the subject is 3 mm. FIG. 11A is a photographed image when only white light obtained by irradiating light having a central wavelength of 445 nm through the phosphor 57 is emitted from the illumination windows 37A and 37A, and corresponds to the line CC in FIG. Among these, it can be seen that the amount of light on the short wavelength side is insufficient at the central portion and color unevenness occurs. On the other hand, as shown in FIG. 11 (b), as shown in FIG. 11 (c), violet laser light having a central wavelength of 405 nm is irradiated simultaneously with white light from the illumination windows 37B and 37B. It can be seen that the shortage of light on the short wavelength side in the central portion of the C line is improved, that is, the color unevenness is improved.
以下に、通常光観察時に、青色レーザ光源５１のみに２１２ｍＡの駆動電流を供給して青色レーザ光源５１のみを駆動電流に対応する所定の発光量で点灯し、蛍光体５７から発せられる白色光で内視鏡画像（白色光画像）を撮像し、続いて、特殊光観察時に、さらに紫色レーザ光源５３にも３２２ｍＡの駆動電流を供給して青色レーザ光源５１および紫色レーザ光源５３の両方をそれぞれの駆動電流に対応する所定の発光比率で点灯し、白色光および紫色レーザ光を同時に照射して内視鏡画像（特殊光画像）を撮像した場合の実験例の結果を図１２，１３に示す。 Hereinafter, at the time of normal light observation, a drive current of 212 mA is supplied only to the blue laser light source 51, and only the blue laser light source 51 is turned on with a predetermined light emission amount corresponding to the drive current, and white light emitted from the phosphor 57 is used. An endoscopic image (white light image) is picked up, and then, at the time of special light observation, a drive current of 322 mA is also supplied to the purple laser light source 53 so that both the blue laser light source 51 and the purple laser light source 53 FIGS. 12 and 13 show the results of an experimental example in which an endoscope image (special light image) is captured by lighting at a predetermined light emission ratio corresponding to the drive current and simultaneously irradiating white light and violet laser light.
図１２は、図１１（ａ）のＣ−Ｃ線における各色の成分を中央画素値で正規化したプロファイル、および図１１（ｃ）のＣ−Ｃ線における青色光（Ｂ光）の成分を中央画素値で正規化したプロファイルを示す。このグラフの縦軸は、中央画素値で規格化した値、横軸は水平画素列である。図１２中の「４４５ＭＷＢ」で示すグラフは、白色光のみを照射したときの青色光（Ｂ光）の成分を表し、同「４４５ＭＷＢ＋４０５Ｂ」で示すグラフは、白色光および紫色レーザ光を同時に照射したときの青色光（Ｂ光）の成分を表す。これらを比較すると、白色光のみの場合と比べて、白色光および紫色レーザ光を同時に照射したときには、Ｃ−Ｃ線の端部と中央部分との青色光（Ｂ光）の差が少なくなる、つまり、色ムラが改善されることがわかった。 FIG. 12 shows a profile obtained by normalizing the components of each color in the CC line in FIG. 11A with the central pixel value, and the blue light (B light) component in the CC line in FIG. The profile normalized by the pixel value is shown. The vertical axis of this graph is a value normalized by the central pixel value, and the horizontal axis is a horizontal pixel column. The graph indicated by “445 MWB” in FIG. 12 represents the component of blue light (B light) when irradiated with only white light, and the graph indicated by “445 MWB + 405 B” simultaneously irradiated with white light and violet laser light. Of blue light (B light). When these are compared, the difference in blue light (B light) between the end portion and the center portion of the CC line is reduced when white light and violet laser light are simultaneously irradiated, compared to the case of only white light. That is, it was found that color unevenness was improved.
