JP5647930B2 - Endoscope system and driving method thereof - Google Patents
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Description
本発明は、白色照明光等の広帯域光と特定の狭帯域光とを用いて特殊光観察を行うことができる内視鏡システム及びその駆動方法に係り、特に、光源の経年劣化に対処する内視鏡システム及びその駆動方法に関する。 The present invention relates to an endoscope system capable of performing special light observation using broadband light such as white illumination light and specific narrow-band light, and a driving method thereof, and more particularly, to cope with aged deterioration of a light source. The present invention relates to an endoscope system and a driving method thereof.
内視鏡システムは、体腔内に挿入される挿入部を備えた電子内視鏡（スコープ）と、この電子内視鏡が着脱自在に接続される本体装置とで構成される。 The endoscope system includes an electronic endoscope (scope) having an insertion portion that is inserted into a body cavity, and a main body device to which the electronic endoscope is detachably connected.
本体装置は、プロセッサ装置と光源装置とを備える。プロセッサ装置は、電子内視鏡の挿入部先端に内蔵された撮像センサ（固体撮像素子）から出力される撮像信号を受信して画像処理を行い、得られた観察画像をモニタに表示する。光源装置は、電子内視鏡内に挿通されたライトガイドを通して体腔内を照明する光を発生する。 The main device includes a processor device and a light source device. The processor device receives an imaging signal output from an imaging sensor (solid-state imaging device) built in the distal end of the insertion portion of the electronic endoscope, performs image processing, and displays the obtained observation image on a monitor. The light source device generates light that illuminates the inside of the body cavity through a light guide inserted into the electronic endoscope.
近年、特定の狭い波長帯域光（狭帯域光）を生体の粘膜組織に照射し、生体組織の所望の深さの組織情報を得る、いわゆる特殊光観察を行うことができる内視鏡システムが活用されている。この種の内視鏡システムは、例えば、粘膜層或いは粘膜下層に発生する新生血管の表層微細構造、病変部の強調等、通常の観察像では得られない生体情報を簡単に可視化できる。 In recent years, an endoscopic system that can perform so-called special light observation that irradiates a specific mucosal tissue of a living body with specific narrow wavelength band light (narrowband light) and obtains tissue information at a desired depth of the living tissue has been utilized. Has been. This type of endoscope system can easily visualize biological information that cannot be obtained by a normal observation image, such as a superficial fine structure of a new blood vessel generated in a mucosa layer or a submucosa layer, and emphasis on a lesioned part.
例えば、観察対象が癌病変部である場合、青色（Ｂ）の狭帯域光を粘膜組織に照射すると組織表層の微細血管や微細構造の状態がより詳細に観察できるため、病変部をより正確に診断することができる。 For example, when the object to be observed is a cancerous lesion, if the mucosal tissue is irradiated with blue (B) narrow-band light, the state of the fine blood vessels and microstructures on the tissue surface layer can be observed in more detail, so that the lesion can be identified more accurately. Can be diagnosed.
生体組織に対する光の深さ方向の深達度は、光の波長に依存する。波長の短い青色（Ｂ）光は、生体組織での吸収特性及び散乱特性により表層付近までしか光が深達せず、そこまでの深さの範囲で吸収，散乱を受けるため、主として表層組織の情報を観測することができる。 The depth of light in the depth direction with respect to a living tissue depends on the wavelength of light. Blue (B) light with a short wavelength mainly reaches the surface layer due to absorption and scattering characteristics in living tissue, and is absorbed and scattered in the depth range up to that point. Can be observed.
Ｂ光より波長が長い緑色（Ｇ）光の場合、Ｂ光が深達する範囲よりさらに深い所まで深達し、その範囲で吸収，散乱を受けるため、主として中層組織及び表層組織の情報を観測することができる。 In the case of green (G) light, which has a longer wavelength than B light, it reaches deeper than the range where B light deepens and absorbs and scatters within that range, so information on the middle layer structure and surface layer structure is mainly observed. Can do.
Ｇ光より波長が長い赤色（Ｒ）光は、さらに深い組織まで光が到達し、その範囲で吸収，散乱を受けるため、主として深層組織及び中層組織の情報を観測することができる。 Red (R) light having a wavelength longer than that of G light reaches a deeper tissue and is absorbed and scattered in that range, so that information on the deep tissue and intermediate tissue can be mainly observed.
すなわち、Ｂ光、Ｇ光、及びＲ光を照射して得られる各戻り光をＣＣＤ型，ＣＭＯＳ型等の撮像センサによって受光して得られる画像信号は、それぞれ、主として表層組織の情報、主として中層組織及び表層組織の情報、及び主として深層組織及び中層組織の情報を含むことが知られている。 That is, image signals obtained by receiving each return light obtained by irradiating B light, G light, and R light by an image sensor such as a CCD type or a CMOS type are mainly information on the surface layer structure, mainly the middle layer. It is known to include information on tissues and superficial tissues, and mainly information on deep tissues and intermediate tissues.
このため、特殊光観察では、生体組織の内の組織表層の微細血管や微細構造を観察しやすくするために、表層組織の観察に適した青色（Ｂ）の狭帯域光、および、中層組織及び表層組織の観察に適した緑色（Ｇ）の狭帯域光の２種類の狭帯域光のみを用い、主として生体組織の中層及び深層組織の観察に適した赤色（Ｒ）の狭帯域光はあまり用いられない。 For this reason, in special light observation, in order to make it easy to observe the fine blood vessels and fine structures on the tissue surface layer in the living tissue, the narrow band light of blue (B) suitable for observation of the surface layer tissue, and the middle layer tissue and Only two types of narrow band light of green (G) suitable for observation of the surface layer tissue are used, and red (R) narrow band light mainly suitable for observation of the middle layer and deep layer tissue of the living tissue is rarely used. I can't.
そして、撮像センサで得られる主として表層組織の情報を含むＢ画像信号（Ｂ狭帯域データ）と、撮像センサで得られる主として中層組織及び表層組織の情報を含むＧ画像信号（Ｇ狭帯域データ）とを用いて画像処理を行い、モニタに疑似カラー画像を表示して被写体を観察することが行われる。 A B image signal (B narrowband data) mainly including information on the surface layer tissue obtained by the imaging sensor, and a G image signal (G narrowband data) mainly including information on the middle layer tissue and the surface layer tissue obtained by the imaging sensor. Is used to perform image processing, display a pseudo color image on a monitor, and observe a subject.
赤色（Ｒ）光を照明光として用いない場合の特殊光観察では、撮像画像信号の画像処理において、撮像センサで得られたＧ画像信号（Ｇ狭帯域データ）に所定の係数をかけてカラー画像のＲ画像データとして割り付け、Ｂ画像信号（Ｂ狭帯域データ）に異なる所定係数をかけてカラー画像のＧ画像データ及びＢ画像データにそれぞれ割り付け、ＲＧＢ３ｃｈ（チャンネル）のカラー画像データからなる疑似カラー画像を生成し、モニタに表示する。 In special light observation when red (R) light is not used as illumination light, a color image is obtained by multiplying a G image signal (G narrowband data) obtained by an image sensor by a predetermined coefficient in image processing of the captured image signal. Are assigned as R image data, B image signals (B narrowband data) are multiplied by different predetermined coefficients and assigned to G image data and B image data of a color image, respectively, and pseudo color images made up of RGB 3ch (channel) color image data Is generated and displayed on the monitor.
即ち、狭帯域光モードにおける画像処理では、狭帯域光によるＧ画像信号とＢ画像信号の２色の画像信号を、ＲＧＢの３色カラー画像データに変換しモニタに疑似カラー画像として表示するため、白色光（通常光）モードにおける画像処理（撮像センサで受光して得られた３色のＲ画像信号，Ｇ画像信号，Ｂ画像信号をカラー表示するためのＲＧＢカラー画像データに変換する画像処理）とは異なるものとなっている。 That is, in the image processing in the narrow band light mode, the two color image signals of the G image signal and the B image signal by the narrow band light are converted into RGB three color image data and displayed on the monitor as a pseudo color image. Image processing in white light (normal light) mode (image processing for converting three color R image signals, G image signals, and B image signals obtained by receiving light with an image sensor into RGB color image data for color display) Is different.
Ｇ狭帯域光及びＢ狭帯域光だけでなく、Ｒ狭帯域光も用いる特殊光観察においても、表層組織の微細血管や微細構造の観察を目的とする場合には、Ｒ画像信号（Ｒ狭帯域データ）を用いずに、上述のように、Ｇ画像信号及びＢ画像信号のみを用いて画像処理を行い、モニタに疑似カラー画像表示して観察することが行われる。 In special light observation using not only G narrowband light and B narrowband light but also R narrowband light, when the purpose is to observe microvessels and microstructures in the surface tissue, an R image signal (R narrowband light) As described above, the image processing is performed using only the G image signal and the B image signal, and the pseudo color image is displayed on the monitor for observation.
この場合にも、画像処理において、上記と同様にＧ画像信号をＲ画像データに割り付け、Ｂ画像信号をＧ画像データ及びＢ画像データに割り付け、３ｃｈカラー画像データからなる疑似カラー画像を生成し、モニタに表示することが行われる。 Also in this case, in the image processing, the G image signal is allocated to the R image data, the B image signal is allocated to the G image data and the B image data, and a pseudo color image including 3ch color image data is generated in the same manner as described above. It is displayed on the monitor.
その結果、モニタに表示された疑似カラー画像は、主として表層組織の情報を含むＢ画像信号（Ｂ狭帯域データ）を多く含んでいるため、表層組織の微細血管や微細構造の状態がより詳細に表現されたものとなり、表層組織の微細血管や微細構造が観察しやすくなる（特許文献１及び特許文献２参照）。
As a result, the pseudo-color image displayed on the monitor mainly includes a large amount of B image signals (B narrowband data) including information on the surface layer tissue, so that the state of the microvessels and microstructures of the surface layer tissue is more detailed. It becomes expressed and it becomes easy to observe the fine blood vessel and the fine structure of the surface layer tissue (see
上述した様な内視鏡システムでは、特殊光を光源装置内で発光させ、これをライトガイドを通して電子内視鏡の先端部から観察対象に照射するのであるが、電子内視鏡を患者の体腔内に挿入している最中に光源が故障等によって消灯してしまう虞がある。この非常事態に対処するために、光源には主灯の他に予備灯を設けることが行われているが、更に従来は、例えば下記の特許文献３に記載されている様に、光源を風冷するファンの回転異常を検知して、光源が異常事態となることを事前に予測し対処する様にしている。
In the endoscope system as described above, special light is emitted in the light source device, and this is irradiated to the observation object from the tip of the electronic endoscope through the light guide. There is a possibility that the light source is turned off due to a failure or the like while being inserted into the inside. In order to cope with this emergency situation, a spare light is provided as a light source in addition to a main light. However, conventionally, as described in, for example,
上述した特許文献３に記載された従来技術は、光源としてキセノンランプを用い、白色光を照明光とする例であり、また、光源自体の経年劣化を直接検知するものではない。特殊光観察を行う内視鏡システムでは、狭帯域光を発光させるために、光源としてレーザ光源（ＬＤ）やＬＥＤ光源等の半導体発光素子が用いられる。
The prior art described in
しかるに、一般的に長寿命の半導体素子を光源とする内視鏡システムでも、光源の経年劣化は避けられず、光源の経年劣化に適切に対処する工夫が必要となる。 However, in general, even in an endoscope system using a semiconductor element having a long life as a light source, deterioration of the light source over time is unavoidable, and it is necessary to devise an appropriate countermeasure for the deterioration of the light source over time.
