JP2013198547A - 光源装置及び内視鏡システム - Google Patents

Abstract

【課題】複数の半導体光源の発散角の差に起因する色ムラを防止する。
【解決手段】内視鏡用の光源装置には、第１〜第３の光源モジュール３１〜３３が設けられている。各光源モジュール３１〜３３は、それぞれ異なる波長域の光を発するレーザダイオードを有する発光素子６６、７１、７６を有している。第１光源モジュール３１は、発光素子６６と蛍光部６２とを有し、発光素子６６の光と蛍光部６２が発する蛍光との混合光を発する。第２及び第３光源モジュール３２、３３は、蛍光部を使用せずに発光素子７１、７６から単色光を発する。第１〜第３の光源モジュール３１〜３３には、それぞれの光の発散角を補正する発散角補正部６４、７２が設けられている。発散角が補正された光は、分岐型ライトガイド４１によって光路が統合されて、内視鏡に供給される。
【選択図】図１０

Description

本発明は、内視鏡に光を供給するための光源装置、及び光源装置を用いた内視鏡システムに関するものである。

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、生体内に挿入される挿入部を有し、挿入部の先端に観察部位を撮影するための観察窓や照明光を照射する照明窓が配された内視鏡と、内視鏡に照明光を供給するための光源装置と、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。内視鏡内には、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おり、ライトガイドは、光源装置から供給された光を、挿入部先端の照明窓に導光する。

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観察する通常観察に加えて、特定の波長に制限された特殊光を用いた特殊光観察も行われるようになっている。特殊光観察には、血中ヘモグロビンに対する吸光度が高い波長域の狭帯域光を利用して撮影を行い、血管が強調された観察画像や、血中ヘモグロビンの酸素飽和度を画像化した観察画像を生成して、血管のパターンや酸素飽和度などの性状を観察するものがある。

光源装置としては、白色光を発するキセノンランプやハロゲンランプを使用するものが一般的であるが、これらに代えて、レーザダイオード（ＬＤ）やＬＥＤなどの発光素子を有する半導体光源を用いる光源装置も提案されている（例えば、特許文献１及び特許文献２）。特許文献１に記載の光源装置では、通常観察用の白色光を生成する白色光源として、青色光（Ｂ）を発光する発光素子と、青色光によって励起された黄色の蛍光を発する蛍光体とを組み合わせた半導体光源が用いられている。特許文献２に記載の光源装置では、青色光（Ｂ）、緑色光（Ｇ）、赤色光（Ｒ）をそれぞれ発光する三つの発光素子を組み合わせた半導体光源を用いて、白色光を生成している。特許文献１に記載されているように、特殊光観察に対応している光源装置には、蛍光体を使用する半導体光源に加えて、血中ヘモグロビンに対する吸光度が高い狭帯域光を発する特殊光観察用の半導体光源が設けられる。

このように光源装置に半導体光源を用いる場合には、複数の半導体光源が必要になることが多い。複数の半導体光源を使用する場合には、複数の半導体光源の光を、内視鏡に内蔵されたライトガイドに供給するために、各半導体光源の光路を統合する光路統合部が設けられる。特許文献１、２では、光路統合部として、複数の光ファイバをバンドル化したライトガイドが用いられている。光路統合用のライトガイドは、複数に分岐した入射端を持ち、分岐した各入射端に入射する光の光路を１つに合流させて、１つの出射端に光を導光する。光路統合用ライトガイドにおいて、分岐した各入射端には、異なる色の半導体光源がそれぞれ対向して配置される。出射端は、内視鏡が接続されるコネクタ部に配置される。内視鏡が光源装置に接続されると、コネクタ部において、光路統合用ライトガイドの出射端と、内視鏡のライトガイドの入射端が対向する。

特許文献１、２に記載の光路統合用ライトガイドは、分岐した各入射端に対応する光ファイバが、出射面内においてランダムに分散して配置されたランダムファイババンドルが用いられている。ランダムファイババンドルを用いることで、各入射端から入射した各色の光は、出射面内において分散することになるため、出射光束の断面内における各色の光量分布が均一化される。

また、図２６、２７に示すように、ファイババンドルの素線となる光ファイバ２０１は、屈折率の高いコア２０２と、コア２０３の周囲に配された、屈折率が低いクラッドとからなり、光ファイバ２０１の入射端から入射した入射光は、図２６（Ａ）に示すように、コア２０２とクラッド２０３の境界において全反射しながら光軸方向に伝播する。光を伝播させるためには、全反射条件を満たす入射角で、光ファイバの入射端に光を入射させることが必要である。

光ファイバ２０１の特性を示す指標の一つに、ＮＡ（開口数：Numerical Aperture）がある。ＮＡは、光ファイバ２０１がどれだけ光を集めることができるかを表す指標であり、次式（１）に示すように、最大受光角θmaxのｓｉｎで定義される。最大受光角θmaxが大きいほどＮＡの値は大きい。
ＮＡ＝ｓｉｎθmax＝
・・・・・・（１）
図２６（Ｂ）に示すように、光ファイバ２０１内において、コア２０２とクラッド２０３の境界に対して臨界角θ_c以上の角度で光線が入射すれば全反射条件を満たす。最大受光角θmaxは、光ファイバ２０１の入射端に入射する入射光線が、光ファイバ２０１内において臨界角θ_cで全反射するときの入射端への入射角度である。また、臨界角θ_cは、コア２０２の屈折率ｎ１とクラッド２０３の屈折率ｎ２で決まる値であるので、ＮＡは、スネルの法則から、式（１）に示すように、屈折率ｎ１、ｎ２によっても定義される。

最大受光角θmaxよりも大きな入射角で光ファイバ２０１に入射した光は、コア２０２とクラッド２０３の境界で全反射せずに透過してしまうため、光伝達損失となる。したがって、光源が発する光束が発光点から円錐状に広がる発散光である場合は、光ファイバにおける光伝達損失を低減するために、発散光の広がり角（発散角）は、最大受光角θmax以内であることが好ましい。

また、図２７に示すように、最大受光角θmaxの範囲内の入射角θ₀で光ファイバ２０１に入射した光は、光ファイバ２０１の全長に渡ってコア径が一定であれば、コアとクラッドの境界における反射角θも一定であるため、出射端においても、入射角θ₀と同じ出射角θ₀で出射する。ファイババンドルからなるライトガイドは、光ファイバの集まりなので、こうした特性は光ファイバと変わらない。

特許文献３に記載の内視鏡システムの光源装置では、光源から内視鏡のライトガイドに入射する入射光について、ライトガイドの最大受光角θmaxを考慮して、発散角を調節している。具体的には、光源装置に接続される内視鏡の種類（挿入部の長さやライトガイドの径の太さなど）に応じて、入射光の発散角を調節している。

特開２０１１−０４１７５８号公報 特開２００６−３１４６８６号公報 特開２００７−３３０６１０号公報

本出願人は、複数の半導体光源を用いる光源装置の開発を進めていく中で、以下に示す新たな課題に直面していた。すなわち、複数の半導体光源は、種類や個体差によって、発光する光束の発散角に差があり、その差が観察画像の画質に大きな影響を及ぼすことが分かった。

上述のとおり、光ファイバ内において反射角θは、光の伝搬過程で保存されるため、入射角θ₀が大きければ、出射角は大きく、入射角θ₀が小さければ出射角も小さい。光ファイバから出射する光の発散角は、内視鏡の照明窓から観察対象に向けて照射される光の照射スポット径に反映されるため、複数の半導体光源間において発散角に差があると、照射スポット径にも差が生じる。

例えば、図２８に示すように、光ファイバ２０１から出射する発散角αの光（二点鎖線で示す）と、光ファイバ２０１が出射する発散角βの光（実線で示す）を考えると、それぞれの光の観察対象（点線で示す）における照射スポット径もそれぞれＳＤα、ＳＤβとなる。例えば、特許文献２に記載の光源装置のように、青色、緑色、赤色の混合により白色光を生成する場合には、各色の照射スポット径に差があると、各照射スポットの重なり具合に応じて青色、緑色、赤色の混合割合が変化するため、色ムラが生じる。こうした色ムラは、通常観察に限らず、特殊光観察においても問題になる。

さらに、特殊光観察においては、取得した複数の色の画像信号の比較結果を数値化して算出するなどの画像間演算を行うことがあるが、その場合には、各色の照射スポット径の違いに起因する色ムラは、画像間演算の信頼性の低下を引き起こす。照明窓から照射される各色の光は、それぞれ円錐状に広がるため、発散角に差がある場合には、観察対象までの距離が遠いほど（図２８において、距離ＬｎよりもＬｆの方が）、ムラの幅が大きくなり目立ちやすい。

また、特許文献１に記載の光源装置のように、蛍光体と組み合わせて使用する半導体光源と、蛍光体を使わない半導体光源の２種類を使用する場合には、光の拡散作用がある蛍光体の使用の有無によって発光点の大きさが大きく異なるため、発散角の差が非常に大きくなり、特に問題となる。

上記特許文献１〜３のいずれにも、こうした課題やその解決策について、明示も示唆も無い。特許文献１、２に記載されているランダムファイババンドルは、各色の半導体光源に対応する光ファイバを分散して、出射光束の断面内における各色の光量分布を均一化する機能を有しているが、各光ファイバの発散角の差は保存されるため、発散角の差に起因する色ムラを解消することはできない。また、特許文献３には、光源が発する光の発散角を、内視鏡の種類に応じて調節することが記載されているが、複数の半導体光源を使用すること、及びそれらの発散角の差に起因して色ムラが生じるという課題については明示も示唆もない。

