WO2015029709A1 - 内視鏡システム - Google Patents

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WO2015029709A1
WO2015029709A1 PCT/JP2014/070553 JP2014070553W WO2015029709A1 WO 2015029709 A1 WO2015029709 A1 WO 2015029709A1 JP 2014070553 W JP2014070553 W JP 2014070553W WO 2015029709 A1 WO2015029709 A1 WO 2015029709A1
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WO
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light
light source
blue
semiconductor light
blood vessel
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Application number
PCT/JP2014/070553
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French (fr)
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永治 大橋
小澤　聡
美範 森本
祐樹 寺川
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富士フイルム株式会社
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Publication date
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    • A61B1/06—Instruments for performing medical examinations of the interior of cavities or tubes of the body by visual or photographical inspection, e.g. endoscopes; Illuminating arrangements therefor with illuminating arrangements
    • A61B1/0661—Endoscope light sources
    • A61B1/0684—Endoscope light sources using light emitting diodes [LED]
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    • G02—OPTICS
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    • A61B1/04—Instruments for performing medical examinations of the interior of cavities or tubes of the body by visual or photographical inspection, e.g. endoscopes; Illuminating arrangements therefor combined with photographic or television appliances
    • A61B1/043—Instruments for performing medical examinations of the interior of cavities or tubes of the body by visual or photographical inspection, e.g. endoscopes; Illuminating arrangements therefor combined with photographic or television appliances for fluorescence imaging

Definitions

  • the present invention relates to an endoscope system.
  • An endoscope system includes an endoscope, an endoscope light source device (hereinafter simply referred to as a light source device) for supplying illumination light to the endoscope, and a processor device that processes an image signal output from the endoscope.
  • the endoscope has an insertion portion to be inserted into a living body. At the tip of the insertion portion, an illumination window for illuminating the observation site (subject) with illumination light, and an observation window for photographing the observation site are disposed.
  • the endoscope incorporates a light guide made of a fiber bundle in which optical fibers are bundled. The light guide guides the illumination light supplied from the light source device to the illumination window.
  • An imaging device such as a CCD is disposed at the back of the observation window.
  • the observation site irradiated with the illumination light is imaged by the imaging device, and the processor device generates an observation image based on the image signal output from the imaging device.
  • An observation image is displayed on a monitor and observation in a living body is performed.
  • a blue semiconductor emitting for example, a narrow band blue light having a central wavelength of about 445 nm which is well absorbed by surface blood vessels present in mucosal surface
  • a light source is provided as a light source of special light.
  • Each of the light sources is turned on to simultaneously irradiate white light and blue light to the observation site, and the reflected light is imaged by the imaging device to obtain an observation image in which the surface blood vessels are emphasized.
  • processing for emphasizing the superficial blood vessel is performed on the image signal output from the imaging device.
  • the present inventors found the relationship between the reflection spectra of the mucous membrane, the superficial blood vessel, and the middle blood vessel shown in FIG.
  • the reflection spectrum of the mucous membrane is shown by a two-dot chain line
  • the reflection spectrum of the superficial blood vessel is shown by a solid line
  • the reflection spectrum of the middle layer blood vessel is shown by a dotted line.
  • the surface blood vessel is a 10 ⁇ m thick blood vessel located at a depth of 10 ⁇ m from the mucosal surface
  • the middle blood vessel is a 10 to 20 ⁇ m thick blood vessel existing at a 50 ⁇ m depth from the mucosal surface. It shows.
  • the reflectance of superficial blood vessels is greatly reduced in the wavelength band below 450 nm, and the difference with the reflectance of middle-layer blood vessels and mucous membranes is large.
  • the reflectance of the middle layer blood vessel is lowered in the wavelength band of 530 nm to 560 nm although not to the extent of the surface layer blood vessel, and the difference with the reflectance of the surface layer blood vessel and the mucous membrane is large.
  • the reflectance of the mucous membrane is larger than the reflectance of the superficial blood vessels and the middle blood vessels in all wavelength bands.
  • the reflectivity of the superficial layer is lower than that of the middle layer, and the reflectivity of the middle and outer layers is the same at around 450 nm, 450 nm
  • the magnitude of the reflectance is reversed, and the reflectance of the middle-layer blood vessel is lower than that of the superficial blood vessel. That is, when light in a wavelength band below 450 nm is irradiated, the surface blood vessels are enhanced on the observation image because they absorb light better, and when light in a wavelength band of 450 nm or more is irradiated, conversely, Is emphasized on the observation image.
  • the difference between the surface blood vessels and the middle blood vessels is the smaller the light component of the wavelength band of 450 nm or more, which is the intersection of the reflectance of the surface blood vessels and the middle blood vessels shown by the symbol P It turns out that it is good because a clearly distinguishable high contrast observation image can be obtained.
  • blue light having a central wavelength of about 445 nm which is used as special light in Patent Documents 1 and 2 includes a light component of a wavelength band of 450 nm or more that reduces the contrast of surface blood vessels on an observation image.
  • the contrast of the superficial blood vessel is improved by image processing in Patent Documents 1 and 2, it is considered that a high-contrast observation image in which the difference between the superficial blood vessel and the middle blood vessel is clearly distinguished is obtained.
  • the middle layer blood vessels may be in the way and the superficial blood vessels may not be finely observed.
  • the present invention has been made in view of the above problems, and is to obtain an observation image in which the contrast of the surface blood vessel is made more prominent in surface blood vessel enhancement observation in which the surface blood vessel present in the mucosal surface of living tissue is emphasized and observed. It is an object of the present invention to provide an endoscope system capable of observing a superficial blood vessel more precisely.
  • the endoscope system of the present invention has a blue light source and a long cut filter.
  • the blue light source emits blue light in a blue wavelength band.
  • the long cut filter is provided on the optical path of the blue light, and among the blue light, in the reflection spectra of the superficial blood vessels present in the mucous surface of the living tissue and the middle layer blood vessels present in the middle layer, At least a part of the long wavelength component longer than the wavelength of the intersection is cut.
  • the wavelength of the intersection is a value in the range of 445 nm to 460 nm, for example 450 nm.
  • the blue light source is preferably a blue semiconductor light source having a blue semiconductor light emitting element.
  • the blue semiconductor light emitting device is, for example, a blue light emitting diode.
  • a light path integrating the light paths of the green semiconductor light source emitting green light in the green wavelength band, the red semiconductor light source emitting red light in the red wavelength band, the green semiconductor light source, the red semiconductor light source, and the blue semiconductor light source It is preferable to have an integrated part.
  • the green semiconductor light source, the red semiconductor light source, and the blue semiconductor light source emit light of each color simultaneously
  • the imaging device is a color imaging device having blue, green and red micro color filters, and blue, green and red image signals It is preferable to output.
  • a mode switching unit switches between a surface blood vessel enhancement observation mode for emphasizing and observing a surface blood vessel by disabling the cut function of the long cut filter and a normal observation mode for observing the observation site by disabling the cut function.
  • the mode switching unit is, for example, long between an operation member that issues an instruction signal for instructing mode switching, a set position disposed on the optical path of blue light, and a retracted position retracted from the optical path of blue light It has a long cut filter moving mechanism which moves a cut filter, and a control unit which controls driving of the long cut filter moving mechanism according to an instruction signal from an operation member.
  • the light source device for an endoscope has a purple semiconductor light source that emits violet light of a purple wavelength band for emphasizing and observing a near surface blood vessel closer to the mucosal surface of the surface blood vessels present in the mucosal surface of living tissue. It may be done.
  • An image pickup element which picks up an image of an observation target illuminated by illumination light including long cut blue light from which at least a part of a long wavelength component of the intersection or more is cut, and outputting an image signal; It is preferable to have an emphasizing processing unit for emphasizing a superficial blood vessel.
  • the reflectances of the surface blood vessels and the middle blood vessels in the reflection spectrum of the surface blood vessels present in the mucous surface of the living tissue and the middle layer blood vessels present in the middle layer Since at least a part of the long wavelength component longer than the wavelength of the point of intersection is cut, it is possible to obtain an observation image in which the contrast of the superficial blood vessel is made more pronounced, and the superficial blood vessel can be observed more finely.
  • an endoscope system 10 includes an endoscope 11 for imaging an observation site in a living body, a processor device 12 for generating an observation image of the observation site based on an image signal obtained by imaging, and an observation site
  • the light source device 13 supplies illumination light for irradiating the light to the endoscope 11, and the monitor 14 displays the observation image.
  • An operation input unit 15 such as a keyboard or a mouse is connected to the processor unit 12.
  • the endoscope 11 connects the insertion portion 16 inserted into the digestive tract of a living body, the operation portion 17 provided at the proximal end portion of the insertion portion 16, the endoscope 11, the processor device 12 and the light source device 13 A universal cord 18 is provided.
  • the insertion part 16 is comprised by the front-end
  • an illumination window 22 for irradiating illumination light to the observation site, an observation window 23 for taking in an image of the observation site, and an air supply for cleaning the observation window 23 are provided on the tip surface of the tip portion 19.
  • the air / water supply nozzle 24 for supplying water and the forceps outlet 25 for performing various treatments by projecting treatment tools such as forceps and electric scalpel are provided.
  • Behind the observation window 23, an imaging device 56 and an objective optical system 60 for imaging are incorporated.
  • the bending portion 20 is composed of a plurality of connected bending pieces, and operates the angle knob 26 of the operation portion 17 to bend in the vertical and horizontal directions.
  • the bending of the bending portion 20 orients the tip 19 in a desired direction.
  • the flexible tube portion 21 is flexible so that it can be inserted into a tortuous conduit such as the esophagus or intestine.
  • the forceps port 27 for inserting a treatment tool In addition to the amble knob 26, the forceps port 27 for inserting a treatment tool, the air supply / water supply button 28 operated at the time of air supply / water supply from the air supply / water supply nozzle 24, and a still image A release button (not shown) or the like for shooting is provided.
  • a communication cable and a light guide 55 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 29 a and the light source connector 29 b 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, and an incident end 55a (see FIG. 3) of the light guide 55 is disposed on the light source connector 29b.
  • the light source device 13 includes a light source unit 40 configured of three semiconductor light sources 35, 36 and 37 of blue, green and red, and an optical path integration unit that integrates optical paths of respective color lights of the semiconductor light sources 35 to 37. 41 and a light source control unit 42 for controlling the drive of each of the semiconductor light sources 35 to 37.
  • Each of the semiconductor light sources 35 to 37 is, as a semiconductor light emitting element, a blue light emitting diode (LED: Light Emitting Diode) 43 that emits light in a blue wavelength band, a green LED 44 that emits light in a green wavelength band, and light in a red wavelength band Each has a red LED 45 emitting light.
  • Each of the LEDs 43 to 45 is a junction of a P-type semiconductor and an N-type semiconductor as is well known. When a voltage is applied, electrons and holes recombine across the band gap in the vicinity of the PN junction, current flows, and energy corresponding to the band gap is emitted as light at the time of recombination. The amount of light emitted from each of the LEDs 43 to 45 increases as the value of the supplied power increases.
  • the blue semiconductor light source 35 is a substrate 35a on which the blue LED 43 is mounted, a mold 35b formed on the substrate 35a and having a cavity for accommodating the blue LED 43, and a resin sealed in the cavity And 35c.
  • the inner surface of the cavity acts as a reflector that reflects light.
  • a diffusion material for diffusing light is dispersed in the resin 35c.
  • the blue LED 43 is conductively connected to the substrate 35 a by a wire 35 d.
  • the mounting form of such a blue semiconductor light source 35 is generally called a surface mounting type. Since the semiconductor light sources 35 to 37 basically have the same configuration, the blue semiconductor light source 35 will be described as an example, and the description of the green and red semiconductor light sources 36 and 37 will be omitted.
  • the blue semiconductor light source 35 has, for example, a wavelength component in the vicinity of 440 nm to 470 nm which is a blue wavelength band, and emits blue light LB having a central wavelength of 455 ⁇ 10 nm and a peak wavelength of 455 nm.
  • the green semiconductor light source 36 has wavelength components around 500 nm to 600 nm which is a green wavelength band, for example, and emits green light LG having a central wavelength of 520 ⁇ 10 nm and a peak wavelength of 520 nm. Further, as shown in FIG.
  • the red semiconductor light source 37 has a wavelength component in the vicinity of 615 nm to 635 nm which is a red wavelength band, for example, and emits red light LR having a central wavelength of 620 ⁇ 10 nm and a peak wavelength of 625 nm.
  • the center wavelength indicates the wavelength at the center of the width of the emission spectrum of each color light
  • the peak wavelength indicates the wavelength of the peak of the mountain shape of the emission spectrum of each color light.
  • a long cut filter (hereinafter, abbreviated as LCF) 48 is provided on the front surface of the blue semiconductor light source 35.
  • the LCF 48 has the reflectances of the surface blood vessels and the middle blood vessels in the reflection spectrum of the surface blood vessels present in the mucous surface of the living tissue and the middle layer blood vessels shown in FIG.
  • the long wavelength component above the wavelength (450 nm) of the intersection point P of is cut. More specifically, as shown in FIG. 8, LCF 48 has the property of reflecting light in the green and red wavelength bands of wavelengths 450 nm or more and transmitting light in the blue wavelength band below that. .
  • the blue light LB becomes the long cut blue light LBlc1 shown in FIG.
  • the long cut blue light LBlc1 is light obtained by cutting all the light components in the wavelength band of 450 nm or more, which interfere with the improvement in the contrast of the superficial blood vessel described with reference to FIG. 29, of the blue light LB.
  • the long cut blue light LBlc1 is incident on the light path integration unit 41.
  • the wavelength of the intersection P (to the extent that the contrast improvement of the superficial blood vessel can be sufficiently secured without completely cutting the long wavelength component of the intersection P (450 nm) or more (that is, 100% cut) Cut at least a part (eg, 80 to 95%) of the long wavelength component of 450 nm or more.
  • the spectrum of the long cut blue light LBlc1 is not discrete with the spectrum of the green light LG on the longer wavelength side than that, but is continuous.
  • Drivers 50, 51 and 52 are connected to the LEDs 43 to 45, respectively.
  • the light source control unit 42 controls the lighting, extinguishing, and the light quantity of the LEDs 43 to 45 through the drivers 50 to 52.
  • the control of the light amount is performed by changing the power supplied to each of the LEDs 43 to 45 based on the exposure control signal received from the processor device 12.