特に、レーザ光源を用いる場合、レーザ機器の取り扱い資格を持った者が専用施設内に光源装置を持ち込んで故障光源を交換しなければならないため、内視鏡システムを設置した病院内で医者や職員などが勝手にレーザ光源を交換することができないという制約がある。 In particular, when a laser light source is used, a person who has qualifications for handling laser equipment must bring the light source device into a dedicated facility and replace the failed light source. Therefore, doctors and staff in the hospital where the endoscope system is installed. There is a restriction that the laser light source cannot be replaced without permission.
このため、内視鏡システムを使用中に光源が経年劣化して消灯してしまう前に、これを事前に検知し、電子内視鏡を体腔内から抜去するまで光源を延命させ照明光を確保することが必要になる。 Therefore, before using the endoscope system, the light source deteriorates over time and turns off, and this is detected in advance, and the life of the light source is extended until the electronic endoscope is removed from the body cavity to ensure illumination light. It becomes necessary to do.
本発明の目的は、光源が劣化したことを把握して照明光の消灯までの時間を延命させる内視鏡システム及びその駆動方法を提供することにある。 An object of the present invention is to provide an endoscope system and a driving method thereof for grasping that a light source has deteriorated and extending the time until illumination light is extinguished.
本発明の内視鏡システムは、先端部から被写体に対して照明光を照射し、該被写体からの光を受光する固体撮像素子を前記先端部に搭載した電子内視鏡と、
半導体発光素子でなる複数系統の光源を搭載し、該光源の発光光を前記電子内視鏡に導入し、該発光光を前記照明光として前記被写体に対して照射する光源装置と、
前記複数系統の光源のうち少なくとも１つの系統の光源が、点灯中に、発光効率が急変する消灯危険レベルまで劣化したとき、前記固体撮像素子の駆動モードを変更して、前記光源の点灯時間を前記消灯危険レベルまで劣化する前の点灯時間に比べて短くする制御手段とを備える。
また、内視鏡システムの駆動方法は、先端部から被写体に対して照明光を照射し、該被写体からの光を受光する固体撮像素子を前記先端部に搭載した電子内視鏡と、
半導体発光素子でなる複数系統の光源を搭載し、該光源の発光光を前記電子内視鏡に導入し、該発光光を前記照明光として前記被写体に対して照射する光源装置と、
制御手段と
を備える内視鏡システムの駆動方法であって、
前記制御手段が、前記複数系統の光源のうち少なくとも１つの系統の光源が、点灯中に、発光効率が急変する消灯危険レベルまで劣化したとき、前記固体撮像素子の駆動モードを変更して、前記光源の点灯時間を前記消灯危険レベルまで劣化する前の点灯時間に比べて短くするものである。
An endoscope system according to the present invention includes an electronic endoscope in which a solid-state imaging device that irradiates a subject with illumination light from a tip portion and receives light from the subject is mounted on the tip portion;
A light source device that includes a plurality of light sources each including a semiconductor light emitting element, introduces light emitted from the light source into the electronic endoscope, and irradiates the subject with the emitted light as the illumination light;
When at least one of the light sources of the plurality of light sources deteriorates to a light extinction danger level in which the light emission efficiency changes suddenly during lighting, the drive mode of the solid-state imaging device is changed, and the lighting time of the light source is set. Control means for shortening the lighting time before the deterioration to the extinction danger level.
Further, the driving method of the endoscope system includes: an electronic endoscope in which a solid-state imaging device that irradiates a subject with illumination light from the distal end portion and receives light from the subject is mounted on the distal end portion;
A light source device that includes a plurality of light sources each including a semiconductor light emitting element, introduces light emitted from the light source into the electronic endoscope, and irradiates the subject with the emitted light as the illumination light;
Control means and
An endoscope system driving method comprising:
The control means, when the light source of at least one system among the light sources of the plurality of systems has deteriorated to the extinction danger level in which the light emission efficiency changes suddenly during lighting, changes the drive mode of the solid-state imaging device, The lighting time of the light source is shortened as compared with the lighting time before the deterioration to the extinction danger level.
本発明によれば、光源が故障（劣化）によって消灯に至るまで差し迫った状態になったとき、固体撮像素子の駆動モードと光源の点灯制御を変更して可能な限り消灯までの時間を延命するため、電子内視鏡を体腔内に挿入した状態で光源が故障した場合でも照明光が確保されるため、電子内視鏡の迅速な抜去が可能となる。 According to the present invention, when the light source becomes imminent until it is extinguished due to failure (deterioration), the driving mode of the solid-state imaging device and the lighting control of the light source are changed to extend the time until extinction as much as possible. Therefore, even when the light source breaks down with the electronic endoscope inserted into the body cavity, the illumination light is secured, so that the electronic endoscope can be quickly removed.
以下、本発明の一実施形態に係る内視鏡システムを、図面を参照して説明する。 Hereinafter, an endoscope system according to an embodiment of the present invention will be described with reference to the drawings.
図１は本発明の一実施形態に係る内視鏡システムの全体構成を示す外観図であり、図２は、その概略機能を示すブロック図である。本実施形態の内視鏡システム１０は、電子内視鏡１２と、本体装置を構成するプロセッサ装置１４及び光源装置１６とを備える。電子内視鏡１２は、患者（被検体）の体腔内に挿入される可撓性の挿入部２０と、挿入部２０の基端部分に連設された操作部２２と、プロセッサ装置１４及び光源装置１６に接続されるユニバーサルコード２４とを備えている。
FIG. 1 is an external view showing the overall configuration of an endoscope system according to an embodiment of the present invention, and FIG. 2 is a block diagram showing its schematic function. The
挿入部２０の先端には先端部２６が連設され、先端部２６内に、体腔内撮影用の撮像素子（ＣＣＤ型やＣＭＯＳ型等の固体撮像素子：図２参照）２１及び詳細は後述する蛍光体２３が内蔵される。先端部２６の後方には、複数の湾曲駒を連結した湾曲部２８が設けられている。湾曲部２８は、操作部２２に設けられたアングルノブ３０が操作されたとき、挿入部２０内に挿設されたワイヤが押し／引きされ、上下左右方向に湾曲動作する。これにより、先端部２６が体腔内で所望の方向に向けられる。
A
ユニバーサルコード２４の基端にはコネクタ３６が設けられている。コネクタ３６は、複合タイプのものであり、プロセッサ装置１４に接続される他、光源装置１６にも接続される。
A
プロセッサ装置１４は、ユニバーサルコード２４内に挿通されたケーブルを介して電子内視鏡１２に給電を行い、撮像素子２１の駆動を制御すると共に、撮像素子２１からケーブル２９を介して伝送された撮像信号を受信し、受信した撮像信号に各種信号処理を施して画像データに変換する。
The
プロセッサ装置１４で変換された画像データは、プロセッサ装置１４にケーブル接続されたモニタ３８に内視鏡撮影画像（観察画像）として表示される。また、プロセッサ装置１４は、コネクタ３６を介して光源装置１６とも電気的に接続される。
The image data converted by the
プロセッサ装置１４内には、内視鏡システム１０の全体を統括的に制御するＣＰＵ（中央演算処理装置）３１が設けられており、ＣＰＵ３１が、プロセッサ装置１４内の各構成部を制御するほか、光源装置１６内の各光源制御部や、電子内視鏡１２内の撮像素子２１等の駆動制御を行う。
In the
プロセッサ装置１４には、操作部２２等に設けられた入出力部が接続される他、観察画像データ等を記録するハードディスク４２（図４参照）が接続される。入出力部は、通常観察モード（通常光モードともいう）や特殊光観察モード（特殊光モードともいう）などのモード切替を行うモード切替部４０を含む。
In addition to an input / output unit provided in the
電子内視鏡１２の先端部分には、被観察領域へ白色照明光や特殊光を照射する照明窓２５と、受光窓２７とが設けられており、照明窓２５の内側に蛍光体２３が内蔵されると共に、受光窓２７の内側に撮像素子２１が設けられる。撮像素子２１の受光面には複数の図示省略の受光素子（フォトダイオード：画素）が二次元アレイ状に配列形成されており、各受光素子に、ＲＧＢのカラーフィルタが例えばベイヤ配列で積層されている。なお、カラーフィルタは補色系でも良い。
At the distal end portion of the
照明窓２５の内側には照明光学系を構成するカバーガラスやレンズ等が配置され、受光窓２７の内側には撮像光学系を構成する対物レンズユニット等が配置されるが、これらの図示は省略する。
A cover glass and a lens constituting the illumination optical system are arranged inside the
光源装置１６には、特殊光モードにおいて、特殊光光源として用いられる中心波長４０５ｎｍの青紫色レーザ光源（４０５ＬＤ）３３ａ，３３ｂと、通常光モード及び特殊光モードの両方に用いられる白色照明光用光源として用いられる中心波長４４５ｎｍの青色レーザ光源（４４５ＬＤ）３５ａ，３５ｂとを発光源として備えている。
The
青紫色レーザ光源３３ａ，青色レーザ光源３５ａが夫々の波長の主灯として用いられ、青紫色レーザ光源３３ｂ，青色レーザ光源３５ｂが予備灯として用いられる。主灯を主に用いて予備灯を主灯故障時のバックアップ用として用いても良いが、本実施形態では、主灯と予備灯と同時並列で用いる。これにより、照明光量を確保するために夫々に流す通電量を減らすことができ、光源の長寿命化を図ることができる。なお、青紫レーザ光源については、予備灯３３ｂを設けない場合もある。
The blue-violet
青紫色レーザ光源３３ａ，３３ｂからの中心波長４０５ｎｍの青紫色レーザ光は、生体の構造・成分の分光スペクトル特性に応じて、好ましくは合致して狭帯域化された波長帯域幅を持つ狭帯域光であるので、生体の構造・成分の検出能が優れている。
The blue-violet laser light having a center wavelength of 405 nm from the blue-violet
これら各光源３３ａ，３３ｂ，３５ａ，３５ｂの半導体発光素子からの発光は、光源制御部４８（図４参照）により個別に制御されており、各光源３３ａ，３３ｂ，３５ａ，３５ｂの発光条件、すなわち青紫色レーザ光源３３ａ，３３ｂの出射光と、青色レーザ光源３５ａ，３５ｂの出射光の光量割合は、変更自在になっている。
Light emission from the semiconductor light emitting elements of the
青紫色レーザ光源３３ａ，３３ｂ及び青色レーザ光源３５ａ，３５ｂは、ブロードエリア型のＩｎＧａＮ系レーザダイオードが利用でき、また、ＩｎＧａＮＡｓ系レーザダイオードやＧａＮＡｓ系レーザダイオードを用いることもできる。また、上記光源として、発光ダイオード等の発光体を用いた構成としてもよい。
As the blue-violet
これら各光源３３ａ，３３ｂ，３５ａ，３５ｂから出射されるレーザ光は、集光レンズ（図示せず）により、それぞれライトガイド３９に入力され、合波器（図示せず）を介してコネクタ３６に伝送される。合波器を用いずに各光源３３ａ，３３ｂ，３５ａ，３５ｂからの各レーザ光を直接コネクタ３６に送出する構成とすることも可能である。
Laser light emitted from each of the
中心波長４０５ｎｍの青紫色レーザ光及び中心波長４４５ｎｍの青色レーザ光が合波され、コネクタ３６まで伝送されたレーザ光は、照明光学系を構成するライトガイド３９によって、それぞれ電子内視鏡１２の先端部まで伝播される。そして、青色レーザ光は、電子内視鏡１２の先端の、ライトガイド３９の光出射端と照明窓２５との間に配置された波長変換部材である蛍光体２３を励起して蛍光を発光させる。また、一部の青色レーザ光は、そのまま蛍光体２３を透過する。
The laser beam transmitted to the
一方、青紫色レーザ光は、その一部は蛍光体２３を励起させるが、大部分は蛍光体２３を励起させることなく透過して、狭帯域波長の照明光（いわゆる狭帯域光）となる。 On the other hand, some of the blue-violet laser light excites the phosphor 23, but most of the blue-violet laser light is transmitted without exciting the phosphor 23 to become illumination light with a narrow band wavelength (so-called narrow band light).
