JP2016158836A - 内視鏡光源装置、内視鏡システム、及び内視鏡光源装置の作動方法 - Google Patents

Abstract

【課題】粘膜下の深さ及び太さに応じて血管のコントラストを自在に調節することができる内視鏡光源装置、内視鏡システム、及び内視鏡光源装置の作動方法を提供する。【解決手段】内視鏡光源装置は、観察対象の粘膜下にある血管に対して、深さ分解能を有するＶ光を発するＶ−ＬＥＤ２０ａと、粘膜下の同じ深さにある血管に対して、太さ分解能を有するＢｓ光を発するＢ−ＬＥＤ２０ｂ及びＢｓ光生成用帯域制限フィルタ２５と、Ｖ光とＢｓ光の光量比を設定し、粘膜に対する血管のコントラストを、血管の深さ及び太さに応じた目標コントラストにする光量比設定部２３と、光量比設定部２３が設定する光量比を用いてＶ−ＬＥＤ２０ａ及びＢ−ＬＥＤ２０ｂを制御する光源制御部２２と、を備える。【選択図】図１６

Description

本発明は、観察対象に照射する照明光を複数の光源を用いて形成する内視鏡光源装置、内視鏡システム、及び内視鏡光源装置の作動方法に関する。

医療分野においては、内視鏡光源装置、内視鏡、及びプロセッサ装置を備える内視鏡システムを用いた診断が広く行われている。内視鏡光源装置は、体腔の粘膜等の観察対象に照射する光（以下、照明光という）を発生する装置である。内視鏡光源装置には、従来、キセノンランプが用いられてきたが、近年では、キセノンランプの代わりに、ＬＥＤ（Light Emitting Diode）やレーザーダイオード（以下、ＬＤ（Laser Diode）という）等の半導体光源が用いられつつある。

例えば、特許文献１及び特許文献２の内視鏡システムは、内視鏡光源装置にＬＤ１とＬＤ２の２個のＬＤを搭載し、これらのＬＤが発するレーザー光を蛍光体（波長変換部材）に通すことで、蛍光体を透過するレーザー光と蛍光体が発する蛍光とで形成される白色光を観察対象に照射する。特に、特許文献１では、ＬＤ１とＬＤ２の光量比を調節することによって白色光の成分を変えることによって、診断に適したコントラストの画像を得られるようにしている。また、特許文献２の内視鏡システムでは、ＬＤ１とＬＤ２の光量比を調節することで血管と粘膜のコントラスト（輝度比）が変化することが記載されており、血管と粘膜のコントラストが１．６以上になるようにＬＤ１とＬＤ２の光量比を設定することで、粘膜下の比較的浅い位置にある血管（以下、表層血管という）の抽出能力が得られるようにしている。

また、近年では、白色光を照射する場合よりも血管の有無や走行パターンを観察しやすくする、いわゆる狭帯域光観察が可能な内視鏡システムも普及している。狭帯域光観察は、例えば、広帯域光の波長帯域を制限する広帯域光用帯域制限フィルタを用いて、キセノンランプの白色光から青色波長帯域の狭帯域光（以下、青色狭帯域光という）と、緑色波長帯域の狭帯域光（以下、緑色狭帯域光という）を生成する。そして、青色狭帯域光で観察対象を撮影して得る信号と、緑色狭帯域光で観察対象を撮影して得る信号とを組み合わせて用いることで、血管を観察しやすくした画像を提供する。

特開２０１３−０３４７５３号公報 特開２０１２−１０５７８４号公報

内視鏡システムで用いる光源は、キセノンランプから半導体光源に置き換わりつつあるが、キセノンランプ等が発する白色光と、半導体光源によって発生させる白色光とでは、各々の分光スペクトルは異なっている。このため、キセノンランプ等による従来の白色光を観察対象に照射する場合と、半導体光源による白色光を観察対象に照射する場合とでは、粘膜下の深さや太さに応じて、血管の観察しやすさに違いが生じる。

例えば、粘膜下のある特定の深さ及び太さの血管に着目すると、キセノンランプを用いるよりも半導体光源を用いる方が、粘膜に対するコントラストが高く、観察しやすくなっているが、別の深さ及び太さの血管に着目すると、キセノンランプを用いるよりも半導体光源を用いる方が、粘膜に対するコントラストが低く、観察し難くなっているといったことが起こる場合がある。このようなキセノンランプと半導体光源の分光スペクトルの違いによって生じる血管の見え方の違いは、血管を強調する狭帯域光観察をする場合には特に顕著になる。したがって、キセノンランプを用いる内視鏡システムを利用していた医師が、半導体光源を用いる内視鏡システムを利用すると、上記のような血管の見え方の違いによって困惑してしまうことがあるので、半導体光源を用いる内視鏡システムでもキセノンランプを用いる場合と同様の血管の見え方を再現したい、特にキセノンランプの白色光から青色狭帯域光及び緑色狭帯域光を生成する狭帯域光観察の血管の見え方を再現したいという要望がある。

一方で、正確かつ詳細な診断をするために、キセノンランプでは観察し難かった深さ及び太さの血管をより良く観察したいという要望もある。半導体光源を用いると、キセノンランプとの分光スペクトルの違いによって、キセノンランプでは観察し難かった血管がよく観察できるようになる場合がある。これは狭帯域光観察をする場合も同様である。すなわち、半導体光源を用いる場合の利点を活かすことが望まれている。

したがって、上記２つの要望に応えるためには、半導体光源を用いる内視鏡システムでは、粘膜下の血管の深さ及び太さに応じて血管のコントラストを自在に調節して観察できるようにしておくことが望ましい。本発明は、粘膜下の深さ及び太さに応じて血管のコントラストを自在に調節することができる内視鏡光源装置、内視鏡システム、及び内視鏡光源装置の作動方法を提供することを目的とする。

本発明の内視鏡光源装置は、観察対象の粘膜下にある血管に対して、深さ分解能を有する第１波長帯域の光を発する第１光源と、粘膜下の同じ深さにある血管に対して、太さ分解能を有する第２波長帯域の光を発する第２光源と、第１波長帯域の光と第２波長帯域の光の光量比を設定し、粘膜に対する血管のコントラストを、血管の深さ及び太さに応じた目標コントラストにする光量比設定部と、光量比設定部が設定する光量比を用いて第１光源及び第２光源を制御する光源制御部と、を備える。

第１波長帯域の光のピーク波長は、ヘモグロビンの吸光スペクトルのピークよりも短波長側にあり、かつ、第２波長帯域の光のピーク波長はヘモグロビンの吸光スペクトルのピークよりも長波長側にあることが好ましい。

第１波長帯域は紫色波長帯域であり、第２波長帯域は青色波長帯域であることが好ましい。

第２波長帯域の光は、さらに、長波長成分を低減する第２光源用帯域制限フィルタを透過した青色波長帯域の光であることが好ましい。

光量比設定部は、第１波長帯域の光または第２波長帯域の光よりも波長帯域が広い広帯域光から、広帯域光用帯域制限フィルタを用いて生成される青色狭帯域光を観察対象に照射する場合の血管のコントラストを目標コントラストにして、光量比を設定することが好ましい。

光量比設定部は、粘膜下の深さが等しく、かつ、太さが異なる複数の血管のコントラストのバランスを、青色狭帯域光を観察対象に照射する場合のバランスと等しくする前記光量比を設定することが好ましい。

光量比設定部は、粘膜下の深さが異なり、かつ、太さが等しい複数の血管のコントラストのバランスを、青色狭帯域光を観察対象に照射する場合のバランスと等しくする光量比を設定することが好ましい。

