JP6505792B2 - LIGHT SOURCE DEVICE FOR ENDOSCOPE AND ENDOSCOPE SYSTEM - Google Patents

LIGHT SOURCE DEVICE FOR ENDOSCOPE AND ENDOSCOPE SYSTEM Download PDF

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本発明は、励起光源と蛍光体とを有する内視鏡用光源装置及び内視鏡システムに関する。   The present invention relates to a light source device for an endoscope having an excitation light source and a phosphor, and an endoscope system.

近年の医療においては、内視鏡用光源装置、電子内視鏡（以下、単に内視鏡という）、プロセッサ装置を備える内視鏡システムを用いた診断等が広く行われている。内視鏡用光源装置は、照明光を発生して検体内に照射する。内視鏡は、照明光が照射された検体内を、撮像素子により撮像して撮像信号を生成する。プロセッサ装置は、内視鏡により生成された撮像信号を画像処理して、モニタに表示するための観察画像を生成する。   2. Description of the Related Art In recent medical care, diagnoses and the like using an endoscope system provided with a light source device for an endoscope, an electronic endoscope (hereinafter simply referred to as an endoscope), and a processor device are widely performed. The light source device for an endoscope generates illumination light and irradiates the inside of a subject. The endoscope generates an imaging signal by imaging the inside of the sample irradiated with the illumination light by the imaging device. The processor device processes an imaging signal generated by the endoscope to generate an observation image to be displayed on a monitor.

従来、内視鏡用光源装置には、照明光として白色光を発するキセノンランプやハロゲンランプ等のランプ光源が使用されていたが、最近では、ランプ光源に代えて、特定の色の光を発するレーザダイオード（ＬＤ： Laser Diode）や発光ダイオード（ＬＥＤ： Light Emitting Diode）等の半導体光源が用いられつつある。   Conventionally, lamp light sources such as xenon lamps and halogen lamps that emit white light as illumination light have been used in light source devices for endoscopes, but in recent years, instead of lamp light sources, light of a specific color is emitted Semiconductor light sources such as laser diodes (LD: Laser Diode) and light emitting diodes (LED: Light Emitting Diode) are being used.

また、照明光の高輝度化を図るために、励起光（青色光）を発する励起光源（青色ＬＤ）と、励起光が照射されることにより蛍光（緑色光）を発する蛍光体とを設け、蛍光体により発せられた蛍光を内視鏡に供給する内視鏡用光源装置が知られている（特許文献１参照）。特許文献１には、蛍光体から励起光の入射方向とは反対方向に蛍光が射出される「反射型」と、蛍光体から励起光の入射方向に蛍光が射出される「透過型」とが記載されている。   In order to increase the luminance of the illumination light, an excitation light source (blue LD) that emits excitation light (blue light) and a phosphor that emits fluorescence (green light) by being irradiated with the excitation light are provided. There is known a light source device for an endoscope which supplies fluorescence emitted by a fluorescent substance to an endoscope (see Patent Document 1). Patent Document 1 includes "reflection type" in which fluorescence is emitted in the opposite direction to the incident direction of excitation light from the phosphor, and "transmission type" in which fluorescence is emitted in the incident direction of excitation light from the phosphor. Have been described.

反射型では、励起光を反射させて蛍光を透過させるダイクロイックミラーが、励起光の光路上に４５°傾けて配置される。励起光源から発せられた励起光は、ダイクロイックミラーにより反射されて蛍光体に照射され、蛍光体からダイクロイックミラーに向けて発せられた蛍光が、ダイクロイックミラーを透過し、内視鏡に向けて射出される。   In the reflection type, a dichroic mirror that reflects excitation light and transmits fluorescence is disposed on the optical path of the excitation light at an angle of 45 °. The excitation light emitted from the excitation light source is reflected by the dichroic mirror and illuminated onto the phosphor, and the fluorescence emitted from the phosphor toward the dichroic mirror is transmitted through the dichroic mirror and emitted toward the endoscope Ru.

一方、透過型では、励起光を透過させて蛍光を反射させるダイクロイックミラーが、励起光源と蛍光体との間に配置される。励起光源から発せられた励起光は、ダイクロイックミラーを透過して蛍光体に照射され、蛍光体からダイクロイックミラーとは反対方向に発せられた蛍光が内視鏡に向けて射出される。ダイクロイックミラーは、蛍光体から励起光源側に向かった蛍光を反射して蛍光体に戻すことで、光射出効率を高めることを目的としている。   On the other hand, in the transmission type, a dichroic mirror that transmits excitation light and reflects fluorescence is disposed between the excitation light source and the phosphor. The excitation light emitted from the excitation light source is transmitted through the dichroic mirror and illuminated onto the phosphor, and the fluorescence emitted from the phosphor in the opposite direction to the dichroic mirror is emitted toward the endoscope. The purpose of the dichroic mirror is to enhance the light emission efficiency by reflecting the fluorescence from the phosphor toward the excitation light source and returning it to the phosphor.

また、特許文献１に記載の内視鏡用光源装置では、蛍光（緑色光）の他に、青色光、赤色光、紫色光を発生するために、ＬＥＤにより構成された青色光源、赤色光源、紫色光源が設けられている。これらの光の光路を、蛍光体からの蛍光（緑色光）の光路と統合するために、各光源に対して１つずつダイクロイックミラーが設けられている。   Moreover, in the light source device for an endoscope described in Patent Document 1, in addition to fluorescence (green light), a blue light source and a red light source configured of LEDs to generate blue light, red light and violet light. A purple light source is provided. One dichroic mirror is provided for each light source in order to integrate the light path of these lights with the light path of the fluorescence (green light) from the phosphor.

これらの光のうち紫色光は、生体組織表層のヘモグロビンにより吸収されやすく、かつ血管周辺の生体組織内には殆ど拡散せずに反射される光である。緑色光は、紫色光よりも生体組織内に深く拡散し、かつヘモグロビンによる吸収も大きい光である。このため、生体組織表層の血管を強調するための血管強調観察モードでは、照明光として紫色光及び緑色光のみが用いられている。   Among these lights, purple light is light which is easily absorbed by the hemoglobin on the surface of the living tissue and reflected with little diffusion in the living tissue around blood vessels. Green light diffuses deeper into living tissue than violet light, and is also light that is absorbed more by hemoglobin. For this reason, in the blood vessel emphasis observation mode for emphasizing blood vessels on the surface of a living tissue, only purple light and green light are used as illumination light.

しかし、照明光として紫色光及び緑色光のみを用いて得られる血管強調観察画像は、白色光を用いた通常観察画像より暗く、色再現性が低い疑似カラーの画像であることから、照明光として白色光を用い、この白色光から波長帯域が４６０ｎｍ〜５００ｎｍの波長帯域の光強度を低減させることにより血管コントラストの高い画像を得ることが知られている（特許文献２参照）。これは、４６０ｎｍ〜５００ｎｍの波長帯域の光が、ヘモグロビンには殆ど吸収されずに反射または散乱が生じやすいためである。   However, a blood vessel-emphasized observation image obtained using only purple light and green light as illumination light is a pseudo-color image that is darker and less color-reproducible than a normal observation image using white light, and thus is used as illumination light. It is known to obtain an image with high blood vessel contrast by reducing the light intensity in the wavelength band of 460 nm to 500 nm from this white light using white light (see Patent Document 2). This is because light in a wavelength band of 460 nm to 500 nm is apt to be reflected or scattered without being absorbed by hemoglobin.

特開２０１３−２１５４３５号公報JP, 2013-215435, A 特許第５３０６４４７号公報Patent No. 5306447 gazette

特許文献１に記載の反射型と透過型の内視鏡用光源装置のうち、透過型のほうが、装置構成を小型化することができるという利点がある。これは、反射型では、励起光の光路を折り曲げるために、ダイクロイックミラーを、励起光の光路に対して４５°傾けて配置する必要があるが、透過型では、ダイクロイックミラーを傾ける必要がないためである。   Among the reflective and transmissive endoscope light source devices described in Patent Document 1, the transmissive type has an advantage that the device configuration can be miniaturized. This is because, in the reflection type, it is necessary to arrange the dichroic mirror at 45 ° to the light path of the excitation light in order to bend the optical path of the excitation light, but in the transmission type, the dichroic mirror does not need to be inclined. It is.

この透過型の内視鏡用光源装置において、各光源を発光させて白色光を生成し、この白色光から、特許文献２に記載のように４６０ｎｍ〜５００ｎｍの波長帯域の光強度を低減させることにより、血管コントラストの高い画像を得ることが考えられる。   In this transmission type light source device for endoscopes, each light source is made to emit light to generate white light, and the light intensity in the wavelength band of 460 nm to 500 nm is reduced from this white light as described in Patent Document 2. It is conceivable to obtain an image with high blood vessel contrast.

しかしながら、白色光から４６０ｎｍ〜５００ｎｍの波長帯域の光強度を低減させるには、４６０ｎｍ〜５００ｎｍの波長帯域の光に対する光透過率が低いノッチフィルタを設ける必要がある。単純にノッチフィルタを設けると、透過型を採用して装置構成を小型化したにも関わらず、装置構成が大型化するという問題がある。   However, in order to reduce light intensity in the wavelength band of 460 nm to 500 nm from white light, it is necessary to provide a notch filter having a low light transmittance for light in the wavelength band of 460 nm to 500 nm. If a notch filter is simply provided, there is a problem that the apparatus configuration becomes large although the apparatus configuration is miniaturized by adopting the transmission type.

本発明は、透過型の蛍光体を有する内視鏡用光源装置及び内視鏡システムにおいて、装置構成を大型化することなく、４６０ｎｍ以上５００ｎｍ以下の波長帯域の光強度を低減することを可能とする内視鏡用光源装置及び内視鏡システムを提供することを目的とする。   The present invention is capable of reducing light intensity in a wavelength band of 460 nm or more and 500 nm or less in an endoscope light source device and an endoscope system having a transmission type phosphor without increasing the size of the device configuration. It is an object of the present invention to provide a light source device for an endoscope and an endoscope system.

上記目的を達成するために、本発明の内視鏡用光源装置は、励起光を発する励起光源と、励起光が照射されることにより蛍光を発する蛍光体であり、蛍光として、緑色光及び赤色光を発する蛍光体と、蛍光とは波長帯域が異なる特定光を発する第１光源と、蛍光の光路と特定光の光路とを統合し、かつ、４６０ｎｍ以上５００ｎｍ以下の波長帯域の光強度を低減させる特性を有する第２ダイクロイックミラーと、を備える。 In order to achieve the above object, a light source device for an endoscope of the present invention is an excitation light source for emitting excitation light and a phosphor for emitting fluorescence by being irradiated with excitation light, and green light and red light as fluorescence The first light source emitting specific light with different wavelength bands from fluorescent light and fluorescent light is integrated with the optical path of fluorescent light and the optical path of specific light , and the light intensity in the wavelength band of 460 nm or more and 500 nm or less is reduced comprising a second dichroic mirror to have the properties to, the.

第２ダイクロイックミラーは、蛍光の光路と励起光の光路とを統合せずに、蛍光の光路と特定光の光路とを統合することが好ましい。特定光は、紫色光であることが好ましい。第２ダイクロイックミラーは、５６０ｎｍ以上５９０ｎｍ以下の波長帯域の光の光量を低減させる特性をさらに有することが好ましい。 The second dichroic mirror preferably integrates the optical path of the fluorescent light and the optical path of the specific light without integrating the optical path of the fluorescent light and the optical path of the excitation light. Particular light, have preferably to be violet light. The second dichroic mirror preferably further has a characteristic to reduce the light amount of light in a wavelength band of 560 nm or more and 590 nm or less.

蛍光体は、緑色光を発する蛍光体材料と、赤色光を発する蛍光体材料とがバインダに分散された蛍光体層を有することが好ましい。蛍光体は固設されていることが好ましい。励起光源と蛍光体との間に配置され、励起光を透過させ、蛍光のうち励起光源側に向かう成分を反射させる第１ダイクロイックミラーを備えることが好ましい。   The phosphor preferably has a phosphor layer in which a phosphor material emitting green light and a phosphor material emitting red light are dispersed in a binder. The phosphor is preferably fixed. It is preferable to provide a first dichroic mirror, which is disposed between the excitation light source and the phosphor, transmits excitation light, and reflects the component of the fluorescence directed to the excitation light source side.

本発明の内視鏡システムは、励起光を発する励起光源と、励起光が照射されることにより蛍光を発する蛍光体であり、蛍光として、緑色光及び赤色光を発する蛍光体と、蛍光とは波長帯域が異なる特定光を発する第１光源と、蛍光の光路上に配置され、蛍光の光路と特定光の光路とを統合し、かつ、４６０ｎｍ以上５００ｎｍ以下の波長帯域の光強度を低減させる特性を有する第２ダイクロイックミラーと、を備える光源装置と、蛍光及び特定光が照射された観察部位からの反射光を撮像する撮像素子を有する内視鏡と、光源装置及び撮像素子の制御を行う制御部と、を備える。
The endoscope system of the present invention is an excitation light source that emits excitation light, a phosphor that emits fluorescence when irradiated with excitation light, and a phosphor that emits green light and red light as fluorescence, and fluorescence A first light source emitting specific light in different wavelength bands, and an optical path of fluorescent light, combining the optical path of fluorescent light and the optical path of specific light and reducing the light intensity in the wavelength band of 460 nm or more and 500 nm or less performing a second dichroic mirror to have a, a light source device and a endoscope having an imaging device for imaging the reflected light from the observed region of the fluorescence and specific light is applied, the control of the light source apparatus and an imaging device And a control unit.

