WO2015115320A1 - 医療用画像形成装置 - Google Patents

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light
laser light
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宏幸 亀江
伊藤　毅
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    • G06T2207/30004—Biomedical image processing
    • G06T2207/30101—Blood vessel; Artery; Vein; Vascular

Definitions

  • the present invention relates to a medical image forming apparatus.
  • solid light sources Compared to conventional gas light sources, solid light sources have advantages such as low power consumption, high connection efficiency, small size, and high-speed switching. The technological innovation for such solid state light sources is remarkable.
  • a solid-state laser has a characteristic that the light density in the emission area is extremely high. Due to this characteristic, so-called fiber light sources configured by combining a solid-state laser with, for example, an optical fiber have been actively developed.
  • the fiber light source is suitable for illuminating the inside of a thin structure, and its application to an endoscope or the like is being advanced.
  • Japanese Patent Application Laid-Open No. 2011-200572 discloses a white blood image, a fine blood vessel image, an oxygen saturation image, and a blood vessel depth image.
  • An electronic endoscope system capable of simultaneously acquiring and displaying one or two types of images selected by a user or the like is provided.
  • a plurality of solid-state light sources for broadband light, a plurality of lasers for microvascular images, a plurality of lasers for oxygen saturation images, and a plurality of lasers for blood vessel depth images Is provided as a light source.
  • Japanese Patent Application Laid-Open No. 2011-200572 acquires a plurality of images by irradiating a target object with a plurality of light sources corresponding to selected images simultaneously or sequentially.
  • the present invention has been made in view of the above circumstances, and an object thereof is to provide a medical image forming apparatus with high image reproduction accuracy while realizing low cost, low volume, and low power consumption.
  • a medical image forming apparatus includes a plurality of laser light emitting elements that emit laser beams having different wavelengths, an image selection unit for selecting the type of observation image, A light source control unit that performs lighting control of the plurality of laser light emitting elements according to an observation mode corresponding to the selected combination of observation images, and imaging that images the return light of the laser light from the observation target and outputs it as an image signal And an image signal processing circuit that forms the observation image from the image signal from the imaging unit, and is turned on by the light source control unit when the type of the selected observation image is the first observation image
  • Laser light emitting element for emitting a laser beam are included.
  • FIG. 1 is a graph showing the results of calculating the average color rendering index Ra for various wavelengths and the number of lasers.
  • FIG. 2A is a diagram schematically showing a cross-sectional structure of a biological mucous membrane.
  • FIG. 2B is a diagram schematically illustrating the relationship between the wavelength length and the penetration depth.
  • FIG. 3 is a diagram showing the wavelength dependence of the extinction coefficient of blood hemoglobin.
  • FIG. 4A is a graph showing absorption intensity characteristics regarding the autofluorescent material.
  • FIG. 4B is a graph showing fluorescence intensity characteristics.
  • FIG. 5 is a block diagram showing the configuration of the medical image forming apparatus according to the first embodiment of the present invention.
  • FIG. 5 is a block diagram showing the configuration of the medical image forming apparatus according to the first embodiment of the present invention.
  • FIG. 6 is a diagram illustrating an example of laser output conditions when all of the special light image 1, the special light image 2, the special light image 3, and the white light image are selected.
  • FIG. 7 is a diagram illustrating an example of laser output conditions when special light images 1, 2, and 3 and a white light image are displayed simultaneously.
  • FIG. 8 is a diagram illustrating an example of parallel display of four observation images.
  • FIG. 9 is a diagram illustrating an example of laser output conditions when only the special light image 1 and the white light image are selected.
  • FIG. 10 is a diagram illustrating an example of parallel display of two observation images.
  • FIG. 11 is a block diagram showing a configuration of a medical image forming apparatus according to the second embodiment of the present invention.
  • FIG. 12 is a diagram illustrating an example of laser output conditions when all of the special light image 1 and the white light image are selected in the second embodiment of the present invention.
  • FIG. 13 is a diagram illustrating an example of parallel display of two observation images according to the second embodiment of the present invention.
  • the applicant performed calculation of the average color rendering index Ra, which is one of the illuminator quality evaluation parameters defined in Japanese Industrial Standards (JIS), for various wavelengths and the number of lasers. As a result, as shown in FIG. 1, it has been found that by combining a plurality of laser beams having different wavelengths, a performance equivalent to or higher than the broad spectrum general illumination conventionally used can be obtained. It was. Specifically, if there are at least four lasers, the average color rendering index Ra is 80, and sufficient performance as an illumination light source can be obtained.
  • JIS Japanese Industrial Standards
  • the laser can output light with high light density and parallelism from a light emitting area smaller than a gas light source or LED. Therefore, a laser as a light source for white light observation that requires color rendering is introduced with high efficiency into a small-diameter light guide member such as a fiber in an observation apparatus that is expected to be observed in a closed space such as an endoscope apparatus. Easy to use (low power consumption, high brightness lighting). In addition, for special light observations that have been actively developed in the field of endoscopes in recent years, the narrow spectral characteristics of the laser also provide the advantage of easily acquiring the wavelength characteristics of specific substances at the target site. be able to. Special light observation includes, for example, observation of a blood vessel enhancement image, an oxygen saturation image, and an autofluorescence image. Hereinafter, each observation image will be described.
  • wavelength light (B light) having a short wavelength penetrates only to the vicinity of the surface layer, and is absorbed and scattered in the vicinity thereof.
  • the return light at this time is emitted from the surface of the living body.
  • the wavelength light (G light) having a medium wavelength penetrates to a range deeper than the surface layer, and is absorbed and scattered in the vicinity thereof.
  • the return light at this time is emitted from the surface of the living body. With this return light, it is possible to acquire information in a deeper part than light having a short wavelength.
  • wavelength light (R light) having a long wavelength (on the order of 600 nm) penetrates to a deeper range and is absorbed and scattered in the vicinity thereof.
  • the return light at this time is emitted from the surface of the living body. With this return light, it is possible to acquire information in a deeper part than light having a medium wavelength.
  • FIG. 3 shows the wavelength dependence of the extinction coefficient of blood hemoglobin. As shown in FIG. 3, the absorption spectra are slightly different between oxygenated hemoglobin and reduced hemoglobin. When light of the first half wavelength of the 400nm range, which has a high hemoglobin extinction coefficient, is irradiated toward the living body, it is possible to obtain an image that emphasizes the blood vessels that are mainly present on the surface of the living body.
  • Oxygen saturation image The oxygen saturation of hemoglobin is calculated by obtaining the amount of oxyhemoglobin relative to the amount of total hemoglobin.
  • the wavelengths of 450 nm, 540 nm, and 805 nm are wavelengths with almost no difference in extinction coefficient between oxyhemoglobin and reduced hemoglobin.
