专利名称：内窥镜用照明装置及内窥镜装置的制作方法一般的内窥镜装置利用在插入到被检体内的内窥镜插入部中内设的光导将来自光源装置的灯的光引导至内窥镜前端部，并从内窥镜前端部的照明窗射出，由此来照明被检体的观察部位。在通常的生物体组织的观察中使用白色光，但近年来，有效地利用了一种内窥镜装置，照射特定的窄波段化的波长的光来增强显示粘膜组织的状态，或能够进行观察来自预先投入的荧光物质的自身荧光的特殊光观察(专利文献1、幻。在此种内窥镜装置中，通过对生物体组织照射特殊光，例如能够观察在粘膜层或粘膜下层产生的新生血管，能够进行在通常的观察像中无法得到的粘膜表面的微细结构的描绘。在上述的专利文献1、2中，利用滤色器对来自氙气灯等白色光源的出射光仅取出特定的波长波段，作为特殊光来利用。另外，作为白色光源，除了氙气灯之外，还可以利用激光源，例如提出了通过蓝色激光源和将该蓝色激光源作为激励光而进行激励发光的荧光体的组合来产生白色光的发光装置(专利文献3)。然而，在上述专利文献1、2的内窥镜装置中，通过滤色器对来自白色光源的光进行时间划分，使面依次发出不同的波长带的光0 、6、8光等)。因此，为了得到全彩色的观察图像，而需要将多帧(R、G、B)的摄像图像合成，这样会妨碍观察图像的帧率的提高。而且，由于通过滤色器进行光吸收来生成照明光，因此无法避免光量的减少，而成为使观察图像的噪声成分增加的主要原因。虽然降低帧率能够提高灵敏度，但这种情况下，图像容易晃动。另一方面，在特殊光诊断中，生物体组织的表层部或深层部的组织信息等成为重要的观察对象。例如，消化管癌的肿瘤血管从早期出现在粘膜的表层部，肿瘤血管与在通常的表层部看见的血管相比发生膨胀或蜿蜒前进，并表现为血管的密度的增加。因此，通过对血管的性状进行精密检查而能够鉴别肿瘤的种类。然而，在使用上述的滤色器的内窥镜装置中，在要观察生物体组织的尤其是表层部的组织信息时等，难以将滤色器的透过波长波段限定在特定的狭窄的波段内，而且，限定为窄波段的照明光无法得到充分的光量，有导致观察图像的图像质量劣化的缺点。在先技术文献专利文献专利文献1日本专利第3583731号公报专利文献2日本专利特公平6-40174号公报专利文献3日本专利特开2006-173324号公报
发明要解决的问题4本发明的目的在于提供一种在基于白色光或特殊光的生物体组织的观察时，能够以适合于诊断的更明确的状态取得生物体组织的所希望的组织信息的内窥镜用光源装置及内窥镜装置。本发明由下述结构构成。(1) 一种内窥镜用照明装置，使用多个光源的出射光来得到照明光，其具备以半导体发光元件为发光源的第一光源；以与所述第一光源不同的发光波长的半导体发光元件为发光源的第二光源；在来自所述第一、第二光源的至少一方的出射光的作用下进行激励发光的波长转换构件；对来自所述第一光源的出射光与来自所述第二光源的出射光的光量比进行变更的光量比变更机构。(2) 一种内窥镜装置，其具备将来自上述内窥镜照明装置的照明光从内窥镜插入部的前端射出的照明光学系统；包括接受来自所述照明光所照射的被照明区域的光而输出图像信号的摄像元件在内的摄像光学系统。发明效果根据本发明的内窥镜用光源装置及内窥镜装置，在使用了白色光或特定的波长波段的特殊光的生物体组织的观察时，能够以适合于诊断的更明确的状态取得生物体组织的所希望的组织信息。图1是使用了用于说明本发明的实施方式的内窥镜用光源装置的内窥镜装置的示意性结构图。图2是图1所示的内窥镜装置的结构框图。图3是表示来自紫色激光源的激光、来自蓝色激光源的蓝色激光以及将蓝色激光通过荧光体进行了波长转换后的光的发光光谱的图形。图4是图像处理部的详细框图。图5是示意性地表示生物体组织的粘膜表层的血管的说明图。图6是表示由内窥镜装置进行的观察图像的简要的显示例的说明图。图7a是通过内窥镜装置观察到的唇内侧的基于白色光的放大观察图像。图7b是通过内窥镜装置观察到的唇内侧的光量比50 50的放大观察图像。图7c是通过内窥镜装置观察到的唇内侧的光量比75 25的放大观察图像。图8是表示对内窥镜装置产生的观察图像进行显示的显示部的显示画面的例子的说明图。图9是表示对内窥镜装置产生的观察图像进行显示的显示部的显示画面的另一例的说明图。图10是表示向光源的施加电流与发光量的关系的图形。图11是表示施加电流的脉冲电流重叠波形的图形。