本発明によれば、蛍光の光路と紫色光の光路とを統合する第２ダイクロイックミラーに、４６０ｎｍ以上５００ｎｍ以下の波長帯域の光強度を低減させる特性を持たせているので、装置構成を大型化することなく、４６０ｎｍ以上５００ｎｍ以下の波長帯域の光強度を低減することができる。   According to the present invention, the second dichroic mirror that integrates the light path of fluorescence and the light path of violet light has the characteristic of reducing the light intensity in the wavelength band of 460 nm or more and 500 nm or less. The light intensity in the wavelength band of 460 nm or more and 500 nm or less can be reduced.

内視鏡システムの外観図である。It is an external view of an endoscope system. 内視鏡の先端部の正面図である。It is a front view of the tip part of an endoscope. 内視鏡システムの電気的構成を示すブロック図である。It is a block diagram which shows the electric constitution of an endoscope system. カラーフィルタアレイの構成を示す図である。It is a figure which shows the structure of a color filter array. 光源部の構成を示す図である。It is a figure which shows the structure of a light source part. 回転蛍光体の構成を示す図である。It is a figure which shows the structure of rotation fluorescent substance. 照明光の波長スペクトルを示すグラフである。It is a graph which shows the wavelength spectrum of illumination light. 第１ＤＭの光学特性を示すグラフである。It is a graph which shows the optical characteristic of 1st DM. 第２ＤＭの光学特性を示すグラフである。It is a graph which shows the optical characteristic of 2nd DM. 第３ＤＭの光学特性を示すグラフである。It is a graph which shows the optical characteristic of 3rd DM. 第４ＤＭの光学特性を示すグラフである。It is a graph which shows the optical characteristic of 4th DM. ノッチ特性を組み込んだ第３ＤＭの光学特性を示すグラフである。It is a graph which shows the optical characteristic of 3rd DM which incorporated the notch characteristic. 反射と透過の関係を逆にした第４ＤＭの光学特性を示すグラフである。It is a graph which shows the optical characteristic of 4th DM which made the relationship of reflection and transmission reverse. 第２のノッチ特性を組み込んだ第４ＤＭの光学特性を示すグラフである。It is a graph which shows the optical characteristic of 4th DM which integrated the 2nd notch characteristic. 第２実施形態の回転蛍光体の構成を示す図である。It is a figure which shows the structure of the rotary fluorescent substance of 2nd Embodiment. 第２実施形態の光源部の構成を示す図である。It is a figure which shows the structure of the light source part of 2nd Embodiment. 第２実施形態の光源部と撮像素子との駆動タイミングを説明するタイミング図である。It is a timing chart explaining the drive timing of the light source part of a 2nd embodiment, and an image sensor. 画像データの生成タイミングを説明するタイミング図である。FIG. 6 is a timing chart illustrating generation timing of image data. 第４実施形態の回転蛍光体の構成を示す図である。It is a figure which shows the structure of the rotary fluorescent substance of 4th Embodiment. 第４実施形態の光源部の構成を示す図である。It is a figure which shows the structure of the light source part of 4th Embodiment. 第５実施形態の回転蛍光体の構成を示す図である。It is a figure which shows the structure of the rotary fluorescent substance of 5th Embodiment.

［第１実施形態］
図１において、内視鏡システム１０は、検体として生体内の観察部位を撮像する電子内視鏡（以下、単に内視鏡という）１１と、撮像により得られた撮像信号に基づいて観察部位の表示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照明光を内視鏡１１に供給する内視鏡用光源装置（以下、単に光源装置という）１３と、表示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等の操作入力部１５が接続されている。 First Embodiment
In FIG. 1, an endoscope system 10 comprises an electronic endoscope (hereinafter simply referred to as an endoscope) 11 for imaging an observation site in a living body as a specimen and an observation site based on an imaging signal obtained by imaging. A processor device 12 for generating a display image, an endoscope light source device (hereinafter simply referred to as a light source device) 13 for supplying illumination light for irradiating an observation site to the endoscope 11, a monitor 14 for displaying the display image Is equipped. An operation input unit 15 such as a keyboard or a mouse is connected to the processor unit 12.

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、内視鏡１１をプロセッサ装置１２及び光源装置１３に接続するためのユニバーサルコード１８とを備えている。挿入部１６は、先端部１９、湾曲部２０、可撓管部２１で構成されており、先端側からこの順番に連結されている。   The endoscope 11 connects the insertion unit 16 inserted into the digestive tract of a living body, the operation unit 17 provided at the proximal end of the insertion unit 16, and the endoscope 11 to the processor device 12 and the light source device 13 And a universal cord 18 for. The insertion part 16 is comprised by the front-end | tip part 19, the curved part 20, and the flexible tube part 21, and is connected in this order from the front end side.

先端部１９の先端面には、図２に示すように、観察部位に照明光を照射する照明窓２２と、観察部位の像を取り込むための観察窓２３と、観察窓２３を洗浄するために送気・送水を行う送気・送水ノズル２４と、鉗子や電気メス等の処置具を突出させて各種処置を行うための鉗子出口２５とが設けられている。観察窓２３の奥には、撮像素子３３（図３参照）が内蔵されている。   In order to clean the observation window 23, the illumination window 22 for irradiating illumination light to the observation site, the observation window 23 for taking in the image of the observation site, and the observation window 23 as shown in FIG. An air supply / water supply nozzle 24 for supplying air / water supply, and a forceps outlet 25 for performing various treatments by projecting a treatment tool such as a forceps or an electric knife are provided. An image sensor 33 (see FIG. 3) is built in the back of the observation window 23.

湾曲部２０は、連結された複数の湾曲駒で構成されており、操作部１７のアングルノブ２６の操作に応じて、上下左右方向に湾曲する。湾曲部２０を湾曲させることにより、先端部１９が所望の方向に向けられる。可撓管部２１は、可撓性を有しており、食道や腸等の曲がりくねった管道に挿入可能である。挿入部１６には、撮像素子３３を駆動するための駆動信号や、撮像素子３３が出力する撮像信号を伝達する信号ケーブルや、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３２（図３参照）が挿通されている。   The bending portion 20 is composed of a plurality of connected bending pieces, and bends in the vertical and horizontal directions in accordance with the operation of the angle knob 26 of the operation portion 17. By bending the bending portion 20, the tip 19 is oriented in a desired direction. The flexible tube portion 21 is flexible and can be inserted into a winding channel such as the esophagus or the intestine. The insertion unit 16 guides a drive signal for driving the imaging device 33, a signal cable for transmitting an imaging signal output from the imaging device 33, and illumination light supplied from the light source device 13 to the illumination window 22. The light guide 32 (see FIG. 3) is inserted.

操作部１７には、アングルノブ２６の他、処置具を挿入するための鉗子口２７、送気・送水ノズル２４から送気・送水を行う際に操作される送気・送水ボタン２８、静止画像を撮影するためのフリーズボタン（図示せず）等が設けられている。   In addition to the angle knob 26, the forceps port 27 for inserting a treatment tool, the air supply / water supply button 28 operated when air supply / water supply is performed from the air supply / water supply nozzle 24, and the still image A freeze button (not shown) or the like for photographing the subject is provided.

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３２が挿通されており、プロセッサ装置１２及び光源装置１３側の一端には、コネクタ２９が取り付けられている。コネクタ２９は、通信用コネクタ２９ａと光源用コネクタ２９ｂからなる複合タイプのコネクタである。通信用コネクタ２９ａと光源用コネクタ２９ｂとはそれぞれ、プロセッサ装置１２と光源装置１３とに着脱自在に接続される。通信用コネクタ２９ａには通信ケーブルの一端が配置されている。光源用コネクタ２９ｂにはライトガイド３２の入射端３２ａ（図３参照）が配置されている。   A communication cable and a light guide 32 extended from the insertion portion 16 are inserted into the universal cord 18, and a connector 29 is attached to one end of the processor device 12 and the light source device 13 side. The connector 29 is a composite type connector including a communication connector 29a and a light source connector 29b. The communication connector 29a and the light source connector 29b are detachably connected to the processor device 12 and the light source device 13, respectively. One end of a communication cable is disposed on the communication connector 29a. An incident end 32a (see FIG. 3) of the light guide 32 is disposed in the light source connector 29b.

図３において、光源装置１３は、光源部３０と、光源制御部３１とを有している。光源部３０は、光源制御部３１の制御に基づき、照明光を出力する。光源部３０から出力された照明光は、内視鏡１１のライトガイド３２の入射端３２ａに入射する。   In FIG. 3, the light source device 13 includes a light source unit 30 and a light source control unit 31. The light source unit 30 outputs illumination light under the control of the light source control unit 31. The illumination light output from the light source unit 30 is incident on the incident end 32 a of the light guide 32 of the endoscope 11.

内視鏡１１は、ライトガイド３２と、撮像素子３３と、撮像駆動部３４と、アナログ処理回路（ＡＦＥ： Analog Front End）３５と、照射レンズ３６と、対物光学系３７とを有している。ライトガイド３２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る。光源用コネクタ２９ｂが光源装置１３に接続されたときに、光源用コネクタ２９ｂに配置されたライトガイド３２の入射端３２ａが光源部３０の出射端に対向する。先端部１９に位置するライトガイド３２の出射端は、２つの照明窓２２にそれぞれ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。   The endoscope 11 includes a light guide 32, an imaging device 33, an imaging drive unit 34, an analog processing circuit (AFE: Analog Front End) 35, an irradiation lens 36, and an objective optical system 37. . The light guide 32 is a fiber bundle in which a plurality of optical fibers are bundled. When the light source connector 29 b is connected to the light source device 13, the incident end 32 a of the light guide 32 disposed in the light source connector 29 b faces the emission end of the light source unit 30. The light emission end of the light guide 32 located at the front end portion 19 is branched into two at the front stage of the illumination window 22 so that light is guided to the two illumination windows 22 respectively.

照明窓２２の奥には、照射レンズ３６が配置されている。光源装置１３から供給された照明光は、ライトガイド３２により照射レンズ３６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３６は、凹レンズであり、ライトガイド３２から出射する照明光を、観察部位の広い範囲に照射する。   An illumination lens 36 is disposed at the back of the illumination window 22. The illumination light supplied from the light source device 13 is guided to the irradiation lens 36 by the light guide 32 and irradiated from the illumination window 22 toward the observation site. The irradiation lens 36 is a concave lens and irradiates the illumination light emitted from the light guide 32 to a wide range of the observation site.

観察窓２３の奥には、対物光学系３７を介して撮像素子３３が配置されている。観察部位の像（反射光）は、観察窓２３を通して対物光学系３７に入射し、対物光学系３７によって撮像素子３３の撮像面３３ａに結像される。   At the back of the observation window 23, an imaging device 33 is disposed via an objective optical system 37. The image (reflected light) of the observation site is incident on the objective optical system 37 through the observation window 23 and is imaged on the imaging surface 33 a of the imaging element 33 by the objective optical system 37.

撮像素子３３は、単板カラー方式のＣＣＤ（Charge Coupled Device）イメージセンサやＣＭＯＳ（Complementary Metal Oxide Semiconductor）イメージセンサであり、光電変換により画素信号を生成する複数の画素が撮像面３３ａに形成されている。撮像面３３ａには、図４に示すカラーフィルタアレイ３８が設けられている。このカラーフィルタアレイ３８は、赤色（Ｒ）フィルタ３８ａと、緑色（Ｇ）フィルタ３８ｂと、青色（Ｂ）フィルタ３８ｃとで構成されている。各フィルタ３８ａ，３８ｂ，３８ｃは、１つの画素に対応して、その光入射側に配置されている。カラーフィルタアレイ３８の色配列は、ベイヤー配列と呼ばれるものである。さらに、カラーフィルタアレイ３８上には、各画素に対応してマイクロレンズ（図示せず）が設けられている。   The imaging device 33 is a single plate color CCD (Charge Coupled Device) image sensor or a CMOS (Complementary Metal Oxide Semiconductor) image sensor, and a plurality of pixels for generating pixel signals by photoelectric conversion are formed on the imaging surface 33a. There is. The color filter array 38 shown in FIG. 4 is provided on the imaging surface 33a. The color filter array 38 includes a red (R) filter 38a, a green (G) filter 38b, and a blue (B) filter 38c. Each of the filters 38a, 38b and 38c is disposed on the light incident side corresponding to one pixel. The color arrangement of the color filter array 38 is called a Bayer arrangement. Furthermore, on the color filter array 38, microlenses (not shown) are provided corresponding to the respective pixels.

Ｒフィルタ３８ａが配置された画素は、後述する赤色光ＬＲを受光する。Ｇフィルタ３８ｂが配置された画素は、後述する緑色光ＬＧを受光する。Ｂフィルタ３８ｃが配置された画素は、後述する青色光ＬＢ及び紫色光ＬＶを受光する。   The pixel in which the R filter 38a is disposed receives red light LR described later. The pixel in which the G filter 38 b is disposed receives green light LG described later. The pixel in which the B filter 38c is disposed receives blue light LB and purple light LV described later.

撮像素子３３は、撮像駆動部３４により駆動され、撮像面３３ａに結像された像を、カラーフィルタアレイ３８を介して複数の画素により撮像して撮像信号を出力する。撮像信号には、画素毎にＲ，Ｇ，Ｂのうちのいずれかの色信号（Ｒ信号、Ｇ信号、Ｂ信号）が含まれる。   The imaging device 33 is driven by the imaging drive unit 34, captures an image formed on the imaging surface 33a with a plurality of pixels via the color filter array 38, and outputs an imaging signal. The imaging signal includes one of R, G, and B color signals (R signal, G signal, and B signal) for each pixel.