本発明は、上記課題を鑑みてなされたもので、その目的は、内視鏡用の光源装置に複数の半導体光源を用いる場合において、各半導体光源の発散角の差に起因する色ムラを防止することにある。

本発明の光源装置は、内視鏡に対して光を供給するための複数の光源であり、発光点から略円錐状に広がる光を発する複数の半導体光源と、複数の半導体光源の光を前記内視鏡に供給する前段において、各半導体光源の光の光路を統合する光路統合部と、光路統合部に入射する前段において、複数の半導体光源が発する光のそれぞれの発散角の差が解消されるように、複数の半導体光源のうちの少なくとも１つの発散角を補正する発散角補正部とを有することを特徴とする。

発散角補正部の補正量は、各半導体光源の光の発散角がほぼ一致するように設定されていることが好ましい。

複数の半導体光源は、発光素子と発光素子の光によって励起されて蛍光を発する蛍光体とを有し、発光素子の光と前記蛍光が混合された混合光を発する第１光源と、蛍光体を使用せずに発光素子の光のみからなる単色光を発する第２光源とを含むことが好ましい。発光素子は、例えばレーザダイオードを使用している。

発散角に差がある複数の半導体光源は、例えば発光波長が異なる。また、発散角補正部は、複数の半導体光源のそれぞれに対して設けられていることが好ましい。

発散角補正部は、光を内部で反射させながら光軸方向に伝搬することで発散角を補正する反射型である。反射型補正部は、例えば、透明材料で形成された柱状体であり、光の入射端と出射端の太さが変化するように光軸方向に対して傾斜した側面を有し、入射光を側面で全反射させることにより光軸方向に伝搬する全反射型である。また、反射型補正部は、内壁面が鏡面で形成された筒状体であり、入射光を鏡面反射により光軸方向に伝搬する鏡面反射型でもよい。内壁面は、光軸に対して傾斜していてもよい。

発散角補正部は、光拡散材により入射光を内部で拡散させて発散角を補正する拡散型でもよい。また、発散角補正部はレンズでもよい。

発散角補正部は、発散角の補正量が固定である補正量固定型でもよいし、発散角補正部は、発散角の補正量の調節が可能な補正量可変型でもよい。

光路統合部は、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り、入射端が複数に分岐した分岐部を持ち、各分岐部からの入射光を１つの出射端に導光する分岐型ファイババンドルであることが好ましい。

分岐型ファイババンドルの出射端の後段に配置され、出射端から出射する各半導体光源の光の光量分布を均一にするホモジナイザを有していることが好ましい。

発散角補正部の補正量は、発散角が、内視鏡に内蔵されるライトガイドの最大受光角とほぼ一致する角度に設定されていることが好ましい。なお、発散角補正部の補正量は、発散角が、内視鏡に内蔵されるライトガイドの最大受光角を超える角度に設定されていてもよい。

本発明の内視鏡システムは、内視鏡と内視鏡に光を供給する光源装置とを有する内視鏡システムにおいて、光源装置は、内視鏡に対して光を供給するための複数の光源であり、発光点から略円錐状に広がる光を発する複数の半導体光源と、複数の半導体光源の光を内視鏡に供給する前段において、各半導体光源の光の光路を統合する光路統合部と、光路統合部に入射する前段において、複数の半導体光源が発する光のそれぞれの発散角の差が解消されるように、複数の半導体光源のうちの少なくとも１つの発散角を補正する発散角補正部とを有することを特徴とする。

本発明によれば、内視鏡用の光源装置に複数の半導体光源を用いる場合に、各半導体光源の発散角の差が解消されるように、前記複数の半導体光源のうちの少なくとも１つの前記発散角を補正する発散角補正部を設けたから、各半導体光源の発散角の差に起因する色ムラを防止することができる。

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。 照明光の分光スペクトルを示すグラフである。 ヘモグロビンの吸収スペクトル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。 撮像素子のカラーマイクロフイ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及び撮像タイミングを示す説明図である。 通常観察モード及び血管情報観察モードにおける画像処理手順を示す説明図である。 分岐型ライトガイドと光源モジュールの斜視図である。 分岐型ライトガイドの出射端における光ファイバの配置の説明図である。 ホモジナイザの説明図である。 第１光源モジュールの斜視図である。 第１光源モジュールの発散角補正部の説明図である。 半値幅の説明図である。 第２光源モジュールの斜視図である。 第２光源モジュールの発散角補正部の斜視図である。 発散角補正後の照射スポット径の説明図である。 補正後の発散角が最大受光角θmaxを超える例の説明図である。 第１光源モジュールに全反射型の発散角補正部を設けた例の説明図である。 複数の光源モジュールで白色光を生成する例の説明図である。 光拡散材を用いた拡散型の発散角補正部の説明図である。 レンズを用いた発散角補正部の説明図である。 ロッド型ライトガイドの光路統合部の説明図である。 補正量可変型の発散角補正部の説明図である。 光ファイバの最大受光角θmaxの説明図である。 光ファイバの入射角と出射角の関係を示す説明図である。 発散角に差に起因する照射スポット径の違いの説明図である。

図１に示すように、本発明の第１実施形態の内視鏡システム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などの操作入力部であるコンソール１５が設けられている。

内視鏡システム１０は、白色光のもとで観察部位を観察するための通常観察モードと、特殊光を利用して観察部位に存在する血管の性状を観察するための血管情報観察モードを備えている。血管情報観察モードは、血管のパターンや酸素飽和度などの性状を把握して、腫瘍の良悪鑑別などの診断を行うための特殊光観察モードであり、特殊光として、血中ヘモグロビンに対する吸光度が高い波長域の狭帯域光が利用される。血管情報観察モードには、血管が強調された血管強調画像を表示する血管強調観察モードと、血中ヘモグロビンの酸素飽和度が表示された酸素飽和度画像を表示する酸素飽和度観察モードがある。

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、操作部１７とプロセッサ装置１２及び光源装置１３との間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からなる。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、観察部位で反射した像光が入射する観察窓２３、観察窓２３を洗浄するために送気・送水を行うための送気・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る鉗子出口２５などが設けられている。観察窓２３の奥には、撮像素子４４（図３参照）や結像用の光学系が内蔵されている。

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、食道や腸など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４４を駆動する駆動信号や撮像素子４４が出力する画像信号を通信する通信ケーブルや、光源装置１３から供給される照明光を照明窓２２に導光するライトガイド４３（図３参照）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・送水操作を行う送気・送水ボタン、静止画像を撮影するためのレリーズボタンなどが設けられている。

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４３が挿通されており、一端には、プロセッサ装置１２および光源装置１３側にコネクタ２８が取り付けられている。コネクタ２８は、通信用コネクタ２８ａと光源用コネクタ２８ｂからなる複合タイプのコネクタである。通信用コネクタ２８ａには通信ケーブルの一端が配設されており、通信用コネクタ２８ａはプロセッサ装置１２に着脱自在に接続される。光源用コネクタ２８ｂにはライトガイド４３の入射端が配設されており、光源用コネクタ２８ｂは光源装置１３に着脱自在に接続される。

図３に示すように、光源装置１３は、それぞれ発光波長が異なる３種類の第１〜第３の光源モジュール３１〜３３と、これらを駆動制御する光源制御部３４とを備えている。光源制御部３４は、光源装置１３の各部の駆動タイミングや同期タイミングなどの制御を行う。

第１〜第３光源モジュール３１〜３３は、特定の波長域の狭帯域光をそれぞれ発光するレーザダイオードＬＤ１〜ＬＤ３を有している。図４に示すように、レーザダイオードＬＤ１は、青色（Ｂ色）領域において、例えば波長域が４４０±１０ｎｍに制限され、中心波長が４４５ｎｍの狭帯域光Ｎ１を発光する。レーザダイオードＬＤ２は、青色（Ｂ色）領域において、例えば波長域が４１０±１０ｎｍに制限され、中心波長が４０５ｎｍの狭帯域光である狭帯域光Ｎ２を発光する。レーザダイオードＬＤ３は、青色（Ｂ色）領域において、例えば波長域が４７０±１０ｎｍに制限され、中心波長が４７３ｎｍの狭帯域光である狭帯域光Ｎ３を発光する。レーザダイオードＬＤ１、ＬＤ２、ＬＤ３としては、ＩｎＧａＮ系、ＩｎＧａＮＡｓ系、ＧａＮＡｓ系のものを用いることができる。また、レーザダイオードＬＤ１〜ＬＤ３としては、高出力化が可能なストライプ幅（導波路の幅）が広いブロードエリア型のレーザダイオードが好ましい。

第１光源モジュール３１は、通常観察用の白色光を発する光源である。第１光源モジュール３１は、レーザダイオードＬＤ１に加えて、蛍光体３６を有している。図４に示すように、蛍光体３６は、レーザダイオードＬＤ１が発する４４５ｎｍの青色領域の狭帯域光Ｎ１によって励起されて、緑色領域から赤色領域に渡る波長域の蛍光ＦＬを発光する。蛍光体３６は、狭帯域光Ｎ１の一部を吸収して蛍光ＦＬを発光するとともに、残りの狭帯域光Ｎ１を透過させる。蛍光体３６を透過する狭帯域光Ｎ１は、蛍光体３６によって拡散される。透過する狭帯域光Ｎ１と励起される蛍光ＦＬによって白色光が生成される。蛍光体３６としては、例えば、ＹＡＧ系、ＢＡＭ（ＢｇＭｇＡｌ_１０Ｏ_１７）系等の蛍光体が使用される。第１光源モジュール３１は、白色光の光量が多くなるように２個設けられている。