なお、合波したレーザ光を分波器で複数系統例えば２系統に分波し、夫々の系統のレーザ光を別々のライトガイドを通して電子内視鏡１２の先端部に伝播し、受光窓２７の左右２箇所に設けた照明窓から夫々の蛍光体を介して被写体に対し照射する構成とすることもできる。
The combined laser light is demultiplexed into a plurality of systems, for example, two systems by a demultiplexer, and the laser light of each system is propagated to the distal end portion of the
ライトガイド３９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の細径なファイバケーブルを使用できる。
The
蛍光体２３は、青色レーザ光及び青紫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、或いはＢＡＭ（ＢａＭｇＡｌ１０Ｏ１７）等の蛍光体）を含んで構成される。これにより、青色レーザ光及び青紫色レーザ光を励起光とする緑色〜黄色の励起光と、蛍光体２３により吸収されずに透過した青色レーザ光及び青紫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。 The phosphor 23 absorbs a part of the blue laser light and the blue-violet laser light and emits green to yellow excitation light (for example, YAG phosphor or BAM (BaMgAl 10 O 17 )). Phosphor). As a result, green to yellow excitation light using blue laser light and blue-violet laser light as excitation light and blue laser light and blue-violet laser light transmitted without being absorbed by the phosphor 23 are combined to produce white (pseudo). White) illumination light.
本実施形態のように、中心波長４４５ｎｍの青色レーザ光を発光する半導体発光素子を励起光源として用いることにより、高い発光効率で高強度の白色光が得られ、白色光の強度を容易に調整できる上に、白色光の色温度，色度の変化を小さく抑えることができる。 By using a semiconductor light emitting element that emits blue laser light with a central wavelength of 445 nm as an excitation light source as in this embodiment, 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 can be kept small.
上記の蛍光体２３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を防止できる。また、蛍光体２３は、蛍光体を構成する蛍光物質と、充填材となる固定・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、光学的損失が小さくなる。 The phosphor 23 described above can prevent the occurrence of flickering when performing moving image display due to speckles caused by the coherence of the laser light, which may cause noise superimposition. In addition, the phosphor 23 takes into consideration the refractive index difference between the phosphor constituting the phosphor and the fixing / solidifying resin serving as the filler, and the particle size relative to the phosphor itself and the filler is changed to light in the infrared region. In contrast, it is preferable to use a material that has low absorption and high scattering. This enhances the scattering effect without reducing the light intensity for red or infrared light, and reduces the optical loss.
図３は、青紫色レーザ光源３３ａ，３３ｂからの青紫色レーザ光と、青色レーザ光源３５ａ，３５ｂからの青色レーザ光及び青色レーザ光が蛍光体２３により波長変換された発光スペクトルとを示すグラフである。
FIG. 3 is a graph showing the blue-violet laser light from the blue-violet
青紫色レーザ光は、中心波長４０５ｎｍの輝線（プロファイルＡ）で表される狭帯域光であり、主に特殊光観察で使用される。また、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２３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。 Blue-violet laser light is narrow-band light represented by an emission line (profile A) having a center wavelength of 405 nm, and is mainly used for special light observation. The blue laser light is represented by a bright line having a center wavelength of 445 nm, and the excitation light emitted from the phosphor 23 by the blue laser light has a spectral intensity distribution in which the emission intensity increases in a wavelength band of approximately 450 nm to 700 nm.
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、上述した疑似白色光が形成され、主に通常光とされる。なお、図示はしていないが、蛍光体２３は、青紫色レーザ光によっても励起され、青色レーザ光による場合の１／８程度の光量の励起発光光を出射し、疑似白色光を形成する。 The above-described pseudo white light is formed by the profile B of the excitation light and the blue laser light, and is mainly the normal light. Although not shown, the phosphor 23 is also excited by blue-violet laser light and emits excitation light of about 1/8 the amount of light emitted by blue laser light to form pseudo white light.
ここで、青紫色レーザ光源３３ａ，３３ｂから照射される中心波長４０５ｎｍの青紫色レーザ光及びそれに伴う蛍光体２３からの励起発光光は、４０５ｎｍの狭帯域光の成分が多く、表層組織の観察（表層組織の情報の取得）に優れる一方、蛍光体２３からの励起発光光の成分が少ないため、背景の撮像に用いられる白色光の出射光量を多くできない。
Here, the blue-violet laser light having a central wavelength of 405 nm and the accompanying excitation light emitted from the phosphor 23 emitted from the blue-violet
このため、被写体までの距離が近い場合には、背景としての白色光の出射光量が足りるが、被写体までの距離が離れた場合には、青紫色レーザ光による励起発光光では、白色光の出射光量が不足する。 For this reason, when the distance to the subject is short, the amount of emitted white light as a background is sufficient, but when the distance to the subject is long, the excitation light emitted by the blue-violet laser light emits white light. Insufficient light.
また、青色レーザ光源３５ａ，３５ｂから照射される中心波長４４５ｎｍの青色レーザ光及びそれに伴う蛍光体２３からの励起発光光は、青紫色レーザ光に比べて表層組織の観察には劣るが、蛍光体２３を強く励起し、背景としての白色光の出射光量を多くできる。
In addition, the blue laser light having a central wavelength of 445 nm and the excitation light emitted from the phosphor 23 accompanying the blue laser light emitted from the blue
このため、青色レーザ光源３５ａ，３５ｂは、被写体までの距離が離れた場合にも白色光の光量を十分確保でき、青紫色レーザ光源３３ａ，３３ｂからの青紫色レーザ光による白色光の光量不足を補うことができる。
For this reason, the blue
ここで、本実施形態でいう白色光とは、厳密に可視光の全ての波長成分を含むものに限定されず、例えば、上述した疑似白色光を始めとして、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 the present embodiment is not limited to one that strictly includes all wavelength components of visible light. For example, the above-described pseudo white light, R, G, B, and the like can be specified. Any light may be used as long as it includes light in the wavelength band. 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.
この内視鏡システム１０では、プロファイルＡとプロファイルＢとの発光強度を光源制御部４８により相対的に増減制御して、任意の輝度バランスの照明光を生成することができる。なお、本実施形態の内視鏡システム１０において、通常光モードでは、プロファイルＢの光のみが用いられ、特殊光モードでは、原則としてプロファイルＡの光及びプロファイルＡの光に基づく図示しない励起発光光が用いられ、図示しない励起発光光の光量不足を補うために、プロファイルＢの光が重畳される。
In the
上述したように、青紫色レーザ光源（以下、４０５ＬＤという）３３ａ，３３ｂからの青紫色レーザ光による狭帯域光（プロファイルＡ）と、蛍光体２３からの図示しない励起発光光による白色光からなる照明光、及び青色レーザ光源（以下、４４５ＬＤという）３５ａ，３５ｂからの青色レーザ光と蛍光体２３からの励起発光光による白色光からなる照明光（プロファイルＢ）は、電子内視鏡１２の先端部の照明窓２５から被写体の被観察領域に向けて照射される。
As described above, illumination composed of narrow-band light (profile A) by blue-violet laser light from blue-violet laser light sources (hereinafter referred to as 405LD) 33a and 33b and white light by excitation light emitted from the phosphor 23 (not shown). The illumination light (profile B) consisting of the light and the blue laser light from the blue laser light source (hereinafter referred to as 445LD) 35 a and 35 b and the white light by the excitation light emitted from the phosphor 23 is the tip of the
そして、照明光が照射された被観察領域からの戻り光が、受光窓２７を介して撮像素子２１の受光面上に結像され、撮像素子２１によって被観察領域が撮像される。撮像後に撮像素子２１から出力される撮像画像の画像信号が、スコープケーブル２９を通じてプロセッサ装置１４の画像処理システム３７（図２）に入力される。
Then, the return light from the observation region irradiated with the illumination light is imaged on the light receiving surface of the
撮像素子２１によって撮像された撮像画像信号は、プロセッサ装置１４の画像処理システム３７を含む信号処理系によって画像処理され、モニタ３８や記録装置４２に出力され、ユーザの観察に供される。
The picked-up image signal picked up by the
図４は、本実施形態に係る内視鏡システム１０の画像処理を行う信号処理系の構成図である。同図に示すように、内視鏡システム１０の信号処理系は、電子内視鏡１２の信号処理系と、光源装置１６の信号処理系と、プロセッサ装置１４の信号処理系（図２の画像処理システム３７）とを備え、プロセッサ装置１４にモニタ３８と記録装置４２とが接続され、モード切替部４０がプロセッサ装置１４と光源装置１６とに接続される。
FIG. 4 is a configuration diagram of a signal processing system that performs image processing of the
電子内視鏡１２の信号処理系は、撮像素子２１から出力されるアナログの撮像画像信号に対し相関二重サンプリング（ＣＤＳ）処理や自動利得制御（ＡＧＣ）処理を行うためのＣＤＳ・ＡＧＣ回路４４と、ＣＤＳ・ＡＧＣ回路４４でサンプリングと利得制御が行われたアナログ画像信号をデジタル画像信号に変換するＡ／Ｄ変換器４６とを有する。デジタル信号に変換された撮像画像信号は、コネクタ３６を介してプロセッサ装置１４の画像処理システム３７に入力される。
The signal processing system of the
また、光源装置１６の信号処理系は、青紫色レーザ光源（４０５ＬＤ）３３ａ，３３ｂ及び青色レーザ光源（４４５ＬＤ）３５ａ，３５ｂのオンオフ制御及び光量制御を行う光源制御部４８を有する。
The signal processing system of the
ここで、光源制御部４８は、内視鏡システム１０の稼働開始に伴う光源オン信号に応じて青紫色レーザ光源３３ａ，３３ｂを点灯したり、モード切替部４０からの特殊光モードと通常光モードとの切替信号に応じて青紫色レーザ光源３３ａ，３３ｂのオンオフ制御を行ったり、後述する光量算出部５０から算出された画像の輝度値に応じて、青紫色レーザ光源３３ａ，３３ｂ及び青色レーザ光源３５ａ，３５ｂの発光強度、すなわち光源３３ａ，３３ｂ及び光源３５ａ，３５ｂに流す電流値を制御する。
Here, the light
すなわち、光源制御部４８は、後述する光量算出部５０及び光量割合算出部５６と共に、算出される出射光量及び出射光量の割合に基づいて、光源３３ａ，３３ｂ及び光源３５ａ，３５ｂの発光条件、すなわち光量割合を変更する光量割合変更手段として機能する。
That is, the light
プロセッサ装置１４の信号処理系は画像処理システム３７（図２参照）で構成される。この画像処理システム３７は、光量算出部５０と、ＤＳＰ（デジタルシグナルプロセッサ）５２と、ノイズ除去回路５４と、光量割合算出部５６と、画像処理切替部（スイッチ）６０と、通常光画像処理部６２と、特殊光画像処理部６４と、画像表示信号生成部６６とを有する。
The signal processing system of the
光量算出部５０は、内視鏡１２のＡ／Ｄ変換器４６からコネクタを介して入力されたデジタル画像信号を用いて、撮像素子２１で受光した戻り光の光量、つまり、撮像画像の輝度値を算出する。そして、これら算出された光量は光源制御部４８及び光量割合算出部５６へ出力される。
The light
光源制御部４８では、これら算出された光量が、所定値に満たない場合、戻り光の光量が所定値以上となるように、青紫色レーザ光源（４０５ＬＤ）３３ａ，３３ｂ及び青色レーザ光源（４４５ＬＤ）３５ａ，３５ｂの出射光量を制御する。以下、主灯，予備灯の光源３３ａ，３３ｂを纏めて光源３３とし、主灯，予備灯の光源３５ａ，３５ｂを纏めて光源３５とする。
In the light
出射光量の制御では、まず、内視鏡先端と被写体との位置を固定し、青色レーザ光源（４４５ＬＤ）３５を停止し、青紫色レーザ光源（４０５ＬＤ）３３だの出射光量を増加させる（図５（ａ）参照）。算出される戻り光の光量が所定値以上となれば、その出射光量で被写体の撮像を行う。また、青紫色レーザ光源（４０５ＬＤ）３３の出射光量が最大となり、それでも戻り光の光量が足りない場合には、図５（ｂ）に示すように、青色レーザ光源（４４５ＬＤ）３５を点灯し、全体での出射光量を増加させ、算出される戻り光の光量が所定値以上となれば、その出射光量で被写体の撮像を行う。 In the control of the emitted light amount, first, the position of the endoscope tip and the subject is fixed, the blue laser light source (445LD) 35 is stopped, and the emitted light amount of the blue-violet laser light source (405LD) 33 is increased (FIG. 5). (See (a)). If the calculated return light quantity is equal to or greater than a predetermined value, the subject is imaged with the emitted light quantity. If the amount of light emitted from the blue-violet laser light source (405LD) 33 is maximum and the amount of return light is still insufficient, the blue laser light source (445LD) 35 is turned on as shown in FIG. When the total amount of emitted light is increased and the calculated amount of return light exceeds a predetermined value, the subject is imaged with the amount of emitted light.
