JP2014000301A - 光源装置及び内視鏡システム - Google Patents

Abstract

【課題】製造コスト及び部品配置スペースの増加や、ケラレを防止しつつ、光源装置単体での光量測定を可能にする。
【解決手段】内視鏡用の光源装置には、複数の光源モジュール３１〜３３が設けられている。各モジュール３１〜３３が発する光は、分岐型ライトガイド４１を介してホモジナイザ５０に導光される。ホモジナイザ５０は、入射した光を内部側面で全反射させることにより軸方向に導光する導光ロッドであり、入射した光の径方向の光量を均一にする。ホモジナイザ５０の側面部５０ｂには、光量センサＳ１が高い屈折率を有する接着剤で取り付けられている。光量センサＳ１の位置では、ホモジナイザ５０に入射した光線は内部側面を透過するため、光量センサＳ１によって各光源モジュール３１〜３３の光量を測定することができる。
【選択図】図１２

Description

本発明は、内視鏡に光を供給するための光源装置、及び光源装置を用いた内視鏡システムに関するものである。

医療分野において、内視鏡診断を行うための内視鏡システムが普及している。内視鏡システムは、生体内に挿入される挿入部と、挿入部の先端に配置され生体内の観察部位を撮像して画像信号を出力する撮像素子とを有する内視鏡と、内視鏡に照明光を供給する光源装置と、内視鏡が出力する画像信号を処理するプロセッサ装置とを備えている。内視鏡の挿入部の先端には、観察部位に照明光を照射する照明窓と観察部位を撮影するための観察窓が配されている。挿入部には、光ファイバをバンドル化したファイババンドルからなるライトガイドが内蔵されており、ライトガイドは、光源装置から供給された光を、挿入部先端の照明窓に導光する。

光源装置としては、特許文献１に記載されているように、白色光を発するキセノンランプやハロゲンランプを光源として使用するものが一般的である。光源からの光は、集光レンズによって集光されて、光源装置に接続された内視鏡に供給される。特許文献１の光源装置には、光源が発する白色光をＢ（青）、Ｇ（緑）、Ｒ（赤）の各色に分離する色分離フイルタと、分離した各色の光の光量を測定する光量センサが設けられている。光量センサで測定された光量は、プロセッサ装置において、画像の色調補正を目的とした、画像信号のゲイン調節などのキャリブレーションに利用される。

特許文献１の光源装置のように、光量センサを内蔵すれば、内視鏡の撮像素子を光量センサとして利用する必要が無くなるため、光源装置に内視鏡を接続することなく、光源装置単体でキャリブレーションを実行することができる。

特許文献１の光源装置には、光源と集光レンズの間の光路中にビームスプリッタが配置され、ビームスプリッタによって光源が発する光の一部を光量センサに導光している。また、特許文献１には、光量センサの配置位置に関する別態様として、ビームスプリッタを設けずに、光量センサを光路内に配置して光量を測定してもよいことが記載されている。

また、光源装置には、光源部としてキセノンランプやハロゲンランプに代えて、レーザダイオード（ＬＤ）やＬＥＤ（Light-Emitting Diode）のような半導体で構成された発光素子を用いる光源装置も提案されている（例えば、特許文献２）。特許文献２の光源装置は、波長が異なる光を発する複数の発光素子と、各発光素子から導光された光を混合するロッドレンズとを備えており、ロッドレンズを介して内視鏡に光を供給している。

特開２０１１−１８３０９９号公報 特開２０１１−０４１７５８号公報

しかしながら、特許文献１のビームスプリッタは、光量センサに光を導光するためにのみ必要とされる部品であるため、光量測定に使用するための専用部品である。光量センサ以外にビームスプリッタのような光量測定用の専用部品を追加することは、部品点数増加や構造の複雑化による製造コストの増加を招くことに加えて、部品配置スペースの増加にもつながるという問題が生じる。

また、特許文献１には、ビームスプリッタを設けずに光量センサを光路内に配置してもよいことが記載されているが、光量センサを光路内に配置すると、その部分の光が遮られることになるため、画像にケラレが生じる懸念がある。特許文献１及び２には、このような課題やその解決策について明示も示唆もされていない。

本発明は、上記課題に鑑みてなされたもので、その目的は、内視鏡用の光源装置において、製造コスト及び部品配置スペースの増加や、ケラレを防止しつつ、光源装置単体で光量測定を可能にすることにある。

本発明の光源装置は、内視鏡に対して光を供給する光源装置において、光を発する光源部と、透明材料で形成され、光源部が発する光が入射する入射面と、入射した光を出射する出射面と、入射面から出射面に向かって軸方向に延びる側面とを有し、入射した光を内部で全反射させながら軸方向に伝播させる導光ロッドと、導光ロッドの側面に取り付けられ、光源部の光の光量を測定する光量センサとを備えていることを特徴とする。

導光ロッドは、出射面から出射する光の光量を径方向において均一化するホモジナイザであることが好ましい。光量センサは、導光ロッドよりも高い屈折率を有する接着剤によって側面に取り付けられていることが好ましい。

光源部は複数有り、複数の光源部が発する光の光路を統合する光路統合部とを備えており、導光ロッドは、光路統合部の後段に配置されており、光路統合部が出射する各光源部の光が導光ロッドの入射面に入射することが好ましい。

複数の光源部は、波長が異なる光を発する第１及び第２の少なくとも２つの光源部を含んでいてもよい。第１及び第２光源部は、少なくとも一方が、特殊光観察を行うための特殊光を発する光源部であることが好ましい。光量センサは、複数個設けられていてもよい。

第１及び第２の光源部は、たとえば、少なくとも１つが半導体で構成された発光素子を有している。発光素子は、例えばレーザダイオードである。第１光源部は、例えば、半導体で構成された発光素子と発光素子が発する光によって励起して蛍光を発する蛍光体とを有し、励起光と蛍光が混合された混合光を発する。この場合には、光量センサは、励起光に対してのみ感度を有する第１光量センサと、蛍光に対してのみ感度を有する第２光量センサの２種類のセンサを含んでいることが好ましい。導光ロッドは、光路統合部を兼用していてもよい。

内視鏡の内視鏡側コネクタが着脱自在に取り付けられる光源側コネクタと、内視鏡側コネクタの取り付け状態が適正か否かを判定する取り付け状態判定部とを備えており、導光ロッドの一端は、光源側コネクタに内視鏡側コネクタが取り付けられたときに、内視鏡側コネクタと対向する位置に配置されており、取り付け状態判定部は、光源部から導光ロッドを通じて光源側コネクタに向けて光を照射して、光源側コネクタで反射した反射光の光量に応じて光量センサが出力する光量信号に基づいて、取り付け状態が適正か否かを検知してもよい。

本発明の内視鏡システムは、内視鏡と内視鏡に対して光を供給する光源装置とを備えた内視鏡システムにおいて、光源装置は、光を発する光源部と、透明材料で形成され、光源部が発する光が入射する入射面と、入射した光を出射する出射面と、入射面から出射面に向かって軸方向に延びる側面とを有し、入射した光を内部で全反射させながら軸方向に伝播させる導光ロッドと、導光ロッドの側面に取り付けられ、光源部の光の光量を測定する光量センサとを備えていることを特徴とする。

本発明によれば、内視鏡用の光源装置において、製造コスト及び部品配置スペースの増加や、ケラレを防止しつつ、光源装置単体で光量測定ができる。

本発明の内視鏡システムの外観図である。 内視鏡の先端部の正面図である。 内視鏡システムの電気的構成を示すブロック図である。 照明光の分光スペクトルを示すグラフである。 ヘモグロビンの吸収スペクトルを示すグラフである。 生体組織の散乱係数を示すグラフである。 撮像素子のカラーマイクロフイルタの分光特性を示すグラフである。 照明光の照射タイミング及び撮像タイミングを示す説明図である。 通常観察モード及び特殊光観察モードにおける画像処理手順を示す説明図である。 分岐型ライトガイドと光源モジュールの斜視図である。 分岐型ライトガイドの出射端における光ファイバの配置の説明図である。 光量センサとキャリブレーション部の説明図である。 光量センサの取り付け方法の説明図である。 ＬＵＴの内容を示す説明図である。 第１光源モジュールの斜視図である。 第１光源モジュールの発散角補正部の説明図である。 第２光源モジュールの斜視図である。 第２光源モジュールの発散角補正部の側面図である。 キャリブレーションの実行手順を示すフローチャートである。 第２実施形態を示す説明図である。 第２実施形態の光量センサとキャリブレーション部の説明図である。 光量センサＳ２の分光感度特性を示すグラフである。 光量センサＳ３の分光感度特性を示すグラフである。 第２実施形態のキャリブレーションの実行手順を示すフローチャートである。 第３実施形態の説明図である。 コネクタの取り付け状態が適正な場合を示す説明図である。 コネクタの取り付け状態が不適正な場合を示す説明図である。 取り付け状態判定の実行手順を示すフローチャートである。 ホモジナイザと光路統合部が一体で構成されている例の説明図である。

「第１実施形態」
図１に示すように、本発明の第１実施形態の内視鏡システム１０（以下、内視鏡システムという）は、生体内の観察部位を撮像する内視鏡１１と、撮像により得られた信号に基づいて観察部位の観察画像を生成するプロセッサ装置１２と、観察部位を照射する光を内視鏡１１に供給する光源装置１３と、観察画像を表示するモニタ１４とを備えている。プロセッサ装置１２には、キーボードやマウスなどの操作入力部であるコンソール１５が設けられている。

内視鏡システム１０は、白色光のもとで観察部位を観察するための通常観察モードと、特殊光を利用して観察部位に存在する血管の性状を観察するための血管情報観察モードを備えている。血管情報観察モードは、血管のパターンや酸素飽和度などの性状を把握して、腫瘍の良悪鑑別などの診断を行うための特殊光観察モードであり、特殊光として、血中ヘモグロビンに対する吸光度が高い波長域の狭帯域光が利用される。血管情報観察モードには、血管が強調された血管強調画像を表示する血管強調観察モードと、血中ヘモグロビンの酸素飽和度が表示された酸素飽和度画像を表示する酸素飽和度観察モードがある。

内視鏡１１は、生体の消化管内に挿入される挿入部１６と、挿入部１６の基端部分に設けられた操作部１７と、操作部１７とプロセッサ装置１２及び光源装置１３との間を連結するユニバーサルコード１８とを備えている。