  • wavelengths of 430 nm, 560 nm, and 760 nm are wavelengths having a larger extinction coefficient of reduced hemoglobin
  • wavelengths of 470 nm, 590 nm, and 840 nm are wavelengths having a greater extinction coefficient of oxyhemoglobin.
  • the image information of each wavelength band thus obtained is assigned to, for example, each color of red, green, and blue.
  • an observation image is an oxygen saturation image.
  • the light penetration length is longer for longer wavelengths, so when using light with a wavelength in the 400 nm range, the oxygen saturation image for the surface blood vessels is used with light having a wavelength in the 500 nm range.
  • FIG. 4A is a graph showing the absorption intensity characteristic regarding the autofluorescent substance
  • FIG. 4B is a graph showing the fluorescence intensity characteristic.
  • These graphs show absorption intensity characteristics and fluorescence intensity characteristics of Flavin Adenine Dinucleotide (FAD) and porphyrin, which are autofluorescent substances correlated with tumors.
  • FAD Flavin Adenine Dinucleotide
  • porphyrin generates fluorescence by light having a central wavelength of 400 nm
  • FAD generates fluorescence by light having central wavelengths of 380 nm and 450 nm.
  • An image obtained by imaging such fluorescence is an autofluorescence image.
  • the fluorescence intensity of autofluorescence differs between the lesioned part and the normal part. That is, fluorescence having a peak near 550 nm is generated in the normal part, while fluorescence having two peaks of 560 nm and 630 nm is generated in the lesion site. It is known that porphyrin accumulates in lesions such as cancer. Therefore, the fluorescence at 630 nm for the lesion site shown in FIG. 4B is fluorescence derived from porphyrin.
  • FIG. 5 is a block diagram showing the configuration of the medical image forming apparatus according to the first embodiment of the present invention.
  • the medical image forming apparatus 100 displays a special light image 1, a special light image 2, a special light image 3, and a white light image with high image accuracy.
  • the special light image is an observation image obtained by irradiating with light of a specific wavelength, in which specific features of the observation target are emphasized.
  • An example of the special light image 1 is an autofluorescence image.
  • the special light image 2 of an example is a blood vessel emphasis image.
  • the special light image 3 as an example is an oxygen saturation image.
  • the white light image is a normal observation image obtained by irradiating with white light, in which specific features of the observation target are not emphasized. This white light image is used for screening or the like.
  • the medical image forming apparatus 100 shown in FIG. 5 has laser light emitting elements (hereinafter simply referred to as lasers) 1 to 7 as illumination light sources.
  • lasers are, for example, semiconductor lasers and have different emission wavelengths.
  • laser 1 emits light with a wavelength of 400 nm
  • laser 2 emits light with a wavelength of 450 nm
  • laser 3 emits light with a wavelength of 420 nm
  • laser 4 emits light with a wavelength of 540 nm.
  • the laser 5 emits light of 640 nm
  • the laser 6 emits light of 590 nm
  • the laser 7 emits light of 560 nm.
  • Lasers 1 to 7 are connected to the light source control unit 8.
  • the light source control unit 8 is connected to the image selection unit 9 and the observation mode storage unit 10.
  • the image selection unit 9 is an operation member such as a touch panel, for example, and accepts an operation for selecting the type of observation image by the user.
  • the observation mode storage unit 10 stores laser output conditions (laser lighting start timing, lighting period, lighting cycle, etc.) for each observation mode suitable for the combination of observation images selected by the image selection unit 9.
  • the light source control unit 8 acquires the laser output condition corresponding to the observation mode from the observation mode storage unit 10 and forms the observation image selected by the image selection unit 9 in accordance with the acquired laser output condition. Control lighting. Details will be described later.
  • Examples of laser output conditions when all of special light image 1 (autofluorescence image), special light image 2 (blood vessel enhancement image), special light image 3 (oxygen saturation image), and white light image are selected.
  • This laser output condition is a laser output condition for an observation mode in which four selected observation images are displayed simultaneously.
  • the image display cycle is 1 frame
  • 1/4 frame is a period for forming the special light image 1
  • the lasers 1 and 2 are turned on during this period.
  • the 2/4 frame is a period for forming the special light image 2
  • the lasers 3, 4, and 5 are turned on during this period.
  • the 3/4 frame is a period for forming the special light image 3, and the lasers 6 and 7 are turned on during this period.
  • the 4/4 frame is a period for forming a white light image, and the lasers 2, 4, 5, and 6 are turned on during this period.
  • the laser used for forming the special light image is also used for forming the white light image. For this reason, the number of lasers may be seven.
  • the lasers 1 to 7 are connected to the combiner 12 via the optical fiber 11.
  • the combiner 12 combines a plurality of laser beams guided by the optical fiber 11.
  • the combiner 12 is connected to a light distribution conversion member 16 provided at the distal end of the scope insertion portion 14 via an optical fiber 13.
  • the light distribution conversion member 16 adjusts the light distribution of the mixed light guided by the optical fiber 13 to a state suitable for imaging (for example, an optimal light distribution spread angle) and emits the light toward an observation target (not shown).
  • the light distribution conversion member 16 is, for example, a lens, a surface diffusing member having a light diffusing function on the surface, an internal diffusing member containing a minute member having a different refractive index or reflectance, or a combination thereof.
  • a composite optical member is desirable.
  • the imaging unit 18 includes, for example, R (red), G (green), and B (blue) imaging elements (for example, CCD imaging elements) that are regularly arranged on the same plane.
  • the R image sensor is an image sensor having a sensitivity peak in the R wavelength band (near 600 nm).
  • the G image sensor is an image sensor having a sensitivity peak in the G wavelength band (near 540 nm).
  • the B image sensor is an image sensor having a peak of sensitivity in the B wavelength band (around 480 nm).
  • Each of these imaging elements generates light-specific image signals by photoelectrically converting light in the corresponding wavelength band.
  • the illumination imaging synchronization unit 20 is connected to the imaging unit 18.
  • the illumination imaging synchronization unit 20 is also connected to the light source control unit 8 and the image distribution unit 22.
  • the illumination imaging synchronization unit 20 synchronizes illumination by the lasers 1 to 7, imaging by the imaging unit 18, and image distribution by the image distribution unit 22, so that the light source control unit 8, the imaging unit 18, and the image distribution unit 22 are synchronized. And a sync signal is output.
  • the imaging unit 18 is connected to the image distribution unit 22.
  • the image distribution unit 22 includes a plurality of image forming units provided in the image signal processing circuit 24, that is, a special light 1 image forming unit 24a, a special light 2 image forming unit 24b, a special light 3 image forming unit 24c, and white light. It is connected to each of the image forming units 24d.
  • the image distribution unit 22 transmits the image signal received from the imaging unit 18 to the corresponding image forming unit in response to the input of the synchronization signal from the illumination imaging synchronization unit 20.