ＡＦＥ３５は、相関二重サンプリング（ＣＤＳ： Correlated Double Sampling）回路、自動ゲイン制御（ＡＧＣ： Automatic Gain Control）回路、アナログ／デジタル（Ａ／Ｄ）変換器等で構成されている。ＣＤＳ回路は、撮像素子３３から入力された撮像信号に対して相関二重サンプリング処理を施してノイズを除去する。ＡＧＣ回路は、ＣＤＳ回路によりノイズが除去された撮像信号を増幅する。Ａ／Ｄ変換器は、ＡＧＣ回路により増幅された撮像信号を、所定ビット数のデジタル信号に変換してプロセッサ装置１２に入力する。   The AFE 35 is configured by a correlated double sampling (CDS) circuit, an automatic gain control (AGC) circuit, an analog / digital (A / D) converter, and the like. The CDS circuit performs correlated double sampling processing on the imaging signal input from the imaging element 33 to remove noise. The AGC circuit amplifies an imaging signal from which noise has been removed by the CDS circuit. The A / D converter converts the imaging signal amplified by the AGC circuit into a digital signal of a predetermined number of bits and inputs the digital signal to the processor unit 12.

プロセッサ装置１２は、制御部としてのコントローラ４０と、ＤＳＰ（Digital Signal Processor）４１と、フレームメモリ４２と、画像処理部４３と、表示制御部４４とを有している。コントローラ４０は、ＣＰＵ（Central Processing Unit）、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（Read Only Memory）や、制御プログラムをロードする作業メモリとしてのＲＡＭ（Random Access Memory）等を有し、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の各部と、光源制御部３１と、撮像駆動部３４とを制御する。   The processor device 12 includes a controller 40 as a control unit, a DSP (Digital Signal Processor) 41, a frame memory 42, an image processing unit 43, and a display control unit 44. The controller 40 has a central processing unit (CPU), a read only memory (ROM) for storing control programs and setting data necessary for control, and a random access memory (RAM) as a working memory for loading the control programs. The CPU executes the control program to control each part of the processor device 12, the light source control unit 31, and the imaging drive unit 34.

ＤＳＰ４１は、通信用コネクタ２９ａを介してＡＦＥ３５から入力される撮像信号に対して、画素補間処理、ガンマ補正、ホワイトバランス補正等の信号処理を施す。画素補間処理は、Ｒ信号、Ｇ信号、Ｂ信号の各信号について画素補間処理を行う。ＤＳＰ４１は、信号処理を施した撮像信号を、１フレーム周期毎に画像データとして、フレームメモリ４２に記憶させる。   The DSP 41 performs signal processing such as pixel interpolation processing, gamma correction, white balance correction and the like on an imaging signal input from the AFE 35 via the communication connector 29 a. In the pixel interpolation process, the pixel interpolation process is performed on each of the R signal, the G signal, and the B signal. The DSP 41 stores the imaging signal subjected to the signal processing in the frame memory 42 as image data every one frame period.

画像処理部４３は、フレームメモリ４２から画像データを読み出して、所定の画像処理を施して観察画像を生成する。表示制御部４４は、画像処理部４３により生成された画像を、コンポジット信号やコンポーネント信号等のビデオ信号に変換してモニタ１４に出力する。   The image processing unit 43 reads out the image data from the frame memory 42 and performs predetermined image processing to generate an observation image. The display control unit 44 converts the image generated by the image processing unit 43 into a video signal such as a composite signal or a component signal and outputs the video signal to the monitor 14.

図５において、光源部３０は、回転蛍光体５０と、回転モータ５１と、モータ駆動部５２と、紫色レーザダイオード（Ｖ−ＬＤ）５３と、ＬＤ駆動部５４と、第１〜第４ダイクロイックミラー（ＤＭ）５５ａ〜５５ｄと、青色ＬＥＤ（Ｂ−ＬＥＤ）５６ａと、赤色ＬＥＤ（Ｒ−ＬＥＤ）５６ｂと、紫色ＬＥＤ（Ｖ−ＬＥＤ）５６ｃと、ＬＥＤ駆動部５７と、第１〜第５コリメータレンズ５８ａ〜５８ｅと、集光レンズ５９とを有する。   In FIG. 5, the light source unit 30 includes a rotary phosphor 50, a rotary motor 51, a motor drive unit 52, a violet laser diode (V-LD) 53, an LD drive unit 54, and first to fourth dichroic mirrors. (DM) 55a to 55d, blue LED (B-LED) 56a, red LED (R-LED) 56b, violet LED (V-LED) 56c, LED driving unit 57, and first to fifth collimators It has lenses 58a to 58e and a condenser lens 59.

回転蛍光体５０は、円盤状のホイール板６０と、ホイール板６０の一方の面に設けられた蛍光体層６１とで構成されている。ホイール板６０は、ガラス等の透明材料で形成されている。   The rotary phosphor 50 is configured of a disk-shaped wheel plate 60 and a phosphor layer 61 provided on one surface of the wheel plate 60. The wheel plate 60 is formed of a transparent material such as glass.

蛍光体層６１は、図６に示すように、ホイール板６０の一方の面に形成された凹部６２に埋設されている。この凹部６２は、ホイール板６０の回転軸６３を中心とした円周状に形成されている。蛍光体層６１には、蛍光体材料として、例えばβ−ＳｉＡｌＯＮ（β−Ｓｉ6-xＡｌxＯxＮ8-x）が分散されており、励起光源としてのＶ−ＬＤ５３から射出される励起光ＬＥを受けて緑色光ＬＧを発する。緑色光ＬＧは、図７に示すように、波長帯域が約４８０ｎｍ〜６００ｎｍであり、ピーク波長が約５４０ｎｍである。 The phosphor layer 61 is embedded in a recess 62 formed on one surface of the wheel plate 60, as shown in FIG. The recess 62 is formed circumferentially around the rotation shaft 63 of the wheel plate 60. In the phosphor layer 61, for example, β-SiAlON (β-Si 6-x Al x O x N 8-x ) is dispersed as a phosphor material, and excitation emitted from V-LD 53 as an excitation light source Receives light LE and emits green light LG. As shown in FIG. 7, the green light LG has a wavelength band of about 480 nm to 600 nm and a peak wavelength of about 540 nm.

ＬＤ駆動部５４は、光源制御部３１の制御に基づいて、Ｖ−ＬＤ５３を駆動するためのＬＤ駆動信号（駆動電流または駆動電圧）を生成し、Ｖ−ＬＤ５３に供給する。Ｖ−ＬＤ５３は、複数のＬＤ素子（図示せず）を２次元アレイ状に配列したものである。Ｖ−ＬＤ５３は、図７に示すように、励起光ＬＥとして、ピーク波長が約４０５ｎｍの紫色レーザ光を射出する。   The LD drive unit 54 generates an LD drive signal (drive current or drive voltage) for driving the V-LD 53 based on the control of the light source control unit 31 and supplies the signal to the V-LD 53. The V-LD 53 is a two-dimensional array of a plurality of LD elements (not shown). As shown in FIG. 7, the V-LD 53 emits violet laser light having a peak wavelength of about 405 nm as the excitation light LE.

第１ＤＭ５５ａは、Ｖ−ＬＤ５３が射出する励起光ＬＥの光路上で、かつ励起光ＬＥの光路に対して垂直に配置されている。第１ＤＭ５５ａは、図８に示すように、約４２５ｎｍに閾値λ１を有し、閾値λ１以上の波長の光を反射させ、閾値λ１より小さい波長の光を透過させる。すなわち、第１ＤＭ５５ａは、励起光ＬＥを透過させる。回転蛍光体５０は、蛍光体層６１が、第１ＤＭ５５ａを透過した励起光ＬＥの光路上に位置するように配置されている。   The first DM 55 a is disposed on the optical path of the excitation light LE emitted by the V-LD 53 and perpendicular to the optical path of the excitation light LE. As shown in FIG. 8, the first DM 55a has a threshold λ1 at about 425 nm, reflects light of a wavelength of the threshold λ1 or more, and transmits light of a wavelength smaller than the threshold λ1. That is, the first DM 55a transmits the excitation light LE. The rotary phosphor 50 is disposed such that the phosphor layer 61 is located on the light path of the excitation light LE transmitted through the first DM 55a.

回転モータ５１は、ホイール板６０を、その回転軸６３を中心として回転させる。モータ駆動部５２は、光源制御部３１の制御に基づいて回転駆動信号を生成し、回転モータ５１に供給する。回転モータ５１は、回転駆動信号に応じてホイール板６０を回転させる。励起光ＬＥは、ホイール板６０が回転駆動されている状態で、蛍光体層６１の一部分に連続的に照射される。したがって、蛍光体層６１上の励起光ＬＥの照射位置６４は、ホイール板６０の回転とともに移動し、照射位置６４から緑色光ＬＧが発生する。蛍光体層６１で発生した緑色光ＬＧは、散乱により前方及び後方に向かう。   The rotation motor 51 rotates the wheel plate 60 about its rotation shaft 63. The motor drive unit 52 generates a rotation drive signal based on the control of the light source control unit 31 and supplies the rotation drive signal to the rotation motor 51. The rotation motor 51 rotates the wheel plate 60 in accordance with the rotation drive signal. The excitation light LE is continuously irradiated to a part of the phosphor layer 61 while the wheel plate 60 is rotationally driven. Therefore, the irradiation position 64 of the excitation light LE on the phosphor layer 61 moves with the rotation of the wheel plate 60, and the green light LG is generated from the irradiation position 64. The green light LG generated in the phosphor layer 61 travels forward and backward by scattering.

第１コリメータレンズ５８ａは、凸面がＶ−ＬＤ５３側に向けて配置された平凸レンズまたはメニスカスレンズであり、第１ＤＭ５５ａと回転蛍光体５０との間に配置されている。第１コリメータレンズ５８ａは、蛍光体層６１において後方（Ｖ−ＬＤ５３側）に向かった緑色光ＬＧを平行化して第１ＤＭ５５ａに向けて射出する。第１ＤＭ５５ａは、前述の光学特性により、緑色光ＬＧを反射する。第１ＤＭ５５ａは、第１ＤＭ５５ａにより反射されて戻された緑色光ＬＧを回転蛍光体５０の蛍光体層６１に集光する。   The first collimator lens 58 a is a plano-convex lens or a meniscus lens whose convex surface is disposed toward the V-LD 53, and is disposed between the first DM 55 a and the rotary phosphor 50. The first collimator lens 58a collimates the green light LG directed rearward (V-LD 53 side) in the phosphor layer 61 and emits the green light LG toward the first DM 55a. The first DM 55a reflects the green light LG due to the above-mentioned optical characteristics. The first DM 55 a condenses the green light LG reflected and returned by the first DM 55 a on the phosphor layer 61 of the rotary phosphor 50.

第２コリメータレンズ５８ｂは、凸面がＶ−ＬＤ５３とは反対側に向けて配置された平凸レンズまたはメニスカスレンズであり、回転蛍光体５０のＶ−ＬＤ５３とは反対側に配置されている。第２コリメータレンズ５８ｂは、回転蛍光体５０から入射する緑色光ＬＧを平行化して、励起光ＬＥの光路に沿って射出する。   The second collimator lens 58 b is a plano-convex lens or a meniscus lens whose convex surface is disposed on the side opposite to the V-LD 53, and is disposed on the side opposite to the V-LD 53 of the rotary phosphor 50. The second collimator lens 58b collimates the green light LG incident from the rotary phosphor 50 and emits the green light LG along the optical path of the excitation light LE.

Ｂ−ＬＥＤ５６ａは、図７に示すように、波長帯域が約４３０ｎｍ〜４８０ｎｍで、ピーク波長が約４６０ｎｍの青色光ＬＢを発する。Ｒ−ＬＥＤ５６ｂは、波長帯域が約５８０ｎｍ〜６４０ｎｍで、ピーク波長が約６２０ｎｍの赤色光ＬＲを発する。Ｖ−ＬＥＤ５６ｃは、波長帯域が約３９５ｎｍ〜４１５ｎｍで、ピーク波長が約４０５ｎｍの紫色光ＬＶを発する。   As shown in FIG. 7, the B-LED 56a emits blue light LB having a wavelength band of about 430 nm to 480 nm and a peak wavelength of about 460 nm. The R-LED 56b emits red light LR having a wavelength band of about 580 nm to 640 nm and a peak wavelength of about 620 nm. The V-LED 56c emits violet light LV having a wavelength band of about 395 nm to 415 nm and a peak wavelength of about 405 nm.

青色光ＬＢ及び紫色光ＬＶは、生体組織表層のヘモグロビンでの吸収が大きく、かつ血管周辺の生体組織内には殆ど拡散せずに反射される光である。緑色光ＬＧは、青色光ＬＢ及び紫色光ＬＶよりも生体組織内に深く拡散し、かつヘモグロビンによる吸収も大きい光である。   The blue light LB and the purple light LV are light which is largely absorbed by hemoglobin in the surface layer of the living tissue and is reflected with little diffusion into the living tissue around the blood vessel. The green light LG is deeper light in the living tissue than the blue light LB and the purple light LV, and the absorption by hemoglobin is also larger.

ＬＥＤ駆動部５７は、光源制御部３１の制御に基づいて、Ｂ−ＬＥＤ５６ａ、Ｒ−ＬＥＤ５６ｂ、Ｖ−ＬＥＤ５６ｃのそれぞれを駆動するためのＬＥＤ駆動信号（駆動電流または駆動電圧）を生成し、各ＬＥＤ５６ａ〜５６ｃに供給する。   The LED drive unit 57 generates an LED drive signal (drive current or drive voltage) for driving each of the B-LED 56 a, the R-LED 56 b, and the V-LED 56 c based on the control of the light source control unit 31. To 56c.

第３コリメータレンズ５８ｃは、Ｂ−ＬＥＤ５６ａが射出する青色光ＬＢの光路上に配置されており、この青色光ＬＢを平行化して射出する。第２コリメータレンズ５８ｂから射出される緑色光ＬＧの光路と、第３コリメータレンズ５８ｃから射出される青色光ＬＢの光路とは直交しており、この交点に第２ＤＭ５５ｂが配置されている。第２ＤＭ５５ｂの一方の面に緑色光ＬＧが４５°の角度で入射し、他方の面に青色光ＬＢが４５°の角度で入射する。   The third collimator lens 58c is disposed on the optical path of the blue light LB emitted by the B-LED 56a, and collimates and emits the blue light LB. The optical path of the green light LG emitted from the second collimator lens 58b and the optical path of the blue light LB emitted from the third collimator lens 58c are orthogonal to each other, and the second DM 55b is disposed at this intersection. The green light LG is incident on one surface of the second DM 55b at an angle of 45 °, and the blue light LB is incident on the other surface at an angle of 45 °.