光量比設定部は、血管のコントラストの大きさを、青色狭帯域光を観察対象に照射する場合の血管のコントラストの大きさと等しくする光量比を設定することが好ましい。

広帯域光は、キセノンランプが発光する白色光であることが好ましい。

第１波長帯域の光または第２波長帯域の光よりも波長帯域が広い広帯域光から、広帯域光用帯域制限フィルタを用いて生成される青色狭帯域光を観察対象に照射する場合の血管のコントラストを基準とし、光量比設定部は、粘膜下の深さが等しく、かつ、太さが異なる複数の血管のコントラストの比または差を、青色狭帯域光を照射する場合のコントラストの比または差よりも大きくする光量比を設定することが好ましい。

光源制御部は、光量比設定部が設定する光量比を用いて、第１光源及び第２光源の発光量を制御することが好ましい。

光量比設定部は、光量比設定部が設定する光量比を用いて、第１光源及び第２光源の発光時間を制御することが好ましい。

本発明の内視鏡システムは、観察対象の粘膜下にある血管に対して、深さ分解能を有する第１波長帯域の光を発する第１光源と、粘膜下の同じ深さにある血管に対して、太さ分解能を有する第２波長帯域の光を発光する第２光源と、第１波長帯域の光と第２波長帯域の光の光量比を設定し、粘膜に対する血管のコントラストを、血管の深さ及び太さに応じた目標コントラストにする光量比設定部と、光量比設定部が設定する光量比を用いて第１光源及び第２光源を制御する光源制御部と、光量比設定部が設定する光量比を用いて制御された第１波長帯域の光または第２波長帯域の光を含む照明光が照射された観察対象を撮像する撮像センサと、を備える。

本発明の内視鏡光源装置の作動方法は、観察対象の粘膜下にある血管に対して、深さ分解能を有する第１波長帯域の光を発する第１光源と、粘膜下の同じ深さにある血管に対して、太さ分解能を有する第２波長帯域の光を発光する第２光源と、を備える内視鏡光源装置の作動方法であり、光量比設定部が、第１波長帯域の光と第２波長帯域の光の光量比を設定するステップと、光源制御部が、光量比設定部が設定する光量比を用いて第１光源及び第２光源を制御するステップと、を備える。

本発明の内視鏡光源装置、内視鏡システム、及び内視鏡光源装置の作動方法は、観察対象の粘膜下にある血管に対して、深さ分解能を有する第１波長帯域の光と、粘膜下の同じ深さにある血管に対して、太さ分解能を有する第２波長帯域の光の光量比を設定することにより、粘膜に対する血管のコントラストを、血管の深さ及び太さに応じた目標コントラストにするので、粘膜下の深さ及び太さに応じて血管のコントラストを自在に調節することができる。

内視鏡システムの外観図である。 内視鏡システムの機能を示すブロック図である。 光源が発する光の分光スペクトルを示すグラフである。 照明光の分光スペクトルを示すグラフである。 粘膜に対する血管の深さと、血管の太さを示す説明図である。 粘膜と、深さ及び太さが異なる複数の血管の反射率を示すグラフである。 粘膜に対する明るさの求め方を示すグラフである。 紫色光を照射した場合に得られる血管の明るさを示すグラフである。 紫色光を照射する場合に得られる血管のコントラストを示すグラフである。 紫色光を照射する場合に得られる血管のコントラストを示すグラフを、同じ深さ毎に深さ順に並べ替えたグラフである。 青色光を照射した場合に得られる血管の明るさを示すグラフである。 青色光を照射する場合に得られる血管のコントラストを示すグラフである。 青色光を照射する場合に得られる血管のコントラストを示すグラフを、同じ深さ毎に深さ順に並べ替えたグラフである。 ヘモグロビンの吸光スペクトルと、照明光に用いる紫色光及び青色光の関係を示す模式図である。 カラーフィルタの分光特性を示すグラフである。 様々な光量比を設定した場合に得られる血管のコントラストのバランスを示すグラフである。 狭帯域光観察をする第２実施形態の内視鏡システムのブロック図である。 第２実施形態の内視鏡システムが用いる照明光の分光スペクトルを示すグラフである。 狭帯域光観察をする従来の内視鏡システムが用いる照明光の分光スペクトルを示すグラフである。 青色狭帯域光の分光スペクトルのグラフである。 従来の青色狭帯域光によって得られる血管のコントラストを示すグラフである。 従来の内視鏡システムに対する血管のコントラスト比を示すグラフである。 粘膜下の深さが等しく、かつ、太さが異なる血管間のコントラスト比を示すグラフである。 太さが等しく、かつ、粘膜下の深さが異なる血管間のコントラスト比を示すグラフである。 カプセル内視鏡の概略図である。

［第１実施形態］
図１に示すように、内視鏡システム１０は、内視鏡１２と、内視鏡光源装置１４と、プロセッサ装置１６と、モニタ１８と、コンソール１９とを有する。内視鏡１２は内視鏡光源装置１４と光学的に接続されるとともに、プロセッサ装置１６と電気的に接続される。内視鏡１２は、被検体内に挿入される挿入部１２ａと、挿入部１２ａの基端部分に設けられた操作部１２ｂと、挿入部１２ａの先端側に設けられた湾曲部１２ｃ及び先端部１２ｄを有している。操作部１２ｂのアングルノブ１２ｅを操作することにより、湾曲部１２ｃは湾曲動作する。この湾曲動作によって、先端部１２ｄが所望の方向に向けられる。また、操作部１２ｂには、アングルノブ１２ｅの他、ズーム操作部１３等が設けられている。

プロセッサ装置１６は、モニタ１８及びコンソール１９と電気的に接続される。モニタ１８は、各観察モードの画像や画像に付帯する画像情報等を出力表示する。コンソール１９は、機能設定等の入力操作を受け付けるユーザインタフェースとして機能する。なお、プロセッサ装置１６には、画像や画像情報等を記録する外付けの記録部（図示省略）を接続してもよい。

図２に示すように、内視鏡光源装置１４は、観察対象に照射する照明光を発生する装置であり、複数の光源を有する光源部２０と、光源部２０の各光源を制御する光源制御部２２と、複数の光源の光量比を設定する光量比設定部２３と、光源部２０が発する光の光路を結合する光路結合部２４とを備えている。

光源部２０は、紫色ＬＥＤ（以下、Ｖ−ＬＥＤ（Violet Light Emitting Diode）という）２０ａ、青色ＬＥＤ（以下、Ｂ−ＬＥＤ（Blue Light Emitting Diode）という）２０ｂ、緑色ＬＥＤ（以下、Ｇ−ＬＥＤ（Green Light Emitting Diode）という）２０ｃ、及び、赤色ＬＥＤ（以下、Ｒ−ＬＥＤ（Red Light Emitting Diode）という）２０ｄの４色のＬＥＤを有する。

図３に示すように、Ｖ−ＬＥＤ２０ａは、中心波長４０５ｎｍ、波長帯域３８０〜４３０ｎｍの紫色光（以下、Ｖ光という）を発光する紫色光源である。Ｂ−ＬＥＤ２０ｂは、中心波長４５０ｎｍ、波長帯域４００〜５００ｎｍの青色光（以下、Ｂ光という）を発する青色光源である。Ｇ−ＬＥＤ２０ｃは、波長帯域が４８０〜６００ｎｍに及ぶ緑色光（以下、Ｇ光という）を発する緑色光源である。Ｒ−ＬＥＤ２０ｄは、中心波長６２０〜６３０ｎｍで、波長帯域が６００〜６５０ｎｍに及び赤色光（以下、Ｒ光という）を発光する赤色光源である。