挿入部１６は、先端から順に連設された、先端部１９、湾曲部２０、可撓管部２１からなる。図２に示すように、先端部１９の先端面には、観察部位に照明光を照射する照明窓２２、観察部位で反射した像光が入射する観察窓２３、観察窓２３を洗浄するために送気・送水を行うための送気・送水ノズル２４、鉗子や電気メスといった処置具を突出させる鉗子出口２５などが設けられている。観察窓２３の奥には、撮像素子４４（図３参照）や結像用の光学系が内蔵されている。

湾曲部２０は、連結された複数の湾曲駒からなり、操作部１７のアングルノブ２６を操作することにより、上下左右方向に湾曲動作する。湾曲部２０が湾曲することにより、先端部１９の向きが所望の方向に向けられる。可撓管部２１は、食道や腸など曲がりくねった管道に挿入できるように可撓性を有している。挿入部１６には、撮像素子４４を駆動する駆動信号や撮像素子４４が出力する画像信号を通信する通信ケーブルや、光源装置１３から供給される照明光を照明窓２２に導光するライトガイド４３（図３参照）が挿通されている。

操作部１７には、アンブルノブ２６の他、処置具を挿入するための鉗子口２７、送気・送水操作を行う送気・送水ボタン、静止画像を撮影するためのレリーズボタンなどが設けられている。

ユニバーサルコード１８には、挿入部１６から延設される通信ケーブルやライトガイド４３が挿通されており、一端には、プロセッサ装置１２および光源装置１３側にコネクタ２８が取り付けられている。コネクタ２８は、通信用コネクタ２８ａと光源用コネクタ２８ｂからなる複合タイプのコネクタである。通信用コネクタ２８ａには通信ケーブルの一端が配設されており、通信用コネクタ２８ａはプロセッサ装置１２に着脱自在に接続される。光源用コネクタ２８ｂにはライトガイド４３の入射端が配設されており、光源用コネクタ２８ｂは光源装置１３に着脱自在に接続される。

図３に示すように、光源装置１３は、それぞれ発光波長が異なる３種類の第１〜第３の光源モジュール３１〜３３と、これらを駆動制御する光源制御部３４とを備えている。光源制御部３４は、光源装置１３の各部の駆動タイミングや同期タイミングなどの制御を行う。

第１〜第３光源モジュール３１〜３３は、特定の波長域の狭帯域光をそれぞれ発光するレーザダイオードＬＤ１〜ＬＤ３を有している。図４に示すように、レーザダイオードＬＤ１は、青色（Ｂ色）領域において、例えば波長域が４４０±１０ｎｍに制限され、中心波長が４４５ｎｍの狭帯域光Ｎ１を発光する。レーザダイオードＬＤ２は、青色（Ｂ色）領域において、例えば波長域が４１０±１０ｎｍに制限され、中心波長が４０５ｎｍの狭帯域光である狭帯域光Ｎ２を発光する。レーザダイオードＬＤ３は、青色（Ｂ色）領域において、例えば波長域が４７０±１０ｎｍに制限され、中心波長が４７３ｎｍの狭帯域光である狭帯域光Ｎ３を発光する。レーザダイオードＬＤ１、ＬＤ２、ＬＤ３としては、ＩｎＧａＮ系、ＩｎＧａＮＡｓ系、ＧａＮＡｓ系のものを用いることができる。また、レーザダイオードＬＤ１〜ＬＤ３としては、高出力化が可能なストライプ幅（導波路の幅）が広いブロードエリア型のレーザダイオードが好ましい。

第１光源モジュール３１は、通常観察用の白色光を発する光源部である。第１光源モジュール３１は、レーザダイオードＬＤ１に加えて、蛍光体３６を有している。図４に示すように、蛍光体３６は、レーザダイオードＬＤ１が発する４４５ｎｍの青色領域の狭帯域光Ｎ１によって励起されて、緑色領域から赤色領域に渡る波長域の蛍光ＦＬを発光する。蛍光体３６は、狭帯域光Ｎ１の一部を吸収して蛍光ＦＬを発光するとともに、残りの狭帯域光Ｎ１を透過させる。蛍光体３６を透過する狭帯域光Ｎ１は、蛍光体３６によって拡散される。透過する狭帯域光Ｎ１と励起される蛍光ＦＬが混合されることによって白色光が生成される。蛍光体３６としては、例えば、ＹＡＧ系、ＢＡＭ（ＢｇＭｇＡｌ_１０Ｏ_１７）系等の蛍光体が使用される。第１光源モジュール３１は、白色光の光量が多くなるように２個設けられている。

第２光源モジュール３２は、血管強調観察用の光源部である。血中ヘモグロビンの吸光スペクトルを表す図５において、血液のヘモグロビンの吸光係数μａは、波長依存性を有しており、波長が４５０ｎｍ以下の領域において急激に上昇し、４０５ｎｍ付近においてピークを有している。また、波長が４５０ｎｍ以下と比較すると低い値ではあるが、波長が５３０ｎｍ〜５６０ｎｍにおいてもピークを有している。吸光係数μａが大きな波長の光を観察部位に照射すると、血管においては吸収が大きいので、血管とそれ以外の部分とのコントラストが大きな像が得られる。

また、図６に示すように、生体組織の光の散乱特性にも波長依存性があり、短波長になるほど散乱係数μＳは大きくなる。散乱は生体組織内への光の深達度に影響する。すなわち、散乱が大きいほど、生体組織の粘膜表層付近で反射される光が多く、中深層に到達する光が少ない。そのため、短波長であるほど深達度は低く、長波長になるほど深達度は高い。こうしたヘモグロビンの吸光特性と生体組織の光の散乱特性を鑑みて、血管強調用の光の波長が選択される。

第２光源モジュール３２が発する４０５ｎｍの狭帯域光Ｎ２は、深達度が低いので、表層血管による吸収が大きいため、表層血管強調用の光として用いられる。狭帯域光Ｎ２を用いることにより、観察画像において表層血管を高コントラストで描出することができる。また、中深層血管強調用の光としては、第１光源モジュール３１が発する白色光の緑色成分が用いられる。図５に示す吸光スペクトルにおいて、４５０ｎｍ以下の青色領域と比較して、５３０ｎｍ〜５６０ｎｍの緑色領域においては、吸光係数は緩やかに変化するので、中深層血管強調用の光は、青色領域ほど狭帯域であることは要求されない。そのため、後述するように、撮像素子４４のＧ色のマイクロカラーフイルタによって白色光から色分離した緑色成分が用いられる。

第３光源モジュール３３は、酸素飽和度観察用の光源部である。図５において、吸光スペクトルＨｂは酸素と結合していない還元ヘモグロビンの吸光スペクトルを示し、吸光スペクトルＨｂＯ２は、酸素と結合した酸化ヘモグロビンの吸光スペクトルを示す。このように還元ヘモグロビンと酸化ヘモグロビンは、異なる吸光特性を持っており、同じ吸光係数μａを示す等吸収点（各スペクトルＨｂ、ＨｂＯ２の交点）を除いて、吸光係数μａに差が生じる。吸光係数μａに差があると、同じ光強度かつ同じ波長の光を照射しても、酸素飽和度が変化すれば、反射率が変化する。酸素飽和度観察モードにおいては、吸光係数μａに差がある波長として、第３光源モジュール３３が発する波長４７３ｎｍの狭帯域光Ｎ３が用いられて、酸素飽和度が測定される。

光源制御部３４は、ドライバ３７を介してレーザダイオードＬＤ１〜ＬＤ３の点灯、消灯、光量の制御を行う。具体的には、光源制御部３４は、レーザダイオードＬＤ１〜ＬＤ３に対して駆動パルスを与えることにより、点灯させる。そして、駆動パルスのデューティ比を制御するＰＷＭ（Pulse Width Modulation）制御を行うことにより、駆動電流値を変化させて発光量を制御する。駆動電流値の制御は、駆動パルスの振幅を変えるＰＡＭ（Pulse Amplitude Modulation）制御などでもよい。

また、光源制御部３４は、後述するように第１〜第３の光源モジュール３１〜３３のキャリブレーションを行う。レーザダイオードＬＤ１〜ＬＤ３は、経時劣化や環境条件などにより、所期の光量を得るための駆動電流値が変化する。光源装置１３には、第１〜第３の光源モジュール３１〜３３の光量を測定するための光量センサＳ１が設けられている。光源制御部３４は、光量センサＳ１が出力する光量信号に基づいて、レーザダイオードＬＤ１〜ＬＤ３の駆動電流値を調整する。

第１〜第３の光源モジュール３１〜３３の光路の下流側には、分岐型ライトガイド４１が設けられている。分岐型ライトガイド４１は、後で詳述するように、第１〜第３の光源モジュール３１〜３３の光路を１つの光路に統合する光路統合部である。内視鏡１１のライトガイド４３の入射端は１つであるため、分岐型ライトガイド４１によって、第１〜第３の光源モジュール３１〜３３の光を内視鏡１１に供給する前段において、各モジュール３１〜３３の光の光路が統合される。分岐型ライトガイド４１は、入射端が複数に分岐した分岐部４１ａ〜４１ｄを有し、各分岐部４１ａ〜４１ｄから入射した光を、１つの出射端４１ｅから出射する。

２つの第１光源モジュール３１はそれぞれ、分岐型ライトガイド４１の分岐部４１ａ、４１ｂの入射面と対向するように配置され、第２及び第３光源モジュール３２、３３はそれぞれ、分岐部４１ｃ、４１ｄの入射面と対向するように配置される。

分岐型ライトガイド４１の出射端４１ｅは、内視鏡１１のコネクタ２８ｂが接続されるレセプタクルコネクタ４２の近くに配置されている。出射端４１ｅには、後述するホモジナイザ５０が設けられており、分岐型ライトガイド４１に入射した第１〜第３の光源モジュール３１〜３３の光は、ホモジナイザ５０を経由して、コネクタ２８ｂに配された内視鏡１１のライトガイド４３に供給される。

内視鏡１１は、ライトガイド４３、撮像素子４４、アナログ処理回路４５（ＡＦＥ：Analog Front End）、撮像制御部４６を備えている。ライトガイド４３は、複数本の光ファイバをバンドル化したファイババンドルであり、コネクタ２８が光源装置１３に接続されたときに、ライトガイド４３の入射端が光源装置１３のホモジナイザ５０の出射端と対向する。ライトガイド４３の出射端は、２つの照明窓２２に光が導光されるように、照明窓２２の前段で２本に分岐している。