第２ＤＭ５５ｂは、図９に示すように、約４９０ｎｍに閾値λ２を有し、閾値λ２以上の波長の光を透過させ、閾値λ２より小さい波長の光を反射させる。すなわち、第２ＤＭ５５ｂは、第２コリメータレンズ５８ｂから入射する緑色光ＬＧを透過させ、第３コリメータレンズ５８ｃから入射する青色光ＬＢを反射させて光路を９０°曲げる。これにより、緑色光ＬＧの光路と青色光ＬＢの光路とが統合される。また、第２ＤＭ５５ｂは、第２コリメータレンズ５８ｂから入射する励起光ＬＥを反射させて、励起光ＬＥを緑色光ＬＧ及び青色光ＬＢの光路から除外する。これは、励起光ＬＥは強度の高いレーザ光であるので、照明光にレーザ光が含まれると、照明光が照射された生体組織が破損される恐れがあるためである。   As shown in FIG. 9, the second DM 55b has a threshold λ2 at about 490 nm, transmits light of a wavelength of threshold λ2 or more, and reflects light of a wavelength smaller than the threshold λ2. That is, the second DM 55b transmits the green light LG incident from the second collimator lens 58b, reflects the blue light LB incident from the third collimator lens 58c, and bends the optical path by 90 °. Thereby, the optical path of the green light LG and the optical path of the blue light LB are integrated. The second DM 55 b reflects the excitation light LE incident from the second collimator lens 58 b and excludes the excitation light LE from the optical paths of the green light LG and the blue light LB. This is because, since the excitation light LE is a laser light with high intensity, when the illumination light includes the laser light, there is a possibility that the living tissue irradiated with the illumination light may be damaged.

第４コリメータレンズ５８ｄは、Ｒ−ＬＥＤ５６ｂが射出する赤色光ＬＲの光路上に配置されており、この赤色光ＬＲを平行化して射出する。第２ＤＭ５５ｂから射出される緑色光ＬＧ及び青色光ＬＢの光路と、第４コリメータレンズ５８ｄから射出される赤色光ＬＲの光路とは直交しており、この交点に第３ＤＭ５５ｃが配置されている。   The fourth collimator lens 58d is disposed on the optical path of the red light LR emitted by the R-LED 56b, and collimates and emits the red light LR. The optical paths of the green light LG and the blue light LB emitted from the second DM 55b are orthogonal to the optical path of the red light LR emitted from the fourth collimator lens 58d, and the third DM 55c is disposed at this intersection.

第３ＤＭ５５ｃは、図１０に示すように、約５９０ｎｍに閾値λ３を有し、閾値λ３以上の波長の光を反射させ、閾値λ３より小さい波長の光を透過させる。すなわち、第３ＤＭ５５ｃは、第２ＤＭ５５ｂから入射する緑色光ＬＧ及び青色光ＬＢを透過させ、第４コリメータレンズ５８ｄから入射する赤色光ＬＲを反射させて光路を９０°曲げる。これにより、緑色光ＬＧ及び青色光ＬＢの光路と、赤色光ＬＲの光路とが統合される。   As shown in FIG. 10, the third DM 55c has a threshold λ3 at about 590 nm, reflects light of wavelengths greater than or equal to the threshold λ3, and transmits light of wavelengths smaller than the threshold λ3. That is, the third DM 55c transmits the green light LG and the blue light LB incident from the second DM 55b, reflects the red light LR incident from the fourth collimator lens 58d, and bends the optical path by 90 °. Thereby, the optical paths of the green light LG and the blue light LB and the optical path of the red light LR are integrated.

第５コリメータレンズ５８ｅは、Ｖ−ＬＥＤ５６ｃが射出する紫色光ＬＶの光路上に配置されており、この紫色光ＬＶを平行化して射出する。第３ＤＭ５５ｃから射出される緑色光ＬＧ、青色光ＬＢ、及び赤色光ＬＲの光路と、第５コリメータレンズ５８ｅから射出される紫色光ＬＶの光路とは直交しており、この交点に第４ＤＭ５５ｄが配置されている。   The fifth collimator lens 58e is disposed on the light path of the violet light LV emitted by the V-LED 56c, and collimates and emits the violet light LV. The optical paths of the green light LG, blue light LB, and red light LR emitted from the third DM 55c are orthogonal to the optical path of the purple light LV emitted from the fifth collimator lens 58e, and the fourth DM 55d is disposed at this intersection It is done.

第４ＤＭ５５ｄは、図１１に示すように、約４２５ｎｍに閾値λ４を有し、閾値λ４以上の波長の光を透過させ、閾値λ４より小さい波長の光を反射させる。また、第４ＤＭ５５ｄは、４６０ｎｍ〜５００ｎｍ（４６０ｎｍ以上５００ｎｍ以下）の波長帯域の光強度を低減させるノッチ特性を有する。具体的には、第４ＤＭ５５ｄの閾値λ４より大きい波長帯域の特性は、４６０ｎｍ〜５００ｎｍの波長帯域に対する光透過率がα（例えば、α＝３０％）であり、それ以外の光透過率はほぼ１００％である。   As shown in FIG. 11, the fourth DM 55d has a threshold λ4 at about 425 nm, transmits light of wavelengths greater than or equal to the threshold λ4, and reflects light of wavelengths smaller than the threshold λ4. The fourth DM 55d has a notch characteristic to reduce the light intensity in the wavelength band of 460 nm to 500 nm (460 nm or more and 500 nm or less). Specifically, the characteristic of the wavelength band larger than the threshold λ 4 of the fourth DM 55 d is that the light transmittance with respect to the wavelength band of 460 nm to 500 nm is α (eg, α = 30%), and the light transmittance other than that is approximately 100 %.

すなわち、第４ＤＭ５５ｄは、第３ＤＭ５５ｃから入射する緑色光ＬＧ、青色光ＬＢ、及び赤色光ＬＲを透過させるとともに、４６０ｎｍ〜５００ｎｍの波長帯域の光強度を低減させ、第５コリメータレンズ５８ｅから入射する紫色光ＬＶを反射させて光路を９０°曲げる。これにより、緑色光ＬＧ、青色光ＬＢ、及び赤色光ＬＲの光路と、紫色光ＬＶの光路とが統合される。   That is, the fourth DM 55d transmits the green light LG, the blue light LB, and the red light LR incident from the third DM 55c, reduces the light intensity in the wavelength band of 460 nm to 500 nm, and transmits the purple light from the fifth collimator lens 58e. The light LV is reflected to bend the light path by 90 °. Thereby, the optical paths of the green light LG, the blue light LB, and the red light LR and the optical path of the purple light LV are integrated.

集光レンズ５９は、第４ＤＭ５５ｄから射出される緑色光ＬＧ、青色光ＬＢ、赤色光ＬＲ、及び紫色光ＬＶの光路上に配置されており、これらの光を集光する。また、集光レンズ５９は、光源用コネクタ２９ｂの近傍に配置されており、集光した光をライトガイド３２の入射端３２ａに入射させる。   The condenser lens 59 is disposed on the optical path of the green light LG, the blue light LB, the red light LR, and the purple light LV emitted from the fourth DM 55 d, and condenses these lights. The condenser lens 59 is disposed in the vicinity of the light source connector 29 b and causes the condensed light to be incident on the incident end 32 a of the light guide 32.

次に、内視鏡システム１０の作用を説明する。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及び光源装置１３に接続し、プロセッサ装置１２及び光源装置１３の電源を投入する。そして、内視鏡１１の挿入部１６を被検者の消化管内に挿入して、消化管内の観察を開始する。観察の開始指示は、操作入力部１５により行われる。   Next, the operation of the endoscope system 10 will be described. When performing endoscopic diagnosis, the endoscope 11 is connected to the processor device 12 and the light source device 13, and the processor device 12 and the light source device 13 are powered on. Then, the insertion portion 16 of the endoscope 11 is inserted into the digestive tract of the subject to start observation in the digestive tract. The instruction to start observation is given by the operation input unit 15.

観察が開始すると、回転蛍光体５０のホイール板６０が回転されるとともに、Ｖ−ＬＤ５３が駆動されて励起光ＬＥが射出される。この励起光ＬＥは、第１ＤＭ５５ａを透過し、第１コリメータレンズ５８ａを通過して回転蛍光体５０の蛍光体層６１に照射される。蛍光体層６１は、励起光ＬＥの照射に伴って緑色光ＬＧを発する。   When the observation starts, the wheel plate 60 of the rotary phosphor 50 is rotated, and the V-LD 53 is driven to emit the excitation light LE. The excitation light LE passes through the first DM 55 a, passes through the first collimator lens 58 a, and is irradiated to the phosphor layer 61 of the rotary phosphor 50. The phosphor layer 61 emits green light LG along with the irradiation of the excitation light LE.

この緑色光ＬＧのうち、Ｖ−ＬＤ５３側に向かう成分は、第１コリメータレンズ５８ａにより平行化されて第１ＤＭ５５ａに向かい、第１ＤＭ５５ａにより反射されて、再び第１コリメータレンズ５８ａに入射する。この緑色光ＬＧは、第１コリメータレンズ５８ａにより集光されて、蛍光体層６１に戻り、第２コリメータレンズ５８ｂに向けて射出される。一方、蛍光体層６１で発生した緑色光ＬＧのうち、Ｖ−ＬＤ５３とは反対側に向かう成分は、そのまま第２コリメータレンズ５８ｂに入射する。   The component of the green light LG directed to the V-LD 53 side is collimated by the first collimator lens 58a, travels toward the first DM 55a, is reflected by the first DM 55a, and is incident on the first collimator lens 58a again. The green light LG is collected by the first collimator lens 58a, returns to the phosphor layer 61, and is emitted toward the second collimator lens 58b. On the other hand, among the green light LG generated in the phosphor layer 61, the component directed to the opposite side to the V-LD 53 is directly incident on the second collimator lens 58b.

第２コリメータレンズ５８ｂに入射した緑色光ＬＧは、平行化して射出され、第２〜第４ＤＭ５５ｂ〜５５ｄを透過して集光レンズ５９に入射する。この緑色光ＬＧは、第４ＤＭ５５ｄを透過する際に、第４ＤＭ５５ｄのノッチ特性により、４６０ｎｍ〜５００ｎｍの波長帯域の光強度が低減される。また、励起光ＬＥは、蛍光体層６１で緑色光ＬＧの生成に寄与しなかった成分が、第２コリメータレンズ５８ｂを通過するが、この励起光ＬＥの成分は、第２ＤＭ５５ｂにより反射されて、緑色光ＬＧの光路から除外され、集光レンズ５９には入射しない。   The green light LG incident on the second collimator lens 58 b is collimated and emitted, passes through the second to fourth DM 55 b to 55 d, and is incident on the condenser lens 59. When the green light LG is transmitted through the fourth DM 55 d, the light intensity in the wavelength band of 460 nm to 500 nm is reduced by the notch characteristic of the fourth DM 55 d. In addition, although the excitation light LE does not contribute to the generation of the green light LG in the phosphor layer 61 passes through the second collimator lens 58b, the component of the excitation light LE is reflected by the second DM 55b, It is excluded from the optical path of the green light LG and does not enter the condenser lens 59.

また、緑色光ＬＧの発生中に、Ｂ−ＬＥＤ５６ａ、Ｒ−ＬＥＤ５６ｂ、Ｖ−ＬＥＤ５６ｃが駆動され、青色光ＬＢ、赤色光ＬＲ、紫色光ＬＶが射出される。青色光ＬＢは、第３コリメータレンズ５８ｃにより平行化された後、第２ＤＭ５５ｂにより反射されて、緑色光ＬＧに合波され、第３及び第４ＤＭ５５ｃ，５５ｄを透過して集光レンズ５９に入射する。この青色光ＬＢは、第４ＤＭ５５ｄを透過する際に、第４ＤＭ５５ｄのノッチ特性により、４６０ｎｍ〜５００ｎｍの波長帯域の光強度が低減される。すなわち、第２ＤＭ５５ｂは、緑色光ＬＧの光路と励起光ＬＥの光路とを統合せずに、緑色光ＬＧの光路と青色光ＬＢの光路とを統合する。   In addition, while the green light LG is generated, the B-LED 56a, the R-LED 56b, and the V-LED 56c are driven to emit blue light LB, red light LR, and purple light LV. The blue light LB is collimated by the third collimator lens 58c, reflected by the second DM 55b, multiplexed into the green light LG, transmitted through the third and fourth DM 55c, 55d, and incident on the condenser lens 59. . When the blue light LB is transmitted through the fourth DM 55 d, the light intensity in the wavelength band of 460 nm to 500 nm is reduced by the notch characteristics of the fourth DM 55 d. That is, the second DM 55b integrates the optical path of the green light LG and the optical path of the blue light LB without integrating the optical path of the green light LG and the optical path of the excitation light LE.

赤色光ＬＲは、第４コリメータレンズ５８ｄにより平行化された後、第３ＤＭ５５ｃにより反射されて、緑色光ＬＧ及び青色光ＬＢに合波され、第４ＤＭ５５ｄを透過して集光レンズ５９に入射する。紫色光ＬＶは、第５コリメータレンズ５８ｅにより平行化された後、第４ＤＭ５５ｄにより反射されて、緑色光ＬＧ、青色光ＬＢ、及び赤色光ＬＲに合波され、集光レンズ５９に入射する。   The red light LR is collimated by the fourth collimator lens 58d, reflected by the third DM 55c, combined with the green light LG and the blue light LB, transmitted through the fourth DM 55d, and incident on the condenser lens 59. The violet light LV is collimated by the fifth collimator lens 58 e and then reflected by the fourth DM 55 d to be multiplexed into the green light LG, the blue light LB and the red light LR, and is incident on the condensing lens 59.