なお、Ｖ−ＬＥＤ２０ａ及びＢ−ＬＥＤ２０ｂの中心波長は±５ｎｍから±１０ｎｍ程度の幅を有する。中心波長とは波長帯域のほぼ中心の波長であり、分光スペクトルの形状によっては、分光スペクトルのピークに対応する波長（以下、ピーク波長という）と中心波長とが一致するとは限らない。内視鏡システム１０で用いるＶ光は、中心波長とピーク波長が異なっていてもよく、中心波長とピーク波長がほぼ一致していてもよい。本実施形態のＶ光の中心波長とピーク波長はほぼ一致している。同様に、内視鏡システム１０で用いるＢ光は、中心波長とピーク波長が異なっていてもよく、中心波長とピーク波長がほぼ一致していてもよい。本実施形態のＢ光の中心波長とピーク波長はほぼ一致している。

また、Ｂ−ＬＥＤ２０ｂが発光するＢ光のうち、約４５０ｎｍから約５００ｎｍの波長の光は表層血管やピットパターン等の微細な構造のコントラストを低下させてしまうので、Ｂ−ＬＥＤ２０ｂの光路中には、Ｂ−ＬＥＤ２０ｂ用の帯域制限フィルタ（第２光源用帯域制限フィルタ。以下、Ｂｓ光生成用帯域制限フィルタという）２５が配置されている。Ｂｓ光生成用帯域制限フィルタ２５は、Ｂ−ＬＥＤ２０ｂが発光したＢ光から約４５０ｎｍから約５００ｎｍの長波長成分を低減した青色光（以下、Ｂｓ光という）を生成する。すなわち、Ｂｓ光は、Ｂｓ光生成用帯域制限フィルタ２５を透過した青色波長帯域の光であり、主に約４５０ｎｍ以下の短波長成分で形成される青色波長帯域の光である。Ｂｓ光のピーク波長は約４５０ｎｍである。Ｂｓ光と、Ｖ光、Ｇ光、及びＲ光は、光路結合部２４によって混合され、図４に示す照明光２６になる。

すなわち、光源部２０は、これらの互いに異なる色の光を独立して発光する複数の光源によって、Ｖ光、Ｂｓ光、Ｇ光、及びＲ光を重ね合わせたスペクトルを有する照明光２６を発する。各ＬＥＤ２０ａ〜２０ｄの発光量（以下、単に光量という）や発光時間の長さ等はそれぞれ独立に制御可能であるため、照明光の分光スペクトルは、各ＬＥＤ２０ａ〜２０ｄの光量や発光時間の長さ等を変えることによって変化させることができる。

光源制御部２２は、光量比設定部２３が設定する光量比を用いて、光源部２０が有する各ＬＥＤ２０ａ〜２０ｄの駆動電流や駆動電圧、駆動電流または駆動電圧を制御する。具体的には、各ＬＥＤ２０ａ〜２０ｄに入力する制御パルスのパルス幅やパルス長等を個別に制御することにより、各ＬＥＤ２０ａ〜２０ｄが発する各光の発光タイミングや光量、発光時間の長さ等を制御する。これにより、光源制御部２２は、照明光の実質的な分光スペクトルを変化させる。本実施形態では、光源制御部２２は、各ＬＥＤ２０ａ〜２０ｄの光量を制御する。

光量比設定部２３は、光源制御部２２に対してＶ光、Ｂ光、Ｇ光及びＲ光の光量比を設定する。光量比設定部２３が設定する光量比は、各ＬＥＤ２０ａ〜２０ｄの制御パラメータであり、各ＬＥＤ２０ａ〜２０ｄの発光時間の長さを考慮した実質的な光量比（広義の光量比）である。本実施形態では、光源制御部２２は、各ＬＥＤ２０ａ〜２０ｄの発光時間の長さを同じにし、単位時間あたりの発光量の比（狭義の光量比）を制御する。このため、光量比設定部２３は、光源制御部２２の制御方法に合わせて、各ＬＥＤ２０ａ〜２０ｄの単位時間あたりの発光量の比を光量比として設定する。

光量比設定部２３は、少なくとも、観察対象の粘膜下にある血管に対して深さ分解能を有する第１波長帯域の光と、粘膜下の同じ深さにある血管に対して太さ分解能を有する第２波長帯域の光の光量比を光源制御部２２に対して設定する。これにより、光量比設定部２３は、粘膜に対する血管のコントラストを、血管の深さ及び太さに応じた目標コントラストにする。

目標コントラストとは、深さ及び太さが異なる複数の血管の粘膜に対するコントラストのバランスの目標であり、光量比設定部２３が設定する光量比と一対一に対応する。複数の光量比及び目標コントラストが、光量比設定部２３にプリセットされているが、操作部１２ｂやコンソール１９等の入力デバイスを用いて設定を任意に選択または変更することができる。

深さ分解能とは、粘膜表面からの血管の深さによって粘膜に対するコントラストが変化し、粘膜に対するコントラストの変化によって深さを識別できることを言う。太さ分解能とは、血管の太さによって粘膜に対するコントラストが変化し、粘膜に対するコントラストの変化によって血管の太さを識別できることを言う。

図５に示すように、観察対象の粘膜から血管の上端（最も粘膜に近い箇所）までの距離を血管の深さ「ｄ」μｍ、血管の直径を血管の太さ「φ」μｍとする場合に、粘膜と、深さ及び太さが異なる複数の血管の反射率をシミュレーションによって算出したグラフが図６である。図６及び以下では、粘膜表面からの深さを「ｄ」と数値、血管の太さを「φ」と数値によって表す。例えば、深さ５μｍかつ直径２０μｍの血管は「ｄ５φ２０」で表す。他の深さ及び太さの血管についても同様であり、図６では、ｄ５φ２０の血管の他、ｄ５φ４０（深さ５μｍ直径４０μｍ）の血管、ｄ１５φ２０（深さ１５μｍ直径２０μｍ）の血管、ｄ５０φ１０（深さ５０μｍ直径１０μｍ）の血管、ｄ５０φ２０（深さ５０μｍ直径２０μｍ）の血管の各反射率のグラフを示している。

図６から分かる通り、深さ及び太さが異なる複数の血管の反射率のグラフは、概ね４５０ｎｍ以下の波長帯域では、太さ「φ」が異なっていても、深さ「ｄ」が同じ場合には概ね同じの反射率に収束し、かつ、深さ「ｄ」の違いによって収束する反射率の値が異なる。そして、粘膜下の浅い位置にある血管ほど反射率は低く、粘膜下の深い位置にある血管ほど反射率が高くなって、粘膜の反射率に近づく。血管のコントラストは、例えば粘膜の反射率と血管の反射率の比（または差）であり、粘膜に対する明るさの違いが大きいほど視認性が高い。このため、概ね４５０ｎｍ以下の光を照射して観察対象を撮像する場合、図６に反射率のグラフを示す血管の中では、深さ５μｍ（ｄ５）の血管が最も反射率が低く、暗い血管なので、粘膜に対するコントラストが高く、視認性が良い。逆に、深さ５０μｍ（ｄ５０）の血管は最も反射率が粘膜に近く、明るい血管なので、粘膜に対するコントラストは低く、視認性は最も悪い。したがって、概ね４５０ｎｍ以下の波長帯域の光を照射して観察対象を撮像すると、血管の太さによらず、血管の深さによってコントラストがつく。そして、深さの違う血管を比較した場合、血管の深さによって、血管のコントラストに違いがでる。したがって、概ね４５０ｎｍ以下の波長帯域の光は、深さ及び太さが異なる複数の血管に対して、深さ分解能を有する。