照明窓２２の奥には、照射レンズ４８が配置されている。光源装置１３から供給された光はライトガイド４３により照射レンズ４８に導光されて照明窓２２から観察部位に向けて照射される。照射レンズ４８は凹レンズからなり、ライトガイド４３から出射する光の発散角を広げる。これにより、観察部位の広い範囲に照明光を照射することができる。

観察窓２３の奥には、対物光学系５１と撮像素子４４が配置されている。観察部位で反射した像光は、観察窓２３を通して対物光学系５１に入射し、対物光学系５１によって撮像素子４４の撮像面４４ａに結像される。

撮像素子４４は、ＣＣＤイメージセンサやＣＭＯＳイメージセンサなどからなり、フォトダイオードなどの画素を構成する複数の光電変換素子がマトリックスに配列された撮像面４４ａを有している。撮像素子４４は、撮像面４４ａで受光した光を光電変換して、各画素においてそれぞれの受光量に応じた信号電荷を蓄積する。信号電荷はアンプによって電圧信号に変換されて読み出される。電圧信号は画像信号として撮像素子４４から出力されて、画像信号はＡＦＥ４５に送られる。

撮像素子４４は、カラー撮像素子であり、撮像面４４ａには、図７に示すような分光特性を有するＢ、Ｇ、Ｒの３色のマイクロカラーフイルタが各画素に割り当てられている。マイクロカラーフイルタによって、第１光源モジュール３１が発光する白色光がＢ、Ｇ、Ｒの３色に分光される。マイクロカラーフイルタの配列は例えばベイヤー配列である。

図８に示すように、通常観察モードにおいては、撮像素子４４は、１フレームの取得期間内で、信号電荷を蓄積する蓄積動作と、蓄積した信号電荷を読み出す読み出し動作が行なわれる。図８（Ａ）に示すように、通常観察モードにおいては、蓄積タイミングに合わせてレーザダイオードＬＤ１が点灯し、照明光として狭帯域光Ｎ１と蛍光ＦＬとからなる白色光が観察部位に照射され、その反射光が撮像素子４４に入射する。撮像素子４４において、白色光はマイクロカラーフイルタで色分離されて、狭帯域光Ｎ１に対応する反射光をＢ画素が受光し、蛍光ＦＬの中のＧ成分をＧ画素が、蛍光ＦＬの中のＲ成分に対応する反射光をＲ画素が受光する。撮像素子４４は、読み出しタイミングに合わせて、Ｂ、Ｇ、Ｒの各画素の画素値が混在した１フレーム分の画像信号Ｂ、Ｇ、Ｒをフレームレートに従って順次出力する。こうした撮像動作は、通常観察モードに設定されている間、繰り返される。

血管強調観察モードにおいては、図８（Ｂ）に示すように、蓄積タイミングに合わせて第１光源モジュール３１に加えて、第２光源モジュール３２が点灯する。第１光源モジュール３１が点灯すると、通常観察モードと同様に、照明光として狭帯域光Ｎ１と蛍光ＦＬとからなる白色光（Ｎ１＋ＦＬ）が観察部位に照射される。第２光源モジュール３２が点灯すると、白色光（Ｎ１＋ＦＬ）に、狭帯域光Ｎ２が追加されて、これらが照明光として観察部位に照射される。

通常観察モードと同様に、白色光に狭帯域光Ｎ２が追加された照明光は、撮像素子４４のＢ，Ｇ，Ｒのマイクロカラーフイルタで分光される。撮像素子４４において、Ｂ画素は、狭帯域光Ｎ１に加えて、狭帯域光Ｎ２を受光する。Ｇ画素は、蛍光ＦＬのＧ成分を受光する。Ｒ画素は、蛍光ＦＬのＲ成分を受光する。血管強調観察モードにおいても、撮像素子４４は、読み出しタイミングに合わせて、画像信号Ｂ、Ｇ、Ｒをフレームレートに従って順次出力する。こうした撮像動作は、血管強調観察モードに設定されている間、繰り返される。

酸素飽和度観察モードにおいては、図８（Ｃ）に示すように、蓄積タイミングに合わせて第１光源モジュール３１が点灯する。第１光源モジュール３１が点灯すると、通常観察モードと同様に、白色光（Ｎ１＋ＦＬ）が観察部位に照射される。次のフレームにおいては、第１光源モジュール３１が消灯して、第３光源モジュール３３が点灯して、狭帯域光Ｎ３が観察部位に照射される。酸素飽和度観察モードにおいても、撮像素子４４は、読み出しタイミングに合わせて、画像信号Ｂ、Ｇ、Ｒをフレームレートに従って順次出力する。

ただし、酸素飽和度観察モードでは、通常観察モードや血管強調観察モードと異なり、白色光（Ｎ１＋ＦＬ）と狭帯域光Ｎ３が交互に照射されるので、最初のフレームで白色光に対応する画像信号Ｂ、Ｇ、Ｒが出力され、次のフレームでは狭帯域光Ｎ３に対応する画像信号Ｂ、Ｇ、Ｒが出力されるというように、各照明光に対応して画像信号Ｂ、Ｇ、Ｒが担持する情報も１フレームおきに変化する。こうした撮像動作は、血管強調観察モードに設定されている間、繰り返される。

図３において、ＡＦＥ４５は、相関二重サンプリング回路（ＣＤＳ）、自動ゲイン制御回路（ＡＧＣ）、及びアナログ／デジタル変換器（Ａ／Ｄ）（いずれも図示省略）から構成されている。ＣＤＳは、撮像素子４４からのアナログの画像信号に対して相関二重サンプリング処理を施し、信号電荷のリセットに起因するノイズを除去する。ＡＧＣは、ＣＤＳによりノイズが除去された画像信号を増幅する。Ａ／Ｄは、ＡＧＣで増幅された画像信号を、所定のビット数に応じた階調値を持つデジタルな画像信号に変換してプロセッサ装置１２に入力する。

撮像制御部４６は、プロセッサ装置１２内のコントローラ５６に接続されており、コントローラ５６から入力されるベースクロック信号に同期して、撮像素子４４に対して駆動信号を入力する。撮像素子４４は、撮像制御部４６からの駆動信号に基づいて、所定のフレームレートで画像信号をＡＦＥ４５に出力する。

プロセッサ装置１２は、コントローラ５６の他、ＤＳＰ（Digital Signal Processor）５７、画像処理部５８と、フレームメモリ５９と、表示制御回路６０を備えている。コントローラ５６は、ＣＰＵ、制御プログラムや制御に必要な設定データを記憶するＲＯＭ、プログラムをロードして作業メモリとして機能するＲＡＭなどからなり、ＣＰＵが制御プログラムを実行することにより、プロセッサ装置１２の各部を制御する。

ＤＳＰ５７は、撮像素子４４が出力する画像信号を取得する。ＤＳＰ５７は、Ｂ、Ｇ、Ｒの各画素に対応する信号が混在した画像信号を、Ｂ、Ｇ、Ｒの画像信号に分離し、各色の画像信号に対して画素補間処理を行う。この他、ＤＳＰ５７は、ガンマ補正や、Ｂ、Ｇ、Ｒの各画像信号に対してホワイトバランス補正などの信号処理を施す。

また、ＤＳＰ５７は、画像信号Ｂ、Ｇ、Ｒに基づいて露出値を算出して、画像全体の光量が不足している場合（露出アンダー）には照明光の光量を上げるように、光量が高すぎる場合（露出オーバー）には照明光の光量を下げるように、コントローラ５６を介して光源装置１３に対して露出制御信号を送信する。光源装置１３は、受信した露出制御信号に基づいて第１〜第３の光源ジュール３１〜３３の光量を制御する。

フレームメモリ５９は、ＤＳＰ５７が出力する画像データや、画像処理部５８が処理した処理済みのデータを記憶する。表示制御回路６０は、フレームメモリ５９から画像処理済みの画像データを読み出して、コンポジット信号やコンポーネント信号などのビデオ信号に変換してモニタ１４に出力する。

図９（Ａ）に示すように、通常観察モードにおいては、画像処理部５８は、ＤＳＰ５７によってＢ、Ｇ、Ｒの各色に色分離された画像信号Ｂ、Ｇ、Ｒに基づいて、通常観察用の表示画像を生成する。表示画像が、観察画像としてモニタ１４に出力される。画像処理部５８は、フレームメモリ５９内の画像信号Ｂ、Ｇ、Ｒが更新される毎に、表示画像を更新する。

図９（Ｂ）に示すように、血管強調観察モードにおいては、画像処理部５８は、画像信号Ｂ、Ｇ、Ｒに基づいて、血管強調観察用の表示画像を生成する。血管強調観察モードにおける画像信号Ｂには、白色光のＢ成分（狭帯域光Ｎ１と蛍光ＦＬの一部を含む）に加えて、狭帯域光Ｎ２の情報が含まれているため、表層血管が高コントラストで描出される。癌などの病変においては、正常組織と比較して、表層血管の密集度が高くなる傾向があるなど血管のパターンに特徴があるため、腫瘍の良悪鑑別を目的とする血管強調観察においては、表層血管が鮮明に描出されることが好ましい。

また、より表層血管を強調する場合には、例えば、画像信号Ｂに基づいて表層血管の領域を抽出して、抽出した領域に対して輪郭強調処理などを施す。そして、輪郭強調処理が施された画像信号Ｂを、画像信号Ｂ、Ｇ、Ｒから生成したフルカラー画像に合成する。こうすることで、より表層血管が強調される。表層血管に加えて中深層血管に対しても同様の処理を行ってもよい。中深層血管を強調する場合には、中深層血管の情報が多く含まれている画像信号Ｇから中深層血管の領域を抽出して、抽出した領域に対して輪郭強調処理を施して、強調処理済みの画像信号Ｇを、画像信号Ｂ、Ｇ、Ｒから生成したフルカラー画像に合成する。

血管強調観察用の表示画像は、通常観察用と同様に、三色の画像信号Ｂ、Ｇ、Ｒに基づいて生成されるため観察部位をフルカラーで表示することが可能となるが、血管強調観察モードにおける画像信号Ｂは、通常観察モードにおける画像信号Ｂと比較すると、青色の濃度が高い。そのため、血管強調観察用の表示画像を生成する場合には、通常観察用の表示画像と同様の色味になるように色補正を行ってもよい。画像処理部５８は、フレームメモリ５９内の画像信号Ｂ、Ｇ、Ｒが更新される毎に、血管強調観察用の表示画像を生成する。