  • the drivers 50 to 52 turn on the LEDs 43 to 45 by continuously applying a driving current to the LEDs 43 to 45. Then, according to the exposure control signal received from the processor unit 12, the supplied power to each of the LEDs 43 to 45 is changed by changing the drive current value to be applied, and the light amounts of the blue light LB, the green light LG and the red light LR are changed. Control each independently.
  • PAM Pulse Amplitude Modulation
  • PWM Pulse Width Modulation
  • the optical path integration unit 41 integrates the optical paths of the long cut blue light LBlc1, the green light LG, and the red light LR into one optical path.
  • the light emitting portion of the light path integrating portion 41 is disposed in the vicinity of the receptacle connector 54 to which the light source connector 29 b is connected.
  • the optical path integration unit 41 emits the light incident from each of the semiconductor light sources 35 to 37 to the incident end 55 a of the light guide 55 of the endoscope 11.
  • protective glass is provided on each of the light source connector 29 b and the receptacle connector 54.
  • the emission spectrum of the mixed light of the long cut blue light LBlc1, the green light LG, and the red light LR integrated by the light path integration unit 41 is shown in FIG.
  • This mixed light is used as illumination light LW1.
  • the emission spectrum of the illumination light LW1 shown in FIG. 10 is an example, and the emission spectrum of the illumination light LW1 to be targeted may be variously changed according to the color tone and the like of the desired observation image. Specifically, the ratio of the light quantity of long cut blue light LBlc1, green light LG and red light LR (ratio of drive current value of each LED 43 to 45) is changed to generate illumination light LW1 of the target emission spectrum. .
  • the long cut blue light LBlc1 and the green light LG have a continuous spectrum
  • the green light LG and the red light LR have a continuous spectrum
  • illumination The spectrum of the light LW1 is continuous over the wavelength band (about 400 to about 670 nm). Therefore, the illumination light LW1 has the same or similar color rendering as a xenon lamp whose spectrum is continuous over the entire wavelength band.
  • the light source control unit 42 performs exposure control of illumination light while maintaining a target emission spectrum.
  • the ratio of the light quantity of each color light constituting the illumination light changes, the emission spectrum of the illumination light changes and the color of the observation image changes. Therefore, the light source control unit 42 independently changes the drive current value given to each of the LEDs 43 to 45 through each of the drivers 50 to 52 to increase or decrease the amount of light of each color light so that the ratio of the light amount of each color light becomes constant.
  • the endoscope 11 includes a light guide 55, an imaging device 56, an analog processing circuit 57 (AFE: Analog Front End), and an imaging control unit 58.
  • the light guide 55 is a fiber bundle in which a plurality of optical fibers are bundled.
  • the incident end 55 a of the light guide 55 disposed in the light source connector 29 b faces the light emitting portion of the light path integration unit 41.
  • the light emission end of the light guide 55 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.
  • An illumination lens 59 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 59 by the light guide 55 and irradiated from the illumination window 22 toward the observation site.
  • the irradiation lens 59 is a concave lens and widens the divergence angle of the light emitted from the light guide 55. Thereby, illumination light can be irradiated to the wide range of an observation part.
  • An objective optical system 60 and an imaging device 56 are disposed at the back of the observation window 23.
  • the image of the observation site enters the objective optical system 60 through the observation window 23 and is imaged on the imaging surface 56 a of the imaging device 56 by the objective optical system 60.
  • the image pickup device 56 is formed of a CCD image sensor, a CMOS image sensor, or the like, and a plurality of photoelectric conversion elements constituting pixels such as photodiodes are arranged in a matrix on the image pickup surface 56a.
  • the image sensor 56 photoelectrically converts the light received by the imaging surface 56 a and accumulates signal charges corresponding to the respective amounts of light received in the respective pixels.
  • the signal charge is converted into a voltage signal by the amplifier and read out.
  • the voltage signal is output from the imaging element 56 to the AFE 57 as an image signal.
  • AFE (Analog Front End) 57 is configured by a correlated double sampling circuit, an automatic gain control circuit, and an analog / digital converter (all not shown).
  • the correlated double sampling circuit subjects the analog image signal from the imaging device 56 to correlated double sampling processing to remove noise due to the reset of the signal charge.
  • the automatic gain control circuit amplifies the image signal from which noise has been removed by the correlated double sampling circuit.
  • the analog / digital converter converts the image signal amplified by the automatic gain control circuit into a digital image signal having a gradation value corresponding to a predetermined number of bits and inputs the digital image signal to the processor unit 12.
  • the imaging control unit 58 is connected to the controller 65 in the processor device 12, and inputs a drive signal to the imaging element 56 in synchronization with a reference clock signal input from the controller 65.
  • the imaging element 56 outputs an image signal to the AFE 57 at a predetermined frame rate based on the drive signal from the imaging control unit 58.
  • the image pickup device 56 is a color image pickup device, and on the image pickup surface 56a, micro color filters of three colors B, G and R having spectral characteristics as shown in FIG. 11 are provided. Assigned to The array of micro color filters is, for example, a Bayer array.
  • the B pixel to which the B filter is assigned is sensitive to light in the wavelength band of about 380 nm to 560 nm
  • the G pixel to which the G filter is assigned is sensitive to light in the wavelength band of about 450 nm to 630 nm.
  • the R pixel assigned the R filter is sensitive to light in a wavelength band of about 580 nm to 800 nm.
  • the long cut blue light LBlc1, the green light LG, and the red light LR constituting the illumination light LW1 are mainly B pixels for reflected light corresponding to the long cut blue light LBlc1, and G pixels for red light corresponding to the green light LG. Reflected light corresponding to the light LR is mainly received by the R pixel.
  • the imaging device 56 performs an accumulation operation of accumulating signal charges in pixels and a reading operation of reading out the accumulated signal charges within an acquisition period of one frame.
  • the semiconductor light sources 35 to 37 are turned on according to the timing of the accumulation operation of the imaging element 56, and the illumination light LW1 (LBlc1 + LG + LR) composed of the mixed light of the long cut blue light LBlc1, the green light LG and the red light LR The light is emitted, and the reflected light is incident on the imaging device 56.
  • the imaging element 56 performs color separation of the reflected light of the illumination light LW1 with the micro color filter.
  • the reflected light corresponding to the long cut blue light LBlc1 is received by the B pixel, the reflected light corresponding to the green light LG is received by the G pixel, and the reflected light corresponding to the red light LR is received by the R pixel.
  • the image sensor 56 sequentially outputs image signals B, G, and R for one frame in which the pixel values of the B, G, and R pixels are mixed according to the frame rate in accordance with the reading timing.
  • the processor unit 12 includes a DSP (Digital Signal Processor) 66, an image processing unit 67, a frame memory 68, and a display control circuit 69 in addition to the controller 65.
  • the controller 65 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) for loading a program and functioning as a working memory.
  • the CPU executes the control program to control each part of the processor device 12.
  • the DSP 66 acquires an image signal output from the imaging device 56.
  • the DSP 66 separates an image signal in which signals corresponding to the B, G, and R pixels are mixed into B, G, and R image signals, and performs pixel interpolation processing on the image signals of each color.
  • B, G and R image signals are allocated to each pixel.
  • the DSP 66 performs signal processing such as gamma correction and white balance correction on each of the B, G, and R image signals.
  • the DSP 66 calculates the exposure value based on the image signals B, G, and R, and raises the light amount of the illumination light when the light amount of the entire image is insufficient (underexposure). Is too high (overexposure), an exposure control signal is output to the controller 65 to control to reduce the light amount of the illumination light.
  • the controller 65 transmits an exposure control signal to the light source control unit 42 of the light source device 13.
  • the frame memory 68 stores image data output from the DSP 66 and processed image data processed by the image processing unit 67.
  • the display control circuit 69 reads out the image data subjected to image processing from the frame memory 68, converts the image data into a video signal such as a composite signal or a component signal, and outputs the video signal to the monitor 14.
  • the image processing unit 67 generates an observation image based on the image signals B, G, and R separated by the DSP 66 into the respective colors of B, G, and R. This observation image is output to the monitor 14.
  • the image processing unit 67 updates the observation image each time the image signals B, G, and R in the frame memory 68 are updated.
  • the image signal B includes the component of the reflected light corresponding to the long cut blue light LBlc1 that constitutes the illumination light LW1.
  • the long cut blue light LBlc1 is light in which all light components in the wavelength band of 450 nm or more, which hinder the improvement of the contrast of the superficial blood vessels, are cut, the superficial blood vessels are depicted with high contrast.
  • the blood vessel pattern is characterized in that the density of superficial blood vessels tends to be higher than that in normal tissues, and so on. Is preferably drawn clearly.
  • the image processing unit 67 has an emphasizing processing unit 70 that performs processing for emphasizing the superficial blood vessels with respect to the image signals B, G, and R.
  • the surface layer blood vessel 72 is depicted with high contrast as shown by thick lines and light hatching in FIG.
  • the middle layer blood vessel 73 is also reflected somewhat. This is because the middle layer blood vessels also absorb some of the light in the wavelength band below 450 nm.
  • the number of reflections of the middle-layer blood vessel 73 in the B image 71 is smaller than when the light of the wavelength band of 450 nm or more is irradiated.
  • a G image represented by the image signal G of each pixel, as shown by thick lines and light hatching in FIG.
  • the image signal G includes the component of the reflected light corresponding to the green light LG in the wavelength band of 530 nm to 560 nm in which the absorption of the middle layer blood vessel 73 is larger than that of the superficial blood vessel 72.
  • the B image 71 it becomes the middle layer blood vessel 73.
  • the emphasizing processing unit 70 suppresses the contour of the middle layer blood vessel 73 and relatively empties the contour of the superficial blood vessel 72. Specifically, in the full-color image generated based on the image signals B, G, and R by extracting the region of the middle layer blood vessel 73 in the G image 74, the pixel value of the region of the middle layer blood vessel 73 extracted in the G image 74 The difference between the pixel values of other regions adjacent to the region of the middle layer blood vessel 73 (the surface layer blood vessel 72 and the mucous membrane surface) is reduced, and the region of the middle layer blood vessel 73 and the other region are assimilated.
  • the image processing unit 67 outputs the full color image subjected to the contour suppression processing as an observation image.
  • the region of the superficial blood vessel 72 in the B image 71 is extracted, the difference in pixel value between the extracted region of the superficial blood vessel 72 and the other region is expanded, and the edge enhancement process is performed on the region of the superficial blood vessel 72.
  • the applied full color image may be used as the observation image.
  • the optical path integration unit 41 is a light guide for collimating the color light emitted from the semiconductor light sources 35 to 37, collimator lenses 80, 81 and 82, dichroic mirrors 83 and 84, and light emitted from the optical path integration unit 41. It comprises the condensing lens 85 which condenses to the incident end 55a of 55.
  • FIG. Each dichroic mirror 83, 84 is an optical member in which a dichroic filter having a predetermined transmission characteristic is formed on a transparent glass plate.
  • the green semiconductor light source 36 is disposed at a position where its optical axis coincides with the optical axis of the light guide 55.
  • the green semiconductor light source 36 and the red semiconductor light source 37 are disposed such that their optical axes are orthogonal to each other.
  • a dichroic mirror 83 is provided at a position where the optical axes of the green semiconductor light source 36 and the red semiconductor light source 37 are orthogonal to each other.
  • the blue semiconductor light source 35 is also arranged to be orthogonal to the optical axis of the green semiconductor light source 36, and the dichroic mirror 84 is provided at a position where these optical axes are orthogonal.
  • the dichroic mirror 83 is disposed at an angle of 45 ° with respect to the optical axes of the green semiconductor light source 36 and the red semiconductor light source 37, and the dichroic mirror 84 is disposed at an angle of 45 ° with respect to the optical axes of the blue semiconductor light source 35 and the green semiconductor light source 36.
  • the dichroic filter of the dichroic mirror 83 has the property of reflecting light in the red wavelength band of about 610 nm or more and transmitting light in the blue and green wavelength bands below that.
  • the dichroic mirror 83 transmits the green light LG incident from the green semiconductor light source 36 through the collimator lens 81 to the downstream side, and reflects the red light LR incident from the red semiconductor light source 37 through the collimator lens 82. Thereby, the optical paths of the green light LG and the red light LR are integrated.
  • the dichroic filter of the dichroic mirror 84 has the property of reflecting light in the blue wavelength band less than about 470 nm and transmitting light in the green and red wavelength bands beyond that. Therefore, the dichroic mirror 84 transmits the green light LG transmitted through the dichroic mirror 83 and the red light LR reflected by the dichroic mirror 83. Further, the dichroic mirror 84 reflects the long cut blue light LBlc1 incident through the LCF 48 and the collimator lens 80. By this dichroic mirror 84, all the optical paths of the long cut blue light LBlc1, the green light LG, and the red light LR are integrated, and the illumination light LW1 is generated.
  • the endoscope 11 When performing endoscopic diagnosis, the endoscope 11 is connected to the processor device 12 and the light source device 13, the processor device 12 and the light source device 13 are powered on, and the endoscope system 10 is activated.
  • 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 light source control unit 42 sets driving current values to be applied to the LEDs 43 to 45, and starts lighting of the semiconductor light sources 35 to 37. Then, the light amount control is performed while maintaining the target emission spectrum.
  • the semiconductor light sources 35 to 37 emit blue light LB, green light LG and red light LR by the LEDs 43 to 45, respectively.
  • the blue light LB passes through the LCF 48 and becomes a long cut blue light LBlc1.
  • the long cut blue light LBlc 1, the green light LG, and the red light LR are respectively incident on the collimator lenses 80 to 82 of the light path integration unit 41.
  • the blue light LB has a peak wavelength of 455 nm and a wavelength component in the vicinity of 440 nm to 470 nm.
  • the light component in the wavelength band of 450 nm or more of the blue light LB is cut to enhance the contrast difference between the surface blood vessels and the middle blood vessels and visualize the surface blood vessels with high contrast. You had better. Therefore, in the present embodiment, a long wavelength component of 450 nm or more is cut by the LCF 48 so as not to cause the deterioration of the contrast of the superficial blood vessel.
  • the long cut blue light LBlc1 is reflected by the dichroic mirror 84.
  • the green light LG passes through the dichroic mirrors 83 and 84.
  • the red light LR is reflected by the dichroic mirror 83 and transmitted through the dichroic mirror 84.
  • the optical paths of the long cut blue light LBlc1, the green light LG, and the red light LR are integrated by the dichroic mirrors 83 and 84.