图12是表示脉冲调制控制所产生的各种驱动波形(a)、(b)、(c)的说明图。图13是表示光源的发光量交替地成为最大的控制例的图形。图14是表示血红蛋白的吸收波长带与各光源的发光波长的简要关系的图形。图15是简要表示内窥镜的手术者使内窥镜插入部在被检体内移动，在所希望的观察位置进行基于窄波段光的观察，并向下一个观察位置移动时的显示部的显示图像的情况的说明图。图16是表示将通常图像和窄波段光图像在同一画面内分别配置在不同的区域而同时显示的例子的说明图。图17是表示在通常图像中使所希望的范围的窄波段光图像重合而同时显示的例子的说明图。图18是表示登记了对于内窥镜的手术者的光量比的光量比表的说明图。图19是表示将预设的光量比向显示部显示的例子的说明图。图20是切换开关的动作说明图。图21是表示对于光量比的色转换系数表的说明图。图22是表示氧浓度低的血红蛋白Hb和氧饱和的氧化血红蛋白HM)2的吸收光谱的图形。图23是表示具备多个激光源的光源装置和内窥镜的结构例的框图。图M是表示将光路统一后的光源装置和内窥镜的结构例的框图。图25是表示图M所示的光源装置和荧光体产生的发光光谱的例子的图形。

以下，参照附图，详细说明本发明的实施方式。图1是使用了用于说明本发明的实施方式的内窥镜用光源装置的内窥镜装置的示意性结构图，图2是图1所示的内窥镜装置的结构框图。图1所示的内窥镜装置100具有内窥镜11和与该内窥镜11连接的控制装置13。 在控制装置13连接有对图像信息等进行显示的显示部15和接受输入操作的输入部17。内窥镜11是一种电子内窥镜，具有从内窥镜插入部19的前端射出照明光的照明光学系统和包括拍摄被观察区域的摄像元件在内的摄像光学系统。内窥镜11具备插入到被检体内的内窥镜插入部19 ；进行内窥镜插入部19的前端的弯曲操作或来自内窥镜插入部19的前端的吸引、送气/送水等操作的操作部23 ；将内窥镜11以拆装自如的方式与控制装置13连接的连接器部25 ；将操作部23和连接器部25 连结的通用软线部27。另外，虽然未图示，但在内窥镜11的内部设有插入组织提取用处置具等的钳子通道、送气/送水用的通道等各种通道。内窥镜插入部19由具有挠性的柔性部31、弯曲部33、前端部(以后，也称为内窥镜前端部)35构成。在内窥镜前端部35配置有使光向被观察区域照射的照射口 37A、37B ；取得被观察区域的图像信息的CCD(charge coupled device)图像传感器、 CMOS (Complementary Metal-Oxide Semiconductor)图像传感器等摄像元件 21。另外，在摄像元件21安装有物镜等成像构件39。弯曲部33设置在柔性部31与前端部35之间，通过来自操作部23的金属线操作或促动器的工作操作等而弯曲自如。该弯曲部33根据使用内窥镜11的被检体的部位等， 而能够向任意的方向以任意的角度弯曲，能够使内窥镜前端部35的照射口 37A、37B及摄像元件21的观察方向朝向所希望的观察部位。而且，虽然未图示，但在内窥镜插入部19的照射口 37A、37B配置有盖玻璃或透镜。控制装置13具备产生向内窥镜前端部35的照射口 37A、37B供给的照明光的光源装置41、对来自摄像元件21的图像信号进行图像处理的处理器43，并连接有上述的显示部 15和输入部17。