なお、血管強調観察用の表示画像を生成する方式としては、画像信号Ｒを使わずに、画像信号Ｂ、Ｇの二色のみで生成して、画像信号Ｂをモニタ１４のＢチャンネル及びＧチャンネルに、画像信号Ｇに対応する信号をモニタ１４のＲチャンネルに割り当てる方式など、観察部位を疑似カラーで表示する方式を採用してもよい。

図９（Ｃ）に示すように、酸素飽和度観察モードにおいては、画像処理部５８は、白色光のもとで取得された画像信号Ｇ１、Ｒ１と、狭帯域光Ｎ３のもとで取得された画像信号Ｂ２に基づいて、酸素飽和度算出処理を行う。画像信号Ｂ２の画素値には、酸素飽和度に加えて血液量（濃度）の情報も含まれている。より正確に酸素飽和度を求めるためには、画像信号Ｂ２の画素値から血液量の情報を分離する必要がある。画像処理部５８は、血液量に対して高い相関を示す画像信号Ｒを利用して、画像信号Ｂとの間で画像間演算を行って、酸素飽和度と血液量の情報を分離する。

具体的には、画像処理部５８は、各画像信号Ｂ２、Ｇ１、Ｒ１の同じ位置の画素値を照合して、画像信号Ｂ２の画素値と画像信号Ｇ１の画素値の信号比Ｂ／Ｇと、画像信号Ｒ１の画素値と画像信号Ｇ１の画素値の信号比Ｒ／Ｇを求める。画像信号Ｇ１は、画像信号Ｂ２と画像信号Ｒ１の画素値を規格化するために、観察部位の明るさレベルを表す参照信号として用いられる。そして、予め作成された、信号比Ｂ／Ｇ及びＲ／Ｇと酸素飽和度及び血液量との相関関係を記憶したテーブルに基づいて、血液量の情報が分離された、酸素飽和度を算出する。そして、画像信号Ｂ１、Ｇ１、Ｒ１に基づいて生成されるフルカラー画像に対して、算出した酸素飽和度の値に応じた色変換を行って、酸素飽和度観察用の表示画像を生成する。

図１０において、光源装置１３に設けられる分岐型ライトガイド４１は、内視鏡１１のライトガイド４３と同様に、複数本の光ファイバをバンドル化したファイババンドルである。分岐型ライトガイド４１は、出射端４１ｅにおいて全ての光ファイバが１つに束ねられており、入射端に向かう途中で全ての光ファイバを４つに分割して、分割された各光ファイバをそれぞれ束ねることで複数の分岐部４１ａ〜４１ｄが形成される。

分岐部４１ａ、４１ｂと分岐部４１ｃ、４１ｄは、光ファイバを束ねる本数を変えることで太さが変えられており、それぞれの直径はＤ１、Ｄ２となっている。分岐部４１ａ、４１ｂの直径Ｄ１の方が、分岐部４１ｃ、４１ｄの直径Ｄ２よりも太い。このように太さが違う理由は、１つには、分岐部４１ａ、４１ｂと対向する第１光源モジュール３１が蛍光体３６を使用しているため、蛍光体３６を使用しない第２光源モジュール３２、３３と比較して、発光するビーム（光束）の直径が大きくなるためである。もう１つの理由は、第１光源モジュール３１は通常観察用の白色光を発光するので、特殊光観察用の第２光源モジュール３２、３３よりも大きな光量を確保するためである。

具体的な寸法は、内視鏡１１のライトガイド４３の直径が約２ｍｍ程度であり、分岐型ライトガイド４１の出射端４１ｅの直径もそれに合わせて約２ｍｍ程度である。分岐部４１ａ、４１ｂの直径Ｄ１は、約１．０〜１．４ｍｍ程度であり、分岐部４１ｃ、４１ｄの直径Ｄ２は、約０．５〜０．８ｍｍ程度である。

分岐型ライトガイド４１の出射端４１ｅにはホモジナイザ５０が設けられている。ホモジナイザ５０は、第１〜第３の光源モジュール３１〜３３から入射する各色の光量分布を均一化するものである。

ホモジナイザ５０は、石英ガラスなどの透明材料で形成され、光軸と直交する断面形状が円形の柱状体からなる導光ロッドであり、分岐型ライトガイド４１の出射端から出射する光が入射する入射面が形成される入射端５０ａと、光を出射する出射面が形成される出射端５０ｃと、入射面から出射面に向かう軸方向に沿って延びる側面部５０ｂとを有する。ホモジナイザ５０は、入射端５０ａから入射した光を、空気との界面となる側面部５０ｂの内面（内部側面）で全反射させながら軸方向に伝播して出射端５０ｃから出射する。

ホモジナイザ５０内において、内部側面に入射する光線は、屈折率が高い媒質（ホモジナイザ５０の透明材料）から屈折率が低い媒質（空気）の境界面に入射することになるため、入射角が臨界角以上の光線は全反射する。ホモジナイザ５０の内部においては全反射が繰り返されることにより光線が軸方向に伝播される。

ホモジナイザ５０の入射端５０ａの直径は、分岐型ライトガイドの出射端４１ｅの直径とほぼ同じである。出射端５０ｃの直径は、内視鏡１１のライトガイド４３の入射端と同じである。ホモジナイザ５０の入射端５０ａとライトガイド４３の出射端４１ｅは、端面同士を突き当てて熱融着されて一体化されている。出射端５０ｃは、レセプタクルコネクタ４２内、あるいはその近傍に配置されており、内視鏡１１のコネクタ２８ｂがレセプタクルコネクタ４２に接続されたときに、ライトガイド４３の入射端と対向するように配置されている。

図１１に示すように、分岐型ライトガイド４１は、例えば、出射端４１ｅにおいて二点鎖線で区画された各領域ａ〜ｄに一端が位置する光ファイバが、それぞれ各分岐部４１ａ〜４１ｄに割り当てられており、出射端４１ｅにおいて各分岐部４１ａ〜４１ｄに対応するそれぞれの光ファイバが居所的に偏在している。分岐部４１ａ〜４１ｄから入射した光は、それぞれの光ファイバ内で伝播され、当然ながら光ファイバ間で伝播は無い。そのため、出射端４１ｅにおいては、左上、右上の領域ａ、ｂから第１光源モジュール３１が発する白色光が出射し、領域ｃから第２光源モジュール３２が発する狭帯域光Ｎ２が出射し、領域ｄから第３光源モジュール３３が発する狭帯域光Ｎ３が出射するというように、各色の光が偏在することになる。そのため、出射端４１ｅから出射するビームの断面内においては、各色の光量分布が不均一になる。

図１２に示すように、ホモジナイザ５０は、入射端５０ａの端面から入射した光を側面部５０ｂの内面（内部側面）で全反射させながら光を光軸方向に伝播するため、光軸と直交する断面内において光の入射位置と出射位置が変化する。これは、入射光線が全反射しながらホモジナイザ５０内を伝播する過程において、入射光線の位置が径方向において分散することを意味する。こうした分散作用により、分岐型ライトガイド４１の出射端４１ｅにおける各色の光の偏在が解消されて、ホモジナイザ５０の出射端５０ｃから出射する光の光量が径方向で均一化される。ホモジナイザ５０の光軸方向の長さＬが長いほど、内部側面における反射回数が増えるので分散効果は上がる。

光線の分散は、第１〜第３の各光源モジュール３１〜３３が発する各色の光について生じるので、各色の光量分布が均一化される。このように光量分布が均一化された光がライトガイド４３に入射する。入射した光はライトガイド４３を介して内視鏡１１の照明窓２２から観察部位に向けて照明光として照射される。照明光は光量分布が均一化されているため、照明光が照射される観察部位の照射領域において、光量ムラや色ムラが発生することが無い。

ホモジナイザ５０の側面部５０ｂの外面には、光量センサＳ１が設けられている。光量センサＳ１は、フォトダイオードなど、受光した光を電気信号に変換して出力する光電変換素子で構成される。光量センサＳ１は、受光した光量に応じた電気信号を光量信号として光源制御部３４に出力する。

図１３に示すように、光量センサＳ１は、例えば、ホモジナイザ５０の材料よりも高い屈折率を有する接着剤５５によって側面部５０ｂに取り付けられている。そのため、ホモジナイザ１０３の内部側面に対して同じ入射角で入射する光線でも、光量センサＳ１の位置（接着剤５５の位置）に入射する光線は、接着剤５５の屈折率がホモジナイザ１０３の屈折率よりも高いので内部側面で全反射せずに内部側面を透過して光量センサＳ１に入射する。一方、光量センサＳ１の位置（接着剤５５の位置）以外の位置に入射する光線は、空気の屈折率がホモジナイザ１０３の屈折率よりも低いため、入射角が臨界角以上であれば全反射して光軸方向に伝播される。

光量センサＳ１は、第１光源モジュール３１が発する白色光（レーザダイオードＬＤ１の狹帯域光Ｎ１と蛍光ＦＬの混合光）と、第２及び第３光源モジュール３２が発する狹帯域光Ｎ２、Ｎ３のすべての発光波長に対して感度を有しており、１つの光量センサＳ１で、第１〜第３の光源モジュール３１〜３３の発光量を測定することが可能である。

図１２において、光源制御部３４には、第１〜第３光源モジュール３１〜３３のキャリブレーションを行うキャリブレーション部３４ａが設けられている。第１〜第３光源モジュール３１〜３３のレーザダイオードＬＤ１〜ＬＤ３は、経時劣化や環境条件に応じて、所期の光量を発するための駆動電流値が変化する。また、第１光源モジュール３１のように蛍光体３６を使用する場合は、蛍光体３６の経時劣化による発光量の低下も考えられる。キャリブレーション部３４ａは、経時劣化や環境条件が変化した場合でも、第１〜第３光源モジュール３１〜３３の光量変動が生じないように、レーザダイオードＬＤ１〜ＬＤ３の駆動電流値を調節する。

キャリブレーション部３４ａは、ルックアップテーブルメモリ（ＬＵＴ）３４ｂを有しており、ＬＵＴ３４ｂには、図１４に示すように、所定の受光量Ｅ１、Ｅ２、Ｅ３・・・と、それを得るために各レーザダイオードＬＤ１〜ＬＤ３に与えられる駆動電流値Ｉ１、Ｉ２、Ｉ３・・・との対応関係が格納されている。ここで、受光量Ｅは、ホモジナイザ５０に入射する光量のうち、光量センサＳ１で受光可能な光量である。なお、第１〜第３の光源モジュール３１〜３３が発光する発光量増加によりホモジナイザ５０に入射する光量が増えれば、光量センサＳ１の受光量も増えるというように、発光量と受光量の間には比例関係があるので、受光量を測定することにより、第１〜第３の光源モジュール３１〜３３の発光量を測定することができる。