一方、概ね４５０ｎｍ以上６００ｎｍ以下の波長帯域では、深さ「ｄ」が異なっていても、太さ「φ」が同じ場合には概ね同じ反射率に収束し、かつ、太さ「φ」の違いによって収束する反射率の値が異なる。そして、太い血管ほど反射率が低く、細い血管ほど反射率が高くなって、粘膜の反射率に近づく。このため、概ね４５０ｎｍ以下の光を照射して観察対象を撮像する場合、図６に反射率のグラフを示す血管の中では、太さ４０μｍ（φ４０）の血管が最も反射率が低く、暗い血管なので、粘膜に対するコントラストが高く、視認性が良い。逆に、太さ１０μｍ（φ１０）の血管は最も反射率が粘膜に近く、明るい血管可なので、粘膜に対するコントラストは低く、視認性は最も悪い。したがって、概ね４５０ｎｍ以上６００ｎｍ以下の波長帯域の光を照射して観察対象を撮像すると、血管の深さによらず、血管の太さによってコントラストがつく。そして、太さの違う血管を比較した場合、血管の太さによって血管のコントラストに違いがでる。したがって、概ね４５０ｎｍ以上６００ｎｍ以下の波長帯域の光は、深さ及び太さが異なる血管に対して太さ分解能を有する。

なお、図６によれば、概ね６００ｎｍ以上の波長帯域の光は、血管の深さ及び太さによらず、全ての血管の反射率は粘膜の反射率に近くなるので、６００ｎｍ以上の波長帯域の光を照射して観察対象を撮像しても、血管は観察し難いことが分かる。

図７に示すように、波長４０５ｎｍの光を照射する場合のｄ５φ２０の血管の粘膜に対する明るさは、図６のグラフを用いて、「ｄ５φ２０の血管の反射率Ｒ１／粘膜の反射率Ｒ０」（または、ｄ５φ２０の血管の反射率Ｒ１−粘膜の反射率Ｒ０）で求められ、波長４５０ｎｍを照射する場合のｄ５φ２０の血管の粘膜に対する明るさは「ｄ５φ２０の血管の反射率Ｒ３／粘膜の反射率Ｒ２」（または、ｄ５φ２０の血管の反射率Ｒ３−粘膜の反射率Ｒ２）で求められる。したがって、粘膜の反射率を照射する光の波長帯域で積分した値に対する血管の反射率を照射する光の波長帯域で積分した値の比（または差）が、粘膜に対する血管の明るさである。そして、粘膜に対する血管の明るさの逆数は、血管のコントラストを表す。

Ｖ光を照射する場合、深さ及び太さが異なる複数の血管の粘膜に対する明るさは、図８に示すとおりである。Ｖ光を照射する場合、深さ及び太さが異なる複数の血管のコントラストは、図９に示すとおりである。図９の棒グラフによれば、Ｖ光照射時の深さ及び太さが異なる血管のコントラストは、深さが等しければコントラストがほぼ等しい値になる。また、図９の棒グラフをφ２０のグループとφ４０のグループでそれぞれ深さ順に並べ直した図１０からも分かるように、同じ太さの血管を比較すれば、粘膜下の浅い位置にあるほどコントラストが高なっており、深い位置にあるほど粘膜に対するコントラストが小さくなっている。したがって、Ｖ光は、深さ分解能を有する。本実施形態では、深さ分解能を有する第１波長帯域とはＶ光に対応する紫色波長帯域であり、第１波長帯域の光を発光する第１光源とはＶ−ＬＥＤ２０ａである。

Ｂｓ光は、波長４５０ｎｍ近傍の波長帯域を有する光であり、深さ分解能を有する短波長側の波長帯域と、太さ分解能を有する長波長側の波長帯域との境界にあるので、これらの間の過渡的な性質を有することが予測される（図６参照）。Ｂｓ光の特性を調べるために、Ｖ光と同様にして、深さ及び太さの異なる複数の血管の粘膜に対する明るさを算出し、棒グラフで表したものが図１１のグラフである。そして、深さ及び太さの異なる複数の血管の粘膜に対するコントラストを、血管の深さ毎にグループにして太さ順に棒グラフで表したグラフが図１２であり、血管の太さ毎にグループにして深さ順に棒グラフで表したグラフが図１３である。

図１２からわかるように、粘膜下の同じ深さにあって、太さが異なる血管の粘膜に対するコントラストを比較すると、Ｂｓ光を照射する場合、血管が太い方が、粘膜に対するコントラストが高くなる。すなわち、Ｂｓ光は、粘膜下の同じ深さにある血管に対して太さ分解能を有する。したがって、本実施形態では、粘膜下の同じ深さにある血管に対して太さ分解能を有する第２波長帯域の光とはＢｓ光であり、第２波長帯域とはＢｓ光に対応する青色波長帯域である。第２波長帯域の光を発光する第２光源はＢ−ＬＥＤ２０ｂとＢｓ光生成用帯域制限フィルタ２５によって構成される。

なお、図１３から分かるように、Ｂｓ光を照射する場合、同じ太さで、深さが異なる血管の粘膜に対するコントラストを比較すると、粘膜下の浅い位置にある血管ほどコントラストが高く、深い位置にある血管ほど粘膜に対するコントラストが低くなる。したがって、Ｂｓ光は、同じ太さの血管に対して深さ分解能を有する。

また、図１４に示すように、ヘモグロビンの吸光スペクトルのピークは、約４２０ｎｍから約４３０ｎｍにある。そして、Ｖ光（第１波長帯域の光）のピーク波長は、ヘモグロビンの吸光スペクトルのピークよりも短波長側にあり、かつ、Ｂｓ光（第２波長帯域の光）のピーク波長は、ヘモグロビンの吸光スペクトルのピークよりも長波長側にある。そして、Ｖ光及びＢｓ光の各ピーク波長における光量が等しければ、ヘモグロビンの吸光強度は同じ程度になる。このため、Ｖ光の深さ分解能、及びＢｓ光の同じ深さにある血管に対する太さ分解能は、ヘモグロビンの吸光強度の違いによるものではなく、それぞれＶ光とＢｓ光の性質である。

光源部２０及びＢｓ光生成用帯域制限フィルタ２５によって発生した照明光は、光路結合部２４を介して挿入部１２ａ内に相通されたライトガイド４１に入射する（図２参照）。ライトガイド４１は、内視鏡１２及びユニバーサルコード（内視鏡１２と内視鏡光源装置１４及びプロセッサ装置１６とを接続するコード）内に内蔵されており、光路結合部２４から導光される照明光を内視鏡１２の先端部１２ｄまで伝搬する。なお、ライトガイド４１としては、マルチモードファイバを使用することができる。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経がφ０．３〜０．５ｍｍの細径なファイバケーブルを使用することができる。

内視鏡１２の先端部１２ｄには、照明光学系３０ａと撮像光学系３０ｂが設けられている。照明光学系３０ａは照明レンズ４５を有しており、この照明レンズ４５を介して、ライトガイド４１によって伝搬された照明光は観察対象に照射される。撮像光学系３０ｂは、対物レンズ４６、ズームレンズ４７、撮像センサ４８を有している。観察対象からの戻り光（反射光の他、観察対象等から発生する蛍光を含む光）は、対物レンズ４６及びズームレンズ４７を介して撮像センサ４８に入射する。これにより、撮像センサ４８に観察対象が結像される。なお、ズームレンズ４７は、ズーム操作部１３を操作することで、テレ端とワイド端の間で自在に移動され、撮像センサ４８に結像する観察対象を拡大または縮小する。

撮像センサ４８はカラー撮像センサであり、観察対象からの戻り光を撮像して画像信号を出力する。撮像センサ４８としては、ＣＣＤ（Charge Coupled Device）撮像センサやＣＭＯＳ（Complementary Metal-Oxide Semiconductor）撮像センサを利用可能である。また、図１５に示すように、撮像センサ４８は、Ｒ（赤色）カラーフィルタ，Ｇ（緑色）カラーフィルタ，及びＢ（青色）カラーフィルタの３色のカラーフィルタが画素毎に設けられており、観察対象からの戻り光を撮像して色毎の画像信号を出力する。すなわち、撮像センサ４８は、Ｒカラーフィルタが設けられたＲ画素（赤色画素）と、Ｇカラーフィルタが設けられたＧ画素（緑色画素）と、Ｂカラーフィルタが設けられたＢ画素（青色画素）とを有し、各画素からそれぞれ画像信号を出力することにより、ＲＧＢ画像信号を出力する。具体的には、撮像センサ４８は、照明光のうちＶ光とＢｓ光の各戻り光をＢ画素で受光し、青色画像信号（以下、Ｂ画像信号という）を出力する。同様に、照明光のうちＧ光の戻り光をＧ画素で受光し、緑色画像信号（以下、Ｇ画像信号という）を出力し、Ｒ光の戻り光をＲ画素で受光し、赤色画像信号（以下、Ｒ画像信号という）を出力する。