第２光源モジュール３２は、血管強調観察用の光源である。血中ヘモグロビンの吸光スペクトルを表す図５において、血液のヘモグロビンの吸光係数μａは、波長依存性を有しており、波長が４５０ｎｍ以下の領域において急激に上昇し、４０５ｎｍ付近においてピークを有している。また、波長が４５０ｎｍ以下と比較すると低い値ではあるが、波長が５３０ｎｍ〜５６０ｎｍにおいてもピークを有している。吸光係数μａが大きな波長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が大きな像が得られる。

また、図６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。こうしたヘモグロビンの吸光特性と生体組織の光の散乱特性を鑑みて、血管強調用の光の波長が選択される。

第２光源モジュール３２が発する４０５ｎｍの狭帯域光Ｎ２は、深達度が低いので、表層血管による吸収が大きいため、表層血管強調用の光として用いられる。狭帯域光Ｎ２を用いることにより、観察画像において表層血管を高コントラストで描出することができる。また、中深層血管強調用の光としては、第１光源モジュール３１が発する白色光の緑色成分が用いられる。図５に示す吸光スペクトルにおいて、４５０ｎｍ以下の青色領域と比較して、５３０ｎｍ〜５６０ｎｍの緑色領域においては、吸光係数は緩やかに変化するので、中深層血管強調用の光は、青色領域ほど狭帯域であることは要求されない。そのため、後述するように、撮像素子４４のＧ色のマイクロカラーフイルタによって白色光から色分離した緑色成分が用いられる。

第３光源モジュール３３は、酸素飽和度観察用の光源である。図５において、吸光スペクトルＨｂは酸素と結合していない還元ヘモグロビンの吸光スペクトルを示し、吸光スペクトルＨｂＯ２は、酸素と結合した酸化ヘモグロビンの吸光スペクトルを示す。このように還元ヘモグロビンと酸化ヘモグロビンは、異なる吸光特性を持っており、同じ吸光係数μａを示す等吸収点（各スペクトルＨｂ、ＨｂＯ２の交点）を除いて、吸光係数μａに差が生じる。吸光係数μａに差があると、同じ光強度かつ同じ波長の光を照射しても、酸素飽和度が変化すれば、反射率が変化する。酸素飽和度観察モードにおいては、吸光係数μａに差がある波長として、第３光源モジュール３３が発する波長４７３ｎｍの狭帯域光Ｎ３が用いられて、酸素飽和度が測定される。

光源制御部３４は、ドライバ３７を介してレーザダイオードＬＤ１〜ＬＤ３の点灯、消灯、光量の制御を行う。具体的には、光源制御部３４は、レーザダイオードＬＤ１〜ＬＤ３に対して駆動パルスを与えることにより、点灯させる。そして、駆動パルスのデューティ比を制御するＰＷＭ制御を行うことにより、駆動電流値を変化させて発光量を制御する。駆動電流値の制御は、駆動パルスの振幅を変えるＰＡＭ制御などでもよい。

第１〜第３の光源モジュール３１〜３３の光路の下流側には、分岐型ライトガイド４１が設けられている。分岐型ライトガイド４１は、後で詳述するように、第１〜第３の光源モジュール３１〜３３の光路を１つの光路に統合する光路統合部である。内視鏡１１のライトガイド４３の入射端は１つであるため、分岐型ライトガイド４１によって、第１〜第３の光源モジュール３１〜３３の光を内視鏡１１に供給する前段において、各モジュール３１〜３３の光の光路が統合される。分岐型ライトガイド４１は、入射端が複数に分岐した分岐部４１ａ〜４１ｄを有し、各分岐部４１ａ〜４１ｄから入射した光を、１つの出射端４１ｅから出射する。

２つの第１光源モジュール３１はそれぞれ、分岐型ライトガイド４１の分岐部４１ａ、４１ｂの入射面と対向するように配置され、第２及び第３光源モジュール３２、３３はそれぞれ、分岐部４１ｃ、４１ｄの入射面と対向するように配置される。

分岐型ライトガイド４１の出射端４１ｅは、内視鏡１１のコネクタ２８ｂが接続されるレセプタクルコネクタ４２の近くに配置されている。出射端４１ｅには、後述するホモジナイザ５０が設けられており、分岐型ライトガイド４１に入射した第１〜第３の光源モジュール３１〜３３の光は、ホモジナイザ５０を経由して、コネクタ２８ｂに配された内視鏡１１のライトガイド４３に供給される。

内視鏡１１は、ライトガイド４３、撮像素子４４、アナログ処理回路４５（ＡＦＥ：Analog Front End）、撮像制御部４６を備えている。ライトガイド４３は、複数本の光ファイバ（図１８の符号２０１参照）をバンドル化したファイババンドルであり、コネクタ２８が光源装置１３に接続されたときに、ライトガイド４３の入射端が光源装置１３のホモジナイザ５０の出射端と対向する。ライトガイド４３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４８が配置されている。光源装置１３から供給された光はライトガイド４３により照射レンズ４８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４８は凹レンズからなり、ライトガイド４３から出射する光の発散角を広げる。照明窓２２から出射する照明光は、観察部位の広い範囲に照射できるように発散角は広い方がよい。ライトガイド４３が出射する光の発散角は、ライトガイド４３のＮＡ（開口数）によって決まってしまい、ＮＡ以上の発散角の光を出射することはできない。照射レンズ４８を設けることによって、ライトガイド４３のＮＡ以上に発散角が広げられる。

観察窓２３の奥には、対物光学系５１と撮像素子４４が配置されている。観察部位で反射した像光は、観察窓２３を通して対物光学系５１に入射し、対物光学系５１によって撮像素子４４の撮像面４４ａに結像される。

撮像素子４４は、ＣＣＤイメージセンサやＣＭＯＳイメージセンサなどからなり、フォトダイオードなどの画素を構成する複数の光電変換素子がマトリックスに配列された撮像面４４ａを有している。撮像素子４４は、撮像面４４ａ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４４から出力されて、画像信号はＡＦＥ４５に送られる。

撮像素子４４は、カラー撮像素子であり、撮像面４４ａには、図７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イルタが各画素に割り当てられている。マイクロカラーフイルタによって、第１光源モジュール３１が発光する白色光がＢ、Ｇ、Ｒの３色に分光される。マイクロカラーフイルタの配列は例えばベイヤー配列である。

図８に示すように、通常観察モードにおいては、撮像素子４４は、１フレームの取得期間内で、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が行なわれる。図８（Ａ）に示すように、通常観察モードにおいては、蓄積タイミングに合わせてレーザダイオードＬＤ１が点灯し、照明光として狭帯域光Ｎ１と蛍光ＦＬとからなる白色光が観察部位に照射され、その反射光が撮像素子４４に入射する。撮像素子４４において、白色光はマイクロカラーフイルタで色分離されて、狭帯域光Ｎ１に対応する反射光をＢ画素が受光し、蛍光ＦＬの中のＧ成分をＧ画素が、蛍光ＦＬの中のＲ成分に対応する反射光をＲ画素が受光する。撮像素子４４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。こうした撮像動作は、通常観察モードに設定されている間、繰り返される。

血管強調観察モードにおいては、図８（Ｂ）に示すように、蓄積タイミングに合わせて第１光源モジュール３１に加えて、第２光源モジュール３２が点灯する。第１光源モジュール３１が点灯すると、通常観察モードと同様に、照明光として狭帯域光Ｎ１と蛍光ＦＬとからなる白色光（Ｎ１＋ＦＬ）が観察部位に照射される。第２光源モジュール３２が点灯すると、白色光（Ｎ１＋ＦＬ）に、狭帯域光Ｎ２が追加されて、これらが照明光として観察部位に照射される。

通常観察モードと同様に、白色光に狭帯域光Ｎ２が追加された照明光は、撮像素子４４のＢ，Ｇ，Ｒのマイクロカラーフイルタで分光される。撮像素子４４において、Ｂ画素は、狭帯域光Ｎ１に加えて、狭帯域光Ｎ２を受光する。Ｇ画素は、蛍光ＦＬのＧ成分を受光する。Ｒ画素は、蛍光ＦＬのＲ成分を受光する。血管強調観察モードにおいても、撮像素子４４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。こうした撮像動作は、血管強調観察モードに設定されている間、繰り返される。

酸素飽和度観察モードにおいては、図８（Ｃ）に示すように、蓄積タイミングに合わせて第１光源モジュール３１が点灯する。第１光源モジュール３１が点灯すると、通常観察モードと同様に、白色光（Ｎ１＋ＦＬ）が観察部位に照射される。次のフレームにおいては、第１光源モジュール３１が消灯して、第３光源モジュール３３が点灯して、狭帯域光Ｎ３が観察部位に照射される。酸素飽和度観察モードにおいても、撮像素子４４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。