  • the long cut blue light LBlc 1, the green light LG, and the red light LR are incident on the condensing lens 85. Thereby, the illumination light LW1 composed of the long cut blue light LBlc1, the green light LG, and the red light LR is generated.
  • the condensing lens 85 condenses the illumination light LW1 on the incident end 55a of the light guide 55 of the endoscope 11, and supplies the illumination light LW1 to the endoscope 11.
  • the illumination light LW1 is guided to the illumination window 22 through the light guide 55, and is irradiated onto the observation site from the illumination window 22.
  • the reflected light of the illumination light LW1 reflected at the observation site is incident on the imaging device 56 from the observation window 23.
  • the imaging device 56 outputs the image signals B, G and R to the DSP 66 of the processor unit 12.
  • the DSP 66 color separates the image signals B, G, and R and inputs the image signals to the image processing unit 67.
  • the imaging operation by the imaging element 56 is repeated at a predetermined frame rate.
  • the emphasizing processing unit 70 subjects the input image signals B, G, and R to a process of emphasizing a superficial blood vessel.
  • the image processing unit 67 generates an observation image based on the image signals B, G, and R subjected to the enhancement processing.
  • the observation image is output to the monitor 14 through the display control circuit 69.
  • the observation image is updated according to the frame rate of the imaging device 56.
  • the DSP 66 calculates an exposure value based on the image signals B, G, and R, and transmits an exposure control signal corresponding to the calculated exposure value to the light source control unit 42 of the light source device 13.
  • the light source control unit 42 determines the drive current value of each of the semiconductor light sources 35 to 37 based on the received exposure control signal so that the ratio of the light quantity of each color light becomes constant (the target emission spectrum does not change). . Then, the semiconductor light sources 35 to 37 are driven with the determined drive current value.
  • the light amounts of the long cut blue light LBlc1, the green light LG, and the red light LR constituting the illumination light LW1 by the respective semiconductor light sources 35 to 37 can be kept constant at a ratio suitable for observation.
  • the light amounts of the blue light LB, the green light LG, and the red light LR can be controlled independently, the generation of the illumination light LW1 of the target emission spectrum is easy, and the target emission spectrum is maintained. It is also easy to control the exposure of the illumination light.
  • the long cut blue light LBlc1 constituting the illumination light LW1 does not contain any component that deteriorates the contrast of the surface blood vessel on the observation image.
  • the emphasizing processing unit 70 performs a process of emphasizing a superficial blood vessel. Conventionally, only the processing for emphasizing the superficial blood vessels has been performed, but in the present invention, in addition to this, the light component that deteriorates the contrast of the superficial blood vessels on the observation image is removed by the LCF 48. Therefore, it is possible to obtain an observation image suitable for finer observation of the superficial blood vessels, in which the difference between the superficial blood vessels and the middle blood vessels is clearly distinguished.
  • the position of the LCF 48 is not limited to between the blue semiconductor light source 35 and the collimator lens 80 illustrated in the first embodiment, and it may be on the light path of the blue light LB.
  • the LCF 48 may be disposed between the collimator lens 80 and the dichroic mirror 84.
  • the LCF 48 may have, for example, a band pass characteristic of transmitting light of 400 nm or more and less than 450 nm. However, since the filter having the band pass characteristic has a manufacturing cost higher than that of the filter having the short path characteristic exemplified in the first embodiment, the LCF 48 having the short path characteristic is more costly as in the first embodiment. It is advantageous in terms of
  • the wavelength of the intersection point P of the reflectance of the superficial blood vessel and the middle layer blood vessel is not limited to 450 nm in the case where the thickness of the superficial blood vessel is 10 ⁇ m exemplified in the first embodiment, but it corresponds to the thickness of the superficial blood vessel to be observed.
  • the wavelength of the intersection point P is also shifted to the long wavelength side as the thickness of the superficial blood vessel increases. Specifically, the wavelength of the intersection point P can take a value in the range of 445 nm to 460 nm. Therefore, the wavelength to be cut by the LCF 48 is also determined according to the thickness of the superficial blood vessel to be observed.
  • the LCF 48 reflects the light of the green and red wavelength bands of 460 nm or more and transmits the light of the blue wavelength band less than that. What has is used.
  • the blue light LB becomes the long cut blue light LBlc2 shown in FIG. 19 by the LCF 48 of the transmission characteristic shown in FIG.
  • the long cut blue light LBlc1 shown in FIG. 9 does not include the light component of the peak wavelength 455 nm of the blue light LB, but the long cut blue light LBlc2 includes the light component of the peak wavelength 455 nm of the blue light LB. ing.
  • the long cut blue light LBlc2 has a larger light quantity than the long cut blue light LBlc1.
  • the emission spectrum of the illumination light LW2 which is a mixed light of the long cut blue light LBlc2, the green light LG, and the red light LR integrated by the light path integration unit 41 is as shown in FIG.
  • the spectrum of the illumination light LW2 is also continuous over the entire wavelength band, similarly to the illumination light LW1.
  • the processing for emphasizing superficial blood vessels is described in Japanese Patent Application Laid-Open No. 2011-098088 of Patent Document 1 and Japanese Patent Application Laid-Open No. 2012-152459 of Patent Document 2. May be adopted.
  • the B image 71 is subjected to frequency filtering to extract the high frequency components corresponding to the superficial blood vessels by utilizing the fact that the frequency components are relatively high frequency.
  • the contrast of the superficial blood vessels is increased.
  • the medium and low frequency components corresponding to the middle layer blood vessel are extracted, and the extracted medium and low frequency component suppresses the contrast of the middle layer blood vessel in the B image 71 and relatively increases the contrast of the superficial blood vessel.
  • the processing for emphasizing the superficial blood vessel may be any processing that can spread the contrast difference between the superficial blood vessel and the middle layer blood vessel. Not limited to the treatment, nothing is done to the superficial blood vessels, but instead the contrast of the middle blood vessels is suppressed to relatively increase the contrast of the superficial blood vessels, and the contrast of the superficial blood vessels is raised and the contrast of the middle blood vessels is increased Processing is included.
  • the LCF 48 is fixed to the front surface of the blue semiconductor light source 35 and the cut function of the long wavelength component of the LCF 48 is always enabled, but the present invention is not limited to this.
  • the cut function of the LCF 48 may be switched on / off.
  • the light source device 90 of the present embodiment includes a mode switching unit 95.
  • the mode switching unit 95 activates the cut function of the LCF 48, and in the surface blood vessel enhancement observation mode for emphasizing and observing the surface blood vessel and the cut function of the LCF 48, invalidates the general function of the observation site. Switch between modes.
  • the light source device 90 has the same configuration as that of the first embodiment except that the mode switching unit 95 is provided. Therefore, the same components as those of the first embodiment are denoted by the same reference numerals, and the description thereof is omitted. Do.
  • the mode switching unit 95 includes a mode switching button 96, a long cut filter moving mechanism (hereinafter, abbreviated as LCF moving mechanism) 97, and a light source control unit 98.
  • the mode switching button 96 is connected to the light source control unit 98.
  • the mode switching button 96 is an operation member that issues an instruction signal for mode switching to the light source control unit 98, and, for example, the front panel of the casing of the light source device 90 or the processor device 12 or the operation unit 17 of the endoscope 11. Etc. are provided.
  • the light source control unit 98 controls the lighting and extinguishing of each of the LEDs 43 to 45 and the light amount via the drivers 50 to 52, and controls the light from the mode switching button 96.
  • the driving of the LCF moving mechanism 97 is controlled in accordance with the instruction signal.
  • the LCF moving mechanism 97 includes, for example, a motor and a rack-and-pinion gear (both not shown) for converting the rotational force of the motor into linear motion, and a set position indicated by a solid line disposed on the front of the blue semiconductor light source 35;
  • the LCF 48 is slidingly moved between a withdrawal position indicated by a dotted line which is withdrawn from the front surface of the blue semiconductor light source 35.
  • the long wavelength component of 450 nm or more of the blue light LB is cut to become long cut blue light LBlc1.
  • the illumination light LW1 which is a mixed light of the long cut blue light LBlc1, the green light LG, and the red light LR is irradiated to the observation site.
  • the blue light LB is incident on the light path integration unit 41 as it is.
  • the observation site is irradiated with illumination light LW0 having an emission spectrum as shown in FIG. 22, which is a mixed light of blue light LB, green light LG and red light LR.
  • the illumination light LW0 is obtained by superimposing the blue light LB on the green light LG and the red light LR as it is, and has an emission spectrum close to the white light to be irradiated when observing the entire property of the conventional observation site. Since the illumination light LW0 is not processed to improve the contrast of the surface blood vessel with the blue light LB like the illumination light LW1, it is more suitable for observation of the entire property of the observation site than the illumination light LW1. . In addition, since the light component of the blue light LB is not cut, the light amount is larger than the illumination light LW1.
  • the mode switching unit 95 to enable or disable the cut function of the LCF 48, the entire characteristics of the observation site with the white light that is conventionally used can be obtained. Both observation (normal observation mode) and enhanced observation of superficial blood vessels (superficial blood vessel emphasis observation mode) can be performed. In the initial stage of observation, the normal observation mode is selected to observe the entire characteristics of the observation site, and when the lesion site is suspected and the observation site is suspected, the surface blood vessel enhancement observation mode can be selected.
  • the tip portion 19 is often separated from the observation site and the observation site is often imaged in a relatively distant view, so the illumination light whose light quantity is increased compared to the illumination light LW1 It is more advantageous to use LW0.
  • signal processing such as white balance correction performed by the DSP 66 is performed such that the color of the observation image becomes the same in each mode, for example. It is preferable to change according to each mode.
  • the emphasis processing unit 70 may operate in both modes, or may operate only in the superficial blood vessel emphasis observation mode.
  • the moving mechanism of the LCF 48 is not limited to that constituted by the motor and the rack and pinion gear exemplified above.
  • LCF 48 is formed on one side of a disk (turret) made of visible light transmitting glass, and the other half is not provided with anything but blue light LB can be transmitted as it is, and the disk is rotationally moved by a motor By doing this, the cutting function of the LCF 48 may be enabled or disabled.
  • a control unit that controls the driving of the LCF moving mechanism 97 may be provided separately from the light source control unit.
  • the LCF 48 is not limited to one in which the transmission characteristics do not change as in the above embodiments.
  • an actuator such as a piezoelectric element to change the surface distance of a substrate comprising two high reflection light filters, an etalon filter for controlling the wavelength band of transmitted light, or birefringence between polarization filters
  • a filter having variable transmission characteristics such as a liquid crystal tunable filter configured by sandwiching a filter and a nematic liquid crystal cell and controlling a wavelength band of transmitted light by changing an applied voltage to the liquid crystal cell may be used. If a filter with variable transmission characteristics such as an etalon filter or a liquid crystal tunable filter is used, the LCF moving mechanism is not necessary, which is advantageous in terms of cost and space.
  • the mode switching unit of the second embodiment drives the etalon filter or the liquid crystal tunable filter to change the wavelength band of transmitted light.
  • a control unit that controls driving of the etalon filter and the liquid crystal tunable filter via the driver.
  • the light source unit is configured of the three semiconductor light sources 35 to 37 of blue, green and red, but a superficial blood vessel closer to the mucosal surface (of the superficial blood vessels to be observed in each of the above embodiments)
  • a violet semiconductor light source may be added which emits light in a violet wavelength band for emphasizing and observing a superficial surface blood vessel in order to distinguish it from the superficial blood vessel to be observed in each of the above embodiments.
  • the light source device 110 of this embodiment includes the light source unit 116 having a purple semiconductor light source 115 in addition to the semiconductor light sources 35 to 37 of the above-described embodiments, and the respective color lights of the semiconductor light sources 35 to 37, 115 And an optical path integrating unit 117 for integrating the optical paths of
  • the light source device 110 has the same configuration as that of the first embodiment except that the configurations of the light source unit and the optical path integration unit are different. Therefore, the same components as those of the first embodiment are denoted by the same reference numerals. , I omit the explanation.
  • the violet semiconductor light source 115 includes, as a light emitting element, a violet LED (not shown) that emits light in a violet wavelength band.
  • the specific structure of the violet semiconductor light source 115 is the same as that of the blue semiconductor light source 35 shown in FIG.
  • the violet semiconductor light source 115 has, for example, a wavelength component in the vicinity of 395 nm to 415 nm which is a violet wavelength band, and emits violet light LV having a central wavelength of 405 ⁇ 10 nm and a peak wavelength of 405 nm.
  • the optical path integration unit 117 adds the collimator lens 118 for collimating the purple light LV, the long cut blue light LBlc1, and the dichroic mirror 119 for integrating the optical paths of the purple light LV to the optical path integration unit 41 of each embodiment. It is.
  • the optical path integration unit 117 integrates the optical paths of the long cut blue light LBlc1, the green light LG, the red light LR, and the purple light LV into one optical path.
  • the emission spectrum of the mixed light of the long cut blue light LBlc1, the green light LG, the red light LR, and the purple light LV integrated by the light path integration unit 117 is shown in FIG. This mixed light is used as illumination light LW3.
  • the blue semiconductor light source 35 and the purple semiconductor light source 115 are arranged such that their optical axes are orthogonal to each other, and a dichroic mirror 119 is provided at a position where these optical axes are orthogonal to each other.
  • the dichroic mirror 119 is disposed at an angle of 45 ° with respect to the optical axes of the blue semiconductor light source 35 and the purple semiconductor light source 115.
  • the dichroic filter of the dichroic mirror 119 has the property of reflecting light in the violet wavelength band less than about 430 nm and transmitting light in the blue, green and red wavelength bands above that. There is.
  • the dichroic mirror 119 transmits the long-cut blue light LBlc1 incident through the collimator lens 80 to the downstream side, and reflects the purple light LV incident from the violet semiconductor light source 38 through the collimator lens 118. Thereby, the optical paths of the long cut blue light LBlc1 and the purple light LV are integrated.
  • the violet light LV reflected by the dichroic mirror 119 has a characteristic of reflecting light in the blue wavelength band of less than about 470 nm as shown in FIG. Head for Thus, the light paths of all the long cut blue light LBlc1, the green light LG, the red light LR, and the purple light LV are integrated.
  • the reflectance of the superficial blood vessel falls largely in the wavelength band below 450 nm, and is most depressed near 405 nm.
  • an observation image in which the contrast between the blood vessel and the other part is different can be obtained because the absorption in the blood vessel is large.