一般的に、狭帯域光光源である青紫色レーザ光源（４０５ＬＤ）３３の出射光量は、それほど多くなく、青紫色レーザ光源（４０５ＬＤ）３３の出射光量を最大としても、その出射光量は限られるため、内視鏡が被写体から離れると撮像素子側で検出される戻り光の光量は足りなくなる。 Generally, the amount of light emitted from the blue-violet laser light source (405LD) 33, which is a narrow-band light source, is not so large, and even when the amount of light emitted from the blue-violet laser light source (405LD) 33 is maximized, the amount of emitted light is limited. When the endoscope moves away from the subject, the amount of return light detected on the image sensor side becomes insufficient.
この光量不足を補うために青色レーザ光源（４４５ＬＤ）３５の照射光量を増加させると、光量は足りるが、撮像画像の色調が変わるのはもちろん、特殊光観察される表層血管の微細構造に関する撮像画像の情報も目立たなくなる。このため、画像処理システム３７において適宜必要な画像処理を行う必要がある。
Increasing the amount of light emitted by the blue laser light source (445LD) 35 to compensate for this shortage of light quantity will suffice, but the color tone of the picked-up image will change, and of course, the picked-up image related to the fine structure of the superficial blood vessels observed with special light The information will not stand out. For this reason, it is necessary to appropriately perform necessary image processing in the
また、撮像に必要な戻り光の光量を得るために、前述のとおり内視鏡先端と被写体との位置を固定して出射光量の制御を行ったが、出射光量を固定して、内視鏡先端の位置を移動させてもよい。例えば、青紫色レーザ光源（４０５ＬＤ）３３の出射光量を所定値で固定しておき、内視鏡を動かして、戻り光の光量が所定値以上となるように内視鏡先端と被写体との位置を調整してもよい。 In addition, in order to obtain the amount of return light necessary for imaging, the position of the endoscope tip and the subject are fixed and the amount of emitted light is controlled as described above. The position of the tip may be moved. For example, the emission light amount of the blue-violet laser light source (405LD) 33 is fixed at a predetermined value, the endoscope is moved, and the position of the endoscope tip and the subject so that the light amount of the return light becomes equal to or greater than the predetermined value. May be adjusted.
もちろん、青紫色レーザ光源（４０５ＬＤ）３３のみでは光量が足りないと予め分かるような位置で撮像を行う場合は、予め青紫色レーザ光源（４０５ＬＤ）３３の出射光量を最大とし、青色レーザ光源（４４５ＬＤ）３５の出射光量を所定値で固定して、前述と同様に、内視鏡を動かして戻り光の光量が所定値以上となるように内視鏡先端と被写体との位置を調整してもよい。 Of course, when imaging is performed at a position where it is known in advance that the amount of light is insufficient with only the blue-violet laser light source (405LD) 33, the amount of light emitted from the blue-violet laser light source (405LD) 33 is maximized in advance, and the blue laser light source (445LD) ) Even if the output light quantity of 35 is fixed at a predetermined value and the endoscope is moved and the position of the endoscope tip and the subject is adjusted so that the light quantity of the return light is equal to or greater than the predetermined value, as described above. Good.
光量割合算出部５６は、光源制御部４８による青紫色レーザ光源（４０５ＬＤ）３３及び青色レーザ光源（４４５ＬＤ）３５を駆動する電流の電流値の情報を受け、４０５ＬＤ３３及び４４５ＬＤ３５の出射光量の光量割合を算出する。算出された光量割合は、特殊光画像処理部６４の後述する特殊光色変換部７４へ出力される。
The light amount
なお、レーザの光量割合が変わると、撮像画像のホワイトバランスが変化する。そのため、図示はされていないが、４０５ＬＤ３３及び４４５ＬＤ３５の光量並びに光量割合がＣＤＳ・ＡＧＣ回路４４へ出力され、この光量及び光量割合の情報に基づいてホワイトバランスを取るためのＣＤＳ・ＡＧＣ回路４４のゲインが変更されて、撮像素子２１の電気的なゲインが変更されるように信号処理系を構成してもよい。また、図示はされていないが、ホワイトバランスを決定する前述のゲインの情報は、画像処理部６２及び特殊光画像処理部６４へ出力され、色変換及び特殊光色変換に用いられる。
Note that when the light quantity ratio of the laser changes, the white balance of the captured image changes. Therefore, although not shown, the light amounts and the light amount ratios of 405LD33 and 445LD35 are output to the CDS /
ＤＳＰ５２（デジタルシグナルプロセッサ）は、光量算出部５０で光源光量が検出された後、Ａ／Ｄ変換器４６から出力されたデジタル画像信号にガンマ補正、色補正処理を行う。ノイズ除去回路５４は、ＤＳＰ５２でガンマ補正，色補正処理が施されたデジタル画像信号から、例えば、移動平均法やメディアンフィルタ法等の画像処理におけるノイズ除去方法を行ってノイズを除去する。こうして、電子内視鏡１２からプロセッサ装置１４に入力されたデジタル画像信号は、ＤＳＰ５２及びノイズ除去回路５４でガンマ補正，色補正処理及びノイズ除去等の前処理がなされる。
The DSP 52 (digital signal processor) performs gamma correction and color correction processing on the digital image signal output from the A /
画像処理切替部６０はスイッチで構成され、モード切替部（入力部）４０の指示（切替信号）に基づいて、前処理されたデジタル画像信号を後段の通常光画像処理部６２に送るか、又は、特殊光画像処理部６４に送るかを切り替える。本実施形態では、通常光画像処理部６２及び特殊光画像処理部６４による画像処理前のデジタル画像信号を画像信号といい、画像処理前後のデジタル画像信号を画像データと呼ぶことにする。
The image
通常光画像処理部６２は、通常光モードにおいて、４４５ＬＤ及び蛍光体２３による白色光（プロファイルＢ）による前処理済デジタル画像信号に適した通常光用画像処理を施す部分であって、色変換部６８と、色彩強調部７０と構造強調部７２とを有する。
The normal light
色変換部６８は、前処理済のＲＧＢ３チャンネルのデジタル画像信号に、３×３のマトリックス処理、階調変換処理、３次元ＬＵＴ処理などの色変換処理を行い、色変換処理済ＲＧＢ画像データに変換する。
The
色彩強調部７０は、画面内の血管と粘膜との色味の差をつけて、血管が見易くなるように強調するためのものであって、色変換処理済ＲＧＢ画像データに対して、画面を見ながらする処理、例えば、画面全体の平均の色味を見て、その色味を平均値より血管と粘膜との色味の差をつける方向に強調する処理を行う。
The
構造強調部７２は、色彩強調処理済ＲＧＢ画像データに対して、シャープネスや輪郭強調等の構造強調処理を行う。
The
構造強調部７２で構造強調処理が施されたＲＧＢ画像データは、通常光用画像処理済ＲＧＢ画像データとして通常光画像処理部６２から画像表示信号生成部６６に入力される。
The RGB image data subjected to the structure enhancement processing by the
特殊光画像処理部６４は、特殊光モードにおいて、４０５ＬＤ３３からの青紫色レーザ光（プロファイルＡ）、並びに４４５ＬＤ３５及び蛍光体２３からの白色光（プロファイルＢ）による前処理済デジタル画像信号に適した特殊光用画像処理を施す部分であって、特殊光色変換部７４と色彩強調部７６と、構造強調部７８とを有する。
The special light
特殊光色変換部７４は、入力された前処理済のＲＧＢ３チャンネルのデジタル画像信号のＧ画像信号に所定係数をかけてＲ画像データに割り付け、Ｂ画像信号に異なる所定係数をかけて夫々をＧ画像データ及びＢ画像データに割り付け、ＲＧＢ画像データを生成した後、生成されたＲＧＢ画像データに、色変換部６８と同様に３×３マトリックス処理、階調変換処理、３次元ＬＵＴ処理などの色変換処理を行う。
The special light
具体的には、特殊光色変換部７４は、割り付け後のＲ，Ｇ，Ｂの画像データに対して、輝度の正規化を行い、Ｒｎｏｒｍ，Ｇｎｏｒｍ，Ｂｎｏｒｍの画像データを生成する。次に、これら正規化したＲｎｏｒｍ，Ｇｎｏｒｍ，Ｂｎｏｒｍ画像データに対して、光量割合に応じた色調への補正を行う。色調補正後の画像データを、Ｒａｄｊ，Ｇａｄｊ，Ｂａｄｊ画像データとすると、色調補正後のＲａｄｊ，Ｇａｄｊ，Ｂａｄｊ画像データは、次の数１で示すような演算により求められる。
Specifically, the special light
ここで、ＫＲ，ＫＧ，ＫＢは、それぞれ各色の色変換係数であり、光量割合算出部５６で算出された光量割合に応じて求められる。特殊光色変換部７４は、図６に示すように、光量割合（光量比率）に対応する各色の色変換係数を定めた色変換係数テーブル８０を備え、算出された光量割合に基づいて、色変換係数テーブル８０より、色変換係数ＫＲ，ＫＧ，ＫＢを決定する。
Here, KR, KG, and KB are color conversion coefficients for the respective colors, and are obtained according to the light amount ratio calculated by the light amount
色変換係数テーブル８０の色変換係数ＫＲ，ＫＧ，ＫＢは、図６に示すように、それぞれ各光量割合に対応してＲ００，Ｒ０１，Ｒ０２，…、Ｇ００，Ｇ０１，Ｇ０２，…、Ｂ００，Ｂ０１，Ｂ０２，…として設定されている。光量割合算出部５６で算出された光量割合に対応する色変換係数を数１に代入することで、色調補正された画像データＲａｄｊ，Ｇａｄｊ，Ｂａｄｊが得られる。
As shown in FIG. 6, the color conversion coefficients KR, KG, KB in the color conversion coefficient table 80 correspond to the respective light quantity ratios R00, R01, R02,..., G00, G01, G02,. , B02,... By substituting the color conversion coefficient corresponding to the light amount ratio calculated by the light amount
例えば、光源制御部４８において制御される４０５ＬＤ３３の光量と４４５ＬＤ３５の光量との比が、１００：１０、つまり、光量割合が４０５ＬＤ：４４５ＬＤ≒９０．９：９．１であるとき、色変換係数は、図６に示す色変換係数テーブルにより、（ＫＲ，ＫＧ，ＫＢ）＝（Ｒ１０，Ｇ１０，Ｂ１０）と求まる。この色変換係数は、図６に示すテーブルとして表すことに限らず、数式化して表してもよく、また、代表点のみ数値化して他の点を補間演算により求めてもよい。
For example, when the ratio of the light amount of 405LD33 and the light amount of 445LD35 controlled by the light