ただし、酸素飽和度観察モードでは、通常観察モードや血管強調観察モードと異なり、白色光（Ｎ１＋ＦＬ）と狭帯域光Ｎ３が交互に照射されるので、最初のフレームで白色光に対応する画像信号Ｂ、Ｇ、Ｒが出力され、次のフレームでは狭帯域光Ｎ３に対応する画像信号Ｂ、Ｇ、Ｒが出力されるというように、各照明光に対応して画像信号Ｂ、Ｇ、Ｒが担持する情報も１フレームおきに変化する。こうした撮像動作は、血管強調観察モードに設定されている間、繰り返される。

図３において、ＡＦＥ４５は、相関二重サンプリング回路（ＣＤＳ）、自動ゲイン制御回路（ＡＧＣ）、及びアナログ／デジタル変換器（Ａ／Ｄ）（いずれも図示省略）から構成されている。ＣＤＳは、撮像素子４４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。ＡＧＣは、ＣＤＳによりノイズが除去された画像信号を増幅する。Ａ／Ｄは、ＡＧＣ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４６は、プロセッサ装置１２内のコントローラ５６に接続されており、コントローラ５６から入力されるベースクロック信号に同期して、撮像素子４４に対して駆動信号を入力する。撮像素子４４は、撮像制御部４６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ＡＦＥ４５に出力する。

プロセッサ装置１２は、コントローラ５６の他、ＤＳＰ（Digital Signal Processor）５７、画像処理部５８と、フレームメモリ５９と、表示制御回路６０を備えている。コントローラ５６は、ＣＰＵ、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、プログラムをロードして作業メモリとして機能するＲＡＭなどからなり、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。

ＤＳＰ５７は、撮像素子４４が出力する画像信号を取得する。ＤＳＰ５７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。この他、ＤＳＰ５７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などの信号処理を施す。

フレームメモリ５９は、ＤＳＰ５７が出力する画像データや、画像処理部５８が処理した処理済みのデータを記憶する。表示制御回路６０は、フレームメモリ５９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などのビデオ信号に変換してモニタ１４に出力する。

図９（Ａ）に示すように、通常観察モードにおいては、画像処理部５８は、ＤＳＰ５７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、通常観察用の表示画像を生成する。表示画像が、観察画像としてモニタ１４に出力される。画像処理部５８は、フレームメモリ５９内の画像信号Ｂ、Ｇ、Ｒが更新される毎に、表示画像を更新する。

図９（Ｂ）に示すように、血管強調観察モードにおいては、画像処理部５８は、画像信号Ｂ、Ｇ、Ｒに基づいて、血管強調観察用の表示画像を生成する。血管強調観察モードにおける画像信号Ｂには、白色光のＢ成分（狭帯域光Ｎ１と蛍光ＦＬの一部を含む）に加えて、狭帯域光Ｎ２の情報が含まれているため、表層血管が高コントラストで描出される。癌などの病変においては、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など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血管強調観察においては、表層血管が鮮明に描出されることが好ましい。また、画像信号Ｇには、中深層血管の情報が多く含まれているため、画像信号Ｇに対しては輪郭強調処理などが施されて中深層血管が強調される。

血管強調観察用の表示画像は、通常観察用と同様に、三色の画像信号Ｂ、Ｇ、Ｒに基づいて生成されるため観察部位をフルカラーで表示することが可能となるが、血管強調観察モードにおける画像信号Ｂは、通常観察モードにおける画像信号Ｂと比較すると、青色の濃度が高い。そのため、血管強調観察用の表示画像を生成する場合には、通常観察用の表示画像と同様の色味になるように色補正が行われる。画像処理部５８は、フレームメモリ５９内の画像信号Ｂ、Ｇ、Ｒが更新される毎に、血管強調観察用の表示画像を生成する。

なお、血管強調観察用の表示画像を生成する方式としては、画像信号Ｒを使わずに、画像信号Ｂ、Ｇの二色のみで生成して、画像信号Ｂをモニタ１４のＢチャンネル及びＧチャンネルに、画像信号Ｇに対応する信号をモニタ１４のＲチャンネルに割り当てる方式など、観察部位を疑似カラーで表示する方式を採用してもよい。

図９（Ｃ）に示すように、酸素飽和度観察モードにおいては、画像処理部５８は、白色光のもとで取得された画像信号Ｇ１、Ｒ１と、狭帯域光Ｎ３のもとで取得された画像信号Ｂ２に基づいて、酸素飽和度算出処理を行う。画像信号Ｂ２の画素値には、酸素飽和度に加えて血液量（濃度）の情報も含まれている。より正確に酸素飽和度を求めるためには、画像信号Ｂ２の画素値から血液量の情報を分離する必要がある。画像処理部５８は、血液量に対して高い相関を示す画像信号Ｒを利用して、画像信号Ｂとの間で画像間演算を行って、酸素飽和度と血液量の情報を分離する。

具体的には、画像処理部５８は、各画像信号Ｂ２、Ｇ１、Ｒ１の同じ位置の画素値を照合して、画像信号Ｂ２の画素値と画像信号Ｇ１の画素値の信号比Ｂ／Ｇと、画像信号Ｒ１の画素値と画像信号Ｇ１の画素値の信号比Ｒ／Ｇを求める。画像信号Ｇ１は、画像信号Ｂ２と画像信号Ｒ１の画素値を規格化するために、観察部位の明るさレベルを表す参照信号として用いられる。そして、予め作成された、信号比Ｂ／Ｇ及びＲ／Ｇと酸素飽和度及び血液量との相関関係を記憶したテーブルに基づいて、血液量の情報が分離された、酸素飽和度を算出する。そして、画像信号Ｂ１、Ｇ１、Ｒ１に基づいて生成されるフルカラー画像に対して、算出した酸素飽和度の値に応じた色変換を行って、酸素飽和度観察用の表示画像を生成する。

図１０において、光源装置１３に設けられる分岐型ライトガイド１は、内視鏡１１のライトガイド４３と同様に、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。分岐型ライトガイド４１は、出射端４１ｅにおいて全ての光ファイバが１つに束ねられており、入射端に向かう途中で全ての光ファイバを４つに分割して、分割された各光ファイバをそれぞれ束ねることで複数の分岐部４１ａ〜４１ｄが形成される。

分岐部４１ａ、４１ｂと分岐部４１ｃ、４１ｄは、光ファイバを束ねる本数を変えることで太さが変えられており、それぞれの直径はＤ１、Ｄ２となっている。分岐部４１ａ、４１ｂの直径Ｄ１の方が、分岐部４１ｃ、４１ｄの直径Ｄ２よりも太い。このように太さが違う理由は、１つには、分岐部４１ａ、４１ｂと対向する第１光源モジュール３１が蛍光体３６を使用しているため、蛍光体３６を使用しない第２光源モジュール３２、３３と比較して、発光する光束の直径が大きくなるためである。もう１つの理由は、第１光源モジュール３１は通常観察用の白色光を発光するので、特殊光観察用の第２光源モジュール３２、３３よりも大きな光量を確保するためである。

分岐型ライトガイド４１の出射端４１ｅにはホモジナイザ５０が設けられている。ホモジナイザ５０は、内視鏡１１のライトガイド４３の前段において、第１〜第３の光源モジュール３１〜３３が発し、出射端４１ｅが出射する各色の光の光量分布を均一化するものである。ホモジナイザ５０は、透明ガラスなどの透明材料で形成され、光軸と直交する断面形状が円形の柱状体であり、入射端５０ａから入射した光を、空気との界面となる内部側面５０ｂで全反射させながら光軸方向に伝搬して出射端５０ｃから出射する。

図１１に示すように、分岐型ライトガイド４１は、例えば、出射端４１ｅにおいて二点鎖線で区画された各領域ａ〜ｄに一端が位置する光ファイバが、それぞれ各分岐部４１ａ〜４１ｄに割り当てられており、出射端４１ｅにおいて各分岐部４１ａ〜４１ｄに対応するそれぞれの光ファイバが居所的に偏在している。分岐部４１ａ〜４１ｄから入射した光は、それぞれの光ファイバ内で伝搬され、当然ながら光ファイバ間で伝搬は無い。そのため、出射端４１ｅにおいては、左上、右上の領域ａ、ｂから第１光源モジュール３１が発する白色光が出射し、領域ｃから第２光源モジュール３２が発する狭帯域光Ｎ２が出射し、領域ｄから第３光源モジュール３３が発する狭帯域光Ｎ３が出射するというように、各色の光が偏在することになる。そのため、出射端４１ｅから出射する光束の断面内においては、各色の光量分布が不均一になる。

図１２に示すように、ホモジナイザ５０は、入射端５０ａの端面から入射した光を側面５０ｂで全反射させながら光を光軸方向に伝搬するため、光軸と直交する断面内において光の入射位置と出射位置が変化する。こうした作用により、分岐型ライトガイド４１の出射端４１ｅにおける各色の光の偏在が解消されて、ライトガイド４３に入射する入射光束の断面内において各色の光の光量分布が均一化される。ホモジナイザ５０と出射端４１ｅは、端面同士を突き当てて熱融着されて一体化される。

図１３及び図１４に示すように、第１光源モジュール３１は、レーザモジュール６１と、蛍光部６２と、レーザモジュール６１の光を蛍光部６２に導光する単線の光ファイバ６３と、蛍光部６２の先端に取り付けられる発散角補正部６４とを備えている。レーザモジュール６１は、レーザダイオードＬＤ１を有する発光素子６６と、発光素子６６を収容するケース６７とを備えており、ケース６７には光ファイバ６３の一端を接続する接続部６７ａが設けられ、ケース６７内に集光レンズ６８が内蔵された、いわゆるレセプタクル型のモジュールである。