光量比設定部２３によって、観察対象の粘膜下にある血管に対して深さ分解能を有するＶ光と、粘膜下の同じ深さにある血管に対して太さ分解能を有するＢｓ光の光量比が設定されているので、上記各色の画像信号のうち、Ｂ画像信号では、粘膜に対する血管のコントラストが、血管の深さ及び太さに応じた目標コントラストになっている。

なお、原色のカラー撮像センサである撮像センサ４８の代わりに、Ｃ（シアン）、Ｍ（マゼンタ）、Ｙ（イエロー）及びＧ（緑）の補色フィルタを備えた補色撮像センサを用いても良い。補色撮像センサを用いる場合には、ＣＭＹＧの４色の画像信号が出力されるので、補色−原色色変換によって、ＣＭＹＧの４色の画像信号をＲＧＢの３色の画像信号に変換することにより、撮像センサ４８と同様のＲＧＢ画像信号を得ることができる。また、撮像センサ４８の代わりに、カラーフィルタを設けていないモノクロセンサを用いても良い。この場合、光源制御部２２は、必要に応じて、Ｖ光、Ｂ光、Ｇ光、Ｒ光を時分割で点灯させる。但し、Ｖ光とＢ光はどちらもＢ画素で受光されるので、Ｖ光とＢ光は同時に点灯させても良い。

撮像センサ４８から出力される画像信号は、ＣＤＳ／ＡＧＣ回路５０に送信される。ＣＤＳ／ＡＧＣ回路５０は、アナログ信号である画像信号に相関二重サンプリング（ＣＤＳ；Correlated Double Sampling）や自動利得制御（ＡＧＣ；Automatic Gain Control）を行う。ＣＤＳ／ＡＧＣ回路５０を経た画像信号は、Ａ／Ｄコンバータ５１により、デジタル画像信号に変換される。Ａ／Ｄ変換後のデジタル画像信号がプロセッサ装置１６に入力される。

プロセッサ装置１６は、受信部５３と、ＤＳＰ（Digital Signal Processor）５６と、ノイズ除去部５８と、画像生成部６２と、映像信号生成部６６とを備えている。

受信部５３は、内視鏡１２からデジタルのＲＧＢ画像信号を受信する。ＤＳＰ５６は、受信した画像信号に対して、欠陥補正処理、オフセット処理、ゲイン補正処理、リニアマトリクス処理、ガンマ変換処理、及びデモザイク処理等の各種信号処理を施す。欠陥補正処理では、撮像センサ４８の欠陥画素の信号が補正される。オフセット処理では、欠陥補正処理が施されたＲＧＢ画像信号から暗電流成分が除かれ、正確な零レベルが設定される。ゲイン補正処理では、オフセット処理後のＲＧＢ画像信号に特定のゲインを乗じることにより信号レベルが整えられる。ゲイン補正処理後のＲＧＢ画像信号には、色再現性を高めるためのリニアマトリクス処理が施される。その後、ガンマ変換処理によって明るさや彩度が整えられる。リニアマトリクス処理後のＲＧＢ画像信号には、デモザイク処理（等方化処理、同時化処理とも言う）が施され、各画素で不足した色の信号が補間によって生成される。このデモザイク処理によって、全画素がＲＧＢ各色の信号を有するようになる。

ノイズ除去部５８は、ＤＳＰ５６でデモザイク処理等が施されたＲＧＢ画像信号に対してノイズ除去処理（例えば移動平均法やメディアンフィルタ法等による）を施すことによって、ＲＧＢ画像信号からノイズを除去する。ノイズが除去されたＲＧＢ画像信号は、画像生成部６２に送信される。

画像生成部６２は、ＲＧＢ画像信号に対して、色変換処理、色彩強調処理、及び構造強調処理を行い、画像（以下、内視鏡画像という）を生成する。色変換処理では、ＲＧＢ画像信号に対して３×３のマトリックス処理、階調変換処理、及び３次元ＬＵＴ（ルックアップテーブル）処理などにより色変換処理を行う。色彩強調処理は、色変換処理済みのＲＧＢ画像信号に対して行われる。構造強調処理は、例えば表層血管やピットパターン等の観察対象の構造を強調する処理であり、色彩強調処理後のＲＧＢ画像信号に対して行われる。上記のように、構造強調処理まで各種画像処理等を施したＲＧＢ画像信号を用いたカラー画像が内視鏡画像である。映像信号生成部６６は、画像生成部６２が生成した内視鏡画像をモニタ１８で表示可能な映像信号に変換する。この映像信号を用いて、モニタ１８は内視鏡画像を表示する。

次に、内視鏡システム１０の作用を説明する。内視鏡システム１０は、光量比設定部２３によって、粘膜に対する血管のコントラストが、血管の深さ及び太さに応じた目標コントラストになるように、Ｖ光とＢｓ光の光量比を設定する。例えば、表１に示すように、光量比設定部２３にはＶ光とＢｓ光の光量比Ａ０〜Ａ１０がプリセットされており、医師は、これらから、Ｂ画像信号において、深さ及び太さの異なる血管間のコントラストのバランスが、目標とするコントラストのバランスになる光量比を選択して設定する。表１の光量比Ａ１〜Ａ９の値は、Ｖ光のピーク波長の光量／Ｂｓ光のピーク波長の光量である。光量比Ａ０は、Ｖ−ＬＥＤ２０ａを消灯し、Ｂ−ＬＥＤ２０ｂを点灯させることにより、Ｂ画素で受光する波長帯域の成分をＢｓ光のみにする設定であり、光量比Ａ１０は、Ｖ−ＬＥＤ２０ａを点灯し、Ｂ−ＬＥＤ２０ｂを消灯することにより、Ｂ画素で受光する波長帯域の成分をＶ光のみにする設定である。

図１６には、Ｖ光とＢｓ光の光量比をＡ０〜Ａ１０の各光量比にした場合の粘膜に対する血管のコントラストを示す。図１６では、各光量比の設定で得られる深さ及び太さが異なる血管のコントラストを表す棒グラフを、左から順にｄ５φ２０、ｄ５φ４０、ｄ１５φ２０、ｄ１５φ４０、ｄ５０φ２０、及びｄ５０φ４０の順に並べている。図１６から分かるように、Ｖ光の成分が多いほど、太さが異なる血管間のコントラストの差が小さくなり、粘膜下の深さに応じて粘膜に対する血管のコントラストがつくようになる。逆に、Ｂｓ光の成分が多いほど、粘膜下の深さだけでなく、血管の太さに応じてコントラストに差がつくようになる。

医師は、鑑別したい病変の特性に応じて、あるいは従来の内視鏡システムとの使用感の違いをなくす等の目的に応じて目標コントラストを定め、定めた目標コントラストが得られる光量比Ａ０〜Ａ１０から所望の光量比を選択する。光源制御部２２は、Ｖ光とＢｓ光の光量比が、光量比設定部２３が設定した光量比になるように、Ｖ−ＬＥＤ２０ａとＢ−ＬＥＤ２０ｂとを制御する。このため、Ｖ光及びＢｓ光の戻り光を受光するＢ画素で得られるＢ画像信号では、深さ及び太さが異なる複数の血管のコントラストのバランスが、設定された光量比に対応するバランスになる。画像生成部６２では、このＢ画像信号を用いて内視鏡画像を生成するので、内視鏡システム１０で生成及び表示する内視鏡画像は、粘膜に対する血管のコントラストが、血管の深さ及び太さに応じた目標コントラストになる。