また、図１３は、図１２中の「４４５ＭＷＢ」と「４４５ＭＷＢ＋４０５Ｂ」とを、さらに、白色光のみを照射したときの赤色光（Ｒ光）の成分で正規化したプロファイルを示す。このグラフの縦軸は、中央画素値で規格化したものを赤色光の成分で規格化した値、横軸は水平画素列である。すなわち、このグラフは、赤色光に対する青色光の光量比を示すものであって、白色光のみを照射した場合と比較して、白色光および紫色レーザ光を同時に照射した場合では、赤色光と青色光の光量比が３０％程度改善されることがわかった。 FIG. 13 shows a profile obtained by normalizing “445 MWB” and “445 MWB + 405 B” in FIG. 12 with a component of red light (R light) when only white light is irradiated. The vertical axis of this graph is the value normalized by the central pixel value and the value normalized by the red light component, and the horizontal axis is the horizontal pixel row. That is, this graph shows the light quantity ratio of the blue light to the red light. Compared to the case where only the white light is irradiated, the red light and the blue light are emitted when the white light and the violet laser light are simultaneously irradiated. It was found that the light quantity ratio was improved by about 30%.
白色光と紫色レーザ光との発光比率、すなわち、青色レーザ光源５１の駆動電流と紫色レーザ光源５３の駆動電流との比率は何ら制限されるものではなく、適宜設定すべきものである。例えば、白色光での拡大観察時に、紫色レーザ光源を点灯することによって、青色成分の不足を解消することができるが、紫色レーザ光の光量が多くなるに従って、逆に青色成分が過剰になる。従って、例えば、上記実験例のように、赤色光と青色光の光量比を最も改善することができる比率を決定することが望ましい。 The light emission ratio between the white light and the violet laser light, that is, the ratio between the drive current of the blue laser light source 51 and the drive current of the violet laser light source 53 is not limited at all and should be set as appropriate. For example, at the time of magnified observation with white light, the shortage of the blue component can be solved by turning on the violet laser light source, but the blue component becomes excessive as the amount of violet laser light increases. Therefore, for example, as in the above experimental example, it is desirable to determine a ratio that can most improve the light quantity ratio between red light and blue light.
なお、白色光の励起光（青色レーザ光）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よく、中心波長４４５ｎｍの光に限定されない。また、白色光はキセノンランプ等の白色灯から発せられる光を利用することもできる。また、紫色レーザ光は、紫色〜青色（例えば、３８０ｎｍ〜４８０ｎｍ）の波長範囲の光であればよく、中心波長４０５ｎｍの光に限定されない。また、青色レーザ光と紫色レーザ光とを異なる照明窓から被検体に照射することは必須ではなく、両者を合波して同一の照射窓から被検体に照射してもよい。 The white light excitation light (blue laser 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. Moreover, the white light can use light emitted from a white lamp such as a xenon lamp. The violet laser light is not limited to light having a central wavelength of 405 nm as long as it is light in the wavelength range of purple to blue (for example, 380 nm to 480 nm). In addition, it is not essential to irradiate the subject with blue laser light and violet laser light from different illumination windows, and both may be combined and irradiated from the same irradiation window.
以上、本発明の内視鏡装置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るものではなく、本発明の要旨を逸脱しない範囲において、各種の改良や変更を行ってもよい。 Although the endoscope apparatus of the present invention has been described in detail above, the present invention is not limited to the above-described embodiment, and various improvements and modifications can be made without departing from the gist of the present invention. Good.