レーザダイオードＬＤ１〜ＬＤは、それぞれ発光波長や型式が異なり、それぞれの受光量Ｅと駆動電流値Ｉの対応関係も異なる。また、第１光源モジュール３１は、第２及び第３光源モジュール３２、３３と異なり、レーザダイオードＬＤ１と蛍光体３６が組み合わされたものである。そのため、ＬＵＴ３４ｂは、第１〜第３光源モジュール３１〜３３毎に設けられている。第１光源モジュール３１については、レーザダイオードＬＤ１が発する狹帯域光Ｎ１に加えて、蛍光ＦＬが混合されて出射するので、ＬＵＴ３４ｂにおいて、レーザダイオードＬＤ１の駆動電流値Ｉと、狹帯域光Ｎ１と蛍光ＦＬが混合された白色光の受光量Ｅとの対応関係が設定されている。第２及び第３光源モジュール３２、３３のＬＵＴ３４ｂについては、レーザダイオードＬＤ２の駆動電流値Ｉと狹帯域光Ｎ２の受光量Ｅ、レーザダイオードＬＤ３の駆動電流値Ｉと狹帯域光Ｎ３の受光量Ｅの対応関係がそれぞれ設定されている。

キャリブレーション部３４ａは、キャリブレーションを実行することにより、レーザダイオードＬＤ１〜ＬＤ３の駆動電流値を調整して、ＬＵＴ３４ｂ内の駆動電流値Ｉの値を、調整後の値に更新する。

キャリブレーション部３４ａは、例えば、光源装置１３の起動時、具体的には光源装置１３に電源が投入された時に、キャリブレーションを実行する。もちろん、１日に１回、１週間に１回、１ヶ月に１回というように定期的に実行させることも可能であり、また、コンソール１５からの操作指示によって、任意のタイミングでキャリブレーションを実行させることも可能である。

キャリブレーションは、キャリブレーション実行前のＬＵＴ３４ｂの駆動電流値Ｉで各レーザダイオードＬＤ１〜ＬＤ３を駆動して、第１〜第３の光源モジュール３１〜３３を１つずつ点灯させる。キャリブレーション部３４ａは、調整対象となる１つの光源モジュールについて、光量センサＳ１からの光量信号に基づいてその時の駆動電流値Ｉに対応する所期の受光量Ｅが得られているか否かを判定する。判定結果に基づいて、実際の受光量Ｅ（測定値）とＬＵＴ３４ｂに格納されている所期の受光量Ｅの間に差がある場合には、実際の受光量Ｅが所期の受光量Ｅに一致するように駆動電流値Ｉを調整する。調整後の駆動電流値ＩはＬＵＴ３４ｂに書き込まれてＬＵＴ３４ｂの内容が更新される。

なお、内視鏡１１を光源装置１３に接続しない状態でキャリブレーションを実行したときに、ホモジナイザ５０の出射端５０ｃから出射する光が外部に漏れないように、レセプタクルコネクタ４２には、図示しないシャッタが設けられている。シャッタは、例えば開閉自在に取り付けられており、初期状態ではバネなどによって閉じ位置に付勢されている。そして、内視鏡１１のコネクタ２８ｂがレセプタクルコネクタ４２に接続されると、コネクタ２８ｂによって押圧されて開くようになっている。こうしたシャッタにより、光源装置１３単体でキャリブレーションを実行した場合でも、光が外部に漏れることは無い。

図１５及び図１６に示すように、第１光源モジュール３１は、レーザモジュール６１と、蛍光部６２と、レーザモジュール６１の光を蛍光部６２に導光する単線の光ファイバ６３と、蛍光部６２の先端に取り付けられる発散角補正部６４とを備えている。レーザモジュール６１は、レーザダイオードＬＤ１を有する発光素子６６と、発光素子６６を収容するケース６７とを備えており、ケース６７には光ファイバ６３の一端を接続する接続部６７ａが設けられ、ケース６７内に集光レンズ６８が内蔵された、いわゆるレセプタクル型のモジュールである。

発光素子６６は、支持体となる円板状のステム６６ａの一面に半導体チップであるレーザダイオードＬＤ１が取り付けられて、樹脂製の円筒状の透明キャップ６６ｂでレーザダイオードＬＤ１を覆ったものである。ステム６６ａの裏面からは、リード線６６ｃが延びている。

レーザダイオードＬＤ１は、Ｐ型半導体からなるＰ層とＮ型半導体からなるＮ層が活性層を挟んで接合された半導体チップであり、レーザ発振により活性層からレーザ光を発する。レーザ光は直進性が高いが、ビーム形状が発光点から略円錐状に広がる発散光である。レーザ光は集光レンズ６８によって光ファイバ６３の入射端に集光される。

光ファイバ６３の出射端は、蛍光部６２に接続される。蛍光部６２は、遮光性を有する円筒状の保護ケース６２ａ内に蛍光体３６を充填したものである。蛍光体３６の中心には、光ファイバ６３が挿入される挿通孔が形成されている。光ファイバ６３は、その端部に接続用のフェルール（図示せず）が取り付けられた状態で蛍光体３６に挿入される。

蛍光体３６は、粉末状の蛍光材料を、樹脂材料からなるバインダに分散して固めたものである。蛍光材料は分散されているため、励起された蛍光ＦＬの発光点は、蛍光体３６の出射端面の全域となる。また、蛍光体３６を透過するレーザ光もバインダの光拡散作用により蛍光体３６内で拡散するため、出射端面の全域が発光点となる。

蛍光体３６から発する光は、レーザダイオードＬＤ１と同様に、発光点から略円錐状に広がる発散光であるが、レーザダイオードＬＤ１と比較すると、発光点の面積及びビームの発散角が大きい。

蛍光部６２の前方には、蛍光体３６の出射端面３６ａから発する光の発散角を補正する発散角補正部６４が設けられている。発散角補正部６４は、遮光性の材料で形成された円筒形状をしており、蛍光体３６が発する発散光の広がりを規制して発散角を小さくする。また、発散角補正部６４は、内壁面６４ａに反射材がコーティングされることにより鏡面が形成されたリフレクタである。そのため、光を内壁面６４ａで鏡面反射させながら光軸方向に伝播する。内壁面６４ａを鏡面にすることで光の吸収を減らしているため、光伝達損失が少ない。

発散角補正部６４は、分岐部４１ａ、４１ｂの直径Ｄ１を考慮して、直径や光軸に対する傾斜角が設定されており、直径や傾斜角は、第１光源モジュール３１から分岐部４１ａ、４１ｂに入射するビームのスポット径が分岐部４１ａ、４１ｂの直径Ｄ１とほぼ一致するように、設定される。

また、図１６に示す発散角αは、分岐型ライトガイド４１や内視鏡１１のライトガイド４３などのファイババンドルの素線となる光ファイバのＮＡ（開口数：Numerical Aperture）に合わせて設定される。周知のように、光ファイバは、屈折率の高いコアと、コアの周囲に配された、屈折率が低いクラッドとからなり、光ファイバの入射端から入射した入射光は、コアとクラッドの境界において全反射しながら光軸方向に伝播する。光を伝播させるためには、全反射条件を満たす入射角で、光ファイバの入射端に光を入射させることが必要である。

ＮＡは、光ファイバがどれだけ光を集めることができるかを表す指標であり、最大受光角θmaxのｓｉｎで定義される（ＮＡ＝ｓｉｎθmax）。最大受光角θmaxが大きいほどＮＡの値は大きい。光ファイバに入射する入射光線の入射角が最大受光角θmax以下であれば、光ファイバ内においてコアとクラッドの境界で全反射が生じるため、入射光線は光軸方向に伝播して導光される。入射角が最大受光角θmaxを越えると、全反射せずに透過してしまうため、導光されない。導光されない入射光線は光伝達損失となる。光伝達損失を低減するために、発散角補正部６４は、第１光源モジュール３１の光束の発散角αを、最大受光角θmax以下に規制する。

図１７及び図１８に示すように、第２光源モジュール３２は、発光素子７１と、発散角補正部７２とからなる。発光素子７１は、レーザダイオードＬＤ２を備えており、その形態は、第１光源モジュール３１の発光素子６６と同様である。発散角補正部７２は、透明材料で形成され略円錐形の柱状体からなるロッド型のライトガイドであり、ライトパイプやライトトンネルなどとも呼ばれる。発散角補正部７２は、ホモジナイザ５０と同様に、入射端７２ａから入射した光を、側面７２ｂにおいて全反射させながら光軸方向に伝搬して出射端７２ｃからする全反射型である。発散角補正部７２は、例えば、入射端７２ａと発光素子７１の先端が熱融着されて一体化されている。

発散角補正部７２は、出射端７２ｃの太さが入射端７２ａの太さよりも小さくなるように、側面７２ｂが光軸に対して傾斜した、先細のテーパ形状となっている。そのため、図１７に示すように、入射した光は、１回目の反射角θ１よりも２回目の反射角θ２が小さくなるというように、側面７２ｂで反射を繰り返すと、反射角θが徐々に小さくなっていく。反射角θの減少は、発散角が拡大することを意味する。発散角補正部７２の作用により、レーザダイオードＬＤ２が発する光の発散角β１は、発散角β２に拡大される。

発散角補正部７２の光軸方向の長さが長いほど、側面７２ｂにおける反射回数が多くなるため、発散角の拡大効果は大きい。また、側面７２ｂの傾斜角が大きいほど、１回の反射による発散角の拡大効果は大きい。

発散角補正部７２の光軸方向の長さ、光軸に対する反射面の傾斜角、及び発散角補正部６４の先端と分岐部４１ｃの入射端面との間隔は、第１光源モジュール３１の発散角補正部６４と同様に、内視鏡１１のライトガイド４３を構成する光ファイバのＮＡ（開口数）と、分岐部４１ｃの太さ（直径Ｄ２）を考慮して設定される。具体的には、発散角補正部７２の長さ、傾斜角、間隔は、半値半幅で示す発散角β２が光ファイバのＮＡ（開口数）に対応する最大受光角θmax（図２６参照）とほぼ一致する角度となり、かつ、分岐部４１ｃに入射する入射光束のスポット径が分岐部４１ｃの直径Ｄ２とほぼ一致するように、設定される。