  • the light scattering characteristics of the living tissue also have wavelength dependency, and the scattering coefficient ⁇ S becomes larger as the wavelength becomes shorter. Scattering affects the depth of light penetration into living tissue. That is, the larger the scattering, the more the light reflected near the mucous membrane surface of the living tissue, and the less the light reaching the middle deep layer. Therefore, the depth of penetration is lower as the wavelength is shorter, and the depth of penetration is higher as the wavelength is longer.
  • the violet light LV having a central wavelength of 405 ⁇ 10 nm emitted by the violet semiconductor light source 115 has a relatively short wavelength and a low depth of penetration, so an extra surface blood vessel closer to the mucosal surface layer among the surface blood vessels to be observed in each embodiment. Absorption by is large. For this reason, purple light LV is used as special light for enhancing the superficial blood vessel. By using the purple light LV, in addition to the superficial blood vessel emphasized by the long cut blue light LBlc1, it is possible to obtain an observation image in which the extreme superficial blood vessel is depicted with high contrast.
  • the purple semiconductor light source 115 is turned on in addition to the semiconductor light sources 35 to 37 in accordance with the timing of the accumulation operation of the imaging device 56.
  • the purple light LV is added together with the illumination light LW1, and the observation light is irradiated with the illumination light LW3 shown in FIG.
  • the illumination light LW 3 in which the purple light LV is added to the illumination light LW 1 is dispersed by the micro color filter of the imaging device 56.
  • the B pixel receives the reflected light corresponding to the purple light LV in addition to the reflected light corresponding to the long cut blue light LBlc1.
  • the G pixel and the R pixel respectively receive the reflected light corresponding to the green light LG and the reflected light corresponding to the red light LR.
  • the imaging element 56 sequentially outputs the image signals B, G, and R according to the frame rate in accordance with the read timing.
  • the image signal B in this case includes the component of the reflected light corresponding to the purple light LV in addition to the component of the reflected light corresponding to the long-cut blue light LBlc1 constituting the illumination light LW1, so Not only extreme surface vessels are depicted with high contrast. Similar to the superficial blood vessels, in the lesion such as cancer, the density of the extreme superficial blood vessels tends to be higher than that of the normal tissue, and the light source device of the present embodiment is characterized by the extreme superficial blood vessel pattern. According to 110, it is preferable because the extreme superficial blood vessels are clearly depicted.
  • the light quantity control of each color light is performed by changing the drive current value to be applied to each of the LEDs 43 to 45 based on the exposure control signal from the processor device 12. Due to the influence of deterioration with time, the semiconductor light source may fluctuate in the amount of output light with respect to the drive current value. Therefore, a light quantity measurement sensor may be provided to measure the light quantity of each color light, and whether or not the light quantity of each color light has reached the target value may be monitored based on the light quantity measurement signal output by the light quantity measurement sensor.
  • the light source control unit compares the light amount measurement signal with the target light amount, and gives each of the semiconductor light sources 35 to 37 set in the exposure control so that the light amount becomes the target value based on the comparison result. Fine-tune the drive current value.
  • the quantity of light of each color light is constantly monitored by the quantity-of-light measurement sensor, and the quantity of light can be controlled to be always along the target value by finely adjusting the drive current value given based on the measurement result of quantity of light. For this reason, illumination light of the target emission spectrum can be obtained more stably.
  • a semiconductor light source constituted only by LEDs is mentioned, but for example, a green semiconductor light source is excited by a blue excitation light LED emitting blue excitation light in a wavelength band of violet to blue and blue excitation light It is good also as a fluorescence type semiconductor light source comprised with green fluorescent substance which emits green light of a green wavelength zone.
  • a red semiconductor light source is a blue excitation light LED that emits blue excitation light in a violet to blue wavelength band, and red fluorescence in red wavelength band excited by blue excitation light And red phosphors that emit light.
  • the excitation light LED is not limited to a blue excitation light emitting element that emits blue excitation light in a violet to blue wavelength band, and green that emits green excitation light in a green wavelength band. It may be an excitation light emitting element.
  • a fluorescent substance is sealed in place of the resin 35c in the cavity of the mold 35b shown in FIG. 4 of the first embodiment to constitute a fluorescent semiconductor light source.
  • a filter for cutting the light component is preferably provided.
  • the mounting form of LED shown in FIG. 4 is one example, and another form may be adopted.
  • a micro lens may be provided on the light emitting surface of the sealing resin 35c to adjust the divergence angle, or the surface mount type may be used, and the form may be such that the LED is housed in a shell type case in which the micro lens is formed.
  • the fluorescent semiconductor light source is not limited to the one in which the excitation light LED and the phosphor are integrally provided, but may be separately provided.
  • a light guide member such as a lens or an optical fiber is added between the excitation light LED and the phosphor, and the excitation light of the excitation light LED is guided to the phosphor through the light guide member.
  • a laser diode (Laser Diode)
  • organic EL Electro-Luminescence
  • An LD or an organic EL element may be used as a light emitting element of another semiconductor light source as well as the fluorescent type semiconductor light source.
  • the configuration of the light source unit may be a combination of a white light source and a blue semiconductor light source instead of the one having the blue, green and red semiconductor light sources 35 to 37 exemplified in the above embodiments.
  • a white light source a fluorescent white semiconductor light source or the like configured with a white LED or a blue excitation light emitting element and a phosphor that emits fluorescence in a broad wavelength band of green to red excited by blue excitation light Not only a semiconductor light source but also a xenon lamp or a metal halide lamp may be used.
  • the light source unit may be configured by a white light source and a filter turret disposed on the light path of the white light emitted by the white light source.
  • the filter turret LCF 48 is formed on one side of a visible light transmitting glass disc, the other half is not provided with anything, and the white light emitted by the white light source is transmitted as it is, and is rotated by a motor etc. .