集光レンズ５９に入射した各光は、ライトガイド３２の入射端３２ａに集光されて、ライトガイド３２に照明光（白色光）として供給される。   Each light incident on the condenser lens 59 is condensed on the incident end 32 a of the light guide 32 and supplied to the light guide 32 as illumination light (white light).

内視鏡１１では、照明光がライトガイド３２を介して照明窓２２に導光され、照明窓２２から観察部位に照射される。観察部位からの反射光は、観察窓２３から対物光学系３７を介して撮像素子３３に入射する。撮像素子３３は、１フレーム周期毎に入射光を撮像（光電変換）して撮像信号を生成する。撮像信号はそれぞれ、ＡＦＥ３５により、ＣＤＳ、ＡＧＣ、Ａ／Ｄ変換等の処理が施され、デジタル信号としてプロセッサ装置１２のＤＳＰ４１に入力される。   In the endoscope 11, the illumination light is guided to the illumination window 22 through the light guide 32, and the observation site is irradiated from the illumination window 22. Reflected light from the observation site enters the imaging device 33 from the observation window 23 through the objective optical system 37. The imaging element 33 captures (photo-electrically converts) incident light every one frame period to generate an imaging signal. The imaging signals are subjected to processing such as CDS, AGC, A / D conversion and the like by the AFE 35, and are input to the DSP 41 of the processor unit 12 as digital signals.

ＤＳＰ４１では、内視鏡１１から入力された撮像信号に対して、画素補間処理、ガンマ補正、ホワイトバランス補正等の信号処理が施され、画像データとしてフレームメモリ４２に記憶される。フレームメモリ４２に記憶された画像データは、画像処理部４３により所定の画像処理が施されて観察画像となり、表示制御部４４を介してモニタ１４に表示される。モニタ１４に表示される観察画像は、１フレーム周期毎に更新される。   In the DSP 41, signal processing such as pixel interpolation processing, gamma correction, white balance correction and the like is performed on the imaging signal input from the endoscope 11, and stored as image data in the frame memory. The image data stored in the frame memory 42 is subjected to predetermined image processing by the image processing unit 43 to be an observation image, and is displayed on the monitor 14 via the display control unit 44. The observation image displayed on the monitor 14 is updated every one frame period.

この観察画像は、紫色光ＬＶ、青色光ＬＢ、緑色光ＬＧ、及び赤色光ＬＲからなる白色の照明光から、血中ヘモグロビンには殆ど吸収されずに反射または散乱される４６０ｎｍ〜５００ｎｍの波長帯域の光強度を低減させた照明光を用いて検体を撮像した画像に相当するので、色再現性が高く、明るく、血管コントラストが高い画像である。   This observation image is a 460 nm to 500 nm wavelength band that is reflected or scattered from the white illumination light consisting of purple light LV, blue light LB, green light LG, and red light LR with little absorption in blood hemoglobin. The image corresponds to an image obtained by imaging a specimen using illumination light with a reduced light intensity, and is thus an image that has high color reproducibility, is bright, and has high blood vessel contrast.

以上のように、４６０ｎｍ〜５００ｎｍの波長帯域の光強度を低減させるためのノッチ特性は、第４ＤＭ５５ｄの光学特性に組み込まれているので、ノッチフィルタを設ける必要がなく、光源部３０の装置構成を小型化することができる。   As described above, since the notch characteristic for reducing the light intensity in the wavelength band of 460 nm to 500 nm is incorporated in the optical characteristic of the fourth DM 55d, it is not necessary to provide a notch filter, and the device configuration of the light source unit 30 is It can be miniaturized.

なお、上記実施形態では、４６０ｎｍ〜５００ｎｍの波長帯域の光強度を低減させるためのノッチ特性を、図１１に示すように、第４ＤＭ５５ｄの光学特性に組み込んでいるが、図１２に示すように、第３ＤＭ５５ｃの光学特性に組み込むことも可能である。但し、第２ＤＭ５５ｂは、４６０ｎｍ〜５００ｎｍの波長帯域に閾値λ２を有するので、第２ＤＭ５５ｂの光学特性には、４６０ｎｍ〜５００ｎｍの波長帯域の光強度を低減させるためのノッチ特性を組み込むことはできない。   In the above embodiment, the notch characteristic for reducing the light intensity in the wavelength band of 460 nm to 500 nm is incorporated in the optical characteristic of the fourth DM 55d as shown in FIG. 11, but as shown in FIG. It is also possible to incorporate it into the optical properties of the third DM 55c. However, since the second DM 55 b has the threshold λ 2 in the wavelength band of 460 nm to 500 nm, the notch characteristic for reducing the light intensity in the wavelength band of 460 nm to 500 nm can not be incorporated into the optical characteristics of the second DM 55 b.

上記実施形態では、第２〜第４ＤＭ５５ｂ〜５５ｄを、上流側（Ｖ−ＬＤ５３側）からこの順に配置しているが、第２ＤＭ５５ｂ、第４ＤＭ５５ｄ、第３ＤＭ５５ｃの順に配置し、この配置に合わせてＢ−ＬＥＤ５６ａ、Ｒ−ＬＥＤ５６ｂ、Ｖ−ＬＥＤ５６ｃ、及び第３〜第５コリメータレンズ５８ｃ〜５８ｅを配置しても良い。第２ＤＭ５５ｂは、青色光ＬＢを合波するためのものであるので、前述のノッチ特性を有する第４ＤＭ５５ｄまたは第３ＤＭ５５ｃより上流側（回転蛍光体５０側）に設ける必要がある。   In the above embodiment, the second to fourth DM 55b to 55d are arranged in this order from the upstream side (V-LD 53 side), but the second DM 55b, the fourth DM 55d, and the third DM 55c are arranged in this order. -The LED 56a, the R-LED 56b, the V-LED 56c, and the third to fifth collimator lenses 58c to 58e may be disposed. The second DM 55b is for multiplexing the blue light LB, and therefore, needs to be provided on the upstream side (the side of the rotary phosphor 50) than the fourth DM 55d or the third DM 55c having the notch characteristics described above.

上記実施形態では、第２ＤＭ５５ｂを、閾値λ２以上の波長の光を透過させ、閾値λ２より小さい波長の光を反射させているが、これとは逆に、閾値λ２以上の波長の光を反射させ、閾値λ２より小さい波長の光を透過させるものとしても良い。この場合には、紫色光ＬＶは、第２ＤＭ５５ｂにより反射されることにより９０°曲がり、この光路に、第２ＤＭ５５ｂを透過する青色光ＬＢの光路が統合される。励起光ＬＥは、第２ＤＭ５５ｂを透過することにより、紫色光ＬＶの光路から除外され、集光レンズ５９には入射しない。   In the above embodiment, the second DM 55b transmits light of wavelengths equal to or greater than the threshold λ2 and reflects light of wavelengths smaller than the threshold λ2. Conversely, light of wavelengths greater than or equal to the threshold λ2 is reflected. Alternatively, light of a wavelength smaller than the threshold λ2 may be transmitted. In this case, the purple light LV is bent by 90 ° by being reflected by the second DM 55b, and the optical path of the blue light LB transmitted through the second DM 55b is integrated into this optical path. The excitation light LE is excluded from the light path of the purple light LV by transmitting the second DM 55 b and does not enter the condenser lens 59.

同様に、第３ＤＭ５５ｃを、閾値λ３以上の波長の光を透過させ、閾値λ３より小さい波長の光を反射させるものとしても良い。第４ＤＭ５５ｄを、閾値λ４以上の波長の光を反射させ、閾値λ４より小さい波長の光を透過させるものとしても良い。この場合には、前述のノッチ特性を第４ＤＭ５５ｄに持たせるために、図１３に示すように、閾値λ４より大きい波長帯域において、４６０ｎｍ〜５００ｎｍの波長帯域に対する光透過率をβ（例えば、β＝７０％）とし、それ以外の光透過率をほぼ０％とすれば良い。   Similarly, the third DM 55 c may transmit light of a wavelength of the threshold λ3 or more and reflect light of a wavelength smaller than the threshold λ3. The fourth DM 55 d may reflect light having a wavelength of the threshold λ4 or more and transmit light having a wavelength smaller than the threshold λ4. In this case, in order to give the above-mentioned notch characteristic to the fourth DM 55d, as shown in FIG. 13, the light transmittance for the wavelength band of 460 nm to 500 nm is β (eg, β = 70%), and the light transmittance of other than that may be approximately 0%.

したがって、第２〜第４ＤＭ５５ｂ〜５５ｄは、それぞれ閾値以上の波長の光に対して反射及び透過のうちの一方を生じさせ、閾値より小さい波長の光に対して反射及び透過のうちの他方を生じさせれば良いので、第２〜第４ＤＭ５５ｂ〜５５ｄの光学特性（反射又は透過）の組み合わせは、上記実施形態を含めて８通りのパターンが可能である。   Therefore, the second to fourth DMs 55b to 55d respectively cause one of reflection and transmission to light of wavelengths above the threshold, and the other of reflection and transmission to light of wavelengths smaller than the threshold. The combination of the optical characteristics (reflection or transmission) of the second to fourth DMs 55b to 55d can be eight patterns including the above-described embodiment.

また、第４ＤＭ５５ｄに、４６０ｎｍ〜５００ｎｍの波長帯域の光強度を低減させるノッチ特性を設ける場合には、図１４に示すように、このノッチ特性（第１のノッチ特性）に加えて、５６０ｎｍ〜５９０ｎｍ（５６０ｎｍ以上５９０ｎｍ以下）の波長帯域の光強度を低減させる第２のノッチ特性を持たせることが可能である。この第２のノッチ特性により、緑色光ＬＧ及び赤色光ＬＲがそれぞれ部分的に減光され、緑色光ＬＧ及び赤色光ＬＲの波長帯域が、従来のキセノン光源と波長選択フィルタとにより得られる波長帯域に近づき、従来の機器との親和性の点で好ましい。第２のノッチ特性の減光率は、第１のノッチ特性の減光率（光透過率α）と異なっていても良い。また、第２のノッチ特性の波長帯域は、５６０ｎｍ〜５９０ｎｍに限られず、より広く、５５０ｎｍ〜６００ｎｍとしても良い。   When the fourth DM 55 d is provided with a notch characteristic for reducing light intensity in the wavelength band of 460 nm to 500 nm, 560 nm to 590 nm in addition to the notch characteristic (first notch characteristic) as shown in FIG. It is possible to provide a second notch characteristic that reduces the light intensity in the wavelength band (560 nm or more and 590 nm or less). Due to the second notch characteristic, the green light LG and the red light LR are partially reduced, and the wavelength bands of the green light LG and the red light LR can be obtained by the conventional xenon light source and the wavelength selection filter. It is preferable in terms of compatibility with conventional devices. The light reduction rate of the second notch characteristic may be different from the light reduction rate (light transmittance α) of the first notch property. Further, the wavelength band of the second notch characteristic is not limited to 560 nm to 590 nm, and may be wider, for example, 550 nm to 600 nm.

また、上記実施形態では、蛍光体層６１を、緑色光ＬＧのみを発するものとしているが、緑色光ＬＧに加えて、その他の波長帯域光を発するよう構成しても良い。以下に、複数種の光を発する蛍光体層を有する回転蛍光体を備えた内視鏡システムの実施形態を示す。
［第２実施形態］
第２実施形態では、第１実施形態の回転蛍光体５０に代えて、図１５に示す回転蛍光体７０を用いる。回転蛍光体７０は、ホイール板６０の凹部６２に、緑色光ＬＧ（第１蛍光）を発する第１領域７１ａと、青色光ＬＢ（第２蛍光）を発する第２領域７１ｂとを有する蛍光体層７１が設けられている。第１領域７１ａは、バインダ（図示せず）に、蛍光体材料として、例えばβ−ＳｉＡｌＯＮ（β−Ｓｉ6-xＡｌxＯxＮ8-x）を分散させた領域であり、励起光ＬＥを受けて緑色光ＬＧを発する。第２領域７１ｂは、バインダ（図示せず）に、蛍光体材料として、例えばＢＡＭ（ＢａＭｇＡｌ10Ｏ17：Ｅｕ2+）を分散させた領域であり、励起光ＬＥを受けて青色光ＬＢを発する。 Further, in the above embodiment, the phosphor layer 61 emits only the green light LG. However, in addition to the green light LG, other wavelength band light may be emitted. Below, the embodiment of the endoscope system provided with the rotation fluorescent substance which has a fluorescent substance layer which emits multiple types of light is shown.
Second Embodiment
In the second embodiment, a rotating phosphor 70 shown in FIG. 15 is used instead of the rotating phosphor 50 of the first embodiment. The rotary phosphor 70 is a phosphor layer having a first area 71a emitting green light LG (first fluorescence) and a second area 71b emitting blue light LB (second fluorescence) in the recess 62 of the wheel plate 60. 71 are provided. The first region 71 a is a region in which, for example, β-SiAlON (β-Si 6 -x Al x O x N 8-x ) is dispersed as a phosphor material in a binder (not shown), and the excitation light LE Emits green light LG. The second region 71b is a region in which, for example, BAM (BaMgAl 10 O 17 : Eu 2+ ) is dispersed as a phosphor material in a binder (not shown), and receives the excitation light LE to emit blue light LB. .

本実施形態の光源部７２は、図１６に示すように、図５に示す光源部３０の構成から、Ｂ−ＬＥＤ５６ａ、第３コリメータレンズ５８ｃ、及び第２ＤＭ５５ｂを削除したものである。その他の構成は、第１実施形態と同様である。   As shown in FIG. 16, the light source unit 72 of this embodiment is obtained by removing the B-LED 56a, the third collimator lens 58c, and the second DM 55b from the configuration of the light source unit 30 shown in FIG. The other configuration is the same as that of the first embodiment.