  • the special light 1 image forming unit 24a forms a special light image 1 (autofluorescence image) from the received image signal.
  • the special light 2 image forming unit 24b forms the special light image 2 (blood vessel emphasized image) from the received image signal.
  • the special light 3 image forming unit 24c forms a special light image 3 (oxygen saturation image) from the received image signal.
  • the white light image forming unit 24d forms a white light image from the received image signal.
  • the image display unit 26 receives the observation image formed by the image forming unit of the image signal processing circuit 24 and displays it in a state that is easy for the user or the like to understand. For example, the image display unit 26 divides one screen into four and displays each observation image in parallel.
  • the brightness correction unit 28 receives the observation image from the image display unit 26 and determines the brightness of the observation image displayed on the image display unit 26. Then, when the brightness of the observation image displayed on the image display unit 26 is not appropriate, a correction signal is output to the light source control unit 8 so that the brightness of the observation image becomes appropriate.
  • an observation image is selected by an operation of the image selection unit 9 by the user.
  • the light source control unit 8 acquires a laser output condition corresponding to the observation mode suitable for the selected observation image from the observation mode storage unit 10.
  • FIG. 7 shows an example of laser output conditions when the special light images 1, 2, and 3 and the white light image are displayed simultaneously.
  • the laser 1 is used only for forming the special light image 1 (autofluorescence image). Therefore, the lighting start timing of the laser 1 is the start timing of 1/4 frame, which is the formation period of the special light image 1.
  • the lighting period of the laser 1 is a quarter of one frame. Further, the lighting cycle is a period of one frame.
  • the laser 2 is used for forming the special light image 1 and the white light image. Therefore, the lighting start timing of the laser 2 is the start timing of 1/4 frame, which is the formation period of the special light image 1, and the start timing of 4/4 frame, which is the formation period of the white light image.
  • the 4/4 frame and the 1/4 frame are continuous. Therefore, the actual lighting start timing of the laser 2 is the start timing of the 1/4 frame and the start timing of the 4/4 frame only for the first frame, and the start timing of the 4/4 frame in the previous frame after the second frame It is.
  • the lighting period of the laser 2 is a quarter period of one frame only for the first quarter frame, and is a half period of one frame thereafter. Further, the lighting cycle of the laser 2 is a period of 3/4 of one frame only during the period from the first frame 1/4 to the frame 4/4, and thereafter is a period of one frame.
  • the laser 3 is used only for forming the special light image 2 (blood vessel enhanced image). Therefore, the lighting start timing of the laser 3 is a start timing of 2/4 frame, which is the formation period of the special light image 2.
  • the lighting period of the laser 3 is a quarter period of one frame. Further, the lighting cycle is a period of one frame.
  • the laser 4 is used to form the special light image 2 and the white light image.
  • the lighting start timing of the laser 4 is the start timing of the 2/4 frame that is the formation period of the special light image 2 and the start timing of the 4/4 frame that is the formation period of the white light image.
  • the lighting period of the laser 4 is a quarter of one frame.
  • the lighting cycle is a period of 1/2 frame.
  • the laser 5 is used to form the special light image 2 and the white light image. Therefore, the lighting start timing of the laser 5 is the start timing of 2/4 frame, which is the formation period of the special light image 2, and the start timing of 4/4 frame, which is the formation period of the white light image.
  • the lighting period of the laser 5 is a quarter of one frame. Further, the lighting cycle is a period of 1/2 frame.
  • the laser 6 is used for forming a special light image 3 (oxygen saturation image) and a white light image. Therefore, the lighting start timing of the laser 6 is the start timing of the 3/4 frame that is the formation period of the special light image 3 and the start timing of the 4/4 frame that is the formation period of the white light image. Since the 3/4 frame and the 4/4 frame are continuous, the actual lighting start timing of the laser 6 is the start timing of the 3/4 frame.
  • the lighting period of the laser 6 is a half period of one frame. Further, the lighting cycle is a period of one frame.
  • the laser 7 is used only for forming the special light image 3. Accordingly, the lighting start timing of the laser 7 is the start timing of the 3/4 frame that is the formation period of the special light image 3.
  • the lighting period of the laser 7 is a quarter of one frame. Further, the lighting cycle is a period of one frame.
  • the light source control unit 8 turns on the lasers 1 to 7 in accordance with the output conditions as described above and the synchronization signal from the illumination imaging synchronization unit 20.
  • the imaging unit 18 images the return light from the observation target of the laser light emitted from the lasers 1 to 7 in accordance with the synchronization signal from the illumination imaging synchronization unit 20, generates an image signal, and generates the generated image signal as an image distribution unit. 22 to send.
  • the image distribution unit 22 identifies the type of observation image to be formed based on the synchronization signal from the illumination imaging synchronization unit 20, and the image signal received from the imaging unit 18 in accordance with the identification result is used as the special light 1 image formation unit 24a, the special light image formation unit 24a.
  • the image is transmitted to a necessary image forming unit among the light 2 image forming unit 24b, the special light 3 image forming unit 24c, and the white light image forming unit 24d.
  • the image forming unit forms a corresponding observation image from the received image signal, and transmits the formed observation image to the image display unit 26.
  • the image display unit 26 displays the received observation image so that the user can easily see it. For example, as shown in FIG. 8, the image display unit 26 displays four observation images in parallel.
  • the observation image formed by the image forming unit is input from the image display unit 26 to the brightness correction unit 28.
  • the brightness correction unit 28 instructs the light source control unit 8 to correct the outputs of the lasers 1 to 7 so that the brightness of the observation image displayed on the image display unit 26 is appropriate.
  • FIG. 9 shows an example of laser output conditions when only the special light image 1 and the white light image are selected.
  • the two observation images are displayed in parallel as shown in FIG. In such an observation mode, it is only necessary to form two observation images in one frame. Therefore, as shown in FIG. 9, the lighting periods of the lasers 1, 4, 5, and 6 may be 1 ⁇ 2 period of one frame. Further, the laser 2 may be kept on.
  • the observation image formation period can be lengthened. Therefore, if the period of one frame is the same as that of the example of FIG. Can be long. Therefore, in the example of FIG. 9, it is possible to display a brighter observation image than in the example of FIG.
  • white light or special light is formed using a laser.
  • the laser can be easily introduced into a thin light guide member such as a fiber with high efficiency, and can realize illumination light with considerably higher brightness than an LED light source or a gas light source.
  • special light it is possible to acquire image information unique to only that wavelength compared to a light source having a broad spectrum such as an LED light source. Therefore, the image accuracy is high.
  • a white light image is constructed by utilizing a part of the special light laser, the number of lasers can be reduced and the cost and volume can be reduced. Further, since four white light image lasers are prepared, the color rendering property of the white light image is ensured. Furthermore, since the other laser is not turned on when acquiring the white light image, a white light image with high image accuracy can be formed. In addition, since a plurality of types of special light image lasers are also made common, the number of lasers can be reduced to reduce cost and volume.