处理器43基于来自内窥镜11的操作部23或输入部17的指示，对从内窥镜11传送来的摄像信号进行图像处理，生成显示用图像而向显示部15供给。在内窥镜11的内部插入有用于从光源装置41导入照明光的光纤45A、45B和将摄像元件21与处理器43连结的视野线缆47。而且，虽然未图示，但来自操作部23的各种信号线及送气、送水通道等管类也通过通用软线部27，经由连接器部25与控制装置13等连接。如图2所示，该内窥镜11侧的连接器25以拆装自如的方式与在光源装置41和处理器 43分别设置的连接器部^A、26B连接。如图2所示，光源装置41具备中心波长445nm的蓝色激光源(第一光源)51和中心波长405nm的紫色激光源(第二光源)53作为发光源。来自这各光源51、53的半导体发光元件的发光由光源控制部55分别控制，从而蓝色激光源51的出射光与紫色激光源53的出射光的光量比变更自如。作为第一光源的蓝色激光源51及作为第二光源的紫色激光源53可以利用宽幅 (义口一 K 7) WhGaN系激光二极管，而且，可以使用hGaNAs系激光二极管或GaNAs 系激光二极管。而且，作为上述光源，也可以使用发光二极管等发光体。从这各光源51、53射出的激光通过聚光透镜(未图示)向光纤输入，经由连接器部26A及内窥镜11侧的连接器25(参照图1)，通过光纤45六、458，分别传播到内窥镜11的内窥镜前端部35(参照图1)。并且，来自蓝色激光源51的激光向配置于内窥镜前端部35 的作为波长转换构件的荧光体57照射，来自紫色激光源53的激光向光偏转/扩散构件59 照射。光纤45A、45B是多模光纤，作为一例，可以使用芯线直径105 μ m、包层直径 125 μ m、包括作为外皮的保护层在内的直径为Φ 0. 3 0. 5mm的细径的线缆。荧光体57是吸收来自蓝色激光源51的蓝色激光的一部分而激励发出绿色 黄色的多种荧光体(例如包括YAG系荧光体或BAM(BaMgAlltlO17)等在内的荧光体等)。由此，以来自蓝色激光源51的蓝色激光为激励光的绿色 黄色的激励光和未被荧光体57吸收而透过的蓝色激光结合，而成为白色(近似白色)的照明光。若像本结构例那样使用半导体发光元件作为激励光源，则能得到高发光效率、高强度的白色光，而且，能够容易调整白色光的强度。而且，白色光的色温、色度的变化减少。另外，蓝色激光源51、荧光体57及将它们连接的光纤45A例如可以使用日亚化学工业社制的“microwhite” (商品名)。另外，光偏转/扩散构件59只要是使来自紫色激光源53的激光透过的材料即可， 例如使用具有透光性的树脂材料或玻璃等。而且，光偏转/扩散构件59也可以是在树脂材料或玻璃的表面等设有混杂了微小凹凸或折射率不同的粒子(填充物等)的光扩散层的结构、或使用了半透明体的材料的结构。由此，从光偏转/扩散构件59射出的透过光成为在规定的照射区域内使光量均勻化的窄波段波长的照明光。另外，荧光体57和光偏转/扩散构件59能够防止因激光的可干涉性而产生的斑点所引起的成为摄像的障碍的噪声的重叠或进行活动图像显示时的闪烁的发生等现象。而且，考虑到构成荧光体的荧光物质与作为填充剂的固定/固化用树脂的折射率差，而荧光体57优选利用对于红外区域的光的吸收小且散射大的材料来构成荧光物质其本身及其相对于填充剂的粒径。由此，对于红色或红外区域的光，不会降低光强度而能提高散射效果， 不需要凹透镜等光路变更机构，光学损失减小。图3是表示来自紫色激光源53的激光、来自蓝色激光源51的蓝色激光及将蓝色激光通过荧光体57进行了波长转换后的光的发光光谱的图形。来自紫色激光源53的紫色激光由中心波长405nm的亮线(曲线A)表示。而且，来自蓝色激光源51的蓝色激光由中心波长445nm的亮线表示，基于蓝色激光的来自荧光体57的激励发射光在大致450nm 700nm的波长波段下成为发光强度增大的分光强度分布(曲线B)。