  • the LCF 48 cuts the light component of the wavelength of the intersection point P of the reflectance of the surface layer blood vessel and the middle layer blood vessel in the white light to generate long cut blue light. In this case, the white light source doubles as the blue light source.
  • the filter turret is sequentially rotated in synchronization with the accumulation operation of the imaging element 56, and white light and long cut blue light are alternately emitted as illumination light to the observation site.
  • the image processing unit 67 generates an observation image based on an image signal obtained by irradiating white light and an image signal obtained by irradiating long cut blue light.
  • the emphasizing processing unit 70 emphasizes superficial blood vessels, for example, by combining a B image obtained by irradiating blue light with a full color image obtained by irradiating white light.
  • the blue light source is used as a single blue semiconductor light source as in the above embodiments and the blue light amount is independent. It is more preferable to have a controllable configuration.
  • blue light LB and thus long cut blue light can be gained as compared with the case where a white light source doubles as a blue light source, and visibility of surface blood vessels is improved. It is more preferable because it can be
  • the configuration of the optical path integration unit in each of the above embodiments is an example, and various modifications are possible.
  • a dichroic mirror is used as an optical member on which a dichroic filter is formed
  • a dichroic prism in which a dichroic filter is formed on a prism may be used instead.
  • an optical member on which a dichroic filter is formed such as a dichroic mirror or a dichroic prism
  • the light path may be integrated using a branched light guide having
  • the branch-type light guide is a fiber bundle in which optical fibers are bundled, and a predetermined number of optical fibers are divided into a plurality at one end, and the incident end is branched into a plurality.
  • the respective semiconductor light sources are disposed in correspondence with the respective branched incident ends.
  • a mixed light of long-cut blue light and green light LG, or a mixed light of green light LG and purple light LV may be irradiated on the observation site, and an observation image may be acquired on the basis of the green light LG.
  • the imaging device 56 includes a color imaging device that performs color separation of illumination light by the B, G, and R micro color filters, and simultaneously acquires B, G, and R image signals by the color imaging device.
  • the simultaneous endoscope system and the light source device used in the endoscope system have been described as an example, but the image signal of B, G, R is provided by sequentially emitting blue, green and red color lights having a monochrome imaging element.
  • the present invention may be applied to a plane-sequential type endoscope system for acquiring plane-sequentially and a light source device used therefor.
  • the light source device and the processor device are separately described. However, two devices may be integrated.
  • the present invention also relates to an endoscope system using a fiberscope for guiding reflected light of an observation site of illumination light with an image guide, and an ultrasonic endoscope in which an imaging device and an ultrasonic transducer are built in the tip. And it can apply also to the light source device used for it.

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Abstract

　表層血管のコントラストをより際立たせた観察画像を得て、表層血管をより精細に観察する。　青色半導体光源３５の前面には、ロングカットフィルタ（ＬＣＦ）（４８）が設けられている。ＬＣＦ（４８）は、青色半導体光源（３５）が発する青色光ＬＢのうち、生体組織の粘膜表層に存在する表層血管と中層に存在する中層血管の反射スペクトルにおいて、表層血管と中層血管の反射率の交点Ｐの波長（４５０ｎｍ）以上の長波長成分をカットして、ロングカット青色光ＬＢｌｃ１を生成する。このロングカット青色光ＬＢｌｃ１、緑色光ＬＧ、赤色光ＬＲの混合光が観察部位に照射され、撮像素子（５６）で撮像される。強調処理部（７０）は、撮像素子（５６）から出力された画像信号に対して、表層血管を強調する処理を施す。

Description

内視鏡システム
　本発明は、内視鏡システムに関する。
　医療分野において、内視鏡システムを用いた内視鏡診断が普及している。内視鏡システムは、内視鏡と、内視鏡に照明光を供給する内視鏡用光源装置（以下、単に光源装置という）と、内視鏡が出力する画像信号を処理するプロセッサ装置とを備えている。内視鏡は生体内に挿入される挿入部を有する。挿入部の先端には、観察部位（被写体）に照明光を照射する照明窓と、観察部位を撮影するための観察窓が配されている。内視鏡には、光ファイバをバンドル化したファイババンドルからなるライトガイドが内蔵されている。ライトガイドは、光源装置から供給された照明光を照明窓に導光する。観察窓の奥にはＣＣＤ等の撮像素子が配されている。照明光が照射された観察部位は撮像素子で撮像され、撮像素子が出力する画像信号に基づいてプロセッサ装置で観察画像が生成される。観察画像はモニタに表示され、生体内の観察が行われる。
　近年の内視鏡診断においては、白色光のもとで生体組織の表面の全体的な性状を把握する従来の観察に対して、特定の波長帯域に制限された特殊光（狭帯域光）を用いた観察も盛んに行われている。特殊光を用いた観察には各種のものがあるが、波長によって生体組織内への光の深達度が異なるという光学特性を利用して、生体組織の粘膜に存在する血管を強調して表示する血管強調観察が知られている（特許文献１、２参照）。生体組織に発生する癌等の異常組織においては血管の状態が正常組織と異なるため、血管強調観察は早期癌の発見等に有用性が認められている。
　特許文献１、２に記載の光源装置には、白色光を発する光源に加えて、粘膜表層に存在する表層血管によく吸収される、例えば中心波長４４５ｎｍ程度の狭帯域な青色光を発する青色半導体光源が特殊光の光源として設けられている。これら各光源を点灯させて白色光と青色光を同時に観察部位に照射し、その反射光を撮像素子で撮像することで、表層血管を強調した観察画像を得ている。特許文献１、２では、より表層血管を強調した観察画像を得るために、撮像素子から出力された画像信号に対して、表層血管を強調する処理を施している。
特開２０１１－０９８０８８号公報 特開２０１２－１５２４５９号公報
　ところで、本発明者らは、図２９に示す粘膜、表層血管、および中層血管の反射スペクトルの関係を見出した。図２９において、粘膜の反射スペクトルを２点鎖線、表層血管の反射スペクトルを実線、中層血管の反射スペクトルを点線でそれぞれ示す。表層血管は、粘膜表面からの深さ１０μｍの位置に存在する太さ１０μｍの血管、中層血管は、粘膜表面からの深さ５０μｍの位置に存在する太さ１０～２０μｍの血管をそれぞれ代表例として示している。
　表層血管の反射率は、４５０ｎｍを下回る波長帯域で大きく低下し、中層血管および粘膜の反射率との差が大きくなっている。一方、中層血管の反射率は、表層血管ほどではないが５３０ｎｍ～５６０ｎｍの波長帯域で低下し、表層血管および粘膜の反射率との差が大きくなっている。粘膜の反射率は、全波長帯域において表層血管、中層血管の反射率よりも大きくなっている。
　表層血管と中層血管の反射率の変化に着目すると、４５０ｎｍを下回る波長帯域では表層血管のほうが中層血管よりも反射率が低く、４５０ｎｍ付近で表層血管と中層血管の反射率が同じになり、４５０ｎｍ以上の波長帯域では反射率の大小が逆転して中層血管のほうが表層血管よりも反射率が低くなっている。つまり、４５０ｎｍを下回る波長帯域の光を照射すると、表層血管のほうが光をよく吸収するため観察画像上で強調され、４５０ｎｍ以上の波長帯域の光を照射すると、逆に表層血管よりも中層血管のほうが観察画像上で強調される。このため、表層血管を観察対象とする場合は、符号Ｐで示す表層血管と中層血管の反射率の交点である４５０ｎｍ以上の波長帯域の光成分は少ないほうが、表層血管と中層血管との違いが明確に区別された高コントラストな観察画像を得ることができるのでよいことが分かる。
　しかしながら、特許文献１、２において特殊光として用いられる中心波長４４５ｎｍ程度の青色光には、観察画像上の表層血管のコントラストを低下させる４５０ｎｍ以上の波長帯域の光成分が含まれている。このため、特許文献１、２では画像処理によって表層血管のコントラストを向上させているものの、真に表層血管と中層血管との違いが明確に区別された高コントラストな観察画像が得られているとは言い難かった。したがって、中層血管が邪魔になって表層血管を精細に観察することができないことがあった。
　本発明は、上記課題に鑑みてなされたもので、生体組織の粘膜表層に存在する表層血管を強調して観察する表層血管強調観察において、表層血管のコントラストをより際立たせた観察画像を得ることができ、表層血管をより精細に観察することができる内視鏡システムを提供することを目的とする。
　上記目的を達成するために、本発明の内視鏡システムは、青色光源と、ロングカットフィルタとを有する。青色光源は、青色の波長帯域の青色光を発する。ロングカットフィルタは、青色光の光路上に設けられ、青色光のうち、生体組織の粘膜表層に存在する表層血管と中層に存在する中層血管の反射スペクトルにおいて、表層血管と中層血管の反射率の交点の波長以上の長波長成分の少なくとも一部をカットする。
　交点の波長は、４４５ｎｍ～４６０ｎｍの範囲の値であり、例えば４５０ｎｍである。
　青色光源は、青色半導体発光素子を有する青色半導体光源であることが好ましい。青色半導体発光素子は、例えば青色発光ダイオードである。
　緑色の波長帯域の緑色光を発する緑色半導体光源と、赤色の波長帯域の赤色光を発する赤色半導体光源と、緑色半導体光源、赤色半導体光源、および青色半導体光源が発する各色光の光路を統合する光路統合部とを有することが好ましい。
　緑色半導体光源、赤色半導体光源、および青色半導体光源は、各色光を同時に発し、撮像素子は、青色、緑色、赤色のマイクロカラーフィルタを有するカラー撮像素子であり、青色、緑色、赤色の画像信号を出力することが好ましい。
　ロングカットフィルタのカット機能を有効化して、表層血管を強調して観察する表層血管強調観察モードと、カット機能を無効化して、観察部位を観察する通常観察モードとを切り替えるモード切替部を備えることが好ましい。モード切替部は、例えば、モード切替を指示するための指示信号を発する操作部材と、青色光の光路上に配置するセット位置と、青色光の光路上から退避させる退避位置との間で、ロングカットフィルタを移動させるロングカットフィルタ移動機構と、操作部材からの指示信号に応じて、ロングカットフィルタ移動機構の駆動を制御する制御部とを有する。
　内視鏡用光源装置は、生体組織の粘膜表層に存在する表層血管のうちの粘膜表層により近い近表層血管を強調して観察するための紫色の波長帯域の紫色光を発する紫色半導体光源を有していてもよい。
　交点の波長以上の長波長成分の少なくとも一部がカットされたロングカット青色光を含む照明光によって照明された観察対象を撮像して、画像信号を出力する撮像素子と、画像信号に対して、表層血管を強調する処理を施す強調処理部とを有することが好ましい。
　本発明によれば、青色光源が発する青色の波長帯域の青色光のうち、生体組織の粘膜表層に存在する表層血管と中層に存在する中層血管の反射スペクトルにおいて、表層血管と中層血管の反射率の交点の波長以上の長波長成分の少なくとも一部をカットしているので、表層血管のコントラストをより際立たせた観察画像を得ることができ、表層血管をより精細に観察することができる。