  • the laser lighting start timing, the laser lighting period, and the laser lighting cycle corresponding to the observation mode in the observation mode storage unit 10 there is no useless driving of the laser. This can also reduce power consumption.
  • individually changing the lighting cycle of different lasers it is possible to keep the lasers lit across frames in which different image types are captured. This makes it possible to illuminate the shared laser without a load in terms of circuitry. This also makes it possible to reduce power consumption.
  • the illumination imaging synchronization unit 20 transfers an image signal to the image forming unit at an appropriate timing. This also makes it possible to reduce power consumption.
  • the medical image forming apparatus 100 of the present embodiment has a configuration in which a white light image is generated only by a laser prepared for a special light image, but this is not a limitation. In the case of a configuration in which a high-quality white light image cannot be created with only a laser prepared for a special light image, a white light image laser may be separately prepared.
  • the medical image forming apparatus 100 according to the present embodiment prepares different lasers for laser beams used for a plurality of types of special light. Also good. For example, the excitation center wavelength of porphyrin and the wavelength at which the oxide and hemoglobin-related spectra for hemoglobin match at 450 nm match. Therefore, the laser for forming the autofluorescence image and the laser for forming the oxygen saturation image may be only one 450 nm laser.
  • FIG. 11 is a block diagram showing a configuration of a medical image forming apparatus according to the second embodiment of the present invention.
  • the medical image forming apparatus 100 of this embodiment has a simpler configuration than that of the first embodiment. In the following, description of the configuration common to the first embodiment is omitted.
  • the medical image forming apparatus 100 of the second embodiment includes lasers 1 to 4 as illumination light sources.
  • laser 1 emits light with a wavelength of 400 nm
  • laser 2 emits light with a wavelength of 450 nm
  • laser 3 emits light with a wavelength of 540 nm
  • laser 4 emits light with a wavelength of 640 nm.
  • only two observation images of the special light image 1 (blood vessel emphasized image) and the white light image are formed at most. Therefore, there are only two image forming units.
  • FIG. 12 shows an example of laser output conditions when only the special light image 1 and the white light image are selected in the second embodiment.
  • the laser 1 and the laser 3 are turned on.
  • the laser 2, the laser 3, and the laser 4 are turned on during the white light image formation period.
  • the lighting cycle and the lighting period may be the same as those in FIG. In such a second embodiment, two observation images as shown in FIG. 13 are displayed in parallel.
  • the number of lasers and the number of other members can be further reduced as compared with the first embodiment.
  • individual functions can be simplified as compared with the first embodiment, it is possible to achieve cost reduction, volume reduction, and power consumption reduction as compared with the first embodiment.