通过该激励发射光和蓝色激光所产生的曲线B，来形成上述的白色光。在此，本说明书中所谓的白色光并不局限于严格意义上的包括可视光的全部的波长成分，只要包括例如R、G、B等特定的波长带的光即可，例如，在广义方面包括从绿色到红色的波长成分的光、从蓝色到绿色的波长成分的光等。S卩，在该内窥镜装置100中，由于使曲线A和曲线B的发光强度相对增减来生成照明光，因此根据曲线A、B的混合比率而能够得到特性不同的照明光。再次返回图2进行说明。如上所述，由蓝色激光源51、荧光体57及紫色激光源53 形成的照明光从内窥镜11的前端部朝向被检体的被观察区域照射。并且，通过摄像透镜61 以成像在摄像元件21上的方式来拍摄照明光所照射的被观察区域的情况。在摄像后从摄像元件21输出的图像信号被A/D转换器63转换成数字信号，向处理器43的图像处理部65输入。在图像处理部65中，将输入的图像信号转换成图像数据而进行适当的图像处理，生成所希望的输出用图像信息。然后，将得到的图像信息通过控制部 67作为内窥镜观察图像，显示在显示部15上。而且，根据需要，记录在由存储器或存储装置构成的记录装置69中。记录装置69既可以内置于处理器43，也可以经由网络与处理器43连接。在记录于记录装置69的内窥镜观察图像的信息中还一并记录有摄像时的光量比的信息。由此，对于记录的内窥镜观察图像，在内窥镜观察后进行正确的读影，而且，根据光量比，能够实施对图像进行标准化等的适当的图像处理，能够扩大内窥镜观察图像的适用范围。尤其是若以分光不同的光量比的多张的信息为基础，来模拟地增加频带数(R、G、B)而进行分光反射率推定，则能够进行更微小的色差的分离。图4表示图像处理部的详细框图。向图像处理部65输入的来自摄像元件21的图像信号首先向亮度算出部6 输入。亮度算出部6 求出图像信号的最大亮度、最低亮度、 画面平均亮度等亮度信息，进行亮度的标准化。并且，在图像信号的亮度过低或过高时，向光源控制部55输出补偿信号，以使图像信号成为所希望的亮度水平的方式来增减各光源 51、53的发光量。接着，色对合部65b以使图像的色调成为所希望的色调的方式对标准化的图像数据进行调整。例如图像信号由R、G、B各色的信号构成时，调整R、G、B各色的信号的强度
8平衡。在上述的光源装置41中，通过光源控制部55，分别控制蓝色激光源51和紫色激光源53的发光量，能够任意地变更蓝色激光源51的出射光与紫色激光源53的出射光的光量比。因此，根据设定的光量比而照明光的色或总照度有时会发生变化，因此亮度算出部65a 或色对合部6 根据设定的光量比对图像信号进行补偿，而将观察图像的色调或亮度维持成规定的一定水平。并且，在图像运算部65c中，进行预定的或有实施要求的图像运算，利用其结果在显示图像生成部65d中生成输出用图像信息向控制部67输出。接着，说明将上述的内窥镜装置100利用于生物体组织表层的血管图像的观察中的例子。图5是示意性地表示生物体组织的粘膜表层的血管的说明图。生物体组织的粘膜表层中，树脂状血管网等的毛细血管B2形成在从粘膜深层的血管Bl到粘膜表层之间，生物体组织的病变出现在该毛细血管B2等的微细结构中。因此近年来，尝试了使用内窥镜装置，通过特定的窄波段的波长光对粘膜表层的毛细血管进行图像增强来观察，以便于提早发现微小病变或诊断病变范围。然而，当照明光向生物体组织入射时，入射光在生物体组织内扩散传播，但生物体组织的吸收/散射特性具有波长依赖性，具有波长越短而散射特性越强的倾向。即，由于照明光的波长不同而光的到达深度进行变化。另一方面，在血管中流动的血液对于400 420nm附近的波长具有吸收的极大值，能得到大的对比度。例如，在照明光为波长400nm附近的波长域λ a中能得到来自粘膜表层的毛细血管的血管信息，在波长500nm附近的波长域Ab中，还能得到包含深层的血管的血管信息。