なお、上記第１実施形態では、１１種類の光量比Ａ０〜Ａ１０を例示しているが、内視鏡システム１０では、Ｖ光とＢｓ光の光量比を任意に設定可能なので、内視鏡システム１０は、粘膜下の深さ及び太さに応じて血管のコントラストを自在に調節することができる。

［第２実施形態］
図１７に示す第２実施形態の内視鏡システム２００は、従来の内視鏡システムで行われるいわゆる狭帯域光観察を行うことができるようにした内視鏡システムである。内視鏡システム２００には、Ｇ−ＬＥＤ２０ｃの光路中に、Ｇ光から約５３０ｎｍから５５０ｎｍの波長帯域を有する緑色狭帯域光（以下、Ｇｎ光という）を生成する帯域制限フィルタ（以下、Ｇｎ光生成用帯域制限フィルタという）２２５が挿抜自在に設けられている。Ｇｎ光生成用帯域制限フィルタ２２５は、狭帯域光観察をする場合にＧ−ＬＥＤ２０ｃの光路中に挿入され、白色光を照射する通常の観察をする場合にはＧ−ＬＥＤ２０ｃの光路中から退避される。また、光源制御部２２は、狭帯域光観察をする場合にはＲ−ＬＥＤ２０ｄは消灯する。このため、図１８に示すように、内視鏡システム２００で狭帯域光観察をする場合の照明光２２６は、Ｖ光、Ｂｓ光、及びＧｎ光によって構成される。そして、内視鏡システム２００の画像生成部６２では、Ｂ画素でＶ光とＢｓ光の戻り光を撮像して得たＢ画像信号を、Ｂチャンネル（生成する内視鏡画像のＢ画素）とＧチャンネル（生成する内視鏡画像のＧ画素）に割り当て、Ｇ画素でＧｎ光の戻り光を撮像して得たＧ画像信号を、Ｒチャンネル（生成する内視鏡のＲ画素）に割り当てた内視鏡画像（以下、狭帯域光観察画像という）を生成する。これ以外は、第１実施形態の内視鏡システム１０と同様である。

図１９に示すように、従来の内視鏡システムでは、Ｖ光またはＢｓ光よりも波長帯域が広い広帯域光から、広帯域光の波長帯域を制限する帯域制限フィルタ（以下、広帯域光用帯域制限フィルタという）によって生成される狭帯域光を用いて狭帯域光観察をする。例えば、光源としてキセノンランプを用いる場合、広帯域光はキセノンランプが発光する白色光２２７であり、この白色光２２７から、広帯域光用帯域制限フィルタを用いて、約３５０ｎｍから４５０ｎｍの波長帯域を有する青色狭帯域光（以下、Ｂｎ光という）と、Ｇｎ光を生成し、これらを照明光として用いて観察対象を撮像する。狭帯域光観察をする場合、内視鏡システム２００のＧｎ光は、従来の内視鏡システムのＧｎ光はほぼ同じ分光スペクトルにすることができるので、Ｇ画像信号における深さ及び太さが異なる複数の血管のコントラストのバランスは、従来の内視鏡システムとほぼ等しい。一方、図２０に示すように、従来の内視鏡システムで用いるＢｎ光と、内視鏡システム２００で用いるＶ光及びＢｓ光の分光スペクトルは一致しない。このため、従来の内視鏡システムで狭帯域光観察をする場合に得られるＢ画像信号と、内視鏡システム２００で狭帯域光観察をする場合に得られるＢ画像信号とでは、深さ及び太さが異なる複数の血管の粘膜に対するコントラストのバランスも同じにはならない。

しかし、内視鏡システム２００は、光量比設定部２３によってＶ光とＢｓ光の光量比を設定することにより、Ｂ画像信号における深さ及び太さが異なる複数の血管間のコントラストのバランスを自在に調節することができる。すなわち、内視鏡システム２００は、広帯域光から広帯域光用帯域制限フィルタを用いて生成されるＢｎ光を観察対象に照射する場合の血管のコントラストを目標コントラストにして、Ｖ光とＢｓ光の光量比を設定することで、Ｂ画像信号における深さ及び太さが異なる複数の血管のコントラストのバランスを、従来の狭帯域光観察をする内視鏡システムのＢ画像信号におけるコントラストのバランスに一致させることができる。この結果、内視鏡システム２００で生成及び表示する狭帯域光観察画像の血管の見え方を、従来の狭帯域光観察画像の血管の見え方にほぼ一致させることができる。

まず、図２１に示すように、広帯域光から生成される従来のＢｎ光を照射する場合に得られるＢ画像信号の血管のコントラストのバランスは、内視鏡システム２００でＢｓ光のみ（光量比Ａ０）を照射した場合や、Ｖ光のみ（光量比Ａ１０）を照射した場合のＢ画像信号のコントラストのバランスとは一致しない。

一方、図２２には、光量比設定部２３がＶ光とＢｓ光の光量比を第１実施形態の光量比Ａ０〜Ａ１０（表１参照）に設定する場合の粘膜に対する血管のコントラストを、従来のＢｎ光を照射する場合の粘膜に対する血管のコントラストで規格化して得られるコントラスト比を示す。また、図２２には、深さ及び太さが異なる複数の血管のコントラスト比を示す。このため、図２２のグラフは、値が１００％に近いほど、粘膜に対する血管のコントラストが、従来のＢｎ光を照射する場合に近いことを表す。

図２２から分かるように、光量比Ａ０〜Ａ６に設定すると、血管の深さ及び深さに応じたばらつきが大きくなるが、多くの血管が、従来のＢｎ光を照射する場合のコントラスト（１００％のライン）を超え、従来よりも視認性が向上する。一方、光量比Ａ７〜Ａ１０に設定すると、従来のＢｎ光を照射する場合のコントラストを若干下回るが、血管の深さ及び太さによるコントラストのばらつきは小さくなり、従来のＢｎ光を照射する場合に近いコントラストのバランスが得られる。

また、図２３には、光量比設定部２３がＶ光とＢｓ光の光量比Ａ０〜Ａ１０（表１参照）に設定する場合について、粘膜下の深さが等しく、かつ、太さが異なる血管間のコントラスト比のグラフを示す。具体的には、図２３では、φ２０の血管に対するφ４０の血管のコントラスト比（φ４０／φ２０）を、深さｄ５、ｄ１５、ｄ５０の３種類の深さについて示している。また、図２３のグラフは、従来のＢｎ光を照射する場合のコントラスト比で規格化しているので、値が１００％に近いほど、粘膜下の深さが等しく、かつ、太さが異なる血管間のコントラスト比が、従来のＢｎ光を照射する場合に近いことを表す。

図２３から分かるように、光量比Ａ０〜Ａ６に設定すると、粘膜下の深さが等しく、かつ、太さが異なる血管間のコントラスト比は、深さの違いによるばらつきが大きくなるが、値が１００％を超え、従来のＢｎ光を照射する場合よりも概ね大きくなる。このため、光量比Ａ０〜Ａ６に設定すると、粘膜下の深さが等しく、かつ、太さが異なる血管を、従来のＢｎ光を照射する場合よりもはっきり特別して観察できるようになる。一方、光量比Ａ７〜Ａ１０に設定すると、粘膜下の深さが等しく、かつ、太さが異なる血管間のコントラスト比は、従来のＢｎ光を照射する場合を若干下回るが、深さの違いによるばらつきも小さく、従来のＢｎ光を照射する場合のコントラスト比にほぼ近い値を維持することができる。特に、光量比Ａ７に設定すると、粘膜下の深さが等しく、かつ、太さが異なる血管間のコントラスト比は、深さの違いによるばらつきが殆どなく、かつ、従来のＢｎ光を照射する場合のコントラスト比にほぼ一致する。