  • the laser lighting period and the imaging period for one observation image are maximized within one frame. As a result, an image with high image accuracy can be acquired.

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Abstract

　医療用画像形成装置（１００）は、異なる波長のレーザ光を発するレーザ発光素子（１）～（７）と、観察画像の種類を選択するための画像選択部（９）と、選択された観察画像の組み合わせに応じた観察モードに従ってレーザ発光素子（１）～（７）の点灯制御を行う光源制御部（８）と、観察対象からのレーザ光の戻り光を撮像する撮像部（１８）と、撮像部（１８）からの画像信号から観察画像を形成する画像信号処理回路（２４）とを有している。光源制御部（８）は、第１の観察画像が選択された場合にレーザ発光素子（１）～（７）の少なくとも１つを点灯させ、第２の観察画像が選択された場合に第１の観察画像の場合に点灯させるレーザ発光素子の少なくとも１つを点灯させる。

Description

医療用画像形成装置
　本発明は、医療用画像形成装置に関する。
　従来から用いられている気体光源等に対し、固体光源は、低消費電力、高接続効率、小型、高速切替可能等の長所を有する。このような固体光源に対する技術革新は目覚しい。このような固体光源のうち、特に、固体レーザは出射面積内の光密度が極めて高いという特性を有している。この特性により、固体レーザを例えば光ファイバと組み合わせることによって構成された、いわゆるファイバ光源が活発に開発されている。ファイバ光源は、細い構造物内を照明するのに好適であり、内視鏡等への応用が進められている。
　ファイバ光源を用いた医療用画像形成装置の例として、例えば、日本国特開２０１１－２００５７２号公報は、白色光画像に加え、微細血管画像、酸素飽和度画像、血管深さ画像の中から、使用者等によって選ばれた１種又は２種の画像を同時に取得して同時に表示することができる電子内視鏡システムを提供している。日本国特開２０１１－２００５７２号公報においては、広帯域光用の複数の固体光源、微細血管画像用の複数のレーザ、酸素飽和度画像用の複数のレーザ、及び血管深さ画像用の複数のレーザが光源として設けられている。そして、日本国特開２０１１－２００５７２号公報は、選択された画像に応じた複数の光源を同時に又は順次に対象物に照射させることにより、複数の画像を取得している。
　日本国特開２０１１－２００５７２号公報では、選択できる画像毎に専用のレーザが設けられている。このため、選択できる画像の数が多くなると、レーザの数が多くなって製造コストが高くなり、かつ、容積も大きくなってしまう。また、画像向けの複数のレーザの波長が近接していたとしてもそれらの複数のレーザを順次照射しなければならないため、回路に対する負荷が大きく、高消費電力に繋がり易い。さらに、日本国特開２０１１－２００５７２号公報では、波長的に近接しているレーザを同時に照射して、別々の特殊光画像を構築している。このとき、各波長の受光強度に対する推定を行っており、画像再現正確度が低くなり易い。
　本発明は、前記の事情に鑑みてなされたものであり、低コスト化、低容積化、低消費電力化を実現しつつ、画像再現正確度の高い医療用画像形成装置を提供することを目的とする。
　前記の目的を達成するために、本発明の一態様の医療用画像形成装置は、異なる波長のレーザ光を発する複数のレーザ発光素子と、観察画像の種類を選択するための画像選択部と、前記選択された観察画像の組み合わせに応じた観察モードに従って前記複数のレーザ発光素子の点灯制御を行う光源制御部と、観察対象からの前記レーザ光の戻り光を撮像して画像信号として出力する撮像部と、前記撮像部からの画像信号から前記観察画像を形成する画像信号処理回路とを具備し、前記選択された観察画像の種類が第１の観察画像である場合に前記光源制御部によって点灯制御されるレーザ発光素子と前記選択された観察画像の種類が第２の観察画像である場合に前記光源制御部によって点灯制御されるレーザ発光素子との間には共通の波長のレーザ光を発するレーザ発光素子が含まれている。
図１は、平均演色指数Ｒａの計算を様々な波長やレーザ本数について行った結果を示すグラフである。 図２Ａは、生体粘膜の断面構造を模式的に示す図である。 図２Ｂは、波長の長さと侵達長との関係を模式的に示す図である。 図３は、血中ヘモグロビンの吸光係数の波長依存性を示す図である。 図４Ａは、自家蛍光物質に関する吸収強度特性を表すグラフである。 図４Ｂは、蛍光強度特性を表すグラフである。 図５は、本発明の第１の実施形態に係る医療用画像形成装置の構成を示すブロック図である。 図６は、特殊光画像１、特殊光画像２、特殊光画像３、白色光画像の全てが選択された場合のレーザ出力条件の例を示す図である。 図７は、特殊光画像１、２、３と白色光画像とを同時表示させる場合のレーザ出力条件の例を示す図である。 図８は、４つの観察画像の並列表示の例を示す図である。 図９は、特殊光画像１と白色光画像のみが選択されたときのレーザ出力条件の例を示す図である。 図１０は、２つの観察画像の並列表示の例を示す図である。 図１１は、本発明の第２の実施形態に係る医療用画像形成装置の構成を示すブロック図である。 図１２は、本発明の第２の実施形態において特殊光画像１と白色光画像の全てが選択されたときのレーザ出力条件の例を示す図である。 図１３は、本発明の第２の実施形態における２つの観察画像の並列表示の例を示す図である。
　以下、図面を参照して本発明の実施形態を説明する。まず、本実施形態の前提となる技術について説明する。従来、高品質で、かつ、画像再現正確度の高い白色照明装置には、可視光全体に渡り波長欠落のない光が出射されることが不可欠と考えられてきた。しかしながら、近年、レーザ光のような単波長光を複数組み合わせた照明光でも、十分に照明光としての性能（演色性）が高いことが明らかとなってきている（例えば、A. Neumann et al., Opt. Exp., 19, S4, A982(July 4, 2011)参照）。
　出願人は、日本工業規格（ＪＩＳ）等で定められている照明器品質評価パラメータの一つである平均演色指数Ｒａの計算を、様々な波長やレーザ本数に対して行った。この結果、図１のように、複数本の波長の異なるレーザ光をうまく組み合わせることで、従来から用いられてきたブロードなスペクトルの一般照明と同等か、それ以上の性能が得られることがわかってきた。具体的には、レーザが少なくとも４本あれば、平均演色指数Ｒａが８０となり、照明光源として十分な性能を得ることができる。
　レーザは、気体光源やＬＥＤよりも小さな発光領域から光密度と平行度の高い光を出力させることができる。したがって、演色性が必要な白色光観察用光源としてのレーザは、内視鏡装置のような閉空間内の観察が想定される観察装置におけるファイバ等の細径導光部材に高効率に導入しやすいという利点がある（低消費電力、高輝度照明）。また、近年内視鏡分野で開発が盛んに行われている特殊光観察に対しても、レーザの狭スペクトル性により、対象部位の特定物質に対する波長的特徴を正確に取得しやすい利点をも得ることができる。特殊光観察とは、例えば血管強調画像、酸素飽和度画像、自家蛍光画像の観察が挙げられる。以下、それぞれの観察画像について説明する。
　１、血管強調画像　