因此，在生物体组织表层的血管观察中， 使用中心波长360 800nm，优选365 515nm，更优选中心波长400nm 470nm的光源。因此，如图6的内窥镜装置产生的观察图像的简要的显示例所示，在照明光为白色光时的观察图像中，能得到比较深的粘膜深层的血管像，而粘膜表层的微细的毛细血管不清楚。另一方面，在仅为短波长的窄波段化的照明光时的观察图像中，粘膜表层的微细的毛细血管清晰可见。在本结构例中，通过内窥镜装置100的光源控制部55 (参照图2)，而自如地变更中心波长445nm的蓝色激光源51与中心波长405nm的紫色激光源53产生的出射光的光量比。光量比的变更例如通过图1所示的在内窥镜11的操作部23设置的开关89的操作来进行，能够进行图像增强，以便于更容易观察粘膜表层的毛细血管。即，在蓝色激光源51产生的蓝色激光成分多时，成为由该蓝色激光和基于荧光体57的激励发射光所形成的白色光成分多的照明光，能得到图6的白色光观察图像那样的观察图像。但是，由于窄波段光的蓝色激光混在照明光中，因此成为表层的毛细血管被进行了图像增强的观察图像。另外，在紫色激光源53产生的紫色激光成分多时，能得到图6的窄波段光观察图像那样的观察图像。并且，通过增减蓝色激光源51和紫色激光源53的出射光的光量比，即， 通过增减紫色激光成分相对于全照明光成分的比例，而能进行使粘膜表层的微细的毛细血管连续地增强显示的观察。因此，紫色激光成分越多，粘膜表层的薄的深度区域中包含的微细的毛细血管越鲜明地映出在观察图像中，随着紫色激光成分减少，而映出从粘膜表层朝向深层的广阔的深度区域中包含的血管信息。由此，能够从粘膜表层模拟地显示深度方向的血管分布，能够提取观察部位的深度方向的血管信息作为与各深度范围对应的连续的信息。尤其是在本结构例中，一起提取通过蓝色激光得到的血管信息和通过紫色激光得到的更表层的血管信息，通过这些信息的图像显示而能够对双方进行比较，因此能够提高视觉辨认性来观察包含在蓝色激光中无法观察到的更表层的血管在内的血管信息。另外，在配置有摄像元件21的电子内窥镜的前端部35(参照图1)中，伴随着近年来的高像素化、帧速度的高速化等消耗电力的增大而发热量上升，从前端部35能够射出的光也受限制。其中，通过变更各光源的光量比来抑制照明光的总光量并使必要的发光增加的情况例如仅依赖于图像处理，结果是能够消除仅能得到噪声多的图像等问题。在此，图7a、b、c表示了通过内窥镜装置100以相同的光量在同样的图像处理条件下观察到的唇内侧的放大图像。在该图中，表示由中心波长445nm的蓝色激光和荧光体的激励发射光构成的白色照明光所产生的观察图像(图7a)、中心波长405nm的紫色激光与中心波长445nm的蓝色激光的光量比为50 50时的观察图像(图7b)、中心波长405nm 的紫色激光与中心波长445nm的光量比为75 25时的观察图像(图7c)。另外，在图7b、 c中，来自以中心波长445nm的蓝色激光为激励光的荧光体的激励发射光包含在照明光中。图7a、图7b、图7c的观察图像由于照明光的波长的不同，按照a — b — c的顺序而距表层的观察深度变浅，微细的毛细血管的映出量增加。即，越增加照明光内的紫色激光的比例越能得到表层的毛细血管更加增强的图像，通过提高对比度而能够更明确地观察粘膜表层的毛细血管及粘膜微细图样。而且，能够无级且自如地变更蓝色激光与紫色激光的光量比，因此根据连续地改变光量比时的观察图像的变化，能够容易地进行推测粘膜表层的立体的血管结构或选择性地明确映出所希望的观察对象的情况。对于此种相互接近的波长波段的紫色光和蓝色光，通过以往的卤素灯或氙气灯和滤色器等的波长限制机构难以实现与蓝色区域的光相区别地仅使紫色区域的光量增减的情况。在光路中使用波长限制机构而实现发光光谱的窄波段化时，不仅原本的卤素灯或氙气灯自身的光量少，而且紫色区域的光量也不足。