色彩強調部７６は、色彩強調部７０と同様に、画面内の血管と粘膜との色味の差を付けて、血管が見易くなるように強調するためのものであって、色変換処理済ＲＧＢ画像データに対して、画面を見ながらする処理、例えば、画面全体の平均の色味を見て、その色味を平均値より血管と粘膜との色味の差をつける方向に強調する処理を行う。
Similar to the
構造強調部７８は、構造強調部７２と同様に、色彩強調処理済ＲＧＢ画像データに対して、シャープネスや輪郭強調等の構造処理を行う。構造強調部７８で最適な周波数強調処理が施されたＲＧＢ画像データは、特殊光用画像処理済ＲＧＢ画像データとして特殊光画像処理部６４から画像表示信号生成部６６へ出力される。
Similar to the
また、前述のとおり、光量が足りず青色レーザ光源（４４５ＬＤ）３５の出射光量を増加させた場合、撮像ための光量は足りるが、撮像画像の色調が変わるのはもちろん、特殊光観察される表層血管の微細構造に関する撮像画像の情報も目立たなくなる。そこで、特殊光画像処理部６４は、色変換部６８の前段階において、撮像画像上の表層血管を強調するためにも、フレーム加算処理、または、ビニング処理を行ってもよい。
Further, as described above, when the amount of light emitted from the blue laser light source (445LD) 35 is increased due to insufficient light amount, the amount of light for imaging is sufficient, but the color tone of the captured image changes, and of course the surface layer is observed with special light. The information of the captured image regarding the fine structure of the blood vessel also becomes inconspicuous. Therefore, the special light
ここでフレーム加算処理とは、通常、１フレームで１画像を生成するフレームを複数枚加算する処理であり、また、ビニング処理とは、画像を構成する画素を複数画素ずつ統合する処理である。なお、フレーム加算処理及びビニング処理ではなく、予め撮像素子２１の電荷蓄積時間を長めにとってもよい。フレーム加算処理と略同様の効果が得られる。
Here, the frame addition process is usually a process of adding a plurality of frames for generating one image in one frame, and the binning process is a process of integrating a plurality of pixels constituting the image. Note that the charge accumulation time of the
画像表示信号生成部６６は、通常光モードでは通常光画像処理部６２から入力された画像処理済ＲＧＢ画像データを、特殊光モードでは特殊光画像処理部６４から入力された画像処理済ＲＧＢ画像データを、夫々、表示画像信号に変換する。この表示画像信号は、ソフトコピー画像としてモニタ３８に表示され、また、記録装置４２に対して出力される。記録装置４２に記録された表示画像信号は、ハードコピー画像として記録装置４２から出力される。
The image display
通常光モードでは、白色光を照射して撮像素子２１で撮像され、プロセッサ装置１４で前処理及び通常光画像処理がなされた表示画像信号に基づく通常観察用画像が、モニタ３８に、ソフトコピー画像として表示される。特殊光モードでは、白色光に加え、特殊光を照射して撮像素子２１で撮像され、プロセッサ装置１４で前処理及び特殊光画像処理がなされた表示画像信号に基づく特殊光観察画像が、モニタ３８にソフトコピー画像として表示される。
In the normal light mode, a normal observation image based on a display image signal that is imaged by the
記録装置４２も、通常光モードでは、白色光を照射して得られた通常観察画像をハードコピー画像として出力し、特殊光モードでは、白色光及び特殊光を照射して得られた特殊光観察画像をハードコピー画像として出力する。なお、必要に応じて、画像表示信号生成部６６で生成された表示画像信号は、画像情報として、図示しないが、メモリやストレージ装置からなる記憶部に記憶されても良い。
The
一方、モード切替部（入力部）４０は、通常光モードと特殊光モードとを切り替えるためのモード切替ボタンを有し、モード切替部４０からのモード切替信号は、光源装置１６の光源制御部４８に入力される。ここで、モード切替部４０は、入出力部（図４ではモニタ３８，記録装置４２，モード切替部４０）の入力部４０として配置されているが、プロセッサ装置１４、電子内視鏡１２の操作部、または光源装置１６に配置されてもよい。なお、モード切替部４０からの切替信号は、光源制御部４８及び画像処理切替部６０へ出力される。
On the other hand, the mode switching unit (input unit) 40 has a mode switching button for switching between the normal light mode and the special light mode, and the mode switching signal from the
次に、上述した構成の実施形態における内視鏡システムの動作を、図７及び図８を用いて説明する。本実施形態においては、まず、通常光モードで通常光観察が行われているものとする。つまり、４４５ＬＤ３５が点灯され、白色光による撮像画像データについて、通常光画像処理部６２で通常光画像処理が行われている。
Next, the operation of the endoscope system in the embodiment having the above-described configuration will be described with reference to FIGS. In the present embodiment, first, it is assumed that normal light observation is performed in the normal light mode. That is, the 445LD 35 is turned on, and the normal light
ここで、図７に示す処理手順の通り、ユーザによって特殊光モードへの切替が行われる。ユーザがモード切替部４０を操作することでモード切替信号（特殊光ＯＮ）が出力され、画像処理切替部６０における画像処理が特殊光モードに切り替えられる（ステップＳ１０）。
Here, switching to the special light mode is performed by the user according to the processing procedure shown in FIG. When the user operates the
特殊光モードに切り替えられると、次のステップＳ２０で、光源の光量調整が行われる。この光源からの出射光量の調整は、内視鏡先端と被写体との位置関係の変化に応じて常に行われる必要がある。図８は、内視鏡先端と被写体との位置を固定した際における光量調整の詳細処理手順を示すフローチャートである。 When switched to the special light mode, the light amount of the light source is adjusted in the next step S20. The adjustment of the amount of light emitted from the light source must always be performed according to the change in the positional relationship between the endoscope tip and the subject. FIG. 8 is a flowchart showing a detailed processing procedure of light amount adjustment when the position of the endoscope tip and the subject is fixed.
まず最初に、図８のステップＳ１２０で、青紫色レーザ光（４０５ＬＤ）３３から所定量の狭帯域光（４０５ｎｍ）が出射され、内視鏡先端より被写体に向けて、照明光として狭帯域光（４０５ｎｍ）およびその励起発光光（蛍光体２３の蛍光）が照射される。照射された照明光は、被写体で反射され、撮像素子２１によりその戻り光が撮像画像情報として取得される（ステップＳ１２２）。 First, in step S120 of FIG. 8, a predetermined amount of narrowband light (405 nm) is emitted from the blue-violet laser beam (405LD) 33, and narrowband light (illumination light) is directed toward the subject from the distal end of the endoscope. 405 nm) and its excitation emission light (fluorescence of the phosphor 23). The irradiated illumination light is reflected by the subject, and the return light is acquired as captured image information by the image sensor 21 (step S122).
撮像時画像情報が取得されると、撮像画像情報は、ＣＤＳ・ＡＧＣ４４、Ａ／Ｄ変換部４６を経て、光量算出部５０へ出力され、撮像素子２１における戻り光の光量（該撮像画像の輝度値）が算出される（ステップＳ１２４）。算出された戻り光の光量は、光源制御部４８へ出力される。
When the image information at the time of imaging is acquired, the captured image information is output to the light
光源制御部４８は、光量割合算出部５６で算出された光量に基づいて、光量が足りているか否か、つまり戻り光の光量が所定値以上か否かの判定を行う（ステップＳ１２６）。光量が足りている場合、その位置での照射光量は変更する必要がなく、光源の光量調整は行われず、図７の被写体撮像処理（ステップＳ３０）に進む。もちろん、光量が多すぎて撮像素子２１がオーバーフローを起こすような場合には、４０５ＬＤ３３に流れる駆動電流の電流値を減少させる制御を行う。
Based on the light amount calculated by the light amount
また、光量が足りない場合、光源制御部４８は、４０５ＬＤ３３に流れる駆動電流の電流値から、４０５ＬＤ３３の出力が最大か否かを判定する（ステップＳ１２８）。
If the amount of light is insufficient, the light
４０５ＬＤの出力が最大でない場合、光源制御部４８は４０５ＬＤ３３の出力（駆動電流の電流値）を所定量上げ（ステップＳ１３０）、再度、光量の算出（ステップＳ１２４）を行う。
When the output of 405LD is not the maximum, the light
また、４０５ＬＤ３３の出力が最大の場合、光源制御部４８は、青色レーザ光源（４４５ＬＤ）３５が点灯しているか否かを判定する（ステップＳ１３２）。４４５ＬＤ３５が点灯していない場合、４４５ＬＤ３５を点灯して（ステップＳ１３４）、再度、光量の算出（ステップＳ１２４）を行う。４４５ＬＤ３５が点灯すると、照明光として狭帯域光（４０５ｎｍ）及びその励起発光光に重畳して、狭帯域光（４４５ｎｍ）及びその励起発光光が内視鏡先端より被写体に照射される。
When the output of 405LD33 is maximum, the light
また、４４５ＬＤ３５が既に点灯している場合には、４４５ＬＤ３５の出力を上げ（ステップＳ１３６）、再度、光量の算出（ステップＳ１２４）を行う。こうして撮像素子２１における戻り光の光量が所定値以上になるまで、図８のステップに基づいて、出射光量の調整を行う。
If the 445LD 35 is already lit, the output of the 445LD 35 is increased (step S136), and the light amount is calculated again (step S124). In this way, the amount of emitted light is adjusted based on the steps in FIG. 8 until the amount of return light in the
なお、図８の処理手順には記載していないが、４４５ＬＤ３５の出力を最大としても光量が足りない場合には、そのまま、図７に示す被写体の撮像処理（ステップＳ３０）を行うか、内視鏡先端と被写体との位置を再度調整し、内視鏡先端を被写体に近づける。 Although not described in the processing procedure of FIG. 8, if the amount of light is insufficient even when the output of 445LD35 is maximized, the subject imaging process (step S30) shown in FIG. Adjust the position of the mirror tip and the subject again, and bring the endoscope tip closer to the subject.