本実施形態では、ホイール板６０の回転に伴って、第１領域７１ａ及び第２領域７１ｂが励起光ＬＥの照射位置６４（図１５参照）を通過し、緑色光ＬＧと青色光ＬＢとが交互に発せられる。回転蛍光体７０から発せられた緑色光ＬＧ及び青色光ＬＢのうち、Ｖ−ＬＤ５３側に向かう成分は、第１ＤＭ５５ａにより反射されて、回転蛍光体７０に戻され、第２コリメータレンズ５８ｂに入射する。緑色光ＬＧ及び青色光ＬＢのうち、Ｖ−ＬＤ５３とは反対側に向かう成分は、そのまま第２コリメータレンズ５８ｂに入射する。   In the present embodiment, as the wheel plate 60 rotates, the first area 71a and the second area 71b pass the irradiation position 64 (see FIG. 15) of the excitation light LE, and the green light LG and the blue light LB alternate. It is emitted to Of the green light LG and the blue light LB emitted from the rotary fluorescent body 70, the component toward the V-LD 53 is reflected by the first DM 55a, returned to the rotary fluorescent body 70, and enters the second collimator lens 58b. . Of the green light LG and the blue light LB, the component directed to the opposite side to the V-LD 53 is directly incident on the second collimator lens 58b.

第２コリメータレンズ５８ｂから射出された緑色光ＬＧ及び青色光ＬＢは、第３及び第４ＤＭ５５ｃ，５５ｄを透過して集光レンズ５９に入射する。緑色光ＬＧ及び青色光ＬＢは、第４ＤＭ５５ｄを透過する際に、第４ＤＭ５５ｄのノッチ特性により、４６０ｎｍ〜５００ｎｍの波長帯域の光強度が低減される。なお、本実施形態では、第２ＤＭ５５ｂが設けられていないので、励起光ＬＥは、第３ＤＭ５５ｃを透過して第４ＤＭ５５ｄに入射し、第４ＤＭ５５ｄにより反射されることで、緑色光ＬＧ及び青色光ＬＢの光路から除外され、集光レンズ５９には入射しない。   The green light LG and the blue light LB emitted from the second collimator lens 58 b transmit the third and fourth DMs 55 c and 55 d and enter the condensing lens 59. When transmitting the fourth DM 55 d, the green light LG and the blue light LB reduce the light intensity in the wavelength band of 460 nm to 500 nm by the notch characteristics of the fourth DM 55 d. In the present embodiment, since the second DM 55b is not provided, the excitation light LE is transmitted through the third DM 55c and is incident on the fourth DM 55d, and is reflected by the fourth DM 55d to obtain the green light LG and the blue light LB. It is excluded from the optical path and does not enter the condenser lens 59.

Ｒ−ＬＥＤ５６ｂ及びＶ−ＬＥＤ５６ｃから射出される赤色光ＬＲ及び紫色光ＬＶの各光路は、第３及び第４ＤＭ５５ｃ，５５ｄにより、緑色光ＬＧ及び青色光ＬＢの光路に統合される。すなわち、第４ＤＭ５５ｄは、緑色光ＬＧ及び赤色光ＬＲの光路と励起光ＬＥの光路とを統合せずに、緑色光ＬＧ及び赤色光ＬＲの光路と紫色光ＬＶの光路とを統合する。   The optical paths of the red light LR and the purple light LV emitted from the R-LED 56 b and the V-LED 56 c are integrated into the optical paths of the green light LG and the blue light LB by the third and fourth DM 55 c and 55 d. That is, the fourth DM 55d integrates the optical paths of the green light LG and the red light LR and the optical path of the purple light LV without integrating the optical paths of the green light LG and the red light LR and the optical path of the excitation light LE.

次に、光源部７２及び撮像素子３３の駆動タイミングについて説明する。コントローラ４０により、光源制御部３１と撮像駆動部３４とが制御されることにより、回転蛍光体７０の回転、Ｒ−ＬＥＤ５６ｂ及びＶ−ＬＥＤ５６ｃの発光、撮像素子３３の撮像は、互いに同期して制御される。   Next, drive timings of the light source unit 72 and the imaging device 33 will be described. The light source control unit 31 and the imaging drive unit 34 are controlled by the controller 40 to control the rotation of the rotary phosphor 70, the light emission of the R-LED 56b and the V-LED 56c, and the imaging of the imaging device 33 in synchronization with each other Be done.

コントローラ４０は、ホイール板６０の回転位置を検出する回転位置検出センサ（図示せず）の検出値に基づいて、Ｒ−ＬＥＤ５６ｂ及びＶ−ＬＥＤ５６ｃの発光タイミングと、撮像素子３３の撮像タイミングとを制御する。   The controller 40 controls the light emission timing of the R-LED 56 b and the V-LED 56 c and the imaging timing of the imaging element 33 based on the detection value of a rotational position detection sensor (not shown) that detects the rotational position of the wheel plate 60 Do.

具体的には、コントローラ４０は、回転蛍光体７０のホイール板６０を一定の周期Ｔで回転させ、Ｖ−ＬＤ５３を駆動して励起光ＬＥを射出させる。この励起光ＬＥの発光強度は一定である。図１７に示すように、回転周期Ｔの前半は、前述の第１領域７１ａが励起光ＬＥの照射位置６４を通過している期間（以下、第１期間Ｐ１という）であり、緑色光ＬＧが発せられる。回転周期Ｔの後半は、第２領域７１ｂが照射位置６４を通過している期間（以下、第２期間Ｐ２という）であり、青色光ＬＢが発せられる。   Specifically, the controller 40 rotates the wheel plate 60 of the rotary phosphor 70 at a constant period T, drives the V-LD 53, and emits the excitation light LE. The emission intensity of the excitation light LE is constant. As shown in FIG. 17, the first half of the rotation period T is a period during which the aforementioned first region 71a passes the irradiation position 64 of the excitation light LE (hereinafter referred to as the first period P1). It is emitted. The second half of the rotation period T is a period during which the second region 71 b passes the irradiation position 64 (hereinafter, referred to as a second period P2), and blue light LB is emitted.

コントローラ４０は、第１期間Ｐ１にのみＶ−ＬＥＤ５６ｃを駆動して紫色光ＬＶを発生させ、第２期間Ｐ２にのみＲ−ＬＥＤ５６ｂを駆動して赤色光ＬＲを発生させる。これにより、第１期間Ｐ１には、緑色光ＬＧと紫色光ＬＶとが合波された光（以下、第１照明光という）が、光源部３０から内視鏡１１のライトガイド３２に供給される。第２期間Ｐ２には、青色光ＬＢと赤色光ＬＲとが合波された光（以下、第２照明光という）が、光源部３０から内視鏡１１のライトガイド３２に供給される。   The controller 40 drives the V-LED 56c only during the first period P1 to generate purple light LV, and drives the R-LED 56b only during the second period P2 to generate red light LR. Accordingly, in the first period P1, light (hereinafter, referred to as first illumination light) in which the green light LG and the purple light LV are combined is supplied from the light source unit 30 to the light guide 32 of the endoscope 11 Ru. In the second period P2, light in which the blue light LB and the red light LR are combined (hereinafter referred to as second illumination light) is supplied from the light source unit 30 to the light guide 32 of the endoscope 11.

コントローラ４０は、撮像素子３３に、第１期間Ｐ１と第２期間Ｐ２とのそれぞれにおいて撮像動作を行わせる。すなわち、撮像素子３３は、第１期間Ｐ１では、第１照明光により照明された検体を撮像して撮像信号（以下、第１撮像信号Ｓ１という）を生成し、第２期間Ｐ２では、第２照明光により照明された検体を撮像して撮像信号（以下、第２撮像信号Ｓ２という）を生成する。   The controller 40 causes the imaging device 33 to perform an imaging operation in each of the first period P1 and the second period P2. That is, the imaging device 33 captures an image of the sample illuminated by the first illumination light in the first period P1 to generate an imaging signal (hereinafter, referred to as a first imaging signal S1), and in the second period P2, A subject illuminated by the illumination light is imaged to generate an imaging signal (hereinafter, referred to as a second imaging signal S2).

ここで、第１照明光に含まれる緑色光ＬＧと紫色光ＬＶとは、波長帯域が互いに離れているので、撮像素子３３により色分離性良く撮像が行われる。同様に、第２照明光に含まれる青色光ＬＢと赤色光ＬＲとは、波長帯域が互いに離れているので、撮像素子３３により色分離性良く撮像が行われる。   Here, since the wavelength bands of the green light LG and the purple light LV included in the first illumination light are separated from each other, imaging is performed with good color separation by the imaging element 33. Similarly, since the wavelength bands of the blue light LB and the red light LR included in the second illumination light are separated from each other, the imaging device 33 performs imaging with good color separation.

ＤＳＰ４１は、第１撮像信号Ｓ１に含まれるＧ信号及びＢ信号と、第２撮像信号Ｓ２に含まれるＢ信号及びＲ信号とに基づいて画像データを生成する。なお、第１撮像信号Ｓ１に含まれるＢ信号は、紫色光ＬＶに基づくものであり、第２撮像信号Ｓ２に含まれるＢ信号は、青色光ＬＢに基づくものである。画像データを生成する際には、第１撮像信号Ｓ１に含まれるＢ信号と第２撮像信号Ｓ２に含まれるＢ信号とを同一の画素毎に加算したものをＢ信号とする。そして、このＢ信号と、Ｇ信号及びＲ信号とを用いて前述の信号処理を行うことにより画像データが生成される。   The DSP 41 generates image data based on the G and B signals contained in the first imaging signal S1 and the B and R signals contained in the second imaging signal S2. The B signal contained in the first imaging signal S1 is based on the purple light LV, and the B signal contained in the second imaging signal S2 is based on the blue light LB. When the image data is generated, a signal obtained by adding the B signal included in the first imaging signal S1 and the B signal included in the second imaging signal S2 to each identical pixel is set as a B signal. Then, image data is generated by performing the above-described signal processing using the B signal, the G signal, and the R signal.

ＤＳＰ４１は、図１８に示すように、撮像素子３３から第１撮像信号Ｓ１または第２撮像信号Ｓ２が得られるたびに、得られた撮像信号と、その直前に得られた撮像信号とを用いて１フレーム分の画像データを生成する。すなわち、回転周期Ｔの半分（Ｔ／２）が前述の１フレーム周期である。   As shown in FIG. 18, the DSP 41 uses the obtained imaging signal and the imaging signal obtained immediately before that each time the first imaging signal S1 or the second imaging signal S2 is obtained from the imaging element 33. Image data for one frame is generated. That is, half (T / 2) of the rotation period T is the above-mentioned one frame period.

このように第１及び第２撮像信号Ｓ１，Ｓ２により得られる画像データに基づく観察画像は、フルカラーの画像である。なお、この観察画像に加えて、第１撮像信号Ｓ１のみから観察画像を生成しても良い。第１撮像信号Ｓ１は、緑色光ＬＧと紫色光ＬＶとに基づく信号であるので、第１撮像信号Ｓ１に基づく観察画像は、表層血管等が強調された擬似カラーの画像である。   The observation image based on the image data obtained by the first and second imaging signals S1 and S2 as described above is a full-color image. In addition to the observation image, the observation image may be generated from only the first imaging signal S1. Since the first imaging signal S1 is a signal based on the green light LG and the purple light LV, the observation image based on the first imaging signal S1 is a pseudo color image in which a superficial blood vessel or the like is emphasized.

第２実施形態では、緑色光ＬＧ及び青色光ＬＢは、蛍光体により生成されたものであり、共に高輝度であるので、緑色光ＬＧと青色光ＬＢとの強度のバランスが保たれる。   In the second embodiment, since the green light LG and the blue light LB are generated by the phosphor and both have high luminance, the balance of the intensity of the green light LG and the blue light LB is maintained.

第２実施形態においても、第４ＤＭ５５ｄを、第３ＤＭ５５ｃより上流側（Ｖ−ＬＤ５３側）に配置することが可能であるが、第４ＤＭ５５ｄを下流側に配置する場合には、第４ＤＭ５５ｄに、４６０ｎｍ〜５００ｎｍの波長帯域の光強度を低減させる第１のノッチ特性に加えて、５６０ｎｍ〜５９０ｎｍの波長帯域の光強度を低減させる第２のノッチ特性を持たせることが可能である。また、第３及び第４ＤＭ５５ｃ，５５ｄの光学特性（反射又は透過）は変更可能であり、図１６に示す構成を含めて４通りのパターンの変形が可能である。   Also in the second embodiment, the fourth DM 55 d can be disposed on the upstream side (V-LD 53 side) of the third DM 55 c. However, when the fourth DM 55 d is disposed on the downstream side, 460 nm to In addition to the first notch characteristic that reduces the light intensity in the wavelength band of 500 nm, it is possible to provide the second notch characteristic that reduces the light intensity in the wavelength band of 560 nm to 590 nm. The optical characteristics (reflection or transmission) of the third and fourth DMs 55c and 55d can be changed, and four patterns can be deformed including the configuration shown in FIG.

第２実施形態では、図１７に示すように、撮像素子３３の撮像周期を回転周期Ｔの半分とし、第１期間Ｐ１と第２期間Ｐ２とでそれぞれ個別に撮像動作を行っているが、撮像素子３３の撮像周期を回転周期Ｔと一致させ、１回転周期Ｔで１回の撮像動作を行っても良い。この場合には、第１照明光で照明された検体像と第２照明光で照明された検体像とが混合されて撮像されるため、第２実施形態に比べて撮像の色分離性は低下するが、ＤＳＰ４１による画像データを生成するための信号処理が簡便化される。   In the second embodiment, as shown in FIG. 17, the imaging cycle of the imaging device 33 is set to half the rotation cycle T, and the imaging operation is performed individually in the first period P1 and the second period P2. The imaging cycle of the element 33 may be matched with the rotation cycle T, and one imaging operation may be performed at one rotation cycle T. In this case, since the specimen image illuminated by the first illumination light and the specimen image illuminated by the second illumination light are mixed and imaged, the color separation of imaging is reduced compared to the second embodiment. However, signal processing for generating image data by the DSP 41 is simplified.