発光素子６６は、支持体となる円板状のステム６６ａの一面に半導体チップであるレーザダイオードＬＤ１が取り付けられて、樹脂製の円筒状の透明キャップ６６ｂでレーザダイオードＬＤ１を覆ったものである。ステム６６ａの裏面からは、リード線６６ｃが延びている。

レーザダイオードＬＤ１は、周知のように、Ｐ型半導体からなるＰ層とＮ型半導体からなるＮ層が活性層を挟んで接合されたものであり、レーザ発振により活性層から光を発する。レーザ光は直進性が高いが、ビーム形状は発光点から略円錐状に広がる発散光である。レーザ光は集光レンズ６８によって光ファイバ６３の入射端に集光される。

光ファイバ６３の出射端は、蛍光部６２に接続される。蛍光部６２は、遮光性を有する円筒状の保護ケース６２ａ内に蛍光体３６を充填したものである。蛍光体３６の中心には、光ファイバ６３が挿入される挿通孔が形成されている。光ファイバ６３は、その端部に接続用のフェルール（図示せず）が取り付けられた状態で蛍光体３６に挿入される。

蛍光体３６は、粉末状の蛍光材料を、樹脂材料からなるバインダに分散して固めたものである。蛍光材料は分散されているため、励起された蛍光ＦＬの発光点は、蛍光体３６の出射端面の全域となる。また、蛍光体３６を透過するレーザ光もバインダの光拡散作用により蛍光体３６内で拡散するため、出射端面の全域が発光点となる。蛍光体３６から発する光は、レーザダイオードＬＤ１と同様に、発光点から略円錐状に広がる発散光であるが、レーザダイオードＬＤ１と比較すると、発光点の面積及び光束の発散角が大きい。

ここで、光束の発散角は、例えば、光束の光軸と直交する断面の光強度分布における半値幅を用いて定義される。レーザダイオードのように、発光点から略円錐状に広がる光束の光強度分布を、横軸に放射角度、縦軸に光強度を取ったグラフで表すと、図１５に示すように、光軸位置（０°）がピーク（max）となり、周辺に行くほど低下する山形の分布となる。半値全幅（Full Width at Half Maximum,ＦＷＨＭ）は、光強度分布において光強度がピーク値（max）に対して半値（harf）を示す２点間の幅であり、その半分が半値半幅（half width at half maximum, HWHM）である。半値幅が大きいほど発散角が大きく、小さいほど発散角は小さい。

蛍光部６２の前方には、蛍光体３６の出射端面３６ａから発する発散光の発散角を補正する発散角補正部６４が設けられている。発散角補正部６４は、遮光性の材料で形成された円筒形状をしており、蛍光体３６が発する発散光の広がりを規制して発散角を小さくする。また、発散角補正部６４は、内壁面６４ａに反射材がコーティングされることにより鏡面が形成されており、リフレクタとして機能する鏡面反射型である。そのため、光を内壁面６４ａで鏡面反射させながら光軸方向に伝搬する。内壁面６４ａを鏡面にすることで光の吸収を減らしているため、光伝達損失が少ない。

図１４において、蛍光体３６が発する光の発散角は、発散角補正部６４によって角度αに規制される。角度αは、半値半幅（HWHM）を示し、半値全幅（ＦＷＨＭ）は２αとなる。

発散角補正部６４の光軸方向の長さ、光軸に対する反射面（内壁面６４ａ）の傾斜角、及び発散角補正部６４の先端と分岐部４１ａ、４１ｂの入射端面との間隔は、内視鏡１１のライトガイド４３を構成する光ファイバのＮＡ（開口数）と、分岐部４１ａ、４１ｂの太さ（直径Ｄ１）を考慮して設定される。具体的には、発散角補正部６４の長さ、傾斜角、間隔は、半値半幅で示す発散角αが光ファイバのＮＡ（開口数）に対応する最大受光角θmax（図２６参照）とほぼ一致する角度となり、かつ、分岐部４１ａ、４１ｂに入射する入射光束のスポット径が分岐部４１ａ、４１ｂの直径Ｄ１とほぼ一致するように、設定される。

発散角αが最大受光角θmax（図２６参照）以内であれば、光ファイバに入射する光が全反射条件を満たすため光ファイバ内における光伝達損失が少ない。また、発散角αを最大限大きくすることで、内視鏡１１の照明窓２２から照射される照明光の配光角が大きくなり、観察部位のより広い領域を照射することができる。また、スポット径を分岐部４１ａの直径Ｄ１に合わせることで、分岐部４１ａ、４１ｂを構成する複数本の光ファイバの多くに光を入射できるので、光伝達効率も向上する。また、スポット径を分岐部４１ａの直径Ｄ１よりも大きくすると、分岐部４１ａ、４１ｂに入射しない漏光が発生する。本例においては、スポット径を分岐部４１ａの直径Ｄ１に合わせているので、漏光による光伝達損失も少ない。

図１６及び図１７に示すように、第２光源モジュール３２は、発光素子７１と、発散角補正部７２とからなる。発光素子７１は、レーザダイオードＬＤ２を備えており、その形態は、第１光源モジュール３１の発光素子６６と同様である。発散角補正部７２は、透明材料で形成され略円錐形の柱状体からなるロッド型のライトガイドであり、ライトパイプなどとも呼ばれる。発散角補正部７２は、ホモジナイザ５０と同様に、入射端７２ａから入射した光を、側面７２ｂにおいて全反射させながら光軸方向に伝搬して出射端７２ｃからする全反射型である。発散角補正部７２は、例えば、入射端７２ａと発光素子７１の先端が熱融着されて一体化されている。

発散角補正部７２は、出射端７２ｃの太さが入射端７２ａの太さよりも小さくなるように、側面７２ｂが光軸に対して傾斜した、先細のテーパ形状となっている。そのため、図１７に示すように、入射した光は、１回目の反射角θ１よりも２回目の反射角θ２が小さくなるというように、側面７２ｂで反射を繰り返すと、反射角θが徐々に小さくなっていく。反射角θの減少は、発散角が拡大することを意味する。発散角補正部７２の作用により、レーザダイオードＬＤ２が発する光の発散角β１は、発散角β２に拡大される。

発散角補正部７２の光軸方向の長さが長いほど、側面７２ｂにおける反射回数が多くなるため、発散角の拡大効果は大きい。また、側面７２ｂの傾斜角が大きいほど、１回の反射による発散角の拡大効果は大きい。

発散角補正部７２の光軸方向の長さ、光軸に対する反射面の傾斜角、及び発散角補正部６４の先端と分岐部４１ｃの入射端面との間隔は、第１光源モジュール３１の発散角補正部６４と同様に、内視鏡１１のライトガイド４３を構成する光ファイバのＮＡ（開口数）と、分岐部４１ｃの太さ（直径Ｄ２）を考慮して設定される。具体的には、発散角補正部７２の長さ、傾斜角、間隔は、半値半幅で示す発散角β２が光ファイバのＮＡ（開口数）に対応する最大受光角θmax（図２６参照）とほぼ一致する角度となり、かつ、分岐部４１ｃに入射する入射光束のスポット径が分岐部４１ｃの直径Ｄ２とほぼ一致するように、設定される。

第１光源モジュール３１の発散角補正部６４の説明で述べたとおり、発散角β２が最大受光角θmax（図２６参照）以内であれば、光ファイバに入射する光が全反射条件を満たすため光ファイバ内における光伝達ロスが少ない。また、発散角β２を最大限大きくすることで、内視鏡１１の照明窓２２から照射される照明光の配光角が大きくなり、観察部位のより広い領域を照射することができる。また、スポット径を分岐部４１ｃの直径に合わせることで、分岐部４１ｃを構成する複数本の光ファイバの多くに光を入射できるので、光伝達効率も向上する。

第３光源モジュール３３については、第２光源モジュール３２の発光素子７１の代わりに、レーザダイオードＬＤ３を有する発光素子７６（図１０参照）が設けられている点を除いて、第２光源モジュール３２と同様であるので、説明を省略する。第３光源モジュール３３の発光素子７６の発散角も、発散角補正部７２によって、分岐部４１ｄを構成する光ファイバの最大受光角θmaxとほぼ一致するように拡大される。

第２光源モジュール３２と第３光源モジュール３３は、第１光源モジュール３１と異なり、両者ともに蛍光体３６を使用しない光源であるため、各モジュール３２、３３の間では発散角に大きな差は無い。しかし、発光素子６６、７１の間でも発散角に差がある場合には、両者の差が解消されるように、それぞれの発散角補正部７２の側面７２ｂの傾斜角を変化させるなどして、それぞれの補正量が設定される。

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、電子内視鏡システム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、消化管内の観察が開始される。通常観察モードでは、図８（Ａ）に示すように、第１光源モジュール３１が点灯して、レーザダイオードＬＤ１が発する狭帯域光Ｎ１と、蛍光体３６が発する蛍光ＦＬとが混合された白色光が観察部位に照射される。

図１４に示すように、蛍光体３６が発する白色光（Ｎ１＋ＦＬ）は、発散角補正部６４によって、発散角が光ファイバのＮＡ（開口数）に合うように補正される。そのため、光ファイバ内における光伝達損失が少ない。また、光ファイバのＮＡの範囲内で発散角を最大限大きくしているので、観察部位の広い範囲を照射することができる。また、分岐部４１ａ、４１ｂに入射する光束のスポット径は、分岐部４１ａ、４１ｂの直径Ｄ１に合うように設定されているため、光伝達損失も少なく光伝達効率がよい。