第１光源モジュール３１の発散角補正部６４の説明で述べたとおり、発散角β２が最大受光角θmax（図２６参照）以内であれば、光ファイバに入射する光が全反射条件を満たすため光ファイバ内における光伝達ロスが少ない。また、発散角β２を最大限大きくすることで、内視鏡１１の照明窓２２から照射される照明光の配光角が大きくなり、観察部位のより広い領域を照射することができる。また、スポット径を分岐部４１ｃの直径に合わせることで、分岐部４１ｃを構成する複数本の光ファイバの多くに光を入射できるので、光伝達効率も向上する。

第３光源モジュール３３については、第２光源モジュール３２の発光素子７１の代わりに、レーザダイオードＬＤ３を有する発光素子７６（図１０参照）が設けられている点を除いて、第２光源モジュール３２と同様であるので、説明を省略する。第３光源モジュール３３の発光素子７６の発散角も、発散角補正部７２によって、分岐部４１ｄを構成する光ファイバの最大受光角θmaxとほぼ一致するように拡大される。

第２光源モジュール３２と第３光源モジュール３３は、第１光源モジュール３１と異なり、両者ともに蛍光体３６を使用しない光源であるため、各モジュール３２、３３の間では発散角に大きな差は無い。しかし、発光素子６６、７１の間でも発散角に差がある場合には、両者の差が解消されるように、それぞれの発散角補正部７２の側面７２ｂの傾斜角を変化させるなどして、それぞれの補正量が設定される。

以下、上記構成による作用について、図１９のフローチャートを参照しながら説明する。光源装置１３に電源を投入すると、光源装置１３が起動する。光源装置１３が起動すると、光源装置１３においてキャリブレーションが実行される。

キャリブレーション部３４ａは、第１〜第３の光源モジュール３１〜３３を１つ順番に点灯して、それぞれのキャリブレーションを順番に行う。第１光源モジュール３１は２つ設けられているが、１つずつキャリブレーションが行われる。キャリブレーション部３４ａは、ＬＵＴ３４ｂ内の所定の駆動電流値Ｉを読み出して、調整対象となる１つの第１光源モジュール３１を点灯させる（Ｓ１０１）。

第１光源モジュール３１の光は分岐型ライトガイド４１を介してホモジナイザ５０に入射する。光量センサＳ１はホモジナイザ５０に入射した光の一部を受光してそれに応じた光量信号をキャリブレーション部３４ａに出力する。キャリブレーション部３４ａは、光量センサＳ１からの光量信号に基づいて第１光源モジュール３１の受光量Ｅを測定する（Ｓ１０２）。キャリブレーション部３４ａは、ＬＵＴ３４ｂを参照して、測定値（実際の受光量）が、その時の駆動電流値Ｉに対応する所期の受光量Ｅと一致しているか否かを判定する（Ｓ１０３）。

そして、キャリブレーション部３４ａは、測定値と所期の受光量Ｅが一致していない場合（Ｓ１０３でＮ）は、測定値が所期の受光量Ｅになるように駆動電流値を調整する（Ｓ１０４）。例えば、測定値が所期の受光量Ｅを下回っている場合には、駆動電流値を上げる。反対に、測定値が所期の受光量Ｅを上回っている場合には、駆動電流値を下げる。キャリブレーション部３４ａは、ＬＵＴ３４ｂの駆動電流値Ｉを調整後の駆動電流値に書き換えてＬＵＴ３４ｂを更新する。調整が終了したら第１光源モジュール３１を消灯する（Ｓ１０５）。測定値と所期の受光量Ｅが一致している場合には（Ｓ１０３でＹ）、ＬＵＴ３４ｂを更新せずに、第１光源モジュール３１を消灯する。

キャリブレーション部３４ａは、もう１つの第１光源モジュール３１と、第２及び第３の光源モジュール３２、３３についても同様の手順でキャリブレーションを行う。すべての光源モジュール３１〜３３の調整が終了したら（Ｓ１０６でＹ）、キャリブレーションを終了する。

なお、Ｓ１０３の判定において、測定値と所期の受光量Ｅが一致しているか否かの判定基準は、正確に両者の値が一致している場合に加えて、測定値が所期の受光量Ｅを含む一定の範囲にある場合に一致していると判定してもよい。

ホモジナイザ５０は、第１〜第３の各光源モジュール３１〜３３の光路を１つに統合する分岐型ライトガイド４１に後段に配置されているため、ホモジナイザ５０には、第１〜第３の各光源モジュール３１〜３３が発する光が入射する。そのため、光量センサＳ１をホモジナイザ５０に設けることで、１つの光量センサＳ１で第１〜第３の各光源モジュール３１〜３３のすべてについてキャリブレーションを行うことができる。

内視鏡診断を行う場合には、内視鏡１１をプロセッサ装置１２と光源装置１３に接続して、プロセッサ装置１２と光源装置１３の電源を入れて、内視鏡システム１０を起動する。

内視鏡１１の挿入部１６を被検者の消化管内に挿入して、消化管内の観察が開始される。通常観察モードでは、図８（Ａ）に示すように、第１光源モジュール３１が点灯して、レーザダイオードＬＤ１が発する狭帯域光Ｎ１と、蛍光体３６が発する蛍光ＦＬとが混合された白色光が照明光として観察部位に照射されて、観察が行われる。血管強調観察モードでは、図８（Ｂ）に示すように、第１光源モジュール３１と第２光源モジュール３２が点灯して、白色光と狹帯域光Ｎ１が観察部位に照射されて、観察が行われる。酸素飽和度観察モードでは、図８（Ｃ）に示すように、第１光源モジュール３１と第３光源モジュール３３が点灯し、白色光と狹帯域光Ｎ３が観察部位に照射されて、観察が行われる。

光源制御部３４は、キャリブレーションによって更新されたＬＵＴ３４ｂを参照して、第１〜第３光源モジュール３１〜３３の駆動条件を決定して、それぞれを点灯させる。そして、プロセッサ装置１２からの露出制御信号に基づいて、各光源モジュール３１〜３３の発光量を調節して、露出制御を行う。第１〜第３の各光源モジュール３１〜３３は、キャリブレーションが行われているため、経時劣化や環境条件の変動に関わらず、適切な光量の照明光を安定して得ることができる。

以上説明したように、本発明では、光量センサＳ１が光源装置１３に設けられているので、光源装置１３単体で各光源モジュール３１〜３３のキャリブレーションを行うことができる。また、光量センサＳ１はホモジナイザ５０の側面部５０ｂに取り付けられているので、光量センサを光路内に配置した場合のようにケラレが生じることが無い。

また、ホモジナイザ５０は、第１〜第３の各光源モジュール３１〜３３が発する光の光量分布を均一にする光学素子であり、光量測定をするための専用部品ではない。そのため、特許文献１のビームスプリッタのように、光量センサＳ１以外の光量測定用の専用部品を設ける必要が無いため、部品点数が増加したり、構造が複雑化することも無いので製造コストの増加が抑えられる。また、専用部品の追加による配置スペースの増加も無い。また、光量センサＳ１は、接着剤５５によってホモジナイザ５０に貼り付けるだけなので、取り付け方法も簡単である。

さらに、特許文献１のビームスプリッタのように光量測定用の専用部品を光路に配置することは、光損失が大きくなる懸念もあるので好ましくない。この点において本発明は有利である。

さらに、光源装置１３のように、通常観察用の白色光を発する第１光源モジュール３１に加えて、特殊光観察用の第２及び第３の光源モジュール３２、３３を有する場合には、各光源モジュール３１〜３３のキャリブレーションは特に重要である。というのは、血管強調観察モードにおいては、白色光を発する第１光源モジュール３１と、狹帯域光Ｎ２を発する第２光源モジュール３２が使用されるが、観察画像における血管のコントラストの度合いは、白色光と狹帯域光Ｎ２の光量比によって決まる。適切なコントラストで血管を描出するには、白色光と狹帯域光Ｎ２の光量比を適切な値に保つ必要がある。露出制御も適切な光量比を保ちながら行われる。

また、酸素飽和度観察モードにおいては、白色光を発する第１光源モジュール３１と、狹帯域光Ｎ３を発する第３光源モジュール３３を使用し、白色光と狹帯域光Ｎ３の下で取得された画像間で演算が行われる。このように画像間演算を行う場合においても、第１光源モジュール３１と第３光源モジュール３３の光量比が適切な値になっていないと、算出された酸素飽和度の信頼度が低下するため、光量比を適切な値に保つ必要がある。このように光量比を適切な値に保つには、キャリブレーションが適切になされていることが必須条件となる。

このように、特殊光観察用の光源モジュールを有する場合において、光源モジュールのキャリブレーションは、単に照明光の明るさを一定に保つという役割だけでなく、特殊光観察を適切に行うために重要な役割を果たす。そのため、光源モジュールのキャリブレーションは、特殊光観察機能を備えている光源装置１３においては、特殊光観察機能を備えていない光源装置と比較して有用性が高く、それだけ使用頻度も高い。使用頻度が高い機能を簡単な構成で実現することは、故障率の低下にも寄与するため、装置の安定性が向上する。このような装置の安定性向上という観点を考慮すると、光源モジュールのキャリブレーション機能を簡単な構成で実現する本発明は、特殊光観察機能を備えた光源装置に対して特に有効だと言える。

「第２実施形態」
図２０及び図２１に示すように、第２実施形態は、光量センサを複数個設けた例である。第２実施形態では、主として第１実施形態との相違点を説明し、第１実施形態と同様の構成については同一符号を付し、説明を省略する。

ホモジナイザ５０には、光量センサＳ１に加えて、光量センサＳ２、Ｓ３の２個のセンサが追加されて、合計の３個のセンサが取り付けられている。光量センサＳ１〜Ｓ３は第１実施形態と同様に屈折率の高い接着剤５５で貼り付けられている。

光量センサＳ２、Ｓ３は、例えば、第１光源モジュール３１が発する白色光を、狹帯域光Ｎ１と蛍光ＦＬに分離して測定するものである。図２２に示すように、光量センサＳ２は、波長が約４６０ｎｍ以下の帯域にのみ感度を持ち、それ以上の帯域については感度を持たない分光感度特性を有する。そのため、波長が４４０±１０ｎｍの帯域を持つ狹帯域光Ｎ１に対しては感度を持つが、蛍光ＦＬに対しては感度を持たない。このような光量センサＳ２は、例えば、光量センサＳ１と同様のセンサの受光面に波長が約４６０ｎｍ以上の光をカットするカットフイルタを設けることにより構成される。