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
２５，２６Ａ，２６Ｂ 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 照明窓
３９ 結像部材
４１ 光源装置
４３ プロセッサ
４５，４５Ａ，４５Ｂ 光ファイバ
４７ スコープケーブル
５１ 青色レーザ光源（第１の光源）
５３ 紫色レーザ光源（第２の光源）
５５ 光源制御部
５６ 照射光量制御部
５７ 蛍光体
５９ 光偏向・拡散部材
６３ Ａ／Ｄ変換器
６５ 画像処理部
６７ 制御部
６９ 記録装置
１００ 内視鏡装置
４００ 被検体
４０２ 白色光
４０４，４０６，４１０ 拡散領域
４０８ 紫色光
４２２ 先端側レンズ群
４２４ 基端側レンズ群
４２６ ズームレンズ群
４２８ ズームレンズ枠
４３０ 駆動ユニット
４３２ 筒状部材
４３４ レール
Ｂ１，Ｂ２ 血管
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 25,26A, 26B Connector part 27 Universal cord part 31 Soft part 33 Bending part 35 Tip part 37A, 37B Illumination window 39 Imaging member 41 Light source device 43 Processor 45, 45A, 45B Optical fiber 47 Scope cable 51 Blue laser light source (first light source)
53 Purple laser light source (second light source)
55 Light source control unit 56 Irradiation light amount control unit 57 Phosphor 59 Light deflection / diffusion member 63 A / D converter 65 Image processing unit 67 Control unit 69 Recording device 100 Endoscope device 400 Subject 402 White light 404, 406, 410 Diffusion region 408 Purple light 422 Distal lens group 424 Proximal lens group 426 Zoom lens group 428 Zoom lens frame 430 Drive unit 432 Cylindrical member 434 Rail B1, B2 Blood vessel
Claims (11)
紫色〜青色の波長範囲の狭帯域光を発する狭帯域光光源と、
前記白色光で被検体の撮像を行う通常光観察時に、前記白色光光源から前記被検体に照射される白色光の反射光を受光して該被検体の内視鏡画像を撮像する撮像素子と、
前記白色光での拡大観察時に、前記被検体の表面と前記撮像手段の受光面との間隔が所定距離よりも近接した状態で、前記被検体が前記撮像手段の受光面に合焦するように撮像倍率を変更する拡大観察手段と、
前記白色光での拡大観察時に、前記撮像素子から入力される内視鏡画像の輝度情報を算出し、該輝度情報に基づいて、前記内視鏡画像の青色成分が所定値以下であった場合に、該青色成分の不足を補正するための補正信号を出力する輝度算出部と、
前記補正信号に応じて、前記狭帯域光を点灯し、前記白色光と前記狭帯域光とが所定の発光比率で前記被検体に照射されるように制御する照射光量制御部とを備えることを特徴とする内視鏡装置。 A white light source that emits white light;
A narrow-band light source that emits narrow-band light in the violet to blue wavelength range;
An imaging device that receives reflected light of white light emitted from the white light source to the subject during normal light observation for imaging the subject with the white light and images an endoscopic image of the subject; ,
At the time of magnifying observation with the white light, the subject is focused on the light receiving surface of the imaging means in a state where the distance between the surface of the subject and the light receiving surface of the imaging means is closer than a predetermined distance. Magnification observation means for changing the imaging magnification;
When the luminance information of the endoscopic image input from the imaging device is calculated during the magnification observation with the white light, and the blue component of the endoscopic image is less than or equal to a predetermined value based on the luminance information And a luminance calculation unit for outputting a correction signal for correcting the shortage of the blue component;
An irradiation light amount control unit that turns on the narrow-band light according to the correction signal and controls the white light and the narrow-band light to be emitted to the subject at a predetermined light emission ratio. Endoscopic device characterized.
前記撮像素子は、前記特殊光観察時に、前記被検体に同時に照射される白色光および狭帯域光の反射光を受光して該被検体の内視鏡画像を撮像するものである請求項１に記載の内視鏡装置。 The narrowband light is light that is irradiated onto the subject simultaneously with the white light during special light observation in which the subject is imaged with the narrowband light,
2. The imaging device is configured to receive the reflected light of white light and narrowband light simultaneously irradiated on the subject during the special light observation and capture an endoscopic image of the subject. The endoscope apparatus described.