　生体内に紫外光から近赤外光の領域内の光を照射した場合、生体の持つ散乱特性や吸収特性により、長波長光を照射するほど光の侵達長が長くなることが知られている。例えば生体粘膜の断面構造が模式的に図２Ａのようになっているとすると、生体に入射した光は、生体内におけるおおよそ侵達長の深さまで侵達し、その深さの範囲において吸収や散乱等を受けて戻ってくる。この戻り光を観察することにより、侵達長の深度周辺の情報を観察することができる。図２Ｂに示すように、短波長（400nm台）の波長光（Ｂ光）は、表層付近までしか侵達せず、その付近で吸収、散乱を受ける。このときの戻り光が生体表面から射出される。また、図２Ｂに示すように、中波長（500nm台）の波長光（Ｇ光）は、表層よりも深い範囲まで侵達し、その付近で吸収、散乱を受ける。このときの戻り光が生体表面から射出される。この戻り光により、短波長の波長光よりも深部の情報を取得することができる。さらにまた、図２Ｂに示すように、長波長（600nm台）の波長光（Ｒ光）は、さらに深い範囲まで侵達し、その付近で吸収、散乱を受ける。このときの戻り光が生体表面から射出される。この戻り光により、中波長の波長光よりも深部の情報を取得することができる。
　図３は、血中ヘモグロビンの吸光係数の波長依存性を示している。図３に示すように、酸化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンとで、若干吸収スペクトルが異なっている。ヘモグロビンの吸光係数の高い400nm台の前半の波長の光が生体に向けて照射された場合、主に生体表層に存在する血管が強調された画像が取得でき、同じく、ヘモグロビンの吸光係数の高い500nm台の波長の光が生体に向けて照射された場合、主に生体中層に存在する血管が強調された画像が取得でき、600nm以上の波長の光が生体に向けて照射された場合、主に深層に存在する血管が強調された画像が取得できる。これらの観察画像が血管強調画像である。
　２、酸素飽和度画像　
　ヘモグロビンの酸素飽和度は、全ヘモグロビンの量に対する酸化ヘモグロビンの量を得ることにより算出される。図３から分かるように、450nm、540nm、805nmの波長は、酸化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンとの吸光係数の差がほとんどない波長である。一方430nm、560nm、760nmの波長は還元ヘモグロビンの方の吸光係数が大きい波長であり、470nm、590nm、840nmの波長は酸化ヘモグロビンの方の吸光係数が大きい波長である。このように、酸化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンとで吸光係数が逆転する波長の光を選んで生体に照射し、これにより得られた各波長帯域の画像情報を例えば赤、緑、青の各色に割り当てて観察することにより、酸素飽和度の変化を画像の色の変化として捉えやすくなる。このような観察画像が酸素飽和度画像である。ここで、上述のように光の侵達長は長波長ほど長いので、400nm台の波長の光を用いた場合には表層血管に関する酸素飽和度画像を、500nm台の波長の光を用いた場合には中層血管に関する酸素飽和度画像を、600nm以上の波長の光を用いた場合には深層血管に関する酸素飽和度画像をそれぞれ表示させることができる。
　３、自家蛍光画像　
　図４Ａは自家蛍光物質に関する吸収強度特性を表すグラフであり、図４Ｂは蛍光強度特性を表すグラフである。これらのグラフには、腫瘍と相関のある自家蛍光物質であるFlavin Adenine Dinucleotide（ＦＡＤ）及びポルフィリンの吸収強度特性及び蛍光強度特性が示されている。図４Ａのグラフから分かるように、ポルフィリンは中心波長400nmの光によって蛍光を発生し、ＦＡＤは中心波長380nm及び450nmの光によって蛍光を発生する。このような蛍光を撮像して画像としたものが自家蛍光画像である。ここで、自家蛍光の蛍光強度は、病変部と正常部で異なる。すなわち、正常部では550nm付近にピークを有する蛍光が発生する一方、病変部位では、560nmと630nmの２つのピークを有する蛍光が発生する。癌等の病変部においては、ポルフィリンが蓄積されることが知られている。したがって、図４Ｂに示す病変部位に関する630nmの蛍光はポルフィリンに由来する蛍光である。このように、ポルフィリンの蛍光強度の違いを捉えることにより、正常部と病変部とを区別することが可能である（参考文献：田村守、「シリーズ/光が拓く生命科学　第６巻　光による医学診断」、日本光生物学協会編、共立出版、２００１年３月１８日）。
　［第１の実施形態］
　図５は、本発明の第１の実施形態に係る医療用画像形成装置の構成を示すブロック図である。この医療用画像形成装置１００は、特殊光画像１、特殊光画像２、特殊光画像３、白色光画像を画像正確性高く表示させるものである。特殊光画像は、特定の波長の光の照射により得られる、観察対象の特定の特徴が強調された観察画像である。一例の特殊光画像１は、自家蛍光画像である。また、一例の特殊光画像２は、血管強調画像である。さらに、一例の特殊光画像３は、酸素飽和度画像である。また、白色光画像は、白色光が照射されることにより得られる、観察対象の特定の特徴が強調されていない通常の観察画像である。この白色光画像は、スクリーニング等に用いられる。
　図５に示す医療用画像形成装置１００は、照明用光源として、レーザ発光素子（以下、単にレーザと言う）１～７を有する。これらのレーザは、例えば半導体レーザであって発光波長が異なっている。一例においては、レーザ１は400nmの波長の光を照射し、レーザ２は450nmの波長の光を照射し、レーザ３は420nmの波長の光を照射し、レーザ４は540nmの波長の光を照射し、レーザ５は640nmの光を照射し、レーザ６は590nmの光を照射し、レーザ７は560nmの光を照射する。
　レーザ１～７は、光源制御部８に接続されている。また、光源制御部８は、画像選択部９及び観察モード記憶部１０に接続されている。画像選択部９は、例えばタッチパネルのような操作部材であって、使用者による観察画像の種類の選択操作を受け付ける。観察モード記憶部１０は、画像選択部９によって選択された観察画像の組み合わせに適した観察モード毎のレーザ出力条件（レーザの点灯開始タイミング、点灯期間、点灯周期等）を記憶している。光源制御部８は、観察モード記憶部１０から観察モードに応じたレーザ出力条件を取得し、取得したレーザ出力条件に従って画像選択部９で選択された観察画像が形成できるようにレーザ１～７の点灯制御をする。詳細については後で説明する。
　例えば、特殊光画像１（自家蛍光画像）、特殊光画像２（血管強調画像）、特殊光画像３（酸素飽和度画像）、白色光画像の全てが選択された場合のレーザ出力条件の例を図６に示す。このレーザ出力条件は、選択された４つの観察画像を同時表示する観察モードについてのレーザ出力条件である。画像が表示される周期を１フレームとしたとき、図６の例では、1/4フレームが特殊光画像１を形成するための期間であって、この期間中にはレーザ１、２が点灯される。また、2/4フレームが特殊光画像２を形成するための期間であって、この期間中にはレーザ３、４、５が点灯される。また、3/4フレームが特殊光画像３を形成するための期間であって、この期間中にはレーザ６、７が点灯される。また、4/4フレームが白色光画像を形成するための期間であって、この期間中にはレーザ２、４、５、６が点灯される。本実施形態では、特殊光画像の形成に使用されるレーザが白色光画像の形成にも使用される。このため、レーザの本数は７本でよい。
　また、レーザ１～７は、光ファイバ１１を介してコンバイナ１２に接続されている。コンバイナ１２は、光ファイバ１１によって導波された複数のレーザ光を合波する。また、コンバイナ１２は、光ファイバ１３を介してスコープ挿入部１４の先端に設けられた配光変換部材１６に接続されている。配光変換部材１６は、光ファイバ１３によって導波された混合光の配光を撮像に適した状態（例えば最適な配光広がり角）に調整して、図示しない観察対象に向けて射出する。ここで、配光変換部材１６は、例えば、レンズ、表面において光拡散機能を有する表面拡散部材、内部に屈折率や反射率の異なる微小部材の何れかを含有した内部拡散部材又はそれらの組み合わせである複合光学部材であることが望ましい。