図１０に示すように、第１光源モジュール３１は２つ設けられているので、補正後の白色光は、分岐型ライトガイド４１の分岐部４１ａ、４１ｂにそれぞれ入射して、出射端４１ｅに導光されて、ホモジナイザ５０に入射する。

図１１に示すように、各分岐部４１ａ、４１ｂから導光された白色光は、出射端４１ｅの端面において偏在しているが、図１２に示すように、ホモジナイザ５０によって光量分布が均一化される。これにより、光束の断面において光量ムラの無い白色光が、内視鏡１１のライトガイド４３に入射する。白色光は、ライトガイド４３を通じて照明窓２２から消化管内の観察部位に照射される。

図８（Ａ）及び図９（Ａ）に示すように、白色光（Ｎ１＋ＦＬ）を照射中に撮像素子４４によって観察部位が撮像されて、ＤＳＰ５７によってＢ、Ｇ、Ｒの画像信号が生成される。通常観察モードにおいては、画像処理部５８は、Ｂ、Ｇ、Ｒの画像信号に基づいて、通常観察用の表示画像を生成する。表示制御回路６０は、通常観察用の表示画像をビデオ信号に変換してモニタ１４に表示する。通常観察モードにおいては、こうした処理が繰り返される。

血管強調観察を行う場合には、コンソール１５によってモード切り換え操作が行われて、プロセッサ装置１２が血管強調観察モードに設定される。

血管強調観察モードでは、図８（Ｂ）に示すように、第１光源モジュール３１に加えて、第２光源モジュール３２が点灯して、白色光（Ｎ１＋ＦＬ）と狭帯域光Ｎ２が観察部位に照射される。レーザダイオードＬＤ２が発する狭帯域光Ｎ２は、図１７に示すように、発散角補正部７２によって発散角が光ファイバのＮＡ（開口数）に合うように、すなわち、最大受光角θmax（図２６参照）とほぼ一致するように補正される。上述のとおり、第１光源モジュール３１も発散角補正部６４によって発散角が光ファイバのＮＡに合うように補正される。第２光源モジュール３２において、発散角補正部７２を設けて、発散角を光ファイバのＮＡに合わせること、さらに、狭帯域光Ｎ２のスポット径を分岐部４１ｃに合わせることによる効果は、第１光源モジュール３１の場合と同様であり、光伝達損失を少なくして、光伝達効率を向上することができる。

補正後の白色光及び狭帯域光Ｎ２は、それぞれ、分岐型ライトガイド４１の分岐部４１ａ、４１ｂ、４１ｃに入射して、出射端４１ｅに導光されて、ホモジナイザ５０に入射する。そして、白色光及び狭帯域光Ｎ２は、ホモジナイザ５０で光量分布が均一化された後、内視鏡１１のライトガイド４３に供給される。白色光及び狭帯域光Ｎ２は、ライトガイド４３を通じて照明窓２２から消化管内の観察部位に照射される。

図８（Ｂ）及び図９（Ｂ）に示すように、白色光（Ｎ１＋ＦＬ）及び狭帯域光Ｎ２を照射中に撮像素子４４によって観察部位が撮像されて、ＤＳＰ５７によってＢ、Ｇ、Ｒの画像信号が生成される。血管強調観察モードにおいては通常観察モードと同様に、画像処理部５８は、Ｂ、Ｇ、Ｒの画像信号に基づいて、血管強調観察用の表示画像を生成する。表示制御回路６０は、血管強調観察用の表示画像をビデオ信号に変換してモニタ１４に表示する。血管強調観察モードにおいては、こうした処理が繰り返される。血管強調観察モードでは、画像信号Ｂに、白色光のＢ成分に加えて、狭帯域光Ｎ２が含まれているので、観察画像において表層血管が高コントラストで描出される。

血管強調観察モードでは、発散角が異なる、第１及び第２光源モジュール３１、３２が用いられるが、各光源モジュール３１、３２は、発散角補正部６４、７２によってそれぞれの発散角がほぼ一致するように補正されているため、各光源モジュール３１、３２の発散角の差に起因する色ムラも無い。

上述のとおり、分岐型ライトガイド４１に入射した光は、分岐型ライトガイド４１、ホモジナイザ５０、内視鏡１１のライトガイド４３内で全反射を繰り返して光軸方向に伝搬されるが、この伝搬過程においては全反射における反射角は保存されるため、ライトガイド４３の出射端における出射角は、分岐型ライトガイド４１に入射する入射角に依存する。

図１８に示すように、第１光源モジュール３１の白色光が、内視鏡１１のライトガイド４３から出射する際の発散角αと、第２光源モジュール３２の狭帯域光Ｎ２が、ライトガイド４３から出射する際の発散角βは、ほぼ一致する。発散角が一致すると、観察部位における照射スポット径ＳＤα、ＳＤβもほぼ一致する。そのため、図２８に示すように、発散角の補正が行われていない従来技術と比較して、白色光と狭帯域光Ｎ２の各照射スポットが重なる部分が多くなる。これにより、照明領域の全域において白色光と狭帯域光Ｎ２がほぼ一様に混合されることになるため、色ムラが解消される。発散角に差があると、観察距離Ｌが遠くなるほど（ＬｎよりもＬｆの方が）、照射スポット径ＳＤα、ＳＤβの差が拡大するため、ムラの幅が大きくなり色ムラが目立ちやすい。そのため、本発明は、観察距離Ｌが遠い場合に特に有効である。

酸素飽和度観察を行う場合には、コンソール１５からモード切り換え操作が行われて、プロセッサ装置１２の動作モードが酸素飽和度観察モードに設定される。

酸素飽和度観察モードでは、図８（Ｃ）に示すように、第１光源モジュール３１と、第３光源モジュール３３が１フレーム毎に交互に点灯し、白色光（Ｎ１＋ＦＬ）と、狭帯域光Ｎ３が交互に観察部位に照射される。第１光源モジュール３１は発散角補正部６４によって発散角が光ファイバのＮＡに合うように補正され、一方、レーザダイオードＬＤ３が発する狭帯域光Ｎ３は、狭帯域光Ｎ２と同様に、発散角補正部７２によって発散角が光ファイバのＮＡに合うように補正される。これによる効果は、通常観察モード及び血管強調観察モードにおいて説明したとおりである。

補正後の白色光及び狭帯域光Ｎ３は、それぞれの照射タイミングにおいて、分岐型ライトガイド４１の分岐部４１ａ、４１ｂ、４１ｄに入射して、出射端４１ｅに導光されてホモジナイザ５０に入射する。そして、白色光及び狭帯域光Ｎ３は、ホモジナイザ５０で光量分布が均一化された後、内視鏡１１のライトガイド４３に供給される。白色光及び狭帯域光Ｎ３は、ライトガイド４３を通じて照明窓２２から消化管内の観察部位に順次照射される。

図８（Ｃ）及び図９（Ｃ）に示すように、撮像素子４４は、白色光（Ｎ１＋ＦＬ）及び狭帯域光Ｎ３に対応する画像信号をＤＳＰ５７に順次出力する。ＤＳＰ５７は、白色光の元で取得した画像信号に基づいて、Ｂ１、Ｇ１、Ｒ１の各色の画像信号を生成して、狭帯域光Ｎ３の元で取得した画像信号に基づいて、Ｂ２の画像信号を生成する。画像処理部５８は、画像信号Ｂ２、Ｇ１、Ｒ１の画像間演算を行うことにより、血液量の情報が分離された、酸素飽和度を算出する。そして、画像信号Ｂ１、Ｇ１、Ｒ１に基づいて生成されるフルカラー画像に対して、算出した酸素飽和度の値に応じた色変換を行って、酸素飽和度観察用の表示画像を生成する。

また、酸素飽和度観察モードでは、血管強調観察モードと同様に、発散角が異なる、第１及び第３光源モジュール３１、３３が用いられるが、各光源モジュール３１、３３は、発散角補正部６４、７２によってそれぞれの発散角がほぼ一致するように補正されているため、各光源モジュール３１、３３の発散角の差に起因する色ムラは無い。酸素飽和度観察モードにおいては、血管強調観察モードと異なり、白色光と狭帯域光Ｎ３に対応する画像信号は面順次で取得されるが、それぞれの画像信号に基づいて画像間演算が行われるため、白色光と狭帯域光Ｎ３の色ムラを解消することで、画像間演算の信頼性も向上する。

また、複数の半導体光源として、第１光源モジュール３１と、第２、３光源モジュール３２、３３を組み合わせて使用する場合のように、蛍光体３６を使用する光源と、蛍光体３６を使用しない光源を組み合わせて使用する場合には、発散角の差が大きいため、発散角を補正する本発明は特に有効である。また、発光素子として指向性の高い光を発するレーザダイオードを使用しているため、ＬＥＤを使用する場合と比べても発散角の差は大きくなる傾向があるため、特に必要性が高い。