ここでは、内視鏡先端と被写体との位置を固定した場合の光量調整の動作について説明したが、前述のとおり、光源からの出射光量を固定し、内視鏡先端と被写体との位置を変更してもよい。その場合、前述のとおり、４０５ＬＤ３３の出射光量を所定値とし、４４５ＬＤ３５を停止して、内視鏡先端と被写体との位置関係を変更する場合と、４０５ＬＤ３３の出射光量を最大とし、４４５ＬＤ３５の出射光量を所定値として、内視鏡先端と被写体との位置関係を変更する場合との２つの動作が考えられる。 Here, the operation of adjusting the amount of light when the position of the endoscope tip and the subject is fixed has been described. May be. In this case, as described above, the amount of light emitted from the 405LD33 is set to a predetermined value, the 445LD35 is stopped and the positional relationship between the endoscope tip and the subject is changed, and the amount of light emitted from the 405LD33 is maximized. As a predetermined value, two operations may be considered: changing the positional relationship between the endoscope tip and the subject.
４０５ＬＤ３３のみを用いる場合は、主に内視鏡先端と被写体との位置を近くして撮像を行う場合に用いられ、４０５ＬＤ３３の出射光量を最大とし、４４５ＬＤ３５の出射光量を所定値とする場合は、主に、内視鏡先端と被写体との位置を遠くして撮像を行う場合に用いられる。 When only 405LD33 is used, it is mainly used when imaging is performed by bringing the tip of the endoscope close to the subject, and when the amount of emitted light of 405LD33 is maximized and the amount of emitted light of 445LD35 is set to a predetermined value, This is mainly used when imaging is performed with the distal end of the endoscope far away from the subject.
光量の調整（図７のステップＳ２０）が行われると、次に、ステップＳ３０で、被写体の撮像が行われ、撮像素子２１により、撮像画像情報が取得される。撮像画像情報は、前述のとおり、ＣＤＳ・ＡＧＣ４４，Ａ／Ｄ変換器３６により適宜処理され、光量割合算出部５６へ出力される。
When the light amount is adjusted (step S20 in FIG. 7), the subject is imaged in step S30, and captured image information is acquired by the
光量割合算出部５６では、撮像画像情報から、Ｂ光の光量及びＧ光の光量のそれぞれが算出され、光量割合算出部５６へ出力される（ステップＳ３２）。また、撮像画像情報は、撮像画像信号として、ＤＳＰ５２，ノイズ除去回路５４を通って特殊光画像処理部６４へ出力される。
The light quantity
光量割合算出部５６では、光源制御部４８から４０５ＬＤ３３の出射光量及び４４５ＬＤ３５の出射光量の情報を取得し、４０５ＬＤ３３と４４５ＬＤ３５との光量割合を算出する（ステップＳ３４）。算出された光量割合は、特殊光画像処理部６４の特殊光色変換部７４へ出力される。
The light quantity
特殊光画像処理部６４の特殊光色変換部７４は、算出された光量割合の情報と、色変換係数テーブル８０とから、特殊光色変換に用いる色変換係数ＫＲ，ＫＧ，ＫＢを決定する（ステップＳ３６）と共に、特殊光画像処理部６４へ入力された撮像画像信号は特殊光画像データに変換される（ステップＳ３８）。なお、特殊光色変換前に、フレーム加算処理等の画像強調処理が行われてもよい。
The special light
次のステップＳ４０では、ステップＳ３８の特殊光画像データにステップＳ３６の色変換係数を適用して擬似カラー画像（ＲＧＢ画像データ）に変換する。そして、このＲＧＢ画像データに対して、色彩強調部７６及び構造強調部７８が各種画像処理を施し（ステップＳ４２）た後、画像表示信号生成部６６へ出力されて画像表示信号が生成される（ステップＳ４４）。最後のステップ４６で、この画像表示信号は、特殊光画像としてモニタ３８で表示され、記録装置４２に記録され、この処理手順を終了する。
In the next step S40, the special light image data in step S38 is converted to a pseudo color image (RGB image data) by applying the color conversion coefficient in step S36. Then, the
以上、特殊光観察を行う内視鏡システム１０の構成及び動作を詳述したが、レーザ光源３３，３５のうち、使用頻度の高い光源３５（３５ａ，３５ｂ）が使用中に経年劣化で消灯してしまう虞がある。
As described above, the configuration and operation of the
上述した様に、本実施形態では、主灯３５ａと予備灯３５ｂとを同時に並列で使用しているため、両灯３５ａ，３５ｂの使用期間は同じであり、同じ様に経年劣化する。そこで、本実施形態では、主灯３５ａと予備灯３５ｂの夫々の経年劣化の程度を検出し、経年劣化の程度がより進んでいる方のレーザ光源について次の監視を行い、それに伴う後述の駆動制御を行う。
As described above, in the present embodiment, the
図９は、レーザ光源の経年劣化の進行具合を説明するグラフである。レーザ光源は、使用年数が増えるに従って、徐々に発光効率（光源効率）が低下して行き、同じ電力を供給しても、暗くなっていく。光源効率がある程度低下し、図示する例では効率７５％に達したＸ点に至ると、いきなり消灯してしまう。図９の上段グラフの横軸は、使用期間ｔの対数をとっており、Ｘ点に至るまでは数年（図示の例では６年としている。）かかる。 FIG. 9 is a graph for explaining the progress of aged deterioration of the laser light source. As the number of years of use increases, the laser light source gradually decreases in light emission efficiency (light source efficiency), and becomes darker even if the same power is supplied. The light source efficiency decreases to some extent, and in the example shown in the figure, when the point X reaches 75% efficiency, the light source efficiency is suddenly turned off. The horizontal axis of the upper graph in FIG. 9 represents the logarithm of the usage period t, and it takes several years (six years in the example shown) to reach point X.
この消灯に至る期間（点線円Ｆ内）を拡大したグラフが下段グラフであり、横軸は使用期間ｔそのもので表している。使用期間ｔを対数で表した上段グラフではＸ点から消灯に至るまで時間は無いが、実際には、下段グラフに示す様に、１０分程度の余裕がある。この１０分も、光源個体差により数分の場合もあり、２０分，３０分の場合もあり、Ｘ点に至った後、あとどれくらい消灯までに余裕があるかの予測はできない。Ｘ点も、この例では効率７５％としているが、このＸ点の効率が何％になるかも不明である。 A graph obtained by enlarging the period until the light is extinguished (inside the dotted circle F) is the lower graph, and the horizontal axis is the period of use t itself. In the upper graph in which the usage period t is logarithmically, there is no time from the point X to the extinction, but actually, there is a margin of about 10 minutes as shown in the lower graph. This 10 minutes may be several minutes due to individual light source differences, and may be 20 minutes or 30 minutes, and it is impossible to predict how much time is left before turning off after reaching the point X. The efficiency of the point X is also 75% in this example, but it is also unclear how much the efficiency of the point X will be.
しかし、多数のレーザ光源の統計データをとることで、Ｘ点となる範囲つまり危険範囲を精度良く定めることが可能である。そこで、本実施形態では、危険範囲となる上限の光源効率を、光源を延命する駆動制御の開始点Ｙと定め、光源効率が低下してＹ点に達したとき、後述の光源延命駆動制御を行う。勿論、Ｘ点を検出して光源延命駆動制御の開始点Ｙとしても良い。 However, by taking statistical data of a large number of laser light sources, it is possible to accurately determine the range of the X point, that is, the dangerous range. Therefore, in the present embodiment, the upper limit light source efficiency that becomes the danger range is set as the start point Y of the drive control for extending the life of the light source, and when the light source efficiency decreases and reaches the Y point, the light source life extension drive control described later is performed. Do. Of course, the X point may be detected and used as the start point Y of the light source life extension drive control.
なお、上記の説明では、「光源効率」で説明したが、実際には、レーザ光源のアノード電位ＶA，カソード電位Ｖk，順方向降下電圧Ｖf等により、光源延命駆動制御の開始点Ｙを定める。 In the above description, “light source efficiency” has been described, but actually, the starting point Y of the light source life extension drive control is determined by the anode potential VA, cathode potential Vk, forward drop voltage Vf, etc. of the laser light source.
図１０（ａ）は、レーザ光源の劣化検出回路の説明図である。レーザ光源ＬＤは、例えば定電流ドライバによって駆動される。そこで、劣化検出回路９１は、レーザ光源ＬＤのアノード電位ＶAとカソード電位Ｖkとを検出し、両者間の差から順方向降下電圧Ｖf（＝ＶA−Ｖk）を求め、順方向降下電圧Ｖfからレーザ光源ＬＤの劣化の程度を判定する。この順方向降下電圧Ｖfは、図１０（ｂ）に示す様に、図９のＸ点以降に急に増加するため、レーザ光源ＬＤの劣化程度を検出可能である。
FIG. 10A is an explanatory diagram of a laser light source deterioration detection circuit. The laser light source LD is driven by, for example, a constant current driver. Therefore, the
図１０（ｂ）の例は、レーザ光源ＬＤを定電流駆動する場合であるが、光出力を一定とするＡＰＣ（オートパワーコントロール）駆動の場合でもレーザ光源に流れる電流をアノード・カソード間電圧で除算した電流／電圧の値で光源劣化の程度を検出でき、定電圧駆動する場合でもレーザ光源に流れる電流値の上昇程度で光源劣化の程度を検出できる。 The example of FIG. 10B is a case where the laser light source LD is driven at a constant current. However, even in the case of APC (auto power control) driving in which the light output is constant, the current flowing through the laser light source is expressed as an anode-cathode voltage. The degree of light source deterioration can be detected by the divided current / voltage value, and the degree of light source deterioration can be detected by the degree of increase in the current value flowing through the laser light source even when driving at a constant voltage.