これに対して、光量センサＳ３は、図２３に示すように、波長が約４６０ｎｍ以上の帯域にのみ感度を持ち、それ以下の帯域については感度を持たない分光感度特性を有する。そのため、主として波長が４６０ｎｍ以上の帯域を有する蛍光ＦＬに対しては感度を持つが、狹帯域光Ｎ１に対しては感度を持たない。このような光量センサＳ３は、光量センサＳ２と同様に、光量センサＳ１と同様のセンサの受光面に波長が約４６０ｎｍ以下の光をカットするカットフイルタを設けることにより構成される。

光量センサＳ２、Ｓ３を用いることで、例えば、第１光源モジュール３１の光量低下の原因が、蛍光体３６の劣化とレーザダイオードＬＤ１の劣化のどちらにあるかの切り分けを行うことができる。

第２実施形態のＬＵＴ３４ｂには、第１実施形態で示した内容に加えて、レーザダイオードＬＤ１の駆動電流値Ｉと、第１光源モジュール３１の白色光に含まれる狹帯域光Ｎ１の受光量Ｅとの対応関係と、レーザダイオードＬＤ１の駆動電流値Ｉと白色光に含まれる蛍光ＦＬの受光量Ｅとの対応関係がそれぞれ格納されている。ＬＵＴ３４ｂには、さらに、白色光に含まれる狹帯域光Ｎ１と蛍光ＦＬのそれぞれの割合に関して適正範囲が格納されている。

光量センサＳ２、Ｓ３を用いたキャリブレーションは、図２４のフローチャートで示す手順で行われる。まず、キャリブレーション部３４ａは、調整対象の第１光源モジュールを１つ点灯する（Ｓ２０１）。第１光源モジュール３１が発する白色光は、分岐型ライトガイド４１を介してホモジナイザ５０に入射する。そして、光量センサＳ２は、白色光に含まれる狹帯域光Ｎ２の受光量に応じた光量信号をキャリブレーション部３４ａに出力する。キャリブレーション部３４ａは、光量センサＳ２、Ｓ３からのそれぞれの光量信号に基づいて狹帯域光Ｎ１及び蛍光ＦＬの受光量をそれぞれ測定する（Ｓ２０２、Ｓ２０３）。

キャリブレーション部３４ａは、ＬＵＴ３４ｂを参照して、狹帯域光Ｎ１と蛍光ＦＬの光量の割合が適正範囲に入っているか否かを判定する（Ｓ２０４）。例えば、狹帯域光Ｎ１と蛍光ＦＬの測定値が所期の受光量Ｅを下回っていても、それらの光量の割合が適正範囲に入っていれば、レーザダイオードＬＤ１と蛍光ＦＬのそれぞれの経時劣化が同様の割合で進んでいると考えられる。この場合には、レーザダイオードＬＤ１の駆動電流値Ｉを上げれば、第１光源モジュール３１の発光量を適切に調整することができる。そのため、キャリブレーション部３４ａは、狹帯域光Ｎ１と蛍光ＦＬの光量の割合が適正範囲に入っていると判定した場合には（Ｓ２０４でＹ）、駆動電流値Ｉを調整してＬＵＴ３４ｂを更新する（Ｓ２０６）。

一方、狹帯域光Ｎ１と蛍光ＦＬの割合が適正範囲に入っていないと判定した場合には（Ｓ２０４でＮ）、キャリブレーション部３４ａは、第１光源モジュール３１の交換を促す警告をする警告処理を行う（Ｓ２０５）。狹帯域光Ｎ１と蛍光ＦＬの割合が適正範囲に入っていないということは、レーザダイオードＬＤ１と蛍光体３６のそれぞれの劣化の進行度合いに乖離が生じており、レーザダイオードＬＤ１の駆動電流値Ｉを調整しただけでは、適正な色味の白色光が得られない状態にあると考えられる。

警告処理は、例えば、キャリブレーション部３４ａからプロセッサ装置１２に対して警告信号を送信して、プロセッサ装置１２に接続されたモニタ１４に交換を促すメッセージを表示したり、光源装置１３に設けられたインジケータランプ（図示せず）を点灯、点滅させることによって行われる。

交換を促すメッセージとしては、例えば、第１光源モジュール３１全体を交換すべきというメッセージが表示される。その他に、キャリブレーション部３４ａが、狹帯域光Ｎ１と蛍光ＦＬの割合に基づいて蛍光体３６のみの交換で済むか否かを判定して、蛍光体３６のみの交換で済むと判定した場合には、蛍光体３６のみを交換すべきというメッセージを表示してもよい。蛍光体３６のみの交換で済むか否かの判定方法としては、例えば、狹帯域光Ｎ１は所期の受光量Ｅが得られるにも関わらず、蛍光ＦＬについてのみ所期の受光量Ｅが得られないという場合である。キャリブレーション部３４ａは、ＬＵＴ３４ｂを参照して、このような判定を行う。

調整が終了した第１光源モジュール３１については消灯し（Ｓ２０７）、次の第１光源モジュール３１に対して同様の手順で調整が行われる。すべての第１光源モジュール３１の調整が終了したらキャリブレーションを終了する（Ｓ２０８）。

本例では複数の光量センサＳ２、Ｓ３を用いて、蛍光体を使用する第１光源モジュール３１について、白色光に含まれる狹帯域光Ｎ１と蛍光ＦＬをそれぞれ分離して光量測定を行う例を説明したが、特許文献１の構成と比較して、本発明はこうした光量測定を行う場合に適している。

というのは、特許文献１のようにビームスプリッタを用いる方法では、光路内に配置したビームスプリッタから白色光の一部を光量センサに向けて導光した後、光量センサに入射させる前段において、ターレット型のフイルタなど、導光した白色光の色分離を行う構成が必要になるなど、構成が非常に複雑化する。また、光路内に光量センサを配置する構成の場合には、分光感度特性が異なる複数の光量センサを配置することになるため、その分ケラレも多くなってしまう。これに対して、本発明ではホモジナイザ５０に取り付ける光量センサの数を増やせばよいので、構成が複雑化することはない。ホモジナイザ５０の側面部５０ｂは、複数の光量センサを設けるのに十分な面積を持っているので、配置スペースの捻出に苦労することもない。

また、複数の光量センサの利用方法は、本例に限らず、様々な利用方法が考えられる。例えば、第１〜第３光源モジュール３１〜３３はそれぞれ発光波長が異なるので、各光源モジュール３１〜３３の波長に応じて適切な分光感度特性を持つ光量センサを、光源モジュール毎に設けてもよい。これによれば、精度の高い光量測定が可能となるので、より適切なキャリブレーションを行うことができる。

また、第１実施形態の光量センサＳ１を複数個設けるというように、同種の光量センサを複数個設けて、各光量センサの光量信号の平均値を算出して光量測定を行ってもよい。これによれば、同種の光量センサを１つだけ設ける場合と比べて、測定精度を向上させることができる。

また、光量センサを光源モジュールのキャリブレーション以外の目的に利用してもよい。例えば、特許文献１に記載されているように、白色光のＢ、Ｇ、Ｒの各色成分のそれぞれの光量を測定して、測定値に基づいて画像信号の色毎のゲイン調節（画像の色バランスの調整を目的とした）を行ってもよい。この場合には、Ｂ、Ｇ、Ｒのそれぞれに感度を持つ、Ｂ用光量センサ、Ｇ用光量センサ、Ｒ用光量センサの３つの光量センサを設けて、光量センサの出力をプロセッサ装置１２に送信できるようにすればよい。キャリブレーション以外の目的は、ゲイン調節だけに限られない。

「第３実施形態」
例えば、図２５〜図２８に示す第３実施形態は、光量センサＳ１を内視鏡１１のコネクタ２８ｂの取り付け状態判定に用いる例である。第３実施形態において、第１実施形態と同一の構成について同一の符号を付して説明を省略する。

図２５に示すように、第３実施形態では、第１実施形態の構成に加えて、取り付け状態判定部８１と接続検知センサ８２が追加されている。接続検知センサ８２は、内視鏡１１が光源装置１３に取り付けられたか否かを検知する（図２８におけるＳ３０１）。接続検知センサ８２は、光源装置１３が起動している間、光源装置１３への内視鏡１１の取り付けの有無を監視する。

接続検知センサ８２は、例えばフォトダイオードからなるフォトセンサである。接続検知センサ８２は、レセプタクルコネクタ４２内に設けられており、内視鏡１１のコネクタ２８ｂがレセプタクルコネクタ４２内に進入したことを検知して、検知信号を取り付け状態判定部８１に出力する。

取り付け状態判定部８１は、検知信号を受信すると、光源制御部３４を介して第１光源モジュール３１を点灯させる（Ｓ３０２）。図２６、２７に示すように、第１光源モジュール３１からの白色光はホモジナイザ５０に入射して、内視鏡１１のライトガイド４３の入射面に入射する。大半の白色光はホモジナイザ５０からライトガイド４３に入射する。しかし、一部はライトガイド４３の入射端面で反射してホモジナイザ５０の出射端５０ｃから反射光として再入射する。

図２６に示すようにコネクタ２８ｂの取り付け状態が適正な場合と、図２７に示すようにコネクタ２８ｂが傾いて取り付けられて、取り付け状態が不適正な場合では、ライトガイド４３の入射端面の傾きが異なるため、反射光がホモジナイザ５０に再入射する入射角が変化する。また、コネクタ２８ｂの取り付け状態が不適正な場合には、ライトガイド４３に向かわずにレセプタクルコネクタ４２外に漏れる漏光が増加することも考えられる。漏光が増加すると、ホモジナイザ５０に再入射する反射光量自体が減ることになる。こうした理由から、取り付け状態が適正な場合と不適正な場合では、光量センサＳ１が受光する受光量にも変化が生じる。

取り付け状態判定部８１の内部メモリ（図示せず）には、取り付け状態が適正な場合において光量センサＳ１が受光する受光量の範囲が適正範囲の情報として格納されている。取り付け状態判定部８１は、光量センサＳ１が出力する光量信号に基づいて、光量センサＳ１の受光量を測定する（Ｓ３０３）。そして、受光量が適正範囲か否かを判定し（Ｓ３０４）、適正範囲の場合には（Ｓ３０４でＹ）、コネクタ２８ｂの取り付け状態が適正であると判定して、第１光源モジュール３１を消灯して（Ｓ３０７）、取り付け状態判定処理を終了する。