上記例では、第１〜第３の光源モジュール３１〜３３の発散角を補正してほぼ一致させる例で説明している。ここで、「ほぼ一致している」とは、完全に一致している場合に加えて、±約１０％の範囲で差がある場合が含まれる。各光源の発散角の差の許容範囲として好ましい範囲は、±約５％である。なお、補正後の発散角の差が±約１０％を超える場合のように、補正後の発散角はほぼ一致していなくてもよく、発散角補正部を設けることにより、補正前の発散角の差が縮小していればよい。補正前と比較して補正後において発散角の差が縮小すれば、その分だけ色ムラを改善するという効果は期待できるからである。

また、上記例では、第１〜第３の光源モジュール３１〜３３の補正後の発散角を、光ファイバの最大受光角θmax（図２６参照）とほぼ一致させる例で説明しているが、これについても、完全に一致している場合に加えて、±約１０％の範囲で差がある場合が含まれる。補正後の発散角と最大受光角θmaxの差についても、許容範囲として好ましい範囲は、±約５％である。

また、光伝達損失を問題とせずに、各光源モジュール３１〜３３の発散角の差に起因する色ムラを改善することだけを考えるのであれば、図１９に示すように、第１〜第３の光源モジュール３１〜３３のそれぞれの発散角α、βのように、光ファイバの最大受光角θmaxを超える角度に設定してもよい。こうすると、光ファイバに入射されない漏光や、仮に入射しても全反射条件を満たさないため光ファイバ内で伝搬されない光が発生するため、発散角を最大受光角θmax以内にする場合と比べて光伝達損失は多くなるが、第１〜第３の光源モジュール３１〜３３間において、光ファイバに入射する入射光の入射角を揃えることはできるので、色ムラを解消することはできる。また、この方法によれば、各光源モジュール３１〜３３において、補正後の発散角が最大受光角θmaxを超えるように調整すれば済む。そのため、補正後の発散角をほぼ一致させる場合と比べて、発散角補正部の補正量の調整精度を下げることができるため、低コスト化には有効である。

また、上記例では、第１〜第３の光源モジュール３１〜３３のすべてに発散角補正部を設ける例で説明しているが、第１〜第３の光源モジュール３１〜３３の少なくとも１つに設けられていればよい。例えば、発散角が異なる２種類の光源モジュールを使用する場合において、一方だけに発散角補正部を設けて、他方の発散角との差を小さくしてもよい。ただし、上記例のように、発散角補正部を各光源モジュール３１〜３３のそれぞれに対して設ければ、個々の発散角の補正量を設定できるため、補正量の設定の自由度が広がり製品設計もしやすい。

また、上記例では、第１光源モジュール３１の発散角補正部６４において、内壁面６４ａを鏡面にしてリフレクタとして機能させているが、内壁面６４ａは鏡面でなくてもよい。鏡面になっていなくても、発散角を小さくすることは可能だからである。もちろん、鏡面にしないと内壁面６４ａにおける光の吸収が大きくなって光伝達損失が増えるので、上記例のように鏡面にすることが好ましい。

また、発散角を小さくするための発散角補正部としては、円筒形状でなくてもよく、例えば、図２０に示す第１光源モジュール８１に設けられた発散角補正部８２の形態としてもよい。第１光源モジュール８１は、発散角補正部６４の代わりに発散角補正部８２が設けられている他は、第１光源モジュール３１と同様である。

第１光源モジュール８１の発散角補正部８２は、上述の第２光源モジュール３２の発散角補正部７２と同様に、透明材料で形成されたロッド型のライトガイドである。発散角補正部８２の形状は、発散角補正部７２とは反対に、出射端８２ｃの太さが入射端８２ａの太さよりも太くなるように、側面８２ｂが光軸に対して傾斜したテーパ形状となっている。そのため、入射した光は、１回目の反射角θ１よりも２回目の反射角θ２が大きくなるというように、側面８２ｂで反射を繰り返すと、反射角θが徐々に大きくなっていく。反射角θの増大は、発散角が縮小することを意味する。発散角補正部８２の作用により、蛍光部６２から発する光の発散角αが縮小される。

発散角補正部８２は、光軸方向の長さが長いほど、側面８２ｂにおける反射回数が多くなるため、発散角の縮小効果は大きい。また、側面８２ｂの傾斜角が大きいほど、１回の反射による発散角の縮小効果は大きい。

また、光源モジュールの種類、数については、上記例に限らず、適宜変更が可能である。例えば、図２１に示すように、白色光を生成するために、複数の光源モジュール８３、８４を使用してもよい。光源モジュール８３は、蛍光部８５を除いて、第１の光源モジュール３１と同様である。蛍光部８５は、発光素子６６が発する青色（Ｂ）の狭帯域光Ｎ１によって励起されて緑色（Ｇ）の蛍光を発する蛍光体を有している。光源モジュール８４は、赤色（Ｒ）を発する発光素子８７を有している。

通常観察モードにおいて、光源モジュール８３、８４は同時に点灯する。光源モジュール８３が発するＢ、Ｇの光と、光源モジュール８４が発するＲ光は、それぞれの分岐型ライトガイド８６の分岐部８６ａ、８６ｂに入射されて出射端８６ｅに導光される。そして、ホモジナイザ５０によって混合されることにより白色光が生成される。各光源モジュール８３、８４には、それぞれ発散角補正部６４、７２が設けられており、発散角の差が解消されるように補正される。そのため、通常観察用の表示画像における色ムラが低減される。また、本例のように、赤色を発する光源モジュールを設けることにより、白色光に占める赤色成分を独立に増減させることが可能となり、白色光の演色性を高めることができる。

他の点については、上記例と同様であり、分岐部８６ｃ、８６ｂと対向する一には、血管情報観察用の上記光源モジュール３２、３３がそれぞれ配置される。また、白色光を複数の光源モジュールの光で生成する例としては、Ｂ、Ｇ、Ｒの光をそれぞれ発する３つの光源モジュールを使用してもよい。

図２２に示す例は、血管情報観察用の光源モジュール８９の発散角補正部９１を、光拡散材９２とリフレクタ９３で構成する例である。光源モジュール８９は、狭帯域光Ｎ２、Ｎ３をそれぞれ発光する発光素子７１、７６を有している。発光素子７１、７６が発する光は、光ファイバ９５で発散角補正部９１に導光される。光ファイバ９５は、入射端が二股に分岐した分岐型ファイバで、分岐部はカプラによって結合されて１つの出射端にまとめられている。発光素子７１、７６からの狭帯域光Ｎ２、Ｎ３は、光ファイバ９５によって導光されて、光拡散材９２に入射して拡散される。拡散により発散角が広げられた後、リフレクタ９３によって絞られる。こうした発散角の補正により、２つの光源モジュール３１と、光源モジュール８９の発散角の差が解消される。光源モジュール３１、８９の光は、分岐型ライトガイド９６の入射端９６ａ〜９６ｃにそれぞれ入射して導光される。

図２３に示す例は、発散角補正部をレンズで構成した例である。光源モジュール９７は、上記光源モジュール３１（図１３、１４参照）の発散角補正部６４を、凸レンズからなる発散角補正部９８に変えたものである。発散角補正部９８は、凸レンズの集光作用により、蛍光部６２から発する光の発散角を縮小する。光源モジュール９９、１００は、それぞれ上記光源モジュール３１、３２（図１６、１７参照）の発散角補正部７２を、凹レンズからなる発散角補正部１０１に変えたものである。発散角補正部９８は、凹レンズの発散作用により、発光素子７１、７６が発する光の発散角を拡大する。

上記例では、分岐型ライトガイドとして、複数の分岐部に対応する光ファイバが出射端においてそれぞれ局所的に偏在するファイババンドル（図１１参照）を使用する例で説明したが、特許文献１及び２に記載されたランダムファイババンドルを使用してもよい。ランダムファイババンドルを使用すれば、ホモジナイザ５０を使用しなくても光量分布の均一化を図れる。もちろん、ホモジナイザ５０を使用した方が光量分布を均一化する効果は大きいと考えられる。また、ランダムファイババンドルにおいて、光量分布を均一化するためには出射端において各分岐部の光ファイバが均等に分散されるように配置する必要があるため、製造するのに手間が掛かるという懸念がある。そのため、製造コストを低減する観点からも、本例のように分岐型ライトガイドとホモジナイザを組み合わせたものを使用することが好ましい。

また、光路統合部はファイババンドル以外でもよい。例えば、図２４に示すように、ロッド型ライトガイド１０３を使用してもよい。図２４に示す例は、図２３に示す例の分岐型ライトガイド４１とホモジナイザ５０を、ロッド型ライトガイド１０３に変えたものであり、光源については図２３と同様である。

ロッド型ライトガイド１０３は、ホモジナイザ５０や発散角補正部７２と同様に、透明材料で形成された柱状体からなり、入射光を側面１０３ｂで全反射させることにより光軸方向に光を伝搬するライトガイドである。ロッド型ライトガイド１０３の光混合作用により、各光源モジュール９７〜９９の光路は統合される。ロッド型ライトガイド１０３は、入射端よりも出射端が細くなるように光軸に対して側面１０３ｂが傾斜したテーパ形状をしている。これにより、複数の光源モジュール９７〜９９が対向して配置される入射端１０３ａにおいて、広い面積を確保できるとともに、出射端１０３ｃの径を、内視鏡１１のライトガイド４３の径に合わせることができる。

ただし、光路統合部として機能するロッド型ライトガイド１０３にこのようなテーパ形状を持たせると、発散角補正部７２（図１７参照）について説明したとおり、発散角を拡大する効果が発生する。そのため、各光源モジュール９７〜９９のそれぞれ発散角補正部９８、１０１の補正量は、ロッド型ライトガイド１０３の発散角拡大効果を考慮して設定される。