図１１は、光源が劣化して上述した光源延命の駆動制御開始時にモニタ３８に表示する警告表示の例を示す図である。患者の体腔内に電子内視鏡１２を挿入している医者等の内視鏡操作者は、モニタ３８に表示されている観察画像９２を注視している。このため、本実施形態では、観察画像９２に重ねて「故障発生：直ぐにスコープを抜いて下さい」という警告を点滅させて表示する。これにより、医者等の内視鏡操作者は、直ちに電子内視鏡１２の抜去作業に入ることになる。
FIG. 11 is a diagram showing an example of a warning display displayed on the
このとき、図９で説明した様に、１０分程度で光源が消灯してしまう。体腔内は曲がりくねっているため、照明光がなくなると電子内視鏡１２の抜去作業がしづらくなる。そこで、光源の寿命を少しでも長く保ち、照明光を確保する駆動制御を開始する。
At this time, as described with reference to FIG. 9, the light source is turned off in about 10 minutes. Since the inside of the body cavity is winding, it becomes difficult to remove the
尤も、寿命が間近に迫った光源は光源３５ａ，３５ｂのいずれか一方であり、別光源３３ａ，３３ｂもあるため、照明光が完全になくなる事態は起きないが、発光量の大きい光源３５ａ，３５ｂの一方が消灯してしまう事態が目前に迫った場合には、電子内視鏡１２の抜去作業を優先させるべく警告表示する。
However, since the light source whose lifetime is approaching is either one of the
図１２は、寿命が目前に迫った光源の照明光を確保する駆動制御の説明図であり、この例では、撮像素子２１としてＣＭＯＳ型を用いた例を示している。寿命がまだあるＣＭＯＳ型の撮像素子２１では、例えば〔１／３０〕秒毎に１フレームの被写体画像を撮像しており、通常、ローリングシャッタ駆動される。ローリングシャッタ駆動では、被写体を動画像として撮像しており、各画素行毎に、少しずつ露光期間（ある画素行にリセット信号２０１を印加するタイミングから、この画素行の画素信号を読み出す読出信号２０２を印加するタイミングまで）をずらしながら各画素行順に被写体画像の撮像を行っている。
FIG. 12 is an explanatory diagram of drive control that secures illumination light of a light source whose lifetime is approaching. In this example, a CMOS type is used as the
レーザ光源３３，３５の寿命は、発光時間（点灯期間）の積算値に依存するため、発光時間を短くして長寿命化を図るために、図１２（ａ）に示す様に、各フレーム画像を撮像するときに、最初の画素行の露光開始（リセット信号２０１）から最後の画素行の読出信号２０２まで期間だけ、レーザ光源３３，３５をオンとし、それ以外の期間はレーザ光源３３，３５をオフとする駆動が行われる。
Since the lifetime of the
今、レーザ光源３５ａ，３５ｂのいずれか一方の寿命が差し迫った状態になったとき、上述した様に、短期間に消灯してしまう虞がある。本実施形態では、この短い寿命をなるべく長く維持して電子内視鏡１２を患者の体腔内から引き抜くまで照明光を確保する制御を行う。
Now, when the life of either one of the
そこで、通常は図１２（ａ）に示す様に、露光期間が〔１／３０〕秒近くの１フレーム画像を１秒間に３０フレーム撮像していたものを、図１２（ｂ）に示す様にフレームレートを落とし、この例では、１フレーム期間（〔１／３０〕秒）置き即ち、１秒間に１５フレームの被写体画像を撮像する様にする。そして、撮像していない期間のレーザ光源３３，３５をオフとする。これにより、寿命が差し迫ったレーザ光源の残りの寿命を延ばすことが可能となる。この例では、フレームレート「３０」をフレームレート「１５」に落としたが、勿論「１０」等、それ以下にフレームレートを落とすことで、延命時間を延ばすことが可能となる。
Therefore, as shown in FIG. 12 (b), as shown in FIG. 12 (b), normally, as shown in FIG. 12 (a), one frame image with an exposure period of [1/30] seconds was captured in 30 frames per second. The frame rate is lowered, and in this example, a subject image of 15 frames is captured every 1 frame period ([1/30] second). Then, the
図１３は、寿命が目前に迫った光源の照明光を確保する別実施形態の駆動制御の説明図である。図１３（ａ）は図１２（ａ）と同じ図であり、図１３（ｂ）との比較のために図示している。図１２の実施形態ではフレームレートを落としたが、この実施形態では、フレームレートは落とさずに、図１３（ｂ）に示す様に、１フレーム画像を撮像するときの露光期間、即ち、レーザ光源３５をオンにする期間を短くしている。この実施形態によっても、寿命が差し迫ったレーザ光源３５を延命させることが可能となる。 FIG. 13 is an explanatory diagram of drive control according to another embodiment that secures illumination light of a light source whose lifetime is approaching. FIG. 13A is the same as FIG. 12A and is shown for comparison with FIG. 13B. In the embodiment of FIG. 12, the frame rate is reduced, but in this embodiment, the frame rate is not reduced. As shown in FIG. 13B, the exposure period when capturing one frame image, that is, the laser light source. The period during which 35 is turned on is shortened. Also according to this embodiment, it is possible to extend the life of the laser light source 35 whose life is imminent.
本実施形態では、各フレーム画像の露光期間を短時間としたため、そのままだと暗い画像が撮像されることになる。被写体の綺麗な画像を撮像するのが目的ではなく、電子内視鏡１２の抜去作業のための照明光確保が目的であるため、画質が劣化しても問題はない。このため、本実施形態では、撮像され固体撮像素子２１から出力された信号を、図４のＣＤＳ・ＡＧＣ４４により増幅すれば、明るく見易い画像を得ることが可能となる。
In this embodiment, since the exposure period of each frame image is set to a short time, a dark image is captured as it is. The purpose is not to capture a beautiful image of the subject but to secure illumination light for the removal operation of the
以上述べた実施形態では、図１２のフレームレートの低減と、図１３の露光期間の短時間化及びＡＧＣ４４による増幅とを別々に説明したが、勿論、両者を併用することで、更にレーザ光源の延命を図ることが可能となる。
In the embodiment described above, the reduction of the frame rate in FIG. 12 and the shortening of the exposure period and the amplification by the
この様に、レーザ光源３５ａ，３５ｂのいずれか一方の寿命が差し迫った状態となっても、電子内視鏡１２を患者の体腔内から抜去するまでの間、照明光を確保することが可能となり、迅速な抜去作業が可能となる。
As described above, even when one of the
また、上述した駆動制御を実行したにもかかわらず、悪い方のレーザ光源（例えば３５ｂとする）が完全に消灯してしまっても、並列に使用している残りのレーザ光源３５ａがまだ点灯している確率は高く、照明光は確保可能である。この場合、照明光の光量は半減するが、明るい画像が必要ならば、ＡＧＣ４４で固体撮像素子２１の出力信号を増幅すれば良い。
Even if the drive control described above is executed, even if the worse laser light source (for example, 35b) is completely turned off, the remaining
この抜去作業中に、２つのレーザ光源３５ａ，３５ｂが共に完全に消灯してしまった場合でも、別のレーザ光源３３ａ（３３ｂ）が点灯している可能性は高い。つまり、４つ（または３つ）のレーザ光源が全て同時に故障してしまう確率は低い。このため、この場合には、レーザ光源３５ａ，３５ｂよりは暗い照明光ではあるが、レーザ光源３３ａ（３３ｂ）からの照明光を用いて抜去作業を継続する。暗い照明光のため、ＡＧＣ４４の増幅率を上げ、また、撮像画像をモノクロ画像とすることで見易い画像とすることができる。更に、シャッタ期間（露光期間）を延ばすことで、少しでも明るい画像を確保し、抜去作業を助けることが可能である。
Even when both of the two
以上述べた実施形態は、明るい照明光を発光するレーザ光源３５ａ，３５ｂのいずれか一方の寿命が差し迫った場合を説明したが、特殊光観察を行うためのレーザ光源３３ａ，３３ｂの寿命が尽きる場合もある。この場合、レーザ光源３５ａ，３５ｂの寿命がまだ十分に残っているのであれば、特殊光観察モードを禁止するだけで済む。特殊光観察モードの禁止は、例えば図１１のモニタ画面に「特殊光観察モード禁止」の文字を点滅表示すれば良い。
In the embodiment described above, the case where the lifetime of one of the
なお、図１２，図１３の例は、撮像素子２１がＣＭＯＳ型の例であるが、ＣＣＤ型であっても、フレームレートを任意に落としたり、露光期間を任意に短縮したり、ＡＧＣ４４で増幅率を任意に変更することは可能である。
12 and 13 are examples in which the
以上述べた様に、実施形態の内視鏡システム及びその駆動方法は、先端部から被写体に対して照明光を照射し、該被写体からの光を受光する固体撮像素子を前記先端部に搭載した電子内視鏡と、半導体発光素子でなる複数系統の光源を搭載し、該光源の発光光を前記電子内視鏡に導入し、該発光光を前記照明光として前記被写体に対して照射する光源装置とを備える内視鏡システムであって、前記複数系統の光源のうち少なくとも１つの系統の光源が、点灯中に消灯危険レベルまで劣化したとき、前記固体撮像素子の駆動モードを変更して、前記光源の点灯時間を前記消灯危険レベルまで劣化する前の点灯時間に比べて短くすることを特徴とする。 As described above, in the endoscope system and the driving method thereof according to the embodiment, a solid-state imaging device that irradiates the subject with illumination light from the tip and receives light from the subject is mounted on the tip. A light source that includes an electronic endoscope and a plurality of light sources including semiconductor light emitting elements, introduces light emitted from the light source into the electronic endoscope, and irradiates the subject with the emitted light as the illumination light An endoscope system comprising a device, wherein when at least one of the light sources of the plurality of light sources deteriorates to a turn-off danger level during lighting, the drive mode of the solid-state imaging device is changed, The lighting time of the light source is shorter than the lighting time before deteriorating to the extinction danger level.
また、実施形態の内視鏡システム及びその駆動方法は、前記固体撮像素子のフレームレートを、前記消灯危険レベルまで劣化する前のフレームレートに比較して低下させることで前記駆動モードを変更することを特徴とする。 In addition, the endoscope system and the driving method thereof according to the embodiment change the driving mode by lowering the frame rate of the solid-state imaging device as compared with the frame rate before deteriorating to the extinction danger level. It is characterized by.
また、実施形態の内視鏡システム及びその駆動方法は、前記固体撮像素子の露光期間を、前記消灯危険レベルまで劣化する前の露光期間に比べて短期間にすることで前記駆動モードを変更し、該露光期間のみ前記光源を点灯することを特徴とする。 In addition, the endoscope system and the driving method thereof according to the embodiment change the drive mode by setting the exposure period of the solid-state imaging device to a short period compared to the exposure period before deteriorating to the extinction danger level. The light source is turned on only during the exposure period.
また、実施形態の内視鏡システム及びその駆動方法は、前記露光期間を短期間にしたとき、前記固体撮像素子から出力される信号の増幅率を上げることを特徴とする。 In addition, the endoscope system and the driving method thereof according to the embodiment are characterized by increasing the amplification factor of the signal output from the solid-state imaging device when the exposure period is short.
また、実施形態の内視鏡システム及びその駆動方法は、前記駆動モードを変更するとき前記固体撮像素子の撮像画像を表示するモニタ画面に警告表示を行うことを特徴とする。 In addition, the endoscope system and the driving method thereof according to the embodiment are characterized in that a warning is displayed on a monitor screen that displays a captured image of the solid-state imaging device when the driving mode is changed.