本発明の内視鏡システムの外観図である。 内視鏡の先端部の正面図である。 内視鏡システムの電気的構成を示すブロック図である。 青色半導体光源を示す図である。 青色半導体光源が発する青色光の発光スペクトルを示すグラフである。 緑色半導体光源が発する緑色光の発光スペクトルを示すグラフである。 赤色半導体光源が発する赤色光の発光スペクトルを示すグラフである。 ロングカットフィルタの透過特性を示すグラフである。 ロングカット青色光の発光スペクトルを示すグラフである。 ロングカット青色光、緑色光、赤色光により構成される照明光の発光スペクトルを示すグラフである。 撮像素子のマイクロカラーフィルタの分光特性を示すグラフである。 照明光の照射タイミングおよび撮像素子の動作タイミングを示す説明図である。 Ｂ画像に描出される表層血管および中層血管を示す図である。 Ｇ画像に描出される表層血管および中層血管を示す図である。 各半導体光源の配置と光路統合部の詳細構成を示す図である。 緑色光と赤色光の光路を統合するダイクロイックミラーのダイクロイックフィルタの透過特性を示すグラフである。 青色光、緑色光、赤色光の光路を統合するダイクロイックミラーのダイクロイックフィルタの透過特性を示すグラフである。 表層血管と中層血管の反射率の交点Ｐの波長が４６０ｎｍである場合のロングカットフィルタの透過特性を示すグラフである。 図１８の例のロングカット青色光の発光スペクトルを示すグラフである。 図１８の例のロングカット青色光、緑色光、赤色光により構成される照明光の発光スペクトルを示すグラフである。 モード切替部を設けた第２実施形態の光源装置を示す図である。 青色光、緑色光、赤色光により構成される照明光の発光スペクトルを示すグラフである。 紫色半導体光源を設けた第３実施形態の光源装置を示す図である。 紫色半導体光源が発する紫色光の発光スペクトルを示すグラフである。 ロングカット青色光、緑色光、赤色光、紫色光により構成される照明光の発光スペクトルを示すグラフである。 青色光、紫色光の光路を統合するダイクロイックミラーのダイクロイックフィルタの透過特性を示すグラフである。 生体組織の散乱係数を示すグラフである。 極表層血管の強調観察における照明光の照射タイミングおよび撮像素子の動作タイミングを示す説明図である。 粘膜、表層血管、および中層血管の反射スペクトルを示すグラフである。
[第１実施形態]
　図１において、内視鏡システム１０は、生体内の観察部位を撮像する内視鏡１１と、撮像により得られた画像信号に基づいて観察部位の観察画像を生成するプロセッサ装置１２と、観察部位を照射する照明光を内視鏡１１に供給する光源装置１３と、観察画像を表示するモニタ１４とを備えている。プロセッサ装置１２には、キーボードやマウス等の操作入力部１５が接続されている。
　内視鏡１１は、生体の消化管内に挿入される挿入部１６と、挿入部１６の基端部分に設けられた操作部１７と、内視鏡１１とプロセッサ装置１２および光源装置１３を連結するユニバーサルコード１８とを備えている。
　挿入部１６は、先端から順に連設された、先端部１９、湾曲部２０、可撓管部２１で構成される。図２に示すように、先端部１９の先端面には、観察部位に照明光を照射する照明窓２２、観察部位の像を取り込むための観察窓２３、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、鉗子や電気メスといった処置具を突出させて各種処置を行うための鉗子出口２５が設けられている。観察窓２３の奥には、撮像素子５６や結像用の対物光学系６０（ともに図３参照）が内蔵されている。
　湾曲部２０は、連結された複数の湾曲駒からなり、操作部１７のアングルノブ２６を操作することにより、上下左右方向に湾曲動作する。湾曲部２０が湾曲することにより、先端部１９の向きが所望の方向に向けられる。可撓管部２１は、食道や腸等曲がりくねった管道に挿入できるように可撓性を有している。挿入部１６には、撮像素子５６を駆動する駆動信号や撮像素子５６が出力する画像信号を通信する通信ケーブル、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５５（図３参照）等が挿通されている。
　操作部１７には、アンブルノブ２６の他、処置具を挿入するための鉗子口２７、送気・送水ノズル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レリーズボタン（図示せず）等が設けられている。
　ユニバーサルコード１８には、挿入部１６から延設される通信ケーブルやライトガイド５５が挿通されており、プロセッサ装置１２および光源装置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はそれぞれ、プロセッサ装置１２と光源装置１３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設されており、光源用コネクタ２９ｂにはライトガイド５５の入射端５５ａ（図３参照）が配設されている。
　図３において、光源装置１３は、青色、緑色、赤色の３つの半導体光源３５、３６、３７で構成される光源部４０と、各半導体光源３５～３７の各色光の光路を統合する光路統合部４１と、各半導体光源３５～３７の駆動を制御する光源制御部４２とを備えている。
　各半導体光源３５～３７は、半導体発光素子として、青色の波長帯域の光を発する青色発光ダイオード（ＬＥＤ：Light Emitting Diode）４３、緑色の波長帯域の光を発する緑色ＬＥＤ４４、赤色の波長帯域の光を発する赤色ＬＥＤ４５をそれぞれ有している。各ＬＥＤ４３～４５は、周知のようにＰ型半導体とＮ型半導体を接合したものである。そして、電圧を掛けるとＰＮ接合部付近においてバンドギャップを超えて電子と正孔が再結合して電流が流れ、再結合時にバンドギャップに相当するエネルギーを光として放出する。各ＬＥＤ４３～４５は、供給電力の値を増加させると、発する光の光量が増加する。
　図４に示すように、青色半導体光源３５は、青色ＬＥＤ４３が実装される基板３５ａと、基板３５ａ上に形成され、青色ＬＥＤ４３を収容するキャビティが形成されたモールド３５ｂと、キャビティに封入された樹脂３５ｃとで構成される。キャビティの内面は光を反射するリフレクタとして機能する。樹脂３５ｃには光を拡散する拡散材が分散されている。青色ＬＥＤ４３は配線３５ｄによって基板３５ａと導通可能に接続される。このような青色半導体光源３５の実装形態は、一般的に表面実装型と呼ばれる。なお、各半導体光源３５～３７は基本的に同じ構成であるため、青色半導体光源３５を例として挙げて説明し、緑色、赤色半導体光源３６、３７の説明は省略する。
　図５に示すように、青色半導体光源３５は、例えば青色の波長帯域である４４０ｎｍ～４７０ｎｍ付近の波長成分を有し、中心波長４５５±１０ｎｍ、ピーク波長４５５ｎｍの青色光ＬＢを発光する。また、図６に示すように、緑色半導体光源３６は、例えば緑色の波長帯域である５００ｎｍ～６００ｎｍ付近の波長成分を有し、中心波長５２０±１０ｎｍ、ピーク波長５２０ｎｍの緑色光ＬＧを発光する。さらに図７に示すように、赤色半導体光源３７は、例えば赤色の波長帯域である６１５ｎｍ～６３５ｎｍ付近の波長成分を有し、中心波長６２０±１０ｎｍ、ピーク波長６２５ｎｍの赤色光ＬＲを発光する。なお、中心波長は各色光の発光スペクトルの幅の中心の波長を示し、ピーク波長は各色光の発光スペクトルの山型の頂点の波長を示す。
　図３において、青色半導体光源３５の前面には、ロングカットフィルタ（以下、ＬＣＦと略す）４８が設けられている。ＬＣＦ４８は、青色半導体光源３５が発する青色光ＬＢのうち、図２９に示す、生体組織の粘膜表層に存在する表層血管と中層に存在する中層血管の反射スペクトルにおいて、表層血管と中層血管の反射率の交点Ｐの波長（４５０ｎｍ）以上の長波長成分をカットする。より具体的には、図８に示すように、ＬＣＦ４８は、波長４５０ｎｍ以上の緑色、赤色の波長帯域の光を反射し、それ未満の青色の波長帯域の光を透過する特性を有している。
　ＬＣＦ４８によって、青色光ＬＢは、図９に示すロングカット青色光ＬＢｌｃ１となる。ロングカット青色光ＬＢｌｃ１は、青色光ＬＢのうち、図２９を用いて説明した、表層血管のコントラスト向上の妨げになる４５０ｎｍ以上の波長帯域の光成分が全てカットされた光である。光路統合部４１には、このロングカット青色光ＬＢｌｃ１が入射する。
　なお、ＬＣＦ４８では、交点Ｐの波長（４５０ｎｍ）以上の長波長成分を完全にカット（即ち、１００％カット）することなく、表層血管のコントラスト向上を十分に確保できる程度に、交点Ｐの波長（４５０ｎｍ）以上の長波長成分の少なくとも一部（例えば、８０～９５％）をカットする。これにより、ロングカット青色光ＬＢｌｃ１のスペクトルは、それよりも長波長側の緑色光ＬＧのスペクトルと離散的にならず、連続的になる。
　各ＬＥＤ４３～４５には、ドライバ５０、５１、５２がそれぞれ接続されている。光源制御部４２は、これら各ドライバ５０～５２を介して、各ＬＥＤ４３～４５の点灯、消灯および光量の制御を行う。光量の制御は、プロセッサ装置１２から受信する露出制御信号に基づいて、各ＬＥＤ４３～４５に供給する電力を変更することで行う。
　各ドライバ５０～５２は、光源制御部４２の制御の下、各ＬＥＤ４３～４５に駆動電流を連続的に与えることで各ＬＥＤ４３～４５を点灯させる。そして、プロセッサ装置１２から受信した露出制御信号に応じて、与える駆動電流値を変化させることにより各ＬＥＤ４３～４５への供給電力を変更し、青色光ＬＢ、緑色光ＬＧ、赤色光ＬＲの光量をそれぞれ独立に制御する。なお、駆動電流を連続的に与えるのではなくパルス状に与え、駆動電流パルスの振幅を変化させるＰＡＭ（Pulse Amplitude Modulation）制御や、駆動電流パルスのデューティ比を変化させるＰＷＭ（Pulse Width Modulation）制御を行ってもよい。
　光路統合部４１は、ロングカット青色光ＬＢｌｃ１、緑色光ＬＧ、赤色光ＬＲの光路を１つの光路に統合する。光路統合部４１の光出射部は、光源用コネクタ２９ｂが接続されるレセプタクルコネクタ５４の近傍に配置されている。光路統合部４１は、各半導体光源３５～３７から入射された光を、内視鏡１１のライトガイド５５の入射端５５ａに出射する。なお、図示は省略するが、光源用コネクタ２９ｂとレセプタクルコネクタ５４にはそれぞれ保護ガラスが設けられている。
　光路統合部４１で統合されたロングカット青色光ＬＢｌｃ１、緑色光ＬＧ、赤色光ＬＲの混合光の発光スペクトルを図１０に示す。この混合光は照明光ＬＷ１として利用される。なお、図１０に示す照明光ＬＷ１の発光スペクトルは一例であり、所望の観察画像の色味等に応じて目標とする照明光ＬＷ１の発光スペクトルを様々に変更してもよい。具体的には、ロングカット青色光ＬＢｌｃ１、緑色光ＬＧ、赤色光ＬＲの光量の割合（各ＬＥＤ４３～４５の駆動電流値の割合）を変更し、目標とする発光スペクトルの照明光ＬＷ１を生成する。ここで、上記したように、ロングカット青色光ＬＢｌｃ１と緑色光ＬＧとはスペクトルが連続的になっており、更に、緑色光LGと赤色光LRともスペクトルが連続的になっていることから、照明光ＬＷ１のスペクトルは波長帯域（約４００～約６７０nm）全体で連続的である。したがって、照明光ＬＷ１は、波長帯域全体でスペクトルが連続的であるキセノンランプとの同等又は類似の演色性を持つ。
　光源制御部４２は、目標とする発光スペクトルを維持しつつ、照明光の露出制御を行う。照明光を構成する各色光の光量の割合が変わると、照明光の発光スペクトルが変化して観察画像の色味が変わってしまう。このため光源制御部４２は、各色光の光量の割合が一定となるよう、各ドライバ５０～５２を通じて各ＬＥＤ４３～４５に与える駆動電流値を独立に変化させ、各色光の光量を増減させる。
　内視鏡１１は、ライトガイド５５、撮像素子５６、アナログ処理回路５７（ＡＦＥ：Analog Front End）、および撮像制御部５８を備えている。ライトガイド５５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５５の入射端５５ａが光路統合部４１の光出射部と対向する。先端部１９に位置するライトガイド５５の出射端は、２つの照明窓２２に光が導光されるように、照明窓２２の前段で２本に分岐している。
　照明窓２２の奥には、照射レンズ５９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５５により照射レンズ５９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５９は凹レンズからなり、ライトガイド５５から出射する光の発散角を広げる。これにより、観察部位の広い範囲に照明光を照射することができる。
　観察窓２３の奥には、対物光学系６０と撮像素子５６が配置されている。観察部位の像は、観察窓２３を通して対物光学系６０に入射し、対物光学系６０によって撮像素子５６の撮像面５６ａに結像される。
　撮像素子５６は、ＣＣＤイメージセンサやＣＭＯＳイメージセンサ等からなり、その撮像面５６ａには、フォトダイオード等の画素を構成する複数の光電変換素子がマトリックス状に配列されている。撮像素子５６は、撮像面５６ａで受光した光を光電変換して、各画素においてそれぞれの受光量に応じた信号電荷を蓄積する。信号電荷はアンプによって電圧信号に変換されて読み出される。電圧信号は画像信号として撮像素子５６からＡＦＥ５７に出力される。
　ＡＦＥ（Analog Front End）５７は、相関二重サンプリング回路、自動ゲイン制御回路、およびアナログ／デジタル変換器（いずれも図示省略）で構成されている。相関二重サンプリング回路は、撮像素子５６からのアナログの画像信号に対して相関二重サンプリング処理を施し、信号電荷のリセットに起因するノイズを除去する。自動ゲイン制御回路は、相関二重サンプリング回路によりノイズが除去された画像信号を増幅する。アナログ／デジタル変換器は、自動ゲイン制御回路で増幅された画像信号を、所定のビット数に応じた階調値を持つデジタルな画像信号に変換してプロセッサ装置１２に入力する。
　撮像制御部５８は、プロセッサ装置１２内のコントローラ６５に接続されており、コントローラ６５から入力される基準クロック信号に同期して、撮像素子５６に対して駆動信号を入力する。撮像素子５６は、撮像制御部５８からの駆動信号に基づいて、所定のフレームレートで画像信号をＡＦＥ５７に出力する。
　撮像素子５６は、カラー撮像素子であり、撮像面５６ａには、図１１に示すような分光特性を有するＢ、Ｇ、Ｒの３色のマイクロカラーフィルタが設けられ、各マイクロカラーフィルタが各画素に割り当てられている。マイクロカラーフィルタの配列は例えばベイヤー配列である。
　Ｂフィルタが割り当てられたＢ画素は約３８０ｎｍ～５６０ｎｍの波長帯域の光に感応し、Ｇフィルタが割り当てられたＧ画素は約４５０ｎｍ～６３０ｎｍの波長帯域の光に感応する。また、Ｒフィルタが割り当てられたＲ画素は約５８０ｎｍ～８００ｎｍの波長帯域の光に感応する。照明光ＬＷ１を構成するロングカット青色光ＬＢｌｃ１、緑色光ＬＧ、赤色光ＬＲは、ロングカット青色光ＬＢｌｃ１に対応する反射光が主としてＢ画素、緑色光ＬＧに対応する反射光が主としてＧ画素、赤色光ＬＲに対応する反射光が主としてＲ画素でそれぞれ受光される。
　図１２に示すように、撮像素子５６は、１フレームの取得期間内で、画素に信号電荷を蓄積する蓄積動作と、蓄積した信号電荷を読み出す読み出し動作を行う。撮像素子５６の蓄積動作のタイミングに合わせて、各半導体光源３５～３７が点灯し、ロングカット青色光ＬＢｌｃ１、緑色光ＬＧ、赤色光ＬＲの混合光からなる照明光ＬＷ１（ＬＢｌｃ１＋ＬＧ＋ＬＲ）が観察部位に照射され、その反射光が撮像素子５６に入射する。撮像素子５６は、照明光ＬＷ１の反射光をマイクロカラーフィルタで色分離する。ロングカット青色光ＬＢｌｃ１に対応する反射光をＢ画素が受光し、緑色光ＬＧに対応する反射光をＧ画素が、赤色光ＬＲに対応する反射光をＲ画素がそれぞれ受光する。撮像素子５６は、読み出しタイミングに合わせて、Ｂ、Ｇ、Ｒの各画素の画素値が混在した１フレーム分の画像信号Ｂ、Ｇ、Ｒをフレームレートに従って順次出力する。
　図３において、プロセッサ装置１２は、コントローラ６５の他、ＤＳＰ（Digital Signal Processor）６６と、画像処理部６７と、フレームメモリ６８と、表示制御回路６９とを備えている。コントローラ６５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）、プログラムをロードして作業メモリとして機能する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の各部を制御する。
　ＤＳＰ６６は、撮像素子５６が出力する画像信号を取得する。ＤＳＰ６６は、Ｂ、Ｇ、Ｒの各画素に対応する信号が混在した画像信号を、Ｂ、Ｇ、Ｒの画像信号に分離し、各色の画像信号に対して画素補間処理を行う。これにより、各画素にＢ、Ｇ、Ｒの画像信号が割り当てられる。この他、ＤＳＰ６６は、ガンマ補正や、Ｂ、Ｇ、Ｒの各画像信号に対してホワイトバランス補正等の信号処理を施す。
　また、ＤＳＰ６６は、画像信号Ｂ、Ｇ、Ｒに基づいて露出値を算出して、画像全体の光量が不足している場合（露出アンダー）には照明光の光量を上げるように、一方、光量が高すぎる場合（露出オーバー）には照明光の光量を下げるように制御する露出制御信号をコントローラ６５に出力する。コントローラ６５は、光源装置１３の光源制御部４２に露出制御信号を送信する。
　フレームメモリ６８は、ＤＳＰ６６が出力する画像データや、画像処理部６７が処理した処理済みの画像データを記憶する。表示制御回路６９は、フレームメモリ６８から画像処理済みの画像データを読み出して、コンポジット信号やコンポーネント信号等のビデオ信号に変換してモニタ１４に出力する。