　スコープ挿入部１４の先端には、さらに、撮像部１８が設けられている。撮像部１８は、同一平面上に規則的に複数個ずつ配置された、例えばR（赤色）、G（緑色）、B（青色）の撮像素子（例えばＣＣＤ撮像素子）を有している。Rの撮像素子は、Rの波長帯域（600nm付近）に感度のピークを有する撮像素子である。同様に、Gの撮像素子は、Gの波長帯域（540nm付近）に感度のピークを有する撮像素子である。Bの撮像素子は、Bの波長帯域（480nm付近）に感度のピークを有する撮像素子である。これらの撮像素子は、それぞれ、対応する波長帯域の光を光電変換して色別の画像信号を生成する。
　撮像部１８には、照明撮像同期部２０が接続されている。また、照明撮像同期部２０は、光源制御部８及び画像分配部２２にも接続されている。照明撮像同期部２０は、レーザ１～７による照明と、撮像部１８による撮像と、画像分配部２２による画像分配とを同期させるため、光源制御部８と、撮像部１８と、画像分配部２２とに同期信号を出力する。
　撮像部１８は、画像分配部２２に接続されている。また、画像分配部２２は、画像信号処理回路２４に設けられた複数の画像形成部、すなわち特殊光１画像形成部２４ａ、特殊光２画像形成部２４ｂ、特殊光３画像形成部２４ｃ、白色光画像形成部２４ｄのそれぞれに接続されている。画像分配部２２は、照明撮像同期部２０からの同期信号の入力に応じて撮像部１８から受信した画像信号を対応する画像形成部に送信する。特殊光１画像形成部２４ａは、受信した画像信号から特殊光画像１（自家蛍光画像）を形成する。特殊光２画像形成部２４ｂは、受信した画像信号から特殊光画像２（血管強調画像）を形成する。特殊光３画像形成部２４ｃは、受信した画像信号から特殊光画像３（酸素飽和度画像）を形成する。白色光画像形成部２４ｄは、受信した画像信号から白色光画像を形成する。
　画像表示部２６は、画像信号処理回路２４の画像形成部で形成された観察画像を受信し、使用者等にとってわかりやすい状態で表示する。例えば、画像表示部２６は、１画面を４分割してそれぞれの観察画像を並列表示する。
　明るさ補正部２８は、画像表示部２６から観察画像を受信して、画像表示部２６に表示されている観察画像の明るさを判別する。そして、画像表示部２６に表示されている観察画像の明るさが適切な明るさでない場合に、観察画像の明るさが適切な明るさとなるように、光源制御部８に補正信号を出力する。
　次に本実施形態に係る医療用画像形成装置１００の動作を説明する。まず、使用者による画像選択部９の操作によって観察画像の選択が行われる。一例においては、特殊光画像１、２、３と白色光画像との全てが選択されたとする。観察画像の選択が行われると、光源制御部８は、選択された観察画像に適した観察モードに応じたレーザ出力条件を観察モード記憶部１０から取得する。図７は、特殊光画像１、２、３と白色光画像とを同時表示させる場合のレーザ出力条件の例を示している。図７に示すように、レーザ１は、特殊光画像１（自家蛍光画像）の形成にのみ用いられる。したがって、レーザ１の点灯開始タイミングは、特殊光画像１の形成期間である1/4フレームの開始タイミングである。また、レーザ１の点灯期間は、１フレームの１／４の期間である。さらに、点灯周期は、１フレームの期間である。これに対し、レーザ２は、特殊光画像１の形成と白色光画像の形成とに用いられる。したがって、レーザ２の点灯開始タイミングは、特殊光画像１の形成期間である1/4フレームの開始タイミングと白色光画像の形成期間である4/4フレームの開始タイミングである。ただし、繰り返し表示が行われる場合、図７に示すように、4/4フレームと1/4フレームとが連続することになる。したがって、実際のレーザ２の点灯開始タイミングは、最初のフレームのみ1/4フレームの開始タイミングと4/4フレームの開始タイミングであり、２フレーム目以降は前のフレームにおける4/4フレームの開始タイミングである。また、レーザ２の点灯期間は、最初の1/4フレームのみ１フレームの１／４の期間であり、それ以後は１フレームの１／２の期間である。さらに、レーザ２の点灯周期は、最初のフレーム1/4からフレーム4/4の期間のみ１フレームの３／４の期間であり、それ以後は１フレームの期間である。また、レーザ３は、特殊光画像２（血管強調画像）の形成にのみ用いられる。したがって、レーザ３の点灯開始タイミングは、特殊光画像２の形成期間である2/4フレームの開始タイミングである。また、レーザ３の点灯期間は、１フレームの１／４の期間である。さらに、点灯周期は、１フレームの期間である。また、レーザ４は、特殊光画像２の形成と白色光画像の形成とに用いられる。したがって、レーザ４の点灯開始タイミングは、特殊光画像２の形成期間である2/4フレームの開始タイミングと白色光画像の形成期間である4/4フレームの開始タイミングである。また、レーザ４の点灯期間は、１フレームの１／４の期間である。さらに、点灯周期は、１／２フレームの期間である。また、レーザ５は、特殊光画像２の形成と白色光画像の形成とに用いられる。したがって、レーザ５の点灯開始タイミングは、特殊光画像２の形成期間である2/4フレームの開始タイミングと白色光画像の形成期間である4/4フレームの開始タイミングである。また、レーザ５の点灯期間は、１フレームの１／４の期間である。さらに、点灯周期は、１／２フレームの期間である。また、レーザ６は、特殊光画像３（酸素飽和度画像）の形成と白色光画像の形成とに用いられる。したがって、レーザ６の点灯開始タイミングは、特殊光画像３の形成期間である3/4フレームの開始タイミングと白色光画像の形成期間である4/4フレームの開始タイミングである。なお、3/4フレームと4/4フレームとは連続しているので、実際のレーザ６の点灯開始タイミングは、3/4フレームの開始タイミングである。また、レーザ６の点灯期間は、１フレームの１／２の期間である。さらに、点灯周期は、１フレームの期間である。また、レーザ７は、特殊光画像３の形成にのみ用いられる。したがって、レーザ７の点灯開始タイミングは、特殊光画像３の形成期間である3/4フレームの開始タイミングである。また、レーザ７の点灯期間は、１フレームの１／４の期間である。さらに、点灯周期は、１フレームの期間である。
　以上のような出力条件と照明撮像同期部２０からの同期信号とに従って光源制御部８は、レーザ１～７を点灯させる。撮像部１８は、照明撮像同期部２０からの同期信号に従ってレーザ１～７から照射されたレーザ光の観察対象からの戻り光を撮像して画像信号を生成し、生成した画像信号を画像分配部２２に送信する。
　画像分配部２２は、照明撮像同期部２０からの同期信号によって形成すべき観察画像の種類を識別し、この識別結果に従って撮像部１８から受信した画像信号を、特殊光１画像形成部２４ａ、特殊光２画像形成部２４ｂ、特殊光３画像形成部２４ｃ、及び白色光画像形成部２４ｄのうちの必要な画像形成部に送信する。画像形成部は、受信した画像信号から対応する観察画像を形成し、形成した観察画像を画像表示部２６に送信する。画像表示部２６は、受信した観察画像を使用者が見やすいように表示する。画像表示部２６は、例えば図８に示すように４つの観察画像を並列表示する。
　また、画像形成部で形成された観察画像は、画像表示部２６から明るさ補正部２８に入力される。明るさ補正部２８は、画像表示部２６に表示される観察画像の明るさが適正になるように光源制御部８に対してレーザ１～７の出力の補正指示をする。
　図９は、特殊光画像１と白色光画像のみが選択されたときのレーザ出力条件の例を示している。２つの観察画像のみが選択された場合、図１０に示すような２つの観察画像の並列表示が行われる。このような観察モードでは、１フレームで２つの観察画像を形成できればよい。したがって、図９に示すように、レーザ１、４、５、６の点灯期間は、１フレームの１／２の期間でよい。また、レーザ２は、点灯させ続けてよい。図９の例では、観察画像の形成期間を長くできるので、１フレームの期間が図７の例と同じであれば、観察対象へのレーザ光の照射期間と撮像期間を図７の例よりも長くすることができる。したがって、図９の例では、図７の例よりも明るい観察画像を表示させることが可能である。