また、実施形態の内視鏡システム及びその駆動方法は、前記光源として、第１波長域の光を発光する少なくとも２つの光源を備え、該光源の発光光を受光して黄色光の蛍光を発光する蛍光体が前記電子内視鏡の前記先端部に内蔵されることを特徴とする。 In addition, the endoscope system and the driving method thereof according to the embodiment include at least two light sources that emit light in the first wavelength range as the light sources, and receive yellow light fluorescence by receiving light emitted from the light sources. A fluorescent material is built in the distal end portion of the electronic endoscope.
また、実施形態の内視鏡システム及びその駆動方法は、前記光源として、前記第１波長域の光を発光する光源の他に、該第１波長域の光よりも前記蛍光の発光量が少ない第２波長域の光を発光する光源を備え、前記第１波長域の光を発光する少なくとも２つの前記光源がいずれも劣化によって消灯してしまった場合には前記第２波長域の光を前記照明光にすると共に、該消灯の前後において、前記固体撮像素子から出力される撮像画像信号の画像処理を切り替えて撮像画像の色バランスを変更することを特徴とする。 In addition, in the endoscope system and the driving method thereof according to the embodiment, in addition to the light source that emits light in the first wavelength band as the light source, the light emission amount of the fluorescence is smaller than the light in the first wavelength band. A light source that emits light in the second wavelength range, and when at least two of the light sources that emit light in the first wavelength range are extinguished due to deterioration, the light in the second wavelength range is The illumination light is used, and the color balance of the picked-up image is changed by switching the image processing of the picked-up image signal output from the solid-state image sensor before and after the extinction.
以上述べた実施形態によれば、光源が劣化して消灯間近になったときでも、消灯までの時間を延命させて照明を行う駆動ができ、電子内視鏡を迅速に体腔内から抜去することが可能となる。 According to the embodiment described above, even when the light source is deteriorated and is about to be turned off, it is possible to drive the illumination to extend the time until the light is turned off, and to quickly remove the electronic endoscope from the body cavity. Is possible.
本発明に係る内視鏡システムは、光源が経年劣化して消灯間近であっても、消灯に至るまでの寿命を少しでも延命できるため、半導体発光素子を光源とする内視鏡システムに適用すると有用である。 The endoscope system according to the present invention can extend the life until the light source is turned off even if the light source is deteriorated with age and is about to be turned off, so when applied to an endoscope system using a semiconductor light emitting element as a light source. Useful.
１０ 内視鏡システム
１２ 電子内視鏡（スコープ）
１４ プロセッサ装置
１６ 光源装置
２１ 撮像素子
２３ 蛍光体
２５ 照明窓
２６ 先端部
２７ 照明窓
３１ ＣＰＵ
３３ａ，３３ｂ 波長４０５ｎｍのレーザ光発光光源
３５ａ，３５ｂ 波長４４５ｎｍのレーザ光発光光源
３７ 画像処理システム
３８ モニタ
２０１ シャッタ（リセット）パルス
２０２ 読出パルス
10
14
33a, 33b Laser light emitting
Claims (14)
半導体発光素子でなる複数系統の光源を搭載し、該光源の発光光を前記電子内視鏡に導入し、該発光光を前記照明光として前記被写体に対して照射する光源装置と、
前記複数系統の光源のうち少なくとも１つの系統の光源が、点灯中に、発光効率が急変する消灯危険レベルまで劣化したとき、前記固体撮像素子の駆動モードを変更して、前記光源の点灯時間を前記消灯危険レベルまで劣化する前の点灯時間に比べて短くする制御手段と
を備える内視鏡システム。 An electronic endoscope in which a solid-state imaging device that irradiates illumination light to the subject from the tip and receives light from the subject is mounted on the tip;
A light source device that includes a plurality of light sources each including a semiconductor light emitting element, introduces light emitted from the light source into the electronic endoscope, and irradiates the subject with the emitted light as the illumination light;
When at least one of the light sources of the plurality of light sources deteriorates to a light extinction danger level in which the light emission efficiency changes suddenly during lighting, the drive mode of the solid-state imaging device is changed, and the lighting time of the light source is set. An endoscope system comprising: a control unit that shortens the lighting time before deteriorating to the extinguishing danger level.
前記制御手段は、前記固体撮像素子のフレームレートを、前記消灯危険レベルまで劣化する前のフレームレートに比較して低下させることで前記駆動モードを変更する内視鏡システム。 The endoscope system according to claim 1,
The endoscope system in which the control means changes the drive mode by lowering the frame rate of the solid-state imaging device as compared to the frame rate before deteriorating to the extinction danger level.
前記制御手段は、前記固体撮像素子の露光期間を、前記消灯危険レベルまで劣化する前の露光期間に比べて短期間にすることで前記駆動モードを変更し、該露光期間のみ前記光源を点灯する内視鏡システム。 The endoscope system according to claim 1 or 2,
The control means changes the drive mode by setting the exposure period of the solid-state imaging device to a shorter period than the exposure period before deteriorating to the extinction danger level, and turns on the light source only during the exposure period. Endoscope system.
前記制御手段は、前記露光期間を短期間にしたとき、前記固体撮像素子から出力される信号の増幅率を上げる内視鏡システム。 The endoscope system according to claim 3,
The said control means is an endoscope system which raises the amplification factor of the signal output from the said solid-state image sensor, when the said exposure period is made into a short term.
前記制御手段は、前記駆動モードを変更するとき前記固体撮像素子の撮像画像を表示するモニタ画面に警告表示を行う内視鏡システム。 The endoscope system according to any one of claims 1 to 4, wherein
The said control means is an endoscope system which displays a warning on the monitor screen which displays the captured image of the said solid-state image sensor, when changing the said drive mode.
前記光源として、第１波長域の光を発光する少なくとも２つの光源を備え、該光源の発光光を受光して黄色光の蛍光を発光する蛍光体が前記電子内視鏡の前記先端部に内蔵される内視鏡システム。 The endoscope system according to any one of claims 1 to 5,
The light source includes at least two light sources that emit light in the first wavelength region, and a phosphor that receives the light emitted from the light source and emits yellow fluorescent light is built in the distal end portion of the electronic endoscope. Endoscope system.
前記光源として、前記第１波長域の光を発光する光源の他に、該第１波長域の光よりも前記蛍光の発光量が少ない第２波長域の光を発光する光源を備え、
前記制御手段は、前記第１波長域の光を発光する少なくとも２つの前記光源がいずれも劣化によって消灯してしまった場合には前記第２波長域の光を前記照明光にすると共に、該消灯の前後において、前記固体撮像素子から出力される撮像画像信号の画像処理を切り替えて撮像画像の色バランスを変更する内視鏡システム。 The endoscope system according to claim 6,
As the light source, in addition to a light source that emits light in the first wavelength range, a light source that emits light in a second wavelength range that emits less fluorescence than the light in the first wavelength range,
In the case where at least two of the light sources that emit light in the first wavelength region are both extinguished due to deterioration , the control means turns the light in the second wavelength region into the illumination light and turns off the light. An endoscope system that changes the color balance of a captured image by switching image processing of a captured image signal output from the solid-state image sensor before and after the step.
半導体発光素子でなる複数系統の光源を搭載し、該光源の発光光を前記電子内視鏡に導入し、該発光光を前記照明光として前記被写体に対して照射する光源装置と、
制御手段と
を備える内視鏡システムの駆動方法であって、
前記制御手段が、前記複数系統の光源のうち少なくとも１つの系統の光源が、点灯中に、発光効率が急変する消灯危険レベルまで劣化したとき、前記固体撮像素子の駆動モードを変更して、前記光源の点灯時間を前記消灯危険レベルまで劣化する前の点灯時間に比べて短くする内視鏡システムの駆動方法。 An electronic endoscope in which a solid-state imaging device that irradiates illumination light to the subject from the tip and receives light from the subject is mounted on the tip;
A light source device that includes a plurality of light sources each including a semiconductor light emitting element, introduces light emitted from the light source into the electronic endoscope, and irradiates the subject with the emitted light as the illumination light ;
A driving method of an endoscope system comprising a control means ,
The control means, when the light source of at least one system among the light sources of the plurality of systems has deteriorated to the extinction danger level in which the light emission efficiency changes suddenly during lighting, changes the drive mode of the solid-state imaging device, A driving method of an endoscope system in which a lighting time of a light source is made shorter than a lighting time before deteriorating to the extinguishing danger level.
前記制御手段が、前記固体撮像素子のフレームレートを、前記消灯危険レベルまで劣化する前のフレームレートに比較して低下させることで前記駆動モードを変更する内視鏡システムの駆動方法。 A driving method of an endoscope system according to claim 8,
A driving method for an endoscope system, wherein the control unit changes the driving mode by lowering a frame rate of the solid-state imaging device as compared with a frame rate before deteriorating to the extinction danger level.
前記制御手段が、前記固体撮像素子の露光期間を、前記消灯危険レベルまで劣化する前の露光期間に比べて短期間にすることで前記駆動モードを変更し、該露光期間のみ前記光源を点灯する内視鏡システムの駆動方法。 A driving method of the endoscope system according to claim 8 or 9, wherein
The control means changes the drive mode by setting the exposure period of the solid-state imaging device to a shorter period than the exposure period before deteriorating to the extinction danger level, and turns on the light source only during the exposure period. Driving method of endoscope system.
前記制御手段が、前記露光期間を短期間にしたとき、前記固体撮像素子から出力される信号の増幅率を上げる内視鏡システムの駆動方法。 A driving method of an endoscope system according to claim 10,
A method for driving an endoscope system, wherein the control means increases an amplification factor of a signal output from the solid-state imaging device when the exposure period is short.
前記制御手段が、前記駆動モードを変更するとき前記固体撮像素子の撮像画像を表示するモニタ画面に警告表示を行う内視鏡システムの駆動方法。 An endoscope system driving method according to any one of claims 8 to 11, comprising:
A driving method of an endoscope system, wherein the control unit displays a warning on a monitor screen that displays a captured image of the solid-state imaging device when the driving mode is changed.
前記光源として、第１波長域の光を発光する少なくとも２つの光源を備え、該光源の発光光を受光して黄色光の蛍光を発光する蛍光体が前記電子内視鏡の前記先端部に内蔵される内視鏡システムの駆動方法。 A driving method of an endoscope system according to any one of claims 8 to 12,
The light source includes at least two light sources that emit light in the first wavelength region, and a phosphor that receives the light emitted from the light source and emits yellow fluorescent light is built in the distal end portion of the electronic endoscope. Method for driving an endoscope system.
前記光源として、前記第１波長域の光を発光する光源の他に、該第１波長域の光よりも前記蛍光の発光量が少ない第２波長域の光を発光する光源を備え、
前記制御手段が、前記第１波長域の光を発光する少なくとも２つの前記光源がいずれも劣化によって消灯してしまった場合には前記第２波長域の光を前記照明光にすると共に、該消灯の前後において、前記固体撮像素子から出力される撮像画像信号の画像処理を切り替えて撮像画像の色バランスを変更する内視鏡システムの駆動方法。 A driving method for an endoscope system according to claim 13,
As the light source, in addition to a light source that emits light in the first wavelength range, a light source that emits light in a second wavelength range that emits less fluorescence than the light in the first wavelength range,
When at least two of the light sources that emit light in the first wavelength range are turned off due to deterioration , the control means turns the light in the second wavelength range into the illumination light and turns off the light. The driving method of the endoscope system which changes the color balance of a captured image by switching the image processing of the captured image signal output from the solid-state image sensor before and after.
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