　画像処理部６７は、ＤＳＰ６６によってＢ、Ｇ、Ｒの各色に色分離された画像信号Ｂ、Ｇ、Ｒに基づいて、観察画像を生成する。この観察画像がモニタ１４に出力される。画像処理部６７は、フレームメモリ６８内の画像信号Ｂ、Ｇ、Ｒが更新される毎に、観察画像を更新する。画像信号Ｂには、照明光ＬＷ１を構成するロングカット青色光ＬＢｌｃ１に対応する反射光の成分が含まれている。前述のように、ロングカット青色光ＬＢｌｃ１は、表層血管のコントラスト向上の妨げになる４５０ｎｍ以上の波長帯域の光成分が全てカットされた光であるため、表層血管が高コントラストで描出される。癌等の病変においては、正常組織と比較して表層血管の密集度が高くなる傾向がある等、血管のパターンに特徴があるため、腫瘍の良悪鑑別を目的とする観察においては、表層血管が鮮明に描出されることが好ましい。
　画像処理部６７は、画像信号Ｂ、Ｇ、Ｒに対して表層血管を強調する処理を施す強調処理部７０を有している。
　ここで、各画素の画像信号Ｂで表される画像（以下、Ｂ画像という）７１には、図１３に太線および薄いハッチングで示すように、表層血管７２が高コントラストで描出されるが、細線のみで示すように中層血管７３も多少映り込んでいる。これは中層血管も４５０ｎｍを下回る波長帯域の光を多少なりとも吸収するためである。ただし、４５０ｎｍ以上の波長帯域の光が照射された場合よりも、Ｂ画像７１内の中層血管７３の映り込みは多くはない。一方、各画素の画像信号Ｇで表される画像（以下、Ｇ画像という）７４には、図１４に太線および薄いハッチングで示すように、Ｂ画像７１とは逆に中層血管７３が高コントラストで描出される。そして、細線のみで示すように表層血管７２も多少映り込んでいる。画像信号Ｇには、表層血管７２よりも中層血管７３の吸収が大きい５３０ｎｍ～５６０ｎｍの波長帯域の緑色光ＬＧに対応する反射光の成分が含まれているので、Ｇ画像７４は強調される血管がＢ画像７１とは逆に中層血管７３となる。
　強調処理部７０は、中層血管７３の輪郭を抑制し、相対的に表層血管７２の輪郭を強調する処理を行う。具体的には、Ｇ画像７４内の中層血管７３の領域を抽出し、画像信号Ｂ、Ｇ、Ｒを元に生成したフルカラー画像において、Ｇ画像７４で抽出した中層血管７３の領域の画素値と、中層血管７３の領域に隣接する他の領域（表層血管７２や粘膜表面）の画素値の差を縮めて、中層血管７３の領域と他の領域を同化させる。画像処理部６７は、輪郭抑制処理が施されたフルカラー画像を観察画像として出力する。なお、Ｂ画像７１内の表層血管７２の領域を抽出して、抽出した表層血管７２の領域と他の領域との画素値の差を広げて、表層血管７２の領域に対して輪郭強調処理を施したフルカラー画像を観察画像としてもよい。
　図１５において、光路統合部４１は、各半導体光源３５～３７が発する各色光をコリメートするコリメータレンズ８０、８１、８２と、ダイクロイックミラー８３、８４と、光路統合部４１から出射する光をライトガイド５５の入射端５５ａに集光する集光レンズ８５とで構成されている。各ダイクロイックミラー８３、８４は、透明なガラス板に所定の透過特性を有するダイクロイックフィルタを形成した光学部材である。
　緑色半導体光源３６は、その光軸がライトガイド５５の光軸と一致する位置に配置されている。そして、緑色半導体光源３６と赤色半導体光源３７は、互いの光軸が直交するように配置されている。これら緑色半導体光源３６と赤色半導体光源３７の光軸が直交する位置に、ダイクロイックミラー８３が設けられている。同様に、青色半導体光源３５も、緑色半導体光源３６の光軸と直交するように配置され、これらの光軸が直交する位置に、ダイクロイックミラー８４が設けられている。ダイクロイックミラー８３は緑色半導体光源３６、赤色半導体光源３７の光軸、ダイクロイックミラー８４は青色半導体光源３５、緑色半導体光源３６の光軸に対して、それぞれ４５°傾けた姿勢で配置されている。
　図１６に示すように、ダイクロイックミラー８３のダイクロイックフィルタは、約６１０ｎｍ以上の赤色の波長帯域の光を反射し、それ未満の青色、緑色の波長帯域の光を透過する特性を有している。ダイクロイックミラー８３は、コリメータレンズ８１を介して緑色半導体光源３６から入射した緑色光ＬＧを下流側に透過させ、コリメータレンズ８２を介して赤色半導体光源３７から入射した赤色光ＬＲを反射させる。これにより緑色光ＬＧと赤色光ＬＲの光路が統合される。
　図１７に示すように、ダイクロイックミラー８４のダイクロイックフィルタは、約４７０ｎｍ未満の青色の波長帯域の光を反射し、それ以上の緑色、赤色の波長帯域の光を透過する特性を有している。このため、ダイクロイックミラー８４は、ダイクロイックミラー８３を透過した緑色光ＬＧ、およびダイクロイックミラー８３で反射した赤色光ＬＲを透過させる。さらに、ダイクロイックミラー８４は、ＬＣＦ４８、およびコリメータレンズ８０を介して入射したロングカット青色光ＬＢｌｃ１を反射させる。このダイクロイックミラー８４により、ロングカット青色光ＬＢｌｃ１、緑色光ＬＧ、および赤色光ＬＲの全ての光路が統合され、照明光ＬＷ１が生成される。
　以下、上記構成による作用について説明する。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と光源装置１３に接続し、プロセッサ装置１２と光源装置１３の電源を入れて、内視鏡システム１０を起動する。
　内視鏡１１の挿入部１６を被検者の消化管内に挿入して、消化管内の観察を開始する。光源制御部４２は、各ＬＥＤ４３～４５に与える駆動電流値を設定して、各半導体光源３５～３７の点灯を開始する。そして、目標とする発光スペクトルを維持しつつ光量制御を行う。
　各半導体光源３５～３７は、各ＬＥＤ４３～４５による青色光ＬＢ、緑色光ＬＧ、赤色光ＬＲをそれぞれ発する。青色光ＬＢはＬＣＦ４８を透過してロングカット青色光ＬＢｌｃ１となる。ロングカット青色光ＬＢｌｃ１、緑色光ＬＧ、赤色光ＬＲは光路統合部４１のコリメータレンズ８０～８２にそれぞれ入射する。
　青色光ＬＢは、ピーク波長が４５５ｎｍで、４４０ｎｍ～４７０ｎｍ付近の波長成分を有する。図２９を用いて説明したように、青色光ＬＢのうちの４５０ｎｍ以上の波長帯域の光成分は、表層血管と中層血管のコントラスト差を高めて表層血管を高コントラストで描出するためには、カットしたほうがよい。そこで、本実施形態では、ＬＣＦ４８により、４５０ｎｍ以上の長波長成分をカットし、表層血管のコントラストの悪化を招かないようにしている。
　ロングカット青色光ＬＢｌｃ１はダイクロイックミラー８４で反射される。緑色光ＬＧはダイクロイックミラー８３、８４を透過する。赤色光ＬＲはダイクロイックミラー８３で反射し、ダイクロイックミラー８４を透過する。ダイクロイックミラー８３、８４によって、ロングカット青色光ＬＢｌｃ１、緑色光ＬＧ、赤色光ＬＲの光路が統合される。これらロングカット青色光ＬＢｌｃ１、緑色光ＬＧ、赤色光ＬＲは、集光レンズ８５に入射する。これにより、ロングカット青色光ＬＢｌｃ１、緑色光ＬＧ、赤色光ＬＲで構成される照明光ＬＷ１が生成される。集光レンズ８５は、照明光ＬＷ１を内視鏡１１のライトガイド５５の入射端５５ａに集光し、照明光ＬＷ１を内視鏡１１に供給する。
　内視鏡１１において、照明光ＬＷ１はライトガイド５５を通じて照明窓２２に導光されて、照明窓２２から観察部位に照射される。観察部位で反射した照明光ＬＷ１の反射光は、観察窓２３から撮像素子５６に入射する。撮像素子５６は画像信号Ｂ、Ｇ、Ｒをプロセッサ装置１２のＤＳＰ６６に出力する。ＤＳＰ６６は画像信号Ｂ、Ｇ、Ｒを色分離して、画像処理部６７に入力する。撮像素子５６による撮像動作は所定のフレームレートで繰り返される。
　強調処理部７０は、入力された画像信号Ｂ、Ｇ、Ｒに対して表層血管を強調する処理を施す。画像処理部６７は、この強調処理を施した画像信号Ｂ、Ｇ、Ｒを元に観察画像を生成する。観察画像は表示制御回路６９を通じてモニタ１４に出力される。観察画像は撮像素子５６のフレームレートに従って更新される。
　また、ＤＳＰ６６は、画像信号Ｂ、Ｇ、Ｒに基づいて露出値を算出し、算出した露出値に応じた露出制御信号を光源装置１３の光源制御部４２に送信する。光源制御部４２は、受信した露出制御信号に基づいて、各色光の光量の割合が一定となるよう（目標とする発光スペクトルが変化しないよう）各半導体光源３５～３７の駆動電流値を決定する。そして、決定した駆動電流値で各半導体光源３５～３７を駆動する。これにより、各半導体光源３５～３７による、照明光ＬＷ１を構成するロングカット青色光ＬＢｌｃ１、緑色光ＬＧ、赤色光ＬＲの光量を、観察に適した割合に一定に保つことができる。
　青色光ＬＢ、緑色光ＬＧ、赤色光ＬＲの光量をそれぞれ独立に制御可能であるため、目標とする発光スペクトルの照明光ＬＷ１の生成が容易であり、また、目標とする発光スペクトルを維持しつつ、照明光の露出制御を行うことも容易である。
　照明光ＬＷ１を構成するロングカット青色光ＬＢｌｃ１には、観察画像上の表層血管のコントラストを悪化させる成分が全く含まれていない。また、強調処理部７０で表層血管を強調する処理が施される。従来は表層血管を強調する処理のみを行っていたが、本発明ではこれに加えて、観察画像上の表層血管のコントラストを悪化させる光成分をＬＣＦ４８で取り除いている。このため、表層血管と中層血管との違いが明確に弁別された、表層血管のより精細な観察に好適な観察画像を得ることができる。
　なお、ＬＣＦ４８の位置は、上記第１実施形態で例示した青色半導体光源３５とコリメータレンズ８０の間に限らず、青色光ＬＢの光路上にあればよい。例えば、コリメータレンズ８０とダイクロイックミラー８４の間にＬＣＦ４８を配置してもよい。
　ＬＣＦ４８は、例えば、４００ｎｍ以上４５０ｎｍ未満の光を透過するバンドパス特性を有するものでもよい。ただし、バンドパス特性を有するフィルタは、上記第１実施形態で例示したショートパス特性を有するものよりも製造コストが嵩むので、上記第１実施形態のように、ショートパス特性を有するＬＣＦ４８のほうがコスト面で有利である。
　表層血管と中層血管の反射率の交点Ｐの波長は、上記第１実施形態で例示した、表層血管の太さが１０μｍの場合の４５０ｎｍに限らず、観察対象とする表層血管の太さに応じて変化し、表層血管の太さが太くなるにつれ、交点Ｐの波長も長波長側にシフトする。具体的には、交点Ｐの波長は４４５ｎｍ～４６０ｎｍの範囲の値をとり得る。このため、ＬＣＦ４８でカットする波長も、観察対象とする表層血管の太さに応じて決定される。
　例えば、交点Ｐの波長が４６０ｎｍである場合は、ＬＣＦ４８として、波長４６０ｎｍ以上の緑色、赤色の波長帯域の光を反射し、それ未満の青色の波長帯域の光を透過する、図１８に示す特性を有するものが用いられる。図１８に示す透過特性のＬＣＦ４８によって、青色光ＬＢは、図１９に示すロングカット青色光ＬＢｌｃ２となる。図９に示すロングカット青色光ＬＢｌｃ１には、青色光ＬＢのピーク波長４５５ｎｍの光成分が含まれていないが、ロングカット青色光ＬＢｌｃ２には、青色光ＬＢのピーク波長４５５ｎｍの光成分が含まれている。このため、ロングカット青色光ＬＢｌｃ２のほうが、ロングカット青色光ＬＢｌｃ１よりも光量が大きい。この場合、光路統合部４１で統合されたロングカット青色光ＬＢｌｃ２、緑色光ＬＧ、赤色光ＬＲの混合光である照明光ＬＷ２の発光スペクトルは、図２０に示すようになる。なお、照明光ＬＷ２についても、照明光ＬＷ１と同様、波長帯域全体においてスペクトルが連続している。
　なお、表層血管を強調する処理としては、上記第１実施形態で例示した方法の他に、特許文献１の特開２０１１－０９８０８８号公報、特許文献２の特開２０１２－１５２４５９号公報に記載された方法を採用してもよい。例えば、表層血管は観察画像上で比較的細く映るので、周波数成分が比較的高周波に偏ることを利用して、Ｂ画像７１に周波数フィルタリングを施して、表層血管に該当する高周波成分を抽出し、この抽出した高周波成分でＢ画像７１内の表層血管を強調することで、表層血管のコントラストを上げる。あるいは、中層血管に該当する中低周波成分を抽出し、抽出した中低周波成分でＢ画像７１内の中層血管のコントラストを抑制し、相対的に表層血管のコントラストを上げる。
　輪郭抑制処理や周波数強調処理の説明からも分かるように、表層血管を強調する処理は、表層血管と中層血管のコントラスト差が広がるものであればよく、中層血管に対して表層血管のコントラストを上げる処理に限らず、表層血管に対しては何もせず、代わりに中層血管のコントラストを抑制して、相対的に表層血管のコントラストを上げる処理、および表層血管のコントラストを上げ、かつ中層血管のコントラストを抑制する処理も含まれる。
［第２実施形態］
　上記第１実施形態では、ＬＣＦ４８が青色半導体光源３５の前面に固定され、ＬＣＦ４８の長波長成分のカット機能が常に有効化されているが、本発明はこれに限定されない。ＬＣＦ４８のカット機能の有効化、無効化を切り替えてもよい。
　図２１に示すように、本実施形態の光源装置９０は、モード切替部９５を備えている。モード切替部９５は、ＬＣＦ４８のカット機能を有効化して、表層血管を強調して観察する表層血管強調観察モードと、ＬＣＦ４８のカット機能を無効化して、観察部位の全体の性状を観察する通常観察モードとを切り替える。なお、光源装置９０は、モード切替部９５が設けられている他は上記第１実施形態と同じ構成であるため、上記第１実施形態と同じ構成には同一の符号を付し、説明を省略する。
　モード切替部９５は、モード切替ボタン９６と、ロングカットフィルタ移動機構（以下、ＬＣＦ移動機構と略す）９７と、光源制御部９８とで構成される。モード切替ボタン９６は、光源制御部９８に接続されている。モード切替ボタン９６は、モード切替のための指示信号を光源制御部９８に発する操作部材であり、例えば、光源装置９０またはプロセッサ装置１２の筐体の前面パネルや、内視鏡１１の操作部１７等に設けられている。光源制御部９８は、上記第１実施形態の光源制御部４２と同じく、各ドライバ５０～５２を介して、各ＬＥＤ４３～４５の点灯、消灯および光量の制御を行う他、モード切替ボタン９６からの指示信号に応じて、ＬＣＦ移動機構９７の駆動を制御する。
　ＬＣＦ移動機構９７は、例えば、モータと、モータの回転力を直線運動に変えるラックアンドピニオンギヤ（ともに図示せず）とで構成され、青色半導体光源３５の前面に配置する実線で示すセット位置と、青色半導体光源３５の前面から退避させる点線で示す退避位置との間で、ＬＣＦ４８をスライド移動させる。
　ＬＣＦ４８がセット位置にある場合（ＬＣＦ４８のカット機能が有効化された場合）は、上記第１実施形態と同じく、青色光ＬＢは、４５０ｎｍ以上の長波長成分がカットされてロングカット青色光ＬＢｌｃ１となり、観察部位には、ロングカット青色光ＬＢｌｃ１、緑色光ＬＧ、赤色光ＬＲの混合光である照明光ＬＷ１が照射される。一方、ＬＣＦ４８が退避位置にある場合（ＬＣＦ４８のカット機能が無効化された場合）は、青色光ＬＢはそのまま光路統合部４１に入射する。観察部位には、青色光ＬＢ、緑色光ＬＧ、赤色光ＬＲの混合光である、図２２に示すような発光スペクトルの照明光ＬＷ０が照射される。
　照明光ＬＷ０は、緑色光ＬＧ、赤色光ＬＲに、青色光ＬＢがそのまま重畳されたもので、従来の観察部位の全体の性状を観察する際に照射される白色光に近い発光スペクトルを有する。照明光ＬＷ０は、照明光ＬＷ１のように青色光ＬＢに表層血管のコントラストを向上させるための加工を施していないので、照明光ＬＷ１と比べて、観察部位の全体の性状の観察に適している。また、青色光ＬＢの光成分がカットされていないため照明光ＬＷ１よりも光量が大きい。
　このように、モード切替部９５を設けて、ＬＣＦ４８のカット機能を有効化または無効化する選択を術者が可能な構成とすれば、従来行われている白色光による観察部位の全体の性状の観察（通常観察モード）と、表層血管の強調観察（表層血管強調観察モード）とを両方行うことができる。観察の初期段階では、観察部位の全体の性状を観察するために通常観察モードを選択し、病変部と疑わしき観察部位が発見された場合は、表層血管強調観察モードを選択するといった使い分けができる。また、観察部位の全体の性状を観察する際には、観察部位から先端部１９を離して、比較的遠景で観察部位を撮像することが多いので、照明光ＬＷ１よりも光量が増した照明光ＬＷ０を用いるほうが有利である。
　なお、通常観察モードと表層血管強調観察モードとでは照明光の発光スペクトルが異なるので、ＤＳＰ６６で行うホワイトバランス補正等の信号処理を、例えば各モードで観察画像の色味が同じになるようにする等、各モードに応じて変更することが好ましい。
　強調処理部７０は、両モードで作動してもよいし、表層血管強調観察モードのときのみ作動してもよい。
　ＬＣＦ４８の移動機構は上記に例示したモータとラックアンドピニオンギヤで構成したものに限らない。例えば、可視光透過ガラス製の円板（ターレット）の半面にＬＣＦ４８を形成し、あとの半分は何も設けずに、青色光ＬＢがそのまま透過できるようにしておき、モータで円板を回転移動させることで、ＬＣＦ４８のカット機能を有効化または無効化してもよい。
　なお、光源制御部がＬＣＦ移動機構９７の駆動を制御する例を記載したが、光源制御部とは別にＬＣＦ移動機構９７の駆動を制御する制御部を設けてもよい。