　以上説明したように本実施形態においてはレーザを用いて白色光や特殊光を形成している。レーザはファイバ等の細径導光部材に高効率に導入しやすく、かつ、ＬＥＤ光源や気体光源と比べてかなりの明るさの照明光を実現することができる。また、レーザを用いて特殊光を形成することにより、ＬＥＤ光源等のブロードなスペクトルを有する光源と比較して、その波長だけに特有な像情報を取得することができる。したがって画像正確度が高い。
　また、特殊光用レーザの一部を活用して白色光画像を構築しているので、レーザ本数を少なくして低コスト化及び低容積化を図ることができる。また、白色光画像用レーザは４灯用意されているので、白色光画像の演色性が確保される。さらに、白色光画像を取得する際に他のレーザが点灯されないので、画像正確性の高い白色光画像を形成することができる。また、複数種類の特殊光画像用レーザについても共通化させているため、よりレーザ数を少なくして低コスト化及び低容積化を図ることができる。
　また、画像選択部９によって使用者の所望の画像のみが形成される。このため、不必要なレーザ点灯がなく、不必要な画像取得期間もない。したがって、１フレーム内で１つの観察画像に対するレーザの点灯期間及び撮像期間が最大化される。これにより、画像正確度の高い画像を取得することができる。
　また、観察モード記憶部１０に、観察モードに応じたレーザ点灯開始タイミング、レーザ点灯期間、レーザ点灯周期を記憶させておくことにより、無駄なレーザの駆動がない。これによっても低消費電力化を図ることができる。また、異なるレーザの点灯周期を個別に変化させることにより、画像種の異なる撮像を行っているフレームをまたいでレーザを点灯し続けさせることができる。これにより、共通化されたレーザを回路的に負荷無く照明させることができる。このことによっても低消費電力化を図ることができる。
　照明撮像同期部２０により、適切なタイミングで画像形成部に画像信号が転送される。
このことによっても低消費電力化を図ることができる。
　ここで、本実施形態の医療用画像形成装置１００は特殊光画像用に用意したレーザのみで白色光画像を作り出すような構成を有しているが、その限りではない。特殊光画像用に用意したレーザのみでは、高品位な白色光画像が作り出せない構成の場合、白色光画像用レーザを別途用意しても良い。また、本実施形態の医療用画像形成装置１００は複数種類の特殊光用に用いるレーザ光についてもそれぞれ別のレーザを用意したが、このことに関しても同一にすることができる技術があればしても良い。例えば、ポルフィリンの励起中心波長とヘモグロビンに関する酸化物と還元物スペクトルが一致する波長とは450nmで一致している。したがって自家蛍光画像の形成用のレーザと酸素飽和度画像の形成用のレーザは450nmのレーザ１本のみとしてもよい。
　［第２の実施形態］
　次に本発明の第２の実施形態について説明する。図１１は、本発明の第２の実施形態に係る医療用画像形成装置の構成を示すブロック図である。本実施形態の医療用画像形成装置１００は、第１の実施形態のものよりも単純な構成である。なお、以下においては第１の実施形態と共通の構成については説明を省略する。
　第２の実施形態の医療用画像形成装置１００は、照明用光源として、レーザ１～４を有する。一例においては、レーザ１は400nmの波長の光を照射し、レーザ２は450nmの波長の光を照射し、レーザ３は540nmの波長の光を照射し、レーザ４は640nmの波長の光を照射する。また、第２の実施形態では最大でも特殊光画像１（血管強調画像）と白色光画像の２つの観察画像しか形成されない。したがって、画像形成部も２つのみである。
　図１２は、第２の実施形態において特殊光画像１と白色光画像のみが選択されたときのレーザ出力条件の例を示している。図１２に示すように、特殊光画像１の形成期間では、レーザ１とレーザ３とが点灯される。また、白色光画像の形成期間では、レーザ２と、レーザ３と、レーザ４とが点灯される。点灯周期及び点灯期間は図９と同様でよい。このような第２の実施形態では、図１３に示すような２つの観察画像の並列表示が行われる。
　以上説明したように本実施形態によれば、レーザ本数やその他の部材数を第１の実施形態に比べてさら減らすことができる。また、第１の実施形態に比べて個々の機能を単純化することができるので、第１の実施形態に比べて低コスト化、低容積化、低消費電力化を図ることが可能となる。また、使用者にとって真に必要な観察モードだけが形成可能な構成となっているので、１フレーム内で１つの観察画像に対するレーザの点灯期間及び撮像期間が最大化される。これによる、画像正確度の高い画像を取得することができる。
　また、第２の実施形態では白色光画像用にレーザを新設しているため、レーザが３灯であっても演色性の高い白色光画像を得ることができる。

Claims (10)

  1. 　異なる波長のレーザ光を発する複数のレーザ発光素子と、
    　観察画像の種類を選択するための画像選択部と、
    　前記選択された観察画像の組み合わせに応じた観察モードに従って前記複数のレーザ発光素子の点灯制御を行う光源制御部と、
    　観察対象からの前記レーザ光の戻り光を撮像して画像信号として出力する撮像部と、
    　前記撮像部からの画像信号から前記観察画像を形成する画像信号処理回路と、
    　を具備し、
    　前記選択された観察画像の種類が第１の観察画像である場合に前記光源制御部によって点灯制御されるレーザ発光素子と前記選択された観察画像の種類が第２の観察画像である場合に前記光源制御部によって点灯制御されるレーザ発光素子との間には共通の波長のレーザ光を発するレーザ発光素子が含まれている医療用画像形成装置。
  2. 　前記第１の観察画像と前記第２の観察画像とは、互いに異なる期間に取得される請求項１に記載の医療用画像形成装置。
  3. 　前記観察モードに応じた前記複数のレーザ発光素子の点灯開始タイミングと、点灯期間と、点灯周期とをレーザ出力条件として記憶する観察モード記憶部をさらに具備し、
    　前記光源制御部は、前記観察モード記憶部に記憶された前記レーザ出力条件に基づいて前記複数のレーザ発光素子の点灯制御を行う請求項１に記載の医療用画像形成装置。
  4. 　前記複数のレーザ発光素子の少なくとも一部は、点灯期間又は点灯周期が異なる請求項１に記載の医療用画像形成装置。
  5. 　前記選択された観察画像の種類が第１の観察画像である場合に前記光源制御部によって点灯制御されるレーザ発光素子と前記選択された観察画像の種類が第２の観察画像である場合に前記光源制御部によって点灯制御されるレーザ発光素子との間には異なる波長のレーザ光を発するレーザ発光素子が含まれている請求項１に記載の医療用画像形成装置。
  6. 　前記第１の観察画像は前記観察対象の特定の特徴が強調された強調画像であり、前記第２の観察画像は前記観察対象の特定の特徴が強調されていない通常画像である請求項１に記載の医療用画像形成装置。
  7. 　前記強調画像は特殊光画像であり、前記通常画像は白色光画像である請求項６に記載の医療用画像形成装置。
  8. 　前記白色光画像の形成には、異なる波長のレーザ光を発する少なくとも４個の前記レーザ発光素子が用いられる請求項７に記載の医療用画像形成装置。
  9. 　前記第１の観察画像は前記観察対象の特定の特徴が強調された第１の強調画像であり、前記第２の観察画像は前記観察対象の別の特定の特徴が強調された第２の強調画像である請求項１に記載の医療用画像形成装置。
  10. 　前記第１の強調画像及び前記第２の強調画像は特殊光画像である請求項９に記載の医療用画像形成装置。
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