図２４には、光量比設定部２３がＶ光とＢｓ光の光量比Ａ０〜Ａ１０（表１参照）に設定する場合について、太さが等しく、かつ、粘膜下の深さが異なる血管間のコントラスト比のグラフを示す。具体的には、図２４では、φ２０及びφ４０の２種類の太さの血管について、深さｄ１５の血管に対する深さｄ５の血管のコントラスト比（ｄ５／ｄ１５）と、深さｄ５０の血管に対する深さｄ１５の血管のコントラスト比（ｄ１５／ｄ５０）とを示している。また、図２４のグラフは、従来のＢｎ光を照射する場合のコントラスト比で規格化しているので、値が１００％に近いほど、太さが等しく、かつ、粘膜下の深さが異なる血管間のコントラスト比が、従来のＢｎ光を照射する場合に近いことを表す。

図２４から分かるように、太さが等しく、かつ、粘膜下の深さが異なる血管間のコントラスト比は、光量比の設定によらず、従来のＢｎ光を照射する場合に概ね近い値が得られる。但し、光量比Ａ７の条件を境界として、Ｂｓ光の成分が多い光量比Ａ０〜Ａ６や、Ｖ光の成分が多い光量比Ａ８〜Ａ１０に設定すると、φ２０またはφ４０の血管のうちの一方は従来のＢｎ光を照射する場合のコントラスト比に近づくが、他方は従来のＢｎ光を照射する場合のコントラスト比から遠ざかるので、血管の太さの違いによるばらつきが増大する。

また、表２には、（１）深さ及び太さが異なる血管間のコントラストのバランス、（２）粘膜下の深さが等しく、かつ、太さが異なる血管間のコントラスト比、（３）太さが等しく、かつ、粘膜下の深さが異なる血管間のコントラスト比、の３個の観点で、内視鏡システム２００で光量比をＡ０〜Ａ１０に設定した場合に得られたＢ画像信号と、従来のＢｎ光を照射して得たＢ画像信号とで官能的に１〜５の５段階評価した結果を示す。評価は、従来のＢｎ光を照射した場合と最もかけ離れているという評価が「１」、従来のＢｎ光を照射した場合に最も近いという評価を「５」である。評価結果は、複数人が評価した結果の平均値である。

以上のことから、内視鏡システム２００で使用する青色狭帯域光はＶ光とＢｓ光で形成され、従来の広帯域光から形成されるＢｎ光とは異なっており、分光スペクトルは一致しないが、光量比設定部２３が、Ｖ光とＢｓ光の光量比を「Ａ７」の値（Ｖ光のピーク波長の光量／Ｂｓ光のピーク波長の光量＝５．０）に設定すれば、すなわち、血管のコントラストの大きさと、粘膜下の深さが等しく、かつ、太さが異なる複数の血管間のコントラストのバランスと、粘膜下の深さが異なり、かつ、太さが等しい複数の血管のコントラストのバランスとの全てがほぼ従来のＢｎ光を照射する場合とほぼ一致するＢ画像信号を得ることができる。このため、内視鏡システム２００は、従来の狭帯域光観察画像と血管の見え方がほぼ等しい狭帯域光観察画像を生成及び表示することができる。

上記の通り、従来の狭帯域光観察画像と血管の見え方がほぼ等しい狭帯域光観察画像を得るためには、光量比設定部２３がＶ光とＢｓ光の光量比を「Ａ７」の値に設定することが最も好ましいが、「Ｖ光のピーク波長の光量／Ｂｓ光のピーク波長の光量」の値が２．０（光量比Ａ６）以上８．０（光量比Ａ８）以下であれば、従来の狭帯域光観察画像と血管の見え方が概ね等しい狭帯域光観察画像を得ることができる。また、「Ｖ光のピーク波長の光量／Ｂｓ光のピーク波長の光量」の値が約１．０（光量比Ａ４）以上であれば、従来の狭帯域光観察画像を違和感なく模した狭帯域光観察画像を生成及び表示することができる。

この他、内視鏡システム２００では、光量比設定部２３によってＶ光とＢｓ光の光量比を「Ａ０」〜「Ａ６」に設定することで、粘膜下の深さが等しく、かつ、太さが異なる複数の血管のコントラストの比または差を、Ｖ光またはＢｓ光よりも波長帯域が広い広帯域光から広帯域光用帯域制限フィルタを用いて生成されるＢｎ光を観察対象に照射する場合の血管のコントラストの比または差を基準として、これよりも大きくすることができる。すなわち、光量比を「Ａ０」〜「Ａ６」に設定することで、粘膜下の深さが等しく、かつ、太さが異なる複数の血管のコントラストの比または差を、従来のＢｎ光を用いる場合よりも強調した新たな狭帯域光観察画像を提供することができる。

なお、上記第２実施形態では、内視鏡システム２００と、狭帯域光観察をする従来の内視鏡システムとして、キセノンランプが発する白色光２２７から、Ｂｎ光及びＧｎ光を生成して利用する内視鏡システムと、を比較しているが、キセノンランプ以外の広帯域光を発する光源（例えば白色ＬＥＤ等）を利用して狭帯域光観察をする内視鏡システムもある。内視鏡システム２００は、上記第２実施形態と同様にして、光量比設定部２３によって適切な光量比を設定すれば、こうした従来の内視鏡システムで得る狭帯域光観察画像と血管の見え方がほぼ等しい狭帯域光観察画像を得ることができる。

なお、上記第１実施形態及び第２実施形態で用いる各ＬＥＤ２０ａ〜２０ｄの代わりに、中心波長やピーク波長等がこれらと異なる他の半導体光源を用いることもできる。例えば、上記第１実施形態及び第２実施形態では、中心波長４０５ｎｍのＶ−ＬＥＤ２０ａを用いているが、このＶ−ＬＥＤ２０ａの代わりに、例えば中心波長４１５ｎｍのＶ光を発するＬＥＤを用いることもできる。中心波長４１５ｎｍのＬＥＤを用いる場合でも、光量比設定部２３が設定する光量比は上記第１実施形態及び第２実施形態と光量比とほぼ同じである。

また、各ＬＥＤ２０ａ〜２０ｄの代わりに、レーザーダイオード等の他の半導体光源や、励起光を発する半導体光源と蛍光体を組み合わせた光源を利用することができる。Ｖ−ＬＥＤ２０ａと、Ｖ−ＬＥＤ２０ａが発光するＶ光を励起光としてＢ光を発生する蛍光体を用いれば、Ｖ−ＬＥＤ２０ａとこの蛍光体によって、上記第１実施形態及び第２実施形態のＶ光とＢ光（Ｂｓ光）を生成することができる。Ｖ光等の紫色光やＶ光よりも短波長帯域の紫外光を励起光として青色光を発生する蛍光体としては、例えばＢａＭｇＡｌＯや、ＭＡｌ（Ｓｉ，Ａｌ）_６（Ｏ，Ｎ）_１０等を用いることができる。「Ｍ」元素は、Ｃａ、Ｓｒ、Ｂａ、Ｅｕ、Ｌａ、Ｃ、Ｓｃ、Ｙ、またはこれらの組み合わせ等である。