また、この場合には、Ｒ−ＬＥＤ５６ｂ及びＶ−ＬＥＤ５６ｃを常時駆動して、赤色光ＬＲ及び紫色光ＬＶを常時点灯させても良い。また、撮像素子３３の撮像周期を回転周期Ｔの整数倍に一致させても良い。さらに、回転周期Ｔが撮像周期に対して十分に小さい場合には、撮像周期を回転周期Ｔの整数倍に一致させず、撮像素子３３の撮像と回転蛍光体７０の回転とを非同期としても良い。   Further, in this case, the R-LED 56 b and the V-LED 56 c may be driven at all times to turn on the red light LR and the purple light LV. Also, the imaging cycle of the imaging element 33 may be made to coincide with an integral multiple of the rotation cycle T. Furthermore, when the rotation cycle T is sufficiently smaller than the imaging cycle, the imaging cycle may not be equal to an integral multiple of the rotation cycle T, and the imaging of the imaging device 33 and the rotation of the rotating phosphor 70 may be asynchronous. .

第２実施形態では、Ｖ−ＬＤ５３による励起光ＬＥの発光強度を一定としているが、第１期間Ｐ１と第２期間Ｐ２とで励起光ＬＥの発光強度を変更することも好ましい。励起光ＬＥの発光強度に応じて、緑色光ＬＧと青色光ＬＢとの発光強度がそれぞれ変化するので、第１期間Ｐ１と第２期間Ｐ２とで励起光ＬＥの発光強度を変更することにより、緑色光ＬＧと青色光ＬＢとの光量比を変更することができる。   In the second embodiment, the emission intensity of the excitation light LE by the V-LD 53 is constant, but it is also preferable to change the emission intensity of the excitation light LE between the first period P1 and the second period P2. Since the emission intensities of the green light LG and the blue light LB change according to the emission intensity of the excitation light LE, by changing the emission intensity of the excitation light LE in the first period P1 and the second period P2, The light quantity ratio between the green light LG and the blue light LB can be changed.

緑色光ＬＧと青色光ＬＢとの光量比は、遠景観察時と近景観察時とで変更することが好ましい。遠景観察とは、内視鏡１１の先端部１９を検体から離した位置で観察することであり、表層血管及び中深層血管の位置関係を含む被観察部位の全体の状態を観察することを主目的とするものである。これに対して、近景観察とは、内視鏡１１の先端部１９を検体に近接させた位置で観察することであり、早期癌などによる病変が現れやすい表層血管を集中的に観察することを主目的とするものである。   It is preferable to change the light amount ratio between the green light LG and the blue light LB at the time of distant view observation and at the time of near view observation. The distant view observation is to observe the tip portion 19 of the endoscope 11 at a position away from the sample, and it is mainly to observe the entire state of the observed region including the positional relationship between the superficial blood vessel and the middle deep blood vessel. It is the purpose. On the other hand, near-view observation is to observe the distal end portion 19 of the endoscope 11 at a position close to the sample, and to intensively observe superficial blood vessels where lesions due to early cancer or the like are likely to appear. It is the main purpose.

遠景観察時には、近景観察時よりも観察画像の明るさが低下するので、青色光ＬＢの光量に対する緑色光ＬＧの光量比ＲG/Bを大きくすることが好ましい。これは、緑色光ＬＧは、青色光ＬＢに比べて、ヘモグロビンの吸収係数や生体組織内での散乱係数が低いため、生体組織内をより深くかつ広く拡散し、粘膜等を効率よく照明することによる。 At the time of distant view observation, the brightness of the observed image is lower than at the time of near view observation, so it is preferable to increase the light amount ratio RG / B of the green light LG to the light amount of the blue light LB. This is because green light LG has a lower absorption coefficient of hemoglobin and a lower scattering coefficient in living tissue than blue light LB, so it can diffuse deeper and wider in living tissue and efficiently illuminate mucous membranes etc. by.

この光量比ＲG/Bの変更は、例えば、操作入力部１５からの入力信号に基づいて行えば良い。具体的には、操作入力部１５により、遠景観察モードと近景観察モードとを設定可能とし、遠景観察モードが設定された場合には、近景観察モードの場合より光量比ＲG/Bを大きくする。これに代えて、撮像素子３３により取得される撮像信号に基づいて露光量を求め、この露光量に基づいて光量比ＲG/Bを制御しても良い。具体的には、露光量が一定値以下の場合には遠景観察状態にあると判定し、露光量が一定値より大きい場合には近景観察状態にあると判定すれば良い。
［第３実施形態］
第３実施形態では、蛍光体層７１中の第１領域７１ａに、励起光ＬＥを受けて緑色光ＬＧ（第１蛍光）を発する蛍光体材料（β−ＳｉＡｌＯＮ等）に加えて、励起光ＬＥを受けて赤色光ＬＲ（第３蛍光）を発する蛍光体材料（例えば、ＣＡＳＮ（ＣａＡｌＳｉＮ3：Ｅｕ2+））を含有させ、図１６に示す光源部７２の構成から、Ｒ−ＬＥＤ５６ｂ、第４コリメータレンズ５８ｄ、及び第３ＤＭ５５ｃを削除する。 The change of the light amount ratio RG / B may be performed based on an input signal from the operation input unit 15, for example. Specifically, the far-field observation mode and the near-field observation mode can be set by the operation input unit 15. When the far-field observation mode is set, the light amount ratio R G / B is made larger than in the near-field observation mode. . Instead of this, the exposure amount may be obtained based on the imaging signal acquired by the imaging element 33, and the light amount ratio RG / B may be controlled based on the exposure amount. Specifically, when the exposure amount is equal to or less than a predetermined value, it is determined to be in the distant view observation state, and when the exposure amount is larger than the predetermined value, it may be determined to be in the near view observation state.
Third Embodiment
In the third embodiment, in addition to a phosphor material (such as β-SiAlON) that emits excitation light LE and emits green light LG (first fluorescence) in the first region 71a in the phosphor layer 71, the excitation light LE And a phosphor material (for example, CASN (CaAlSiN 3 : Eu 2+ )) that emits red light LR (third fluorescence) upon receiving the light source section 72 shown in FIG. The collimator lens 58d and the third DM 55c are deleted.

第３実施形態では、第１領域７１ａから、緑色光ＬＧと赤色光ＬＲとが混合された黄色光が発せられる。その他の構成は、第２実施形態と同様である。
［第４実施形態］
第４実施形態では、図１９に示すように、ホイール板６０の凹部６２に、第１〜第３領域８１ａ〜８１ｃを有する蛍光体層８１が設けられた回転蛍光体８０を用いる。第１及び第２領域８１ａ，８１ｂは、第２実施形態の第１及び第２領域７１ａと同様に、励起光ＬＥを受けて緑色光ＬＧ（第１蛍光）及び青色光ＬＢ（第２蛍光）をそれぞれ発生する。 In the third embodiment, yellow light in which the green light LG and the red light LR are mixed is emitted from the first region 71a. The other configuration is the same as that of the second embodiment.
Fourth Embodiment
In the fourth embodiment, as shown in FIG. 19, a rotary phosphor 80 in which a phosphor layer 81 having first to third regions 81 a to 81 c is provided in the recess 62 of the wheel plate 60 is used. The first and second regions 81a and 81b receive the excitation light LE and receive green light LG (first fluorescence) and blue light LB (second fluorescence) as in the first and second regions 71a of the second embodiment. Each occurs.

第３領域８１ｃは、励起光ＬＥを受けて赤色光ＬＲ（第３蛍光）を発生する。第３領域８１ｃは、バインダ（図示せず）に、蛍光体材料として、例えばＣＡＳＮ（ＣａＡｌＳｉＮ3：Ｅｕ2+）を分散させた領域である。 The third region 81c receives the excitation light LE and generates red light LR (third fluorescence). The third region 81 c is a region in which, for example, CASN (CaAlSiN 3 : Eu 2+ ) is dispersed as a phosphor material in a binder (not shown).

本実施形態の光源部８２は、図２０に示すように、図１６に示す光源部７２の構成から、Ｒ−ＬＥＤ５６ｂ、第４コリメータレンズ５８ｄ、及び第３ＤＭ５５ｃを削除したものである。その他の構成は、第１実施形態と同様である。   As shown in FIG. 20, the light source unit 82 of this embodiment is obtained by removing the R-LED 56b, the fourth collimator lens 58d, and the third DM 55c from the configuration of the light source unit 72 shown in FIG. The other configuration is the same as that of the first embodiment.

本実施形態では、ホイール板６０の回転に伴って、第１領域８１ａ、第２領域８１ｂ、第３領域８１ｃが励起光ＬＥの照射位置６４を順に通過し、緑色光ＬＧ、青色光ＬＢ、赤色光ＬＲが順に発せられる。緑色光ＬＧ、青色光ＬＢ、赤色光ＬＲは、第４ＤＭ５５ｄを透過する際に、第４ＤＭ５５ｄのノッチ特性により、４６０ｎｍ〜５００ｎｍの波長帯域の光強度が低減される。   In the present embodiment, as the wheel plate 60 rotates, the first area 81a, the second area 81b, and the third area 81c sequentially pass through the irradiation position 64 of the excitation light LE, and the green light LG, blue light LB, red light Light LR is emitted in order. When the green light LG, the blue light LB, and the red light LR are transmitted through the fourth DM 55d, the light intensity in the wavelength band of 460 nm to 500 nm is reduced by the notch characteristics of the fourth DM 55d.

本実施形態では、撮像素子３３として、カラーフィルタアレイを有していないモノクロのイメージセンサ（以下、モノクロセンサという）を用いることも可能である。撮像素子３３としてモノクロセンサを用いる場合には、緑色光ＬＧ、青色光ＬＢ、赤色光ＬＲの各発光期間に合わせて撮像を行えば良い。この場合には、青色光ＬＢの発光期間（第２期間Ｐ２）に、Ｖ−ＬＥＤ５６ｃを駆動して紫色光ＬＶを発光させることが好ましい。   In the present embodiment, it is also possible to use a monochrome image sensor (hereinafter referred to as a monochrome sensor) that does not have a color filter array as the imaging device 33. When a monochrome sensor is used as the imaging element 33, imaging may be performed in accordance with each light emission period of the green light LG, the blue light LB, and the red light LR. In this case, it is preferable to drive the V-LED 56c to emit purple light LV during the light emission period (second period P2) of the blue light LB.

一方、撮像素子３３として単板カラー方式のイメージセンサ（以下、カラーセンサという）を用いる場合には、赤色光ＬＲの発光期間（第３領域８１ｃが励起光ＬＥの照射位置６４を通過している期間）に、Ｖ−ＬＥＤ５６ｃを駆動して紫色光ＬＶを発光させることが好ましい。赤色光ＬＲと紫色光ＬＶとは、波長帯域が互いに離れているので、撮像素子３３により色分離性良く撮像が行われる。
［第５実施形態］
第５実施形態では、図２１に示すように、ホイール板６０の凹部６２に、第１〜第３蛍光体材料９１ａ〜９１ｃと、これらが分散されたバインダ９１ｄとで構成された蛍光体層９１を有する回転蛍光体９０を用いる。第１蛍光体材料９１ａは、励起光ＬＥを受けて緑色光ＬＧ（第１蛍光）を発する。第２蛍光体材料９１ｂは、励起光ＬＥを受けて青色光ＬＢ（第２蛍光）を発する。第３蛍光体材料９１ｃは、励起光ＬＥを受けて赤色光ＬＲ（第３蛍光）を発する。 On the other hand, when using a single-plate color image sensor (hereinafter referred to as a color sensor) as the imaging element 33, the emission period of the red light LR (the third region 81c passes the irradiation position 64 of the excitation light LE) It is preferable to drive the V-LED 56c to emit purple light LV during the period). The wavelength bands of the red light LR and the purple light LV are separated from each other, so that the imaging device 33 performs imaging with good color separation.
Fifth Embodiment
In the fifth embodiment, as shown in FIG. 21, a phosphor layer 91 composed of first to third phosphor materials 91a to 91c and a binder 91d in which these are dispersed in the recess 62 of the wheel plate 60. Is used. The first phosphor material 91a receives the excitation light LE and emits green light LG (first fluorescence). The second phosphor material 91b receives the excitation light LE and emits blue light LB (second fluorescence). The third phosphor material 91c receives the excitation light LE and emits red light LR (third fluorescence).

本実施形態の光源部は、第４実施形態と同様に、図１６に示す光源部７２の構成から、Ｒ−ＬＥＤ５６ｂ、第４コリメータレンズ５８ｄ、及び第３ＤＭ５５ｃを削除したものである。その他の構成は、第１実施形態と同様である。   The light source unit of this embodiment is the same as the fourth embodiment except that the R-LED 56b, the fourth collimator lens 58d, and the third DM 55c are removed from the configuration of the light source unit 72 shown in FIG. The other configuration is the same as that of the first embodiment.