光路統合部としては、分岐型ライトガイド、ロッド型ライトガイドの他、特定の波長の光を選択的に透過又は反射するダイクロイックミラーを組み合わせたものを用いてもよい。この場合には、ダイクロイックミラーは、各光源モジュールの光路上に配置される。それぞれのダイクロイックミラーは、各光源モジュールが発光する光の波長に対応するものが選択される。

また、上記例において、発散角補正部は、補正量が固定されている補正量固定型のものを使用した例で説明したが、図２５に示すように、補正量を調節できる可変型のものを使用してもよい。発散角補正部１０６は、発散角補正部６４と同様に円筒形状のリフレクタである。発散角補正部１０６は、保護ケース１０７に対して光軸方向に移動自在に取り付けられている。発散角補正部１０６は、後端部１０６ａに蛍光体３６の保護ケース１０７と係合するネジが形成されており、発散角補正部１０６を光軸周りに回転させることで、光軸方向に移動する。例えば、図２５（Ａ）に示す初期位置（発散角α１）から発散角補正部１０６の位置を前方に、図２５（Ｂ）に示す位置まで移動させると、発散角がα２に縮小するというように、発散角の補正量が調節される。

補正量可変型であれば、製品組み立て後に発散角の微調節を行うことも可能になり、セットアップやメンテナンスもしやすい。また、補正量可変型の場合には、アクチュエータを用いて電動で補正量を調節できるようにしてもよい。また、例えば、特殊光源として、ＰＤＤ（光線力学診断）やＰＤＴ（光線力学治療）を行うための診断光や治療光を発する光源を使用する場合など、エネルギーの高い光が必要な場合には、検査中に補正量を電動で調節することにより、必要に応じて発散角を縮小して、単位面積当たりのエネルギーが高い光を生成することも可能となる。

上記実施形態では、白色光を発する第１光源モジュール３１と、狭帯域光Ｎ１を発する第２光源モジュール３２のように、発散角に差がある複数の半導体光源として、発光波長が異なる光源（発光色が異なる光源）を例に説明したが、発散角に差はあるが、発光波長は同じ光源でもよい。例えば、どちらも白色光を発するが、発光素子や蛍光体の種類、個体差によって発散角だけが異なるという場合である。発光波長が同じ場合には、発散角の違いによって光量ムラが発生する。また、同じ白色光を発する複数の光源でも、一方は青成分が相対的に少なく赤成分が相対的に多いというように、分光スペクトルが異なる複数の光源でもよい。このような同じ色で分光スペクトルが異なる複数の光源を用いて、それらの発散角に差がある場合には、各光源の光の照射スポットの重なり具合によって色ムラが生じる場合もある。これらの光源に本発明を適用して、光源の発散角を補正することで、光量ムラや色ムラを解消することができる。

もちろん、上記実施形態で示したように、一般に、発散角の差は、発光波長が同じ場合と比較して、発光波長が異なる複数の半導体光源を用いた場合に大きくなると考えられる。そのため、本発明は、血管情報観察機能に対応した光源装置や、白色光を生成するために複数色の発光素子を用いる光源装置など、発光波長が異なる複数の半導体光源を用いる場合に特に必要性が高い。ここで、発光波長が異なるという意味には、２つの半導体光源が発光する光の波長域が完全に重ならない場合の他、部分的に重ならない場合も含まれる。

上記実施形態では、半導体光源としてレーザダイオードを例に説明したが、ＬＥＤなど他の半導体光源でもよい。

上記実施形態では、Ｂ、Ｇ、Ｒのマイクロカラーフイルタが設けられたカラー撮像素子を用いて、白色光をマイクロカラーフイルタで色分離して複数色の画像を同時に取得する同時方式を例に説明したが、カラーフイルタが設けられていないモノクロ撮像素子を用いて、各色の画像を順次取得する面順次方式に適用してもよい。

上記実施形態では、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、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と画像処理を行うプロセッサ装置からなるシステム等、他の形態の内視鏡システムにも適用することができる。

１０ 内視鏡システム
１１ 内視鏡
１２ プロセッサ装置
１３ 光源装置
２８ コネクタ
３１、８１ 第１光源モジュール
８３、８４、８９、９７、９９、１００ 光源モジュール
３２ 第２光源モジュール
３３ 第３光源モジュール
３６ 蛍光体
４１、８６、９６ 分岐型ライトガイド
４１ａ〜４１ｄ 分岐部
４１ｅ 出射端
４２ レセプタクルコネクタ
４３ 内視鏡のライトガイド
５０ ホモジナイザ
６１ レーザモジュール
６２ 蛍光部
６４、７２、８２、９８、１０１、１０６ 発散角補正部
６６、７１、７６ 発光素子
１０３ ロッド型ライトガイド
ＬＤ１〜ＬＤ３ レーザダイオード

Claims (19)

1. 内視鏡に対して光を供給するための複数の光源であり、発光点から略円錐状に広がる光を発する複数の半導体光源と、
   前記複数の半導体光源の光を前記内視鏡に供給する前段において、各半導体光源の光の光路を統合する光路統合部と、
   前記光路統合部に入射する前段において、前記複数の半導体光源が発する光のそれぞれの発散角の差が解消されるように、前記複数の半導体光源のうちの少なくとも１つの前記発散角を補正する発散角補正部とを有することを特徴とする光源装置。
2. 前記発散角補正部の補正量は、前記各半導体光源の光の発散角がほぼ一致するように設定されていることを特徴とする請求項１記載の光源装置。
3. 前記複数の半導体光源は、発光素子と発光素子の光によって励起されて蛍光を発する蛍光体とを有し、前記発光素子の光と前記蛍光が混合された混合光を発する第１光源と、前記蛍光体を使用せずに前記発光素子の光のみからなる単色光を発する第２光源とを含むことを特徴とする請求項１又は２記載の光源装置。
4. 前記半導体光源は、発光素子としてレーザダイオードを使用していることを特徴とする請求項３記載の光源装置。
5. 前記発散角に差がある前記複数の半導体光源は、発光波長が異なることを特徴とする請求項１〜４のいずれか１項に記載の光源装置。
6. 前記発散角補正部は、複数の半導体光源のそれぞれに対して設けられていることを特徴とする請求項１〜５のいずれか１項に記載の光源装置。
7. 前記発散角補正部は、光を内部で反射させながら光軸方向に伝搬することで前記発散角を補正する反射型補正部を含むことを特徴とする請求項１〜６のいずれか１項に記載の光源装置。
8. 前記反射型補正部は、透明材料で形成された柱状体からなり、光の入射端と出射端の太さが変化するように光軸方向に対して傾斜した側面を有し、入射光を前記側面で全反射させることにより光軸方向に伝搬する全反射型を含むことを特徴とする請求項７記載の光源装置。
9. 前記反射型補正部は、内壁面が鏡面で形成された筒状体からなり、入射光を鏡面反射により光軸方向に伝搬する鏡面反射型を含むことを特徴とする請求項７記載の光源装置。
10. 前記内壁面は、光軸に対して傾斜していることを特徴とする請求項９記載の光源装置。
11. 前記発散角補正部は、光拡散材により入射光を内部で拡散させて発散角を補正する拡散型を含むことを特徴とする請求項１〜１０のいずれか１項に記載の光源装置。
12. 前記発散角補正部は、レンズを含むことを特徴とする請求項１〜１１のいずれか１項に記載の光源装置。
13. 前記発散角補正部は、発散角の補正量が固定である補正量固定型を含むことを特徴とする請求項１〜１２のいずれか１項に記載の光源装置。
14. 前記発散角補正部は、発散角の補正量の調節が可能な補正量可変型を含むことを特徴とする請求項１〜１３のいずれか１項に記載の光源装置。
15. 前記光路統合部は、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り、入射端が複数に分岐した分岐部を持ち、各分岐部からの入射光を１つの出射端に導光する分岐型ファイババンドルであることを特徴とする請求項１〜１４のいずれか１項に記載の光源装置。
16. 前記分岐型ファイババンドルの出射端の後段に配置され、前記出射端から出射する各半導体光源の光の光量分布を均一にするホモジナイザを有していることを特徴とする請求項１〜１５のいずれか１項に記載の光源装置。
17. 前記発散角補正部の補正量は、前記発散角が、前記内視鏡に内蔵されるライトガイドの最大受光角とほぼ一致する角度になるように設定されていることを特徴とする請求項１〜１６のいずれか１項に記載の光源装置。
18. 前記発散角補正部の補正量は、前記発散角が、前記内視鏡に内蔵されるライトガイドの最大受光角を超える角度になるように設定されていることを特徴とする請求項１〜１６のいずれか１項に記載の光源装置。
19. 内視鏡と内視鏡に光を供給する光源装置とを有する内視鏡システムにおいて、
    前記光源装置は、
    前記内視鏡に対して光を供給するための複数の光源であり、発光点から略円錐状に広がる光を発する複数の半導体光源と、
    前記複数の半導体光源の光を前記内視鏡に供給する前段において、各半導体光源の光の光路を統合する光路統合部と、
    前記光路統合部に入射する前段において、前記複数の半導体光源が発する光のそれぞれの発散角の差が解消されるように、前記複数の半導体光源のうちの少なくとも１つの前記発散角を補正する発散角補正部とを有することを特徴とする内視鏡システム。