而且，为了增加该紫色区域的光量而要扩大发光光谱的半幅值时，未实现照明光的窄波段化，而所希望的血管的图像增强不充分。并且，在照明光的光量不足时，通常通过提高图像传感器的灵敏度或降低帧率来应对光量不足，但若在摄像时提高图像传感器的灵敏度，则存在摄像图像的噪声成分增加的缺点。而且，若降低帧率而增加灵敏度，则晃动增大，反而难以看清观察图像。在本结构例中，由于使用激光作为光源，因此能始终稳定地得到高强度的照明光，能够使观察图像明亮，而且能够形成低噪声的良好的图像质量。并且，在拍摄远景时也能得到必要充分的照度。上述的光量比通过图2所示的光源控制部55对各光源51、53的控制来进行变更， 但下面，使用图8、图9来说明手术者边观察图像边变更该光量比的方法。图8表示对内窥镜装置100所产生的观察图像进行显示的显示部15的显示画面 71的例子。在显示画面71设有对内窥镜装置所产生的观察图像进行显示的内窥镜图像区域73、使通常的白色光照明所产生的观察图像显示在内窥镜图像区域73上的通常图像切换按钮75、显示紫色激光的窄波段照明光所产生的观察图像的窄波段光图像切换按钮77， 还设有调整光量比的调整用杆79和捏手81。并且，基于来自鼠标或键盘等的输入部17的指示，而使捏手81在调整用杆79内滑动移动，以成为所希望的观察图像的方式调整光量比。控制部67根据调整用杆79的捏手81的位置来决定光量比，以成为与该光量比对应的各光源51、53的出射光量的方式对各光源51、53进行驱动。在此，光量比与各光源51、 53的出射光量的关系作为光量比对应表而存储在存储部83(参照图2)中，控制部67参照存储部83的光量比对应表而求出各光源51、53的出射光量。如上所述，在使各光源51、53(参照图1)的光量增减而设定成所希望的光量比时， 控制部67基于由显示画面71设定的光量比，参照预先存储的光量比对应表来决定各光源 51,53的出射光量。由此，内窥镜的手术者不直接设定各光源51、53各自的出射光量，能够以简单的操作设定成所希望的光量比。另外，如图9所示，光量比的变更既可以取代图像信号的R、G、B的各色成分的强度平衡、亮度、对比度的各种调整的设定部85来设定，或者也可以与光量比变更用的捏手81 的调整并用来使用。如此，对所希望的观察对象进行模拟彩色化来表现等能够任意地进行图像增强来显示，从而提高显示图像的变更自由度，能够形成为更容易诊断的图像。接着，说明光源控制部55对各光源51、53的驱动方法。图2所示的光源控制部55基于来自输入部17的指示来控制各光源51、53的出射光量。各光源51、53具有图10所示那样的施加电流与发光量的关系R1，通过控制向各光源 51,53的施加电流而得到所希望的发光量。例如，为了得到发光量La，而以施加电流为让， 基于关系Rl来确保发光量Lb，而且，通过使被脉冲调制后的脉冲电流与施加电流重叠而能得到作为微调整量的发光量Lb与La的差Δ L0例如图11中的施加电流的脉冲电流重叠波形所示，通过以施加电流Λ为偏流的脉冲电流而能得到发光量La。通过此种偏流电流控制和脉冲调制控制，而能够广泛地确保可设定的发光量的动态范围。这种情况下的脉冲调制控制能够利用各种的驱动波形。例如，若使用与图12(a) 所示的摄像元件的图像1帧量的光蓄积时间同步地反复进行导通截止的脉冲波形，则难以受到CCD、CM0S图像传感器的暗电流产生的影响，图像的清晰度提高。而且，若使用图12(b) 所示那样的相对于上述的光蓄积时间充分快速的周期的脉冲波形，则能够减少与图像显示相关的闪烁的发生，而且，还能够减少激光的斑点引起的图像噪声。而且，若使用图12(c) 所示那样的将图12(a)的脉冲波形的截止期间形成为图12(b)的快速的周期的脉冲波形的 (a)及(b)的混合型的脉冲波形，则能够享受闪烁减少以外的上述效果。