本実施形態では、蛍光体層９１への励起光ＬＥの照射により、蛍光体層９１から、緑色光ＬＧ、青色光ＬＢ、及び赤色光ＬＲが混合された光（白色光）が発せられる。このため、撮像素子３３としては、カラーセンサを用い、モノクロセンサを用いることはできない。本実施形態では、ホイール板６０の回転中、Ｖ−ＬＥＤ５６ｃを駆動して紫色光ＬＶを常時発光させる。その他の構成は、第１実施形態と同様である。   In the present embodiment, the irradiation of the excitation light LE to the phosphor layer 91 causes the phosphor layer 91 to emit light (white light) in which the green light LG, the blue light LB, and the red light LR are mixed. For this reason, a color sensor can not be used as the image sensor 33, and a monochrome sensor can not be used. In the present embodiment, while the wheel plate 60 is rotating, the V-LED 56c is driven to always emit the purple light LV. The other configuration is the same as that of the first embodiment.

第４及び第５実施形態においても、第４ＤＭ５５ｄに、４６０ｎｍ〜５００ｎｍの波長帯域の光強度を低減させる第１のノッチ特性に加えて、５６０ｎｍ〜５９０ｎｍの波長帯域の光強度を低減させる第２のノッチ特性を持たせることが可能である。また、第４ＤＭ５５ｄの光学特性の反射と透過の関係を逆とすることも可能である。   Also in the fourth and fifth embodiments, the fourth DM 55 d reduces the light intensity in the wavelength band of 560 nm to 590 nm in addition to the first notch characteristic that reduces the light intensity in the wavelength band of 460 nm to 500 nm. It is possible to have a notch characteristic. It is also possible to reverse the relationship between reflection and transmission of the optical characteristics of the fourth DM 55d.

上記各実施形態では、青色光ＬＢのピーク波長を約４６０ｎｍ、緑色光ＬＧのピーク波長を約５４０ｎｍとしているが、青色光ＬＢのピーク波長は４６０ｎｍ以下であれば良く、緑色光ＬＧのピーク波長は５００ｎｍ以上であれば良い。   In the above embodiments, the peak wavelength of the blue light LB is about 460 nm and the peak wavelength of the green light LG is about 540 nm, but the peak wavelength of the blue light LB may be 460 nm or less. It is sufficient if it is 500 nm or more.

上記各実施形態では、カラーセンサに、原色型のカラーフィルタアレイ３８を設けているが、これに代えて、補色型のカラーフィルタアレイを設けても良い。   In each of the above-described embodiments, the color sensor array 38 of the primary color type is provided in the color sensor, but instead, a color filter array of the complementary color type may be provided.

上記各実施形態では、第１ＤＭ５５ａが回転蛍光体とは別体として設けられているが、ホイール板の蛍光体層の背面側（Ｖ−ＬＤ５３側）に第１ＤＭ５５ａを設けても良い。   In the above embodiments, the first DM 55a is provided separately from the rotary phosphor, but the first DM 55a may be provided on the back side (V-LD 53 side) of the phosphor layer of the wheel plate.

上記各実施形態では、蛍光体を、回転駆動される回転蛍光体としているが、蛍光体は、固設されて回転しないものであっても良い。   In each of the above embodiments, the phosphor is a rotationally driven rotary phosphor, but the phosphor may be fixed and not rotate.

上記各実施形態では、光源装置とプロセッサ装置とを別体構成としているが、光源装置とプロセッサ装置と１つの装置で構成しても良い。   In each of the above embodiments, the light source device and the processor device are separately configured, but the light source device and the processor device may be configured as one device.

特許請求の範囲に記載の第１ダイクロイックミラーは、上記実施形態中の第１ＤＭ５５ａに対応する。特許請求の範囲に記載の第１光源は、Ｖ−ＬＥＤ５６ｃまたはＲ−ＬＥＤ５６ｂに対応し、特定光は、紫色光ＬＶまたは赤色光ＬＲに対応する。特許請求の範囲に記載の第２ダイクロイックミラーは、第３ＤＭ５５ｃまたは第４ＤＭ５５ｄに対応する。特許請求の範囲に記載の第２光源は、Ｂ−ＬＥＤ５６ａまたはＲ−ＬＥＤ５６ｂに対応し、第３ダイクロイックミラーは、第２ＤＭ５５ｂまたは第３ＤＭ５５ｃに対応する。特許請求の範囲に記載の第３光源は、Ｒ−ＬＥＤ５６ｂに対応し、第４ダイクロイックミラーは、第３ＤＭ５５ｃに対応する。   The first dichroic mirror described in the claims corresponds to the first DM 55a in the above embodiment. The first light source described in the claims corresponds to the V-LED 56c or the R-LED 56b, and the specific light corresponds to the purple light LV or the red light LR. The second dichroic mirror described in the claims corresponds to the third DM 55 c or the fourth DM 55 d. The second light source described in the claims corresponds to the B-LED 56a or the R-LED 56b, and the third dichroic mirror corresponds to the second DM 55b or the third DM 55c. The third light source described in the claims corresponds to the R-LED 56 b, and the fourth dichroic mirror corresponds to the third DM 55 c.

特許請求の範囲の請求項１に記載の構成は、第２ダイクロイックミラーが、蛍光を透過させて特定光を反射させる第１の構成と、蛍光を反射させて特定光を透過させる第２の構成とを含むものである。以下に、第１及び第２の構成をそれぞれ付記項１、２として記載する。
［付記項１］
励起光を発する励起光源と、
前記励起光が照射されることにより蛍光を発する蛍光体と、
前記励起光源と前記蛍光体との間に配置され、前記励起光を透過させ、前記蛍光のうち、前記励起光源側に向かう成分を反射させる第１ダイクロイックミラーと、
前記蛍光とは波長帯域が異なる特定光を発する第１光源と、
前記蛍光の光路上に配置され、前記蛍光を透過させて前記特定光を反射させることにより前記蛍光の光路と前記紫色光の光路とを統合し、かつ、４６０ｎｍ以上５００ｎｍ以下の波長帯域の光強度を低減させる特性を有する第２ダイクロイックミラーと、
を備えることを特徴とする内視鏡用光源装置。
［付記項２］
励起光を発する励起光源と、
前記励起光が照射されることにより蛍光を発する蛍光体と、
前記励起光源と前記蛍光体との間に配置され、前記励起光を透過させ、前記蛍光のうち、前記励起光源側に向かう成分を反射させる第１ダイクロイックミラーと、
前記蛍光とは波長帯域が異なる特定光を発する第１光源と、
前記蛍光の光路上に配置され、前記蛍光を反射させて前記特定光を透過させることにより前記蛍光の光路と前記紫色光の光路とを統合し、かつ、４６０ｎｍ以上５００ｎｍ以下の波長帯域の光強度を低減させる特性を有する第２ダイクロイックミラーと、
を備えることを特徴とする内視鏡用光源装置。 According to the first aspect of the present invention, the second dichroic mirror transmits the fluorescence and reflects the specific light, and the second structure reflects the fluorescence and transmits the specific light. And is included. Hereinafter, the first and second configurations will be described as Appendices 1 and 2, respectively.
[Appendix 1]
An excitation light source for emitting excitation light;
A phosphor that emits fluorescence by being irradiated with the excitation light;
A first dichroic mirror disposed between the excitation light source and the phosphor, transmitting the excitation light, and reflecting the component of the fluorescence directed to the excitation light source side;
A first light source that emits specific light different in wavelength band from the fluorescence;
The light path of the fluorescence is disposed, and the light path of the fluorescence and the light path of the violet light are integrated by transmitting the fluorescence and reflecting the specific light, and the light intensity of the wavelength band of 460 nm or more and 500 nm or less A second dichroic mirror having a characteristic of reducing
A light source device for an endoscope, comprising:
[Appendix 2]
An excitation light source for emitting excitation light;
A phosphor that emits fluorescence by being irradiated with the excitation light;
A first dichroic mirror disposed between the excitation light source and the phosphor, transmitting the excitation light, and reflecting the component of the fluorescence directed to the excitation light source side;
A first light source that emits specific light different in wavelength band from the fluorescence;
The light path of the fluorescence is disposed, and the light path of the fluorescence and the light path of the violet light are integrated by reflecting the fluorescence and transmitting the specific light, and the light intensity of the wavelength band of 460 nm or more and 500 nm or less A second dichroic mirror having a characteristic of reducing
A light source device for an endoscope, comprising:

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
３０ 光源部
３２ ライトガイド
３２ａ 入射端
３３ 撮像素子
３３ａ 撮像面
３８ カラーフィルタアレイ
５０ 回転蛍光体
５５ａ〜５５ｄ 第１〜第４ＤＭ
５８ａ〜５８ｅ 第１〜第５コリメータレンズ
６０ ホイール板
６１ 蛍光体層
６４ 照射位置
７０ 回転蛍光体
７１ 蛍光体層
７１ａ，７１ｂ 第１及び第２領域
８０ 回転蛍光体
８１ 蛍光体層
８１ａ〜８１ｃ 第１〜第３領域
９０ 回転蛍光体
９１ 蛍光体層
９１ａ〜９１ｃ 第１〜第３蛍光体材料
９１ｄ バインダ DESCRIPTION OF SYMBOLS 10 endoscope system 11 endoscope 12 processor apparatus 13 light source device 30 light source part 32 light guide 32a incident end 33 imaging device 33a imaging surface 38 color filter array 50 rotation fluorescent substance 55a-55d 1st-4th DM
58a to 58e first to fifth collimator lenses 60 wheel plate 61 phosphor layer 64 irradiation position 70 rotating phosphor 71 phosphor layers 71a and 71b first and second regions 80 rotating phosphor 81 phosphor layers 81a to 81c first -3rd area 90 rotation fluorescent substance 91 fluorescent substance layer 91a-91c 1st-3rd fluorescent substance material 91d binder

Claims (8)

励起光を発する励起光源と、
前記励起光が照射されることにより蛍光を発する蛍光体であり、前記蛍光として、緑色光及び赤色光を発する蛍光体と、
前記蛍光とは波長帯域が異なる特定光を発する第１光源と、
前記蛍光の光路と前記特定光の光路とを統合し、かつ、４６０ｎｍ以上５００ｎｍ以下の波長帯域の光強度を低減させる特性を有する第２ダイクロイックミラーと、
を備えることを特徴とする内視鏡用光源装置。 An excitation light source for emitting excitation light;
A fluorescent substance that emits fluorescence upon irradiation with the excitation light, and a fluorescent substance that emits green light and red light as the fluorescence;
A first light source that emits specific light different in wavelength band from the fluorescence;
Integrating the optical path of the specific light and the optical path of the fluorescence, and a second dichroic mirror to have the characteristics of reducing the light intensity of a wavelength band 500nm or 460 nm,
A light source device for an endoscope, comprising: 前記第２ダイクロイックミラーは、前記蛍光の光路と前記励起光の光路とを統合せずに、前記蛍光の光路と前記特定光の光路とを統合することを特徴とする請求項１に記載の内視鏡用光源装置。   The second dichroic mirror integrates the light path of the fluorescence and the light path of the specific light without integrating the light path of the fluorescence and the light path of the excitation light. Light source device for endoscopes. 前記特定光は、紫色光であることを特徴とする請求項１または２に記載の内視鏡用光源装置。   The said specific light is purple light, The light source device for endoscopes of Claim 1 or 2 characterized by the above-mentioned. 前記第２ダイクロイックミラーは、５６０ｎｍ以上５９０ｎｍ以下の波長帯域の光の光量を低減させる特性をさらに有することを特徴とする請求項１ないし３いずれか１項に記載の内視鏡用光源装置。 The light source device for an endoscope according to any one of claims 1 to 3, wherein the second dichroic mirror further has a characteristic to reduce an amount of light in a wavelength band of 560 nm or more and 590 nm or less. 前記蛍光体は、前記緑色光を発する蛍光体材料と、前記赤色光を発する蛍光体材料とがバインダに分散された蛍光体層を有する請求項１ないし４いずれか１項記載の内視鏡用光源装置。 The endoscope according to any one of claims 1 to 4 , wherein the phosphor has a phosphor layer in which the phosphor material emitting the green light and the phosphor material emitting the red light are dispersed in a binder. Light source device. 前記蛍光体は固設されている請求項１ないし５いずれか１項記載の内視鏡用光源装置。 The light source device for an endoscope according to any one of claims 1 to 5, wherein the phosphor is fixed. 前記励起光源と前記蛍光体との間に配置され、前記励起光を透過させ、前記蛍光のうち前記励起光源側に向かう成分を反射させる第１ダイクロイックミラーを備える請求項１ないし６いずれか１項記載の内視鏡用光源装置。 The first dichroic mirror according to any one of claims 1 to 6 , further comprising a first dichroic mirror disposed between the excitation light source and the phosphor, transmitting the excitation light, and reflecting the component of the fluorescence directed to the excitation light source. The light source device for endoscopes of description. 励起光を発する励起光源と、
前記励起光が照射されることにより蛍光を発する蛍光体であり、前記蛍光として、緑色光及び赤色光を発する蛍光体と、
前記蛍光とは波長帯域が異なる特定光を発する第１光源と、
前記蛍光の光路上に配置され、前記蛍光の光路と前記特定光の光路とを統合し、かつ、４６０ｎｍ以上５００ｎｍ以下の波長帯域の光強度を低減させる特性を有する第２ダイクロイックミラーと、を備える光源装置と、
前記蛍光及び前記特定光が照射された観察部位からの反射光を撮像する撮像素子を有する内視鏡と、
前記光源装置及び前記撮像素子の制御を行う制御部と、
を備えることを特徴とする内視鏡システム。 An excitation light source for emitting excitation light;
A fluorescent substance that emits fluorescence upon irradiation with the excitation light, and a fluorescent substance that emits green light and red light as the fluorescence;
A first light source that emits specific light different in wavelength band from the fluorescence;
Wherein disposed on the fluorescent light path, wherein by integrating the optical path between the optical path of the specific optical fluorescence, and a second dichroic mirror to have the characteristics of reducing the light intensity of a wavelength band 500nm or 460 nm, the A light source device,
An endoscope having an imaging device for imaging reflected light from an observation site irradiated with the fluorescence and the specific light;
A control unit that controls the light source device and the imaging device;
An endoscope system comprising:
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