一方、受光量が適正範囲で無い場合には（Ｓ３０４でＮ）、取り付け状態判定部８１は、取り付け状態が不適正であると判定する（Ｓ３０５）。取り付け状態が不適正であると判定した場合には、取り付け状態が不適正である旨の警告をする警告処理を実行する（Ｓ３０６）。警告処理は、第２実施形態の警告処理と同様に、プロセッサ装置１２に対して警告信号を送信してモニタ１４に警告メッセージを表示したり、光源装置１３のインジケータを点灯、点滅させることにより行われる。これにより、内視鏡１１の取り付け状態が不適正であることをユーザに知らせることができる。警告処理が終了した後、第１光源モジュール３１は消灯される（Ｓ３０７）。

このような取り付け状態判定処理は、内視鏡１１のライトガイド４３からの反射光に基づいて行われるものなので、光量センサＳ１が、取り付け状態による反射光の変動を検知可能な位置、すなわち、ライトガイド４３の直前のホモジナイザ５０に設けられていることにより可能となる。このように、光量センサＳ１をホモジナイザ５０に設けることにより、第１光源モジュール３１〜３３のキャリブレーションに加えて、内視鏡１１の取り付け状態判定にも利用することができる。そのため、内視鏡用の光源装置において、光量センサを、ライトガイド４３の直前のホモジナイザ５０に設けることの有用性は高い。

このような取り付け状態判定機能は、特許文献１のビームスプリッタを用いる方法では実現することができない。ビームスプリッタは反射膜によって入射光の一部を反射させて光量センサに導光する構成になっているため、出射側から反射膜に対して入射する反射光を光量センサに導光することはできないからである。また、光量センサを光路内に配置する構成は、ケラレが生じるため好ましくない。

上記実施形態では、複数の光源モジュール３１〜３３の光路を１つに統合する光路統合部である分岐型ライトガイド４１と、ホモジナイザ５０とを別部材で構成した例で説明したが、図２９に示すように、両者を一体で構成してホモジナイザ９３を光路統合部と兼用してもよい。

図２９に示すホモジナイザ９３は、ホモジナイザ５０と同様に、入射面が形成される入射端９３ａと、出射面が形成される出射端９３ｃと、入射面と出射面とを結ぶ側面部９３ｂとを有する導光ロッドである。ホモジナイザ５０との違いは、ホモジナイザ９３は、入射端９３ａから出射端９３ｃに向かって先細になるように側面部９３ｂが傾斜しており、ホモジナイザ９３が全体として略円錐形状をしているテーパ型であることである。ホモジナイザ９３は、材質などその他の点では、ホモジナイザ５０と同様である。

このような円錐形状とすることにより入射面を大きくすることができるので、入射面に複数の光源モジュール３１〜３３を入射させることが可能になる。各光源モジュール３１〜３３から入射した光は、ホモジナイザ９３内の導光過程において、経方向に分散されるため、光量分布が均一化される。また、ホモジナイザ９３の出射面は、ライトガイド４３とほぼ同径で、内視鏡１１が光源装置１３に取り付けられたときには、ライトガイド４３の入射面と対向する位置に配置されているので、各光源モジュール３１〜３３の光の光路は、ホモジナイザ９３の出射面において１つの光路に統合される。光量センサＳ１は、ホモジナイザ９３の側面部９３ｂに取り付けられる。

このようなホモジナイザ９３を用いれば、部品点数を減らして構造をさらに簡素化することができる。

上記実施形態では、ホモジナイザにおいて、軸方向に対して直交する断面形状を円形としたが、円形でなくてもよく、四角形、五角形、六角形などの多角形でもよい。また、本発明の導光ロッドを、ホモジナイザを例に説明したが、ホモジナイザに限定されるものではなく、入射した光を内部側面で全反射することにより軸方向へ導光する導光機能を有するものであればよい。

上記実施形態では、光源部として、複数の光源モジュールを備えた光源装置を例に説明したが、光源部は１つでもよい。また、複数の光源部として、第１光源モジュール３１のように蛍光体と発光素子を組み合わせた光源モジュールと、蛍光体を使用しない光源モジュールとを備えた光源装置に適用した例で説明したが、複数の光源部のすべてが蛍光体を使用するものでもよいし、反対に蛍光体を使用しないものでもよい。例えば、Ｂ、Ｇ、Ｒの各色の光を発する３つの光源部を備えた光源装置に本発明を適用してもよい。

また、半導体で構成された発光素子として、レーザダイオードを例に説明したが、ＬＥＤやＥＬ（エレクトロルミネッセンス）ＬＥＤやＥＬなどの発光素子を用いたものでもよい。また、光源部は、半導体で構成された発光素子を用いたもので無くてもよく、キセノンランプやハロゲンランプなどの光源を用いたものでもよい。ただし、キセノンランプやハロゲンランプの場合は、発光量は一定で、絞りによって露出制御を行う方法が一般的である。これに対して、発光素子を用いる場合には、絞りを使用せず、駆動電流値の制御により露出制御を行う場合が多いため、キセノンランプやハロゲンランプと比較すると、発光素子の方がより精度の高い発光量制御が必要となる。そのため、簡単な構成で光源部のキャリブレーションを実現できる本発明は、発光素子を用いた光源装置の場合に特に有用である。

上記実施形態では、Ｂ、Ｇ、Ｒのマイクロカラーフイルタが設けられたカラー撮像素子を用いて、白色光をマイクロカラーフイルタで色分離して複数色の画像を同時に取得する同時方式を例に説明したが、カラーフイルタが設けられていないモノクロ撮像素子を用いて、各色の画像を順次取得する面順次方式に適用してもよい。

上記実施形態では、光源装置とプロセッサ装置が別体で構成される例で説明したが、２つの装置を一体で構成してもよい。また、本発明は、撮像素子と超音波トランスデューサが先端部に内蔵された超音波内視鏡と画像処理を行うプロセッサ装置からなるシステム等、他の形態の内視鏡システムにも適用することができる。

１０ 内視鏡システム
１１ 内視鏡
１２ プロセッサ装置
１３ 光源装置
２８ コネクタ
３１ 第１光源モジュール
３２ 第２光源モジュール
３３ 第３光源モジュール
３４ 光源制御部
３４ａ キャリブレーション部
３４ｂ ＬＵＴ
３６ 蛍光体
４１ 分岐型ライトガイド
４３ 内視鏡のライトガイド
５０、９３ ホモジナイザ
５５ 接着剤
６１ レーザモジュール
６２ 蛍光部
６４、７２ 発散角補正部
６６、７１、７６ 発光素子
８１ 取り付け状態判定部
８２ 接続検知センサ
ＬＤ１、ＬＤ２、ＬＤ３ レーザダイオード
Ｓ１、Ｓ２、Ｓ３ 光量センサ

Claims (14)

1. 内視鏡に対して光を供給する光源装置において、
   光を発する光源部と、
   透明材料で形成され、前記光源部が発する光が入射する入射面と、入射した光を出射する出射面と、前記入射面から前記出射面に向かって軸方向に延びる側面とを有し、入射した光を内部で全反射させながら軸方向に伝播させる導光ロッドと、
   前記導光ロッドの前記側面に取り付けられ、前記光源部の光の光量を測定する光量センサとを備えていることを特徴とする光源装置。
2. 前記導光ロッドは、出射面から出射する光の光量を径方向において均一化するホモジナイザであることを特徴とする請求項１記載の光源装置。
3. 前記光量センサは、前記導光ロッドよりも高い屈折率を有する接着剤によって前記側面に取り付けられていることを特徴とする請求項１又は２記載の光源装置。
4. 前記光源部は複数有り、
   前記複数の光源部が発する光の光路を統合する光路統合部とを備えており、
   前記導光ロッドは、前記光路統合部の後段に配置されており、前記光路統合部が出射する各光源部の光が前記導光ロッドの入射面に入射することを特徴とする請求項１〜３のいずれか１項に記載の光源装置。
5. 前記複数の光源部は、波長が異なる光を発する第１及び第２の少なくとも２つの光源部を含むことを特徴とする請求項４記載の光源装置。
6. 前記第１及び第２光源部は、少なくとも一方が、特殊光観察を行うための特殊光を発する光源部であることを特徴とする請求項５記載の光源装置。
7. 前記光量センサは、複数個設けられていることを特徴とする請求項４〜６のいずれか１項に記載の光源装置。
8. 前記第１及び第２の光源部は、少なくとも１つが半導体で構成された発光素子を有していることを特徴とする請求項４〜７のいずれか１項に記載の光源装置。
9. 前記発光素子はレーザダイオードであることを特徴とする請求項８記載の光源装置。
10. 前記第１光源部は、半導体で構成された前記発光素子と前記発光素子が発する光によって励起して蛍光を発する蛍光体とを有し、励起光と蛍光が混合された混合光を発することを特徴とする請求項８又は９記載の光源装置。
11. 前記光量センサは、前記励起光に対してのみ感度を有する第１光量センサと、前記蛍光に対してのみ感度を有する第２光量センサの２種類のセンサを含んでいることを特徴とする請求項１０記載の光源装置。
12. 前記導光ロッドは、前記光路統合部を兼用することを特徴とする請求項１〜１１のいずれか１項に記載の光源装置。
13. 前記内視鏡の内視鏡側コネクタが着脱自在に取り付けられる光源側コネクタと、
    前記内視鏡側コネクタの取り付け状態が適正か否かを判定する取り付け状態判定部とを備えており、
    前記導光ロッドの一端は、前記光源側コネクタに前記内視鏡側コネクタが取り付けられたときに、前記内視鏡側コネクタと対向する位置に配置されており、
    前記取り付け状態判定部は、前記光源部から前記導光ロッドを通じて前記光源側コネクタに向けて光を照射して、前記光源側コネクタで反射した反射光の光量に応じて前記光量センサが出力する光量信号に基づいて、前記取り付け状態が適正か否かを検知することを特徴とする請求項１〜１２のいずれか１項に記載の光源装置。
14. 内視鏡と前記内視鏡に対して光を供給する光源装置とを備えた内視鏡システムにおいて、
    前記光源装置は、
    光を発する光源部と、
    透明材料で形成され、前記光源部が発する光が入射する入射面と、入射した光を出射する出射面と、前記入射面から前記出射面に向かって軸方向に延びる側面とを有し、入射した光を内部で全反射させながら軸方向に伝播させる導光ロッドと、
    前記導光ロッドの前記側面に取り付けられ、前記光源部の光の光量を測定する光量センサとを備えていることを特徴とする内視鏡システム。

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