上記第１実施形態及び第２実施形態では、光源制御部２２は、光量比設定部２３が設定する光量比を用いて、Ｖ−ＬＥＤ２０ａとＢ−ＬＥＤ２０ｂの光量（発光量）を制御するが、光量を制御する代わりに、Ｖ−ＬＥＤ２０ａとＢ−ＬＥＤ２０ｂの発光時間を制御して、Ｖ光とＢｓ光の光量比を光量比設定部２３が設定した光量比にしても良い。また、光量と発光時間の両方を制御して、Ｖ光とＢｓ光の光量比を光量比設定部２３が設定した光量比にしても良い。Ｖ−ＬＥＤ２０ａやＢ−ＬＥＤ２０ｂの光量には、限度があるが、発光時間を制御すれば、あるいは光量と発光時間の両方を制御すれば、光量の制御だけでは実現できない光量比でＶ光及びＢｓ光を含む照明光を発生させることができる。

上記第１実施形態及び第２実施形態では、Ｂ光からＢｓ光を生成して照明光に利用しているが、Ｂｓ光生成用帯域制限フィルタ２５を除き（あるいはＢｓ光生成用帯域制限フィルタ２５を挿抜自在にし）、Ｂ光をそのまま照明光に利用してもよい。但し、前述のとおり、Ｂｓ光を利用したほうが、粘膜に対する血管のコントラストが得られやすい。

上記第１実施形態及び第２実施形態では、撮像センサ４８が設けられた内視鏡１２を被検体内に挿入して観察を行う内視鏡システムによって本発明を実施しているが、カプセル内視鏡システムでも本発明は好適である。例えば、図２５に示すように、カプセル内視鏡システムでは、カプセル内視鏡４００と、プロセッサ装置（図示しない）とを少なくとも有する。

カプセル内視鏡４００は、光源４０２と制御部４０３と、撮像センサ４０４と、画像生成部４０６と、送受信アンテナ４０８と、を備えている。光源４０２は、紫色光を発するＶ−ＬＥＤと、青色光を発するＢ−ＬＥＤと、緑色光を発するＧ−ＬＥＤと、赤色光を発するＲ−ＬＥＤと、Ｂｓ光生成用帯域制限フィルタと、を有しており、上記第１実施形態及び第２実施形態の光源部２０に対応する。

制御部４０３は、上記第１実施形態及び第２実施形態の光源制御部２２及び光量比設定部２３と同様に機能し、Ｖ光とＢｓ光の光量比を設定して光源４０２を発光制御する。また、制御部４０３は、送受信アンテナ４０８によって、カプセル内視鏡システムのプロセッサ装置と無線で通信可能である。カプセル内視鏡システムのプロセッサ装置は、上記各実施形態及び変形例のプロセッサ装置１６とほぼ同様であるが、画像生成部４０６はカプセル内視鏡４００に設けられ、生成された内視鏡画像は、送受信アンテナ４０８を介してプロセッサ装置に送信される。撮像センサ４０４は上記第１実施形態及び第２実施形態の撮像センサ４８と同様に構成される。

１０，２００，２５０ 内視鏡システム
１２ 内視鏡
１４ 内視鏡光源装置
１６ プロセッサ装置
２２ 光源制御部
２３ 光量比設定部

Claims (14)

1. 観察対象の粘膜下にある血管に対して、深さ分解能を有する第１波長帯域の光を発する第１光源と、
   粘膜下の同じ深さにある血管に対して、太さ分解能を有する第２波長帯域の光を発光する第２光源と、
   前記第１波長帯域の光と前記第２波長帯域の光の光量比を設定し、粘膜に対する血管のコントラストを、血管の深さ及び太さに応じた目標コントラストにする光量比設定部と、
   前記光量比設定部が設定する前記光量比を用いて前記第１光源及び前記第２光源を制御する光源制御部と、
   を備える内視鏡光源装置。
2. 前記第１波長帯域の光のピーク波長は、ヘモグロビンの吸光スペクトルのピークよりも短波長側にあり、かつ、前記第２波長帯域の光のピーク波長はヘモグロビンの吸光スペクトルの前記ピークよりも長波長側にある請求項１に記載の内視鏡光源装置。
3. 前記第１波長帯域は紫色波長帯域であり、前記第２波長帯域は青色波長帯域である請求項１または２に記載の内視鏡光源装置。
4. 前記第２波長帯域の光は、さらに、長波長成分を低減する第２光源用帯域制限フィルタを透過した青色波長帯域の光である請求項３に記載の内視鏡光源装置。
5. 前記光量比設定部は、前記第１波長帯域の光または前記第２波長帯域の光よりも波長帯域が広い広帯域光から、広帯域光用帯域制限フィルタを用いて生成される青色狭帯域光を前記観察対象に照射する場合の血管のコントラストを前記目標コントラストにして、前記光量比を設定する請求項１〜４のいずれか１項に記載の内視鏡光源装置。
6. 前記光量比設定部は、粘膜下の深さが等しく、かつ、太さが異なる複数の血管のコントラストのバランスを、前記青色狭帯域光を前記観察対象に照射する場合のバランスと等しくする前記光量比を設定する請求項５に記載の内視鏡光源装置。
7. 前記光量比設定部は、粘膜下の深さが異なり、かつ、太さが等しい複数の血管のコントラストのバランスを、前記青色狭帯域光を前記観察対象に照射する場合のバランスと等しくする前記光量比を設定する請求項５または６に記載の内視鏡光源装置。
8. 前記光量比設定部は、血管のコントラストの大きさを、前記青色狭帯域光を前記観察対象に照射する場合の血管のコントラストの大きさと等しくする前記光量比を設定する請求項５〜７のいずれか１項に記載の内視鏡光源装置。
9. 前記広帯域光は、キセノンランプが発光する白色光である請求項５〜８のいずれか１項に記載の内視鏡光源装置。
10. 前記第１波長帯域の光または前記第２波長帯域の光よりも波長帯域が広い広帯域光から、広帯域光用帯域制限フィルタを用いて生成される青色狭帯域光を前記観察対象に照射する場合の血管のコントラストを基準とし、
    前記光量比設定部は、粘膜下の深さが等しく、かつ、太さが異なる複数の血管のコントラストの比または差を、前記青色狭帯域光を照射する場合の前記コントラストの比または差よりも大きくする前記光量比を設定する請求項１〜４のいずれか１項に記載の内視鏡光源装置。
11. 前記光源制御部は、前記光量比設定部が設定する前記光量比を用いて、前記第１光源及び前記第２光源の発光量を制御する請求項１〜１０のいずれか１項に記載の内視鏡光源装置。
12. 前記光量比設定部は、前記光量比設定部が設定する前記光量比を用いて、前記第１光源及び前記第２光源の発光時間を制御する請求項１〜１１のいずれか１項に記載の内視鏡光源装置。
13. 観察対象の粘膜下にある血管に対して、深さ分解能を有する第１波長帯域の光を発する第１光源と、
    粘膜下の同じ深さにある血管に対して、太さ分解能を有する第２波長帯域の光を発光する第２光源と、
    前記第１波長帯域の光と前記第２波長帯域の光の光量比を設定し、粘膜に対する血管のコントラストを、血管の深さ及び太さに応じた目標コントラストにする光量比設定部と、
    前記光量比設定部が設定する前記光量比を用いて前記第１光源及び前記第２光源を制御する光源制御部と、
    前記光量比設定部が設定する前記光量比を用いて制御された前記第１波長帯域の光または前記第２波長帯域の光を含む照明光が照射された前記観察対象を撮像する撮像センサと、
    を備える内視鏡システム。
14. 観察対象の粘膜下にある血管に対して、深さ分解能を有する第１波長帯域の光を発する第１光源と、粘膜下の同じ深さにある血管に対して、太さ分解能を有する第２波長帯域の光を発する第２光源と、を備える内視鏡光源装置の作動方法において、
    光量比設定部が、前記第１波長帯域の光と前記第２波長帯域の光の光量比を設定するステップと、
    光源制御部が、前記光量比設定部が設定する前記光量比を用いて前記第１光源及び前記第２光源を制御するステップと、
    を備える内視鏡光源装置の作動方法。

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