另外，如图13所示，若使各光源51、53交替点亮而以发光量交替成为最大的方式进行控制，则能够抑制将光源51、53相加后的光源装置41的最大驱动电力，能够减少作为被检体的生物体的负担。而且，能够分别取得各光源51、53的照明光所产生的摄像图像，这种情况下，能够进行取得的图像的图像间运算，从而提高图像处理的自由度。图14表示了血红蛋白的吸收波长带与各光源51、53的发光波长的简要的关系。血中含有的血红蛋白如上所述对400 420nm附近的波长的吸收极大，包含在血红蛋白的吸收波长带中或接近吸收波长带的发光波长的来自各光源51、53的出射光能够以高对比度来捕捉血管信息。而且，通过将各光源51、53的发光波长隔着血红蛋白的吸收波长带分别设定成相同程度的吸收率，而血管信息的强弱不会受到各光源51、53的光量比的影响。即，即使变更各光源51、53的光量比，也能将血管像自身的检测灵敏度保持为恒定。并且，通过使用避开血红蛋白的吸收波长带的最大峰值波长且成为吸收波长带的下部区域中的适度的吸收率的波长区域的光作为照明光，而在观察区域上从生物体组织发生出血时，能防止受到向组织表面层渗出的血液对吸收的影响而观察图像变暗的情况。通过以上说明的紫色激光的窄波段光所产生的照明和白色光所产生的照明而得到的观察图像可以按帧进行瞬时切换。图15简要表示内窥镜的手术者使内窥镜插入部在被检体内移动，在所希望的观察位置上进行基于窄波段光的观察，并向下一个观察位置移动时的、显示部15 (参照图1、2)的显示图像的情况。从白色光观察所产生的通常的显示图像向窄波段光观察所产生的显示图像的切换及其反方向的切换能够以摄像元件21的摄像图像(R、G、B三色的全彩色图像)1帧单位进行切换。因此，即使在使内窥镜插入部移动并进行观察时，也能够实时地显示没有色散的图像，不会使手术者产生不适感。即，能够提供一种即使对于内窥镜的快速移动也能够可靠地追随的良好的观察图像，能够提高内窥镜装置的操作性。另外，作为显示部15中的观察图像的显示图案，能够将白色光观察时的通常图像和窄波段光观察时的窄波段光图像自如地配置。例如图16所示，将通常图像和窄波段光图像配置在同一画面内的分别不同的区域，并同时进行显示，由此能容易进行通常图像与特定的信息被增强的窄波段光图像的对比观察。这种情况下，在白色光所产生的通常图像用时，使蓝色激光源51点亮而进行拍摄，在下一帧中的窄波段光图像用时，使蓝色激光源51 和紫色激光源53同时点亮而反复进行拍摄，并将得到的通常图像和窄波段光图像显示在各个显示区域上。另外，图17表示使通常图像中的所希望的范围的窄波段光图像重合而同时显示的所谓P in P(Picture in Picture)功能的显示画面。狭波段光图像的显示范围根据来自输入部17(参照图1、幻的指示，而能够设定成通常图像内的任意的位置、任意的大小。并且，在窄波段光图像的显示范围内显示与通常图像中的被检体的显示位置为同一位置的图像。由此，同一位置上的对比观察变得更容易。另外，上述的显示图案是一例，可以是在窄波段光图像中埋入通常图像的显示方式，当然也可以是其他任意组合的显示。接着，说明蓝色激光与紫光激光的光量比的设定。在上述的说明中，根据来自输入部17的指示，光源控制部55能够任意设定图2所示的来自蓝色激光源51、紫色激光源53的出射光的光量比。在此，说明预先登记多种光量比，而从输入部17指定任一种光量比的情况。例如，在血管图像的内窥镜观察中，由于内窥镜的手术者不同，而对蓝色激光与紫色激光的光量比的喜好不同。例如，手术者A优选感受紫色激光λ&、蓝色激光Xb的光量比为60 40的观察图像，手术者B优选感受75 25的光量比等，有时因喜好而产生差别。 这种情况下，如图18所示，将作为关键信息的手术者名与手术者的喜好的光量比建立了关系的光量比信息作为光量比表而预先登记在存储部83 (参照图2)等中。