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2010266269A JP2012115372A (en) | 2010-11-30 | 2010-11-30 | Endoscope apparatus |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2010266269A JP2012115372A (en) | 2010-11-30 | 2010-11-30 | Endoscope apparatus |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JP2012115372A true JP2012115372A (en) | 2012-06-21 |
Family
ID=46498986
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP2010266269A Withdrawn JP2012115372A (en) | 2010-11-30 | 2010-11-30 | Endoscope apparatus |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP2012115372A (en) |
Cited By (5)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| KR101499004B1 (en) * | 2013-12-10 | 2015-03-05 | 센시(주) | Method and apparatus for searching test target in photo image by using color light |
| JP2015062656A (en) * | 2013-08-27 | 2015-04-09 | 富士フイルム株式会社 | Light source device for endoscope and endoscope system using the same |
| WO2018003263A1 (en) * | 2016-06-27 | 2018-01-04 | ソニー株式会社 | Observation device and control method for observation device |
| JP2018171540A (en) * | 2013-08-27 | 2018-11-08 | 富士フイルム株式会社 | Endoscope system |
| JP2019529028A (en) * | 2016-09-16 | 2019-10-17 | スロート スコープ ピーティーワイ リミテッド | Human body opening inspection system |
-
2010
- 2010-11-30 JP JP2010266269A patent/JP2012115372A/en not_active Withdrawn
Cited By (9)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2015062656A (en) * | 2013-08-27 | 2015-04-09 | 富士フイルム株式会社 | Light source device for endoscope and endoscope system using the same |
| JP2018171540A (en) * | 2013-08-27 | 2018-11-08 | 富士フイルム株式会社 | Endoscope system |
| JP2020018914A (en) * | 2013-08-27 | 2020-02-06 | 富士フイルム株式会社 | Endoscope system |
| KR101499004B1 (en) * | 2013-12-10 | 2015-03-05 | 센시(주) | Method and apparatus for searching test target in photo image by using color light |
| WO2018003263A1 (en) * | 2016-06-27 | 2018-01-04 | ソニー株式会社 | Observation device and control method for observation device |
| CN109414160A (en) * | 2016-06-27 | 2019-03-01 | 索尼公司 | The method of observation device and controlled observation equipment |
| JPWO2018003263A1 (en) * | 2016-06-27 | 2019-04-18 | ソニー株式会社 | Observation apparatus and control method of observation apparatus |
| CN109414160B (en) * | 2016-06-27 | 2021-11-16 | 索尼公司 | Observation apparatus and method of controlling observation apparatus |
| JP2019529028A (en) * | 2016-09-16 | 2019-10-17 | スロート スコープ ピーティーワイ リミテッド | Human body opening inspection system |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| JP5401205B2 (en) | Endoscope device | |
| JP5767775B2 (en) | Endoscope device | |
| JP5606120B2 (en) | Endoscope device | |
| JP5460507B2 (en) | Endoscope apparatus operating method and endoscope apparatus | |
| JP5460506B2 (en) | Endoscope apparatus operating method and endoscope apparatus | |
| JP5508959B2 (en) | Endoscope device | |
| JP2011156339A (en) | Medical apparatus and endoscope apparatus | |
| JP2010022700A (en) | Endoscope system | |
| JP2009297290A (en) | Endoscope apparatus and image processing method thereof | |
| JP2012115372A (en) | Endoscope apparatus | |
| JP2012070839A (en) | Light source device and endoscopic diagnostic system | |
| JP2017185258A (en) | Endoscope apparatus | |
| JP2012110485A (en) | Light source device and endoscopic system | |
| JP2012081048A (en) | Electronic endoscope system, electronic endoscope, and excitation light irradiation method | |
| JP5677555B2 (en) | Endoscope device | |
| JP6155367B2 (en) | Endoscope device | |
| JP2014014716A (en) | Endoscopic apparatus | |
| JP5525991B2 (en) | Electronic endoscope system, processor device for electronic endoscope system, and method for operating electronic endoscope system | |
| JP5922209B2 (en) | Endoscope device | |
| JP2012070822A (en) | Light source device and endoscopic diagnostic systen | |
| JP6389912B2 (en) | Endoscope device | |
| JP6209642B2 (en) | Endoscope device | |
| JP5897663B2 (en) | Endoscope device | |
| JP2017200601A (en) | Endoscope apparatus | |
| JP2017087078A (en) | Endoscope apparatus |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| A300 | Withdrawal of application because of no request for examination |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A300 Effective date: 20140204 |