　ＬＣＦ４８は、上記各実施形態のような透過特性が変化しないものに限らない。例えば、圧電素子等のアクチュエータを駆動することにより、２枚の高反射光フィルタからなる基板の面間隔を変更することで、透過光の波長帯域を制御するエタロンフィルタや、偏光フィルタ間に複屈折フィルタとネマティック液晶セルを挟んで構成され、液晶セルへの印加電圧を変更することで透過光の波長帯域を制御する液晶チューナブルフィルタ等、透過特性が可変のフィルタを用いてもよい。エタロンフィルタや液晶チューナブルフィルタ等の透過特性が可変のフィルタを用いれば、ＬＣＦ移動機構がいらないので、コスト、スペースの点で有利である。なお、エタロンフィルタや液晶チューナブルフィルタ等の透過特性が可変のフィルタを用いる場合、上記第２実施形態のモード切替部は、エタロンフィルタや液晶チューナブルフィルタを駆動して透過光の波長帯域を変更するドライバと、ドライバを介してエタロンフィルタや液晶チューナブルフィルタの駆動を制御する制御部とで構成される。
［第３実施形態］
　上記各実施形態では、光源部を青色、緑色、赤色の３つの半導体光源３５～３７で構成しているが、上記各実施形態で観察対象とした表層血管のうちの粘膜表層により近い表層血管（以下、上記各実施形態で観察対象とした表層血管と区別するため極表層血管という）を強調して観察するための紫色の波長帯域の光を発する紫色半導体光源を追加してもよい。
　図２３において、本実施形態の光源装置１１０は、上記各実施形態の各半導体光源３５～３７に加えて、紫色半導体光源１１５を有する光源部１１６と、各半導体光源３５～３７、１１５の各色光の光路を統合する光路統合部１１７とを備えている。なお、光源装置１１０は、光源部と光路統合部の一部の構成が異なる他は上記第１実施形態と同じ構成であるため、上記第１実施形態と同じ構成には同一の符号を付し、説明を省略する。
　紫色半導体光源１１５は、発光素子として、紫色の波長帯域の光を発する紫色ＬＥＤ（図示せず）を有している。紫色半導体光源１１５の具体的な構造は、図４に示す青色半導体光源３５と同じである。図２４に示すように、紫色半導体光源１１５は、例えば紫色の波長帯域である３９５ｎｍ～４１５ｎｍ付近の波長成分を有し、中心波長４０５±１０ｎｍ、ピーク波長４０５ｎｍの紫色光ＬＶを発光する。
　光路統合部１１７は、上記各実施形態の光路統合部４１に、紫色光ＬＶをコリメートするコリメータレンズ１１８と、ロングカット青色光ＬＢｌｃ１と、紫色光ＬＶの光路を統合するダイクロイックミラー１１９を追加した構成である。光路統合部１１７は、ロングカット青色光ＬＢｌｃ１、緑色光ＬＧ、赤色光ＬＲ、および紫色光ＬＶの光路を１つの光路に統合する。光路統合部１１７で統合されたロングカット青色光ＬＢｌｃ１、緑色光ＬＧ、赤色光ＬＲ、紫色光ＬＶの混合光の発光スペクトルを図２５に示す。この混合光は照明光ＬＷ３として利用される。
　青色半導体光源３５と紫色半導体光源１１５は、互いの光軸が直交するように配置され、これらの光軸が直交する位置に、ダイクロイックミラー１１９が設けられている。ダイクロイックミラー１１９は青色半導体光源３５、紫色半導体光源１１５の光軸に対して４５°傾けた姿勢で配置されている。
　図２６に示すように、ダイクロイックミラー１１９のダイクロイックフィルタは、約４３０ｎｍ未満の紫色の波長帯域の光を反射し、それ以上の青色、緑色、赤色の波長帯域の光を透過する特性を有している。ダイクロイックミラー１１９は、コリメータレンズ８０を介して入射したロングカット青色光ＬＢｌｃ１を下流側に透過させ、コリメータレンズ１１８を介して紫色半導体光源３８から入射した紫色光ＬＶを反射させる。これによりロングカット青色光ＬＢｌｃ１と紫色光ＬＶの光路が統合される。ダイクロイックミラー１１９で反射した紫色光ＬＶは、ダイクロイックミラー８４が図１７に示すように約４７０ｎｍ未満の青色の波長帯域の光を反射する特性を有するので、ダイクロイックミラー８４で反射して集光レンズ８５に向かう。これにより、ロングカット青色光ＬＢｌｃ１、緑色光ＬＧ、赤色光ＬＲ、および紫色光ＬＶの全ての光の光路が統合される。　
　図２９において、表層血管の反射率は、４５０ｎｍを下回る波長帯域で大きく落ち込み、４０５ｎｍ付近において最も落ち込んでいる。反射率が低い波長帯域の光を観察部位に照射すると、血管においては吸収が大きいので、血管とそれ以外の部分とのコントラストに差がある観察画像が得られる。
　また、図２７に示すように、生体組織の光の散乱特性にも波長依存性があり、短波長になるほど散乱係数μＳは大きくなる。散乱は生体組織内への光の深達度に影響する。すなわち、散乱が大きいほど、生体組織の粘膜表層付近で反射される光が多く、中深層に到達する光が少ない。そのため、短波長であるほど深達度は低く、長波長になるほど深達度は高い。
　紫色半導体光源１１５が発する中心波長４０５±１０ｎｍの紫色光ＬＶは、比較的短波長で深達度が低いので、上記各実施形態で観察対象とした表層血管のうちの粘膜表層により近い極表層血管による吸収が大きい。このため紫色光ＬＶは極表層血管強調用の特殊光として用いられる。紫色光ＬＶを用いることにより、ロングカット青色光ＬＢｌｃ１によって強調される表層血管に加えて、極表層血管が高コントラストで描出された観察画像を得ることができる。
　図２８において、極表層血管を強調観察する場合は、撮像素子５６の蓄積動作のタイミングに合わせて、各半導体光源３５～３７に加えて紫色半導体光源１１５が点灯する。各半導体光源３５～３７、１１５が点灯すると、照明光ＬＷ１とともに、紫色光ＬＶが追加されて、これらの混合光（ＬＷ１＋ＬＶ）である図２５に示す照明光ＬＷ３が観察部位に照射される。
　照明光ＬＷ１に紫色光ＬＶが追加された照明光ＬＷ３は、撮像素子５６のマイクロカラーフィルタで分光される。Ｂ画素は、ロングカット青色光ＬＢｌｃ１に対応する反射光に加えて、紫色光ＬＶに対応する反射光を受光する。Ｇ画素、Ｒ画素は、上記第１実施形態と同じく、緑色光ＬＧに対応する反射光、赤色光ＬＲに対応する反射光をそれぞれ受光する。撮像素子５６は、読み出しタイミングに合わせて、画像信号Ｂ、Ｇ、Ｒをフレームレートに従って順次出力する。
　この場合における画像信号Ｂには、照明光ＬＷ１を構成するロングカット青色光ＬＢｌｃ１に対応する反射光の成分に加えて、紫色光ＬＶに対応する反射光の成分が含まれているため、表層血管だけでなく極表層血管が高コントラストで描出される。表層血管と同様に、癌等の病変においては、正常組織と比較して極表層血管の密集度が高くなる傾向がある等、極表層血管のパターンに特徴があるため、本実施形態の光源装置１１０によれば極表層血管が鮮明に描出されるので好ましい。
　上記第１実施形態では、プロセッサ装置１２からの露出制御信号に基づいて、各ＬＥＤ４３～４５に与える駆動電流値を変化させることで各色光の光量制御を行っているが、ＬＥＤの発熱の影響や経時劣化の影響により、半導体光源は駆動電流値に対する出力光量が変動する場合がある。そこで、各色光の光量を測定する光量測定センサを設けて、光量測定センサが出力する光量測定信号に基づいて、各色光の光量が目標値に達しているか否かを監視してもよい。
　この場合、光源制御部は、光量測定信号と目標とする光量とを比較し、この比較結果に基づいて、光量が目標値となるように、露出制御で設定した各半導体光源３５～３７に与える駆動電流値を微調整する。このように各色光の光量を光量測定センサで常に監視し、光量の測定結果に基づき与える駆動電流値を微調整することで、常に目標値に沿うように光量を制御することができる。このため目標とする発光スペクトルの照明光をより安定して得ることができる。
　上記各実施形態では、ＬＥＤのみで構成された半導体光源を挙げているが、例えば、緑色半導体光源を、紫色から青色の波長帯域の青色励起光を発する青色励起光ＬＥＤ、および青色励起光で励起されて緑色の波長帯域の緑色光を発する緑色蛍光体で構成された蛍光型半導体光源としてもよい。また、緑色半導体光源に代えて、あるいは加えて、赤色半導体光源を、紫色から青色の波長帯域の青色励起光を発する青色励起光ＬＥＤ、および青色励起光で励起されて赤色の波長帯域の赤色蛍光を発する赤色蛍光体で構成してもよい。赤色半導体光源を蛍光型半導体光源で構成する場合は、励起光ＬＥＤは紫色から青色の波長帯域の青色励起光を発する青色励起光発光素子に限らず、緑色の波長帯域の緑色励起光を発する緑色励起光発光素子であってもよい。この場合、上記第１実施形態の図４に示すモールド３５ｂのキャビティに、樹脂３５ｃの代わりに蛍光体を封入して蛍光型半導体光源を構成する。
　蛍光型半導体光源の励起光発光素子が発する光が、表層血管と中層血管の反射率の交点Ｐの波長以上の成分を含んでいる場合は、その光成分をカットするフィルタを設けることが好ましい。
　また、図４に示したＬＥＤの実装形態は１例であり、他の形態を採用してもよい。例えば、封止樹脂３５ｃの光出射面に発散角を調整するマイクロレンズを設けてもよいし、あるいは表面実装型でなく、マイクロレンズが形成された砲弾型のケースにＬＥＤを収容した形態でもよい。また、緑色半導体光源や赤色半導体光源として蛍光型半導体光源を使用する場合は、蛍光型半導体光源は励起光ＬＥＤと蛍光体を一体的に設けたものに限らず、これらを別に設けたものでもよい。この場合には、励起光ＬＥＤと蛍光体の間にレンズや光ファイバ等の導光部材を追加して、導光部材を介して励起光ＬＥＤの励起光を蛍光体に導光する。
　さらに、蛍光型半導体の発光素子として、ＬＥＤの代わりにレーザダイオード（ＬＤ（Laser Diode））を用いてもよい。ＬＥＤやＬＤの他に有機ＥＬ（Electro-Luminescence）素子を用いてもよい。蛍光型半導体光源に限らず、他の半導体光源の発光素子に、ＬＤや有機ＥＬ素子を用いてもよい。
　光源部の構成としては、上記各実施形態で例示した青色、緑色、赤色の各半導体光源３５～３７を有するものに代えて、白色光源と青色半導体光源との組み合わせでもよい。白色光源としては、白色ＬＥＤや、青色励起光発光素子と、青色励起光で励起されて緑色から赤色のブロードな波長帯域の蛍光を発する蛍光体とで構成した蛍光型白色半導体光源等を用いてもよいし、半導体光源に限らずキセノンランプやメタルハライドランプを用いてもよい。
　また、白色光源と、白色光源が発する白色光の光路上に配置されたフィルタターレットとで光源部を構成してもよい。フィルタターレットは、可視光透過ガラス製の円板の半面にＬＣＦ４８が形成され、あとの半分は何も設けられず、白色光源が発した白色光をそのまま透過するもので、モータ等により回転される。ＬＣＦ４８は、白色光のうちの表層血管と中層血管の反射率の交点Ｐの波長以上の光成分をカットしてロングカット青色光を生成する。この場合は白色光源が青色光源を兼ねる。
　この場合、撮像素子５６の蓄積動作と同期してフィルタターレットが順次回転され、観察部位には照明光として白色光とロングカット青色光が交互に照射される。画像処理部６７は、白色光を照射して得られた画像信号とロングカット青色光を照射して得られた画像信号を元に観察画像を生成する。強調処理部７０は、例えば、青色光を照射して得られたＢ画像を、白色光を照射して得られたフルカラー画像に合成することで、表層血管を強調する。
　白色光源が青色光源を兼ねる上記の場合は、青色光の光量を独立して制御することが難しいので、上記各実施形態のように青色光源を単独の青色半導体光源とし、青色光の光量を独立して制御可能な構成とするほうがより好ましい。また、青色光源を単独の青色半導体光源とすることで、白色光源が青色光源を兼ねる場合と比べて、青色光ＬＢひいてはロングカット青色光の光量を稼ぐことができ、表層血管の視認性を向上させることができるのでより好ましい。
　上記各実施形態における光路統合部の構成は１例であり、種々の変更が可能である。例えばダイクロイックフィルタを形成した光学部材としてダイクロイックミラーを用いているが、代わりにプリズムにダイクロイックフィルタを形成したダイクロイックプリズムを用いてもよい。また、ダイクロイックミラーやダイクロイックプリズムといった、ダイクロイックフィルタを形成した光学部材の代わりに、例えば、各半導体光源に対峙する複数の入射端と、内視鏡のライトガイドの入射端に対峙する１つの出射端を有する分岐型ライトガイドを用いて光路を統合してもよい。分岐型ライトガイドは、光ファイバをバンドル化したファイババンドルであり、一端において光ファイバを所定本数ずつ複数に分割して、入射端を複数に分岐させたものである。この場合には、分岐した各入射端のそれぞれに対応させて各半導体光源を配置する。
　ロングカット青色光と緑色光ＬＧの混合光や、緑色光ＬＧと紫色光ＬＶの混合光を観察部位に照射し、緑色光ＬＧベースで観察画像を取得してもよい。
　上記各実施形態では、撮像素子５６として、Ｂ、Ｇ、Ｒのマイクロカラーフィルタによって照明光を色分離するカラー撮像素子を有し、カラー撮像素子によってＢ、Ｇ、Ｒの画像信号を同時に取得する同時式の内視鏡システムおよびそれに用いられる光源装置を例に説明したが、モノクロ撮像素子を有し、青色、緑色、赤色の各色光を順次照射して、Ｂ、Ｇ、Ｒの画像信号を面順次で取得する面順次式の内視鏡システムおよびそれに用いられる光源装置に本発明を適用してもよい。
　なお、言うまでもないが、上記各実施形態は、単独で実施することも、複合して実施することも可能である。
　上記各実施形態では、光源装置とプロセッサ装置が別体で構成される例で説明したが、２つの装置を一体で構成してもよい。また、本発明は、照明光の観察部位の反射光をイメージガイドで導光するファイバスコープや、撮像素子と超音波トランスデューサが先端部に内蔵された超音波内視鏡を用いた内視鏡システムおよびそれに用いられる光源装置にも適用することができる。
　１０　内視鏡システム
　１１　内視鏡
　１３、９０、１１０　光源装置
　３５　青色半導体光源
　３６　緑色半導体光源
　３７　赤色半導体光源
　４０、１１６　光源部
　４１、１１７　光路統合部
　４２、９８　光源制御部
　４３　青色ＬＥＤ
　４８　ロングカットフィルタ（ＬＣＦ）
　５５　ライトガイド
　５６　撮像素子
　９５　モード切替部
　９６　モード切替ボタン
　９７　ロングカットフィルタ（ＬＣＦ）移動機構
　１１５　紫色半導体光源

Claims (11)

  1. 　青色の波長帯域の青色光を発する青色光源と、
    　前記青色光の光路上に設けられ、前記青色光のうち、生体組織の粘膜表層に存在する表層血管と中層に存在する中層血管の反射スペクトルにおいて、前記表層血管と前記中層血管の反射率の交点の波長以上の長波長成分の少なくとも一部をカットするロングカットフィルタと、
    を有することを特徴とする内視鏡システム。
  2. 　前記交点の波長は、４４５ｎｍ～４６０ｎｍの範囲の値であることを特徴とする請求項１記載の内視鏡システム。
  3. 　前記交点の波長は、４５０ｎｍであることを特徴とする請求項２に記載の内視鏡システム。
  4. 　前記青色光源は、青色半導体発光素子を有する青色半導体光源であることを特徴とする請求項１ないし３のいずれか１項に記載の内視鏡システム。
  5. 　前記青色半導体発光素子は、青色発光ダイオードであることを特徴とする請求項４に記載の内視鏡システム。
  6. 　緑色の波長帯域の緑色光を発する緑色半導体光源と、
    　赤色の波長帯域の赤色光を発する赤色半導体光源と、
    　前記緑色半導体光源、前記赤色半導体光源、および前記青色半導体光源が発する各色光の光路を統合する光路統合部とを有することを特徴とする請求項４または５に記載の内視鏡システム。
  7. 　前記緑色半導体光源、前記赤色半導体光源、および前記青色半導体光源は、各色光を同時に発することを特徴とする請求項６に記載の内視鏡システム。
  8. 　前記ロングカットフィルタのカット機能を有効化して、前記表層血管を強調して観察する表層血管強調観察モードと、
    　前記カット機能を無効化して、観察部位を観察する通常観察モードとを切り替えるモード切替部を備えることを特徴とする請求項１ないし７のいずれか１項に記載の内視鏡システム。
  9. 　前記モード切替部は、モード切替を指示するための指示信号を発する操作部材と、
    　前記青色光の光路上に配置するセット位置と、前記青色光の光路上から退避させる退避位置との間で、前記ロングカットフィルタを移動させるロングカットフィルタ移動機構と、
    　前記操作部材からの指示信号に応じて、前記ロングカットフィルタ移動機構の駆動を制御する制御部とを有することを特徴とする請求項８に記載の内視鏡システム。
  10. 　生体組織の粘膜表層に存在する表層血管のうちの粘膜表層により近い極表層血管を強調して観察するための紫色の波長帯域の紫色光を発する紫色半導体光源を有することを特徴とする請求項１ないし９のいずれか１項に記載の内視鏡システム。
  11. 　前記交点の波長以上の長波長成分の少なくとも一部がカットされたロングカット青色光を含む照明光によって照明された観察対象を撮像して、画像信号を出力する撮像素子と、
    　前記画像信号に対して、前記表層血管を強調する処理を施す強調処理部とを有する請求項１ないし１０いずれか１項記載の内視鏡システム。
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