并且，从输入部17 输入与手术者名对应的信息时，控制部67参照存储部83的光量比表而自动地设定所希望的光量比。由此，能够设定成与内窥镜的手术者的喜好对应的光量比。另外，由于内窥镜的个体的不同而光学特性有时存在差异，因此也可以取代作为上述关键信息的手术者名，而将识别内窥镜的个体的个体识别信息作为关键信息。这种情况下，使用按照内窥镜的个体而赋予的号码、机种名等，并预先登记与其对应的光量比的信息作为光量比表。由此，根据内窥镜的每个个体的种类或特性，而能够设定成最佳的光量比。而且，也可以预设任意的多种光量比，而手术者通过简单的操作能够自由地选择。 例如图19所表示的显示部15的显示例那样，将预设的多种光量比作为⑶I (Graphical User Interface)的“选择按钮” 87来显示，手术者或助手可以观察显示部15 (参照图1、 2)，通过操作输入部17而自如地进行选择。而且，若将显示部15形成为触摸面板，则对于手术者在观察时所注视的显示部15，通过直接触摸选择按钮87，而能够更直观快速地进行开关操作。而且，手术者不用使眼睛离开就能够比较因光量比的变更而发生变化的各观察图像，从而能够更可靠地识别微妙的图像变化。另外，光量比的切换并不局限于从向显示部15的显示图案来进行，也可以将在图 1所示的内窥镜11的操作部23设置的开关89作为切换开关进行操作。通过在操作部23 设置开关89，手术者不使手从内窥镜11离开就能够迅速且简单地进行光量比的变更，从而提高内窥镜的操作性。作为该开关89，可以利用扳扭开关(toggle switch)、推压开关、滑动开关、旋转开关等各种开关，如图20所示，在一次的按下操作时，而且通过多接点开关的接点位置，而依次设定预设的不同光量比。例如，能够依次选择通过由图2的蓝色激光源51和荧光体57 产生的白色光进行观察的通常光观察、使来自紫色激光源53的窄波段光以规定的比例与白色光重叠的窄波段光观察A、B、C、…、或仅为窄波段光的窄波段光观察等多种光量比的观察光模式。在开关操作为按下操作等的反复时，无需目视确认开关89，而可以边注视显示部 15边进行开关操作。由此，能够简单地切换成适合于诊断的照明光。另外，对光量比进行切换的开关89并不局限于对预设的光量比进行切换的开关，也可以是使光量比连续变化的音量开关或滑动开关。这种情况下，能够根据观察对象容易地将光量比调整为最佳。而且，通过利用开关操作连续地变更光量比，而能够观察到观察图像的连续的变化，从而能够更准确地把握血管结构。接着，说明对伴随着光量比的变更而发生的观察图像的色变化进行补偿的情况。向图4所示的图像处理部65输入图像信号R、G、B，该图像信号R、G、B通过亮度算出部6 来进行亮度的标准化，转换成foiornu&iorm、Bnorm的图像数据。这些标准化后的图像数据toorm、Gnorm、Bnorm通过色对合部6 来进行向与光量比对应的色调的补偿。 艮口，色对合部6 通过(1)式所示的运算来求出色调补偿后的图像数据Radj、Gadj、Badj。[数1]


本发明公开一种在基于白色光或特殊光的生物体组织的观察时，能够以适合于诊断的更明确的状态取得生物体组织的所希望的组织信息。具备以半导体发光元件为发光源的第一光源(51)；以与第一光源(51)不同的发光波长的半导体发光元件为发光源的第二光源(53)；在来自第一光源(51)、第二光源(53)的至少一方的出射光的作用下进行激励发光的波长转换构件(57)；对来自第一光源(51)的出射光与来自第二光源(53)的出射光的光量比进行变更的光量比变更机构(55)，由此，能够使来自第一光源(51)的出射光和来自第二光源(53)的出射光任意地产生，从而能够提供一种适合于与生物体组织的吸收特性及散射特性对应的诊断的照明光。由此，能够以更明确的状态取得生物体组织的所希望的组织信息。