JPWO2021019716A5 - 光学装置、光源装置、集光方法及び内視鏡システム - Google Patents

Description

本発明は、光学装置、光源装置、集光方法及び内視鏡システムに関する。

本発明は、このような課題に鑑みてなされたものであって、距離情報に含まれる誤差情報が低減されている光学装置、光源装置、集光方法及び内視鏡システムを提供することを目的とする。

上述した課題を解決し、目的を達成するために、本発明の少なくとも幾つかの実施形態に係る光学装置は、
光源部と、本体部と、を有し、
光源部は、
第１照射光を出射する第１光源と、
第２照射光を出射する第２光源と、
第１光源及び第２光源を制御する光源制御部と、
第１照射光と第２照射光が入射する集光部と、を有し、
本体部は、硬質で管状の挿入部、又は軟質で管状の挿入部を有し、
挿入部は、
屈折率が１よりも大きい透明な媒質で形成された導光部材と、
被検体からの戻り光が入射する光学系と、
第１測定光に基づいて、被検体の画像情報を出力する第１イメージャと、
第２測定光に基づいて、光学系から被検体までの距離情報を出力する第２イメージャと、を有し、
第２照射光では、光強度が時間的に変調され、
導光部材は、集光部側に位置する入射端面と、被検体側に位置する射出端面と、を有し、
集光部から射出された第３照射光は、挿入部から被検体に向けて射出され、
第１測定光には、第１照射光の波長帯域の一部と同じ波長帯域の光が含まれ、
第２測定光には、第２照射光の波長帯域と同じ波長帯域の光が含まれ、
第２照射光が入射する入射端面における第２照射光の入射角は、第１照射光が入射する入射端面における第１照射光の入射角よりも小さいことを特徴とする。

また、本発明の少なくとも幾つかの実施形態に係る内視鏡システムは、
上述の光学装置と、処理装置と、を有し、
処理装置は、支援情報を生成する支援情報生成部を有し、
支援情報は、画像情報と距離情報に基づいて生成され、
支援情報には、病変候補領域の位置に関する情報と形状に関する情報と、それに基づいて距離情報により計算した必要な点間の長さが含まれていることを特徴とする。
また、本発明の少なくとも幾つかの実施形態に係る内視鏡システムは、
上述の光学装置と、処理装置と、を有し、
画像情報に基づいて、被検体の観察用画像が生成され、
観察用画像の画素における距離、又は距離と傾きを、距離情報に基づいて補完及び推定し、
推定した結果から、長さ情報を取得することを特徴とする。
また、本発明の少なくとも幾つかの実施形態に係る光源装置は、
被検体の画像情報を取得するための第１照射光を出射する第１光源と、
光学系から被検体までの距離情報を取得するための第２照射光を出射する第２光源と、
第１照射光と第２照射光が入射し、導光部材の入射端面に光を集光する集光部と、
第１光源及び第２光源を制御する光源制御部と、を有し、
第２照射光が入射する入射端面における第２照射光の入射角は、第１照射光が入射する入射端面における第１照射光の入射角よりも小さいことを特徴とする。
また、本発明の少なくとも幾つかの実施形態に係る内視鏡システムは、
上述の光源装置と、処理装置と、を有し、
処理装置は、支援情報を生成する支援情報生成部を有し、
支援情報は、画像情報と距離情報に基づいて生成され、
支援情報には、病変候補領域の位置に関する情報と形状に関する情報と、それに基づいて距離情報により計算した必要な点間の長さが含まれていることを特徴とする。
また、本発明の少なくとも幾つかの実施形態に係る内視鏡システムは、
上述の光源装置と、処理装置と、を有し、
画像情報に基づいて、被検体の観察用画像が生成され、
観察用画像の画素における距離、又は距離と傾きを、距離情報に基づいて補完及び推定し、
推定した結果から、長さ情報を取得することを特徴とする。
また、本発明の少なくとも幾つかの実施形態に係る集光方法は、
導光部材の入射端面に光を集光する方法であって、
第１光源が、被検体の画像情報を取得するための第１照射光を出射し、
第２光源が、光学系から被検体までの距離情報を取得するための第２照射光を出射し、
集光部が、入射した第１照射光と第２照射光を、導光部材の入射端面に光を集光し、
第２照射光が入射する入射端面における第２照射光の入射角は、第１照射光が入射する入射端面における第１照射光の入射角よりも小さいことを特徴とする。

本発明によれば、距離情報に含まれる誤差情報が低減されている光学装置、光源装置、集光方法及び内視鏡システムを提供することができる。

照明光Ｌ_ＩＬＬには、様々な角度の光線が含まれている。反射光Ｌ_ＲＥＦのうち、ほとんどの反射光は光学系１１の視野の外側に向かい、残りの反射光は光学系１１に向かう。一方、散乱光は、あらゆる方向に向かう。散乱光Ｌ _ＤＩＦのうち、一部の散乱光は光学系１１に向かう。

光学系１１には、被検体１５からの戻り光Ｌ_Ｒが入射する。戻り光Ｌ_Ｒは、光学系１１に向かう反射光Ｌ_ＲＥＦと、光学系１１に向かう散乱光Ｌ _ＤＩＦを含んでいる。戻り光Ｌ_Ｒは、光学フィルタ１２で、透過光と反射光とに分かれる。透過光は第１測定光で、反射光は第２測定光である。

透過光と反射光は、共に、反射光Ｌ_ＲＥＦと散乱光Ｌ _ＤＩＦを含んでいる。よって、第１測定光と第２測定光は、共に、反射光Ｌ_ＲＥＦと散乱光Ｌ _ＤＩＦを含んでいる。

しかしながら、導光部材の数は、１つに限られない。光学装置は、複数の導光部材を有していても良い。また、入射端面の数は、１つに限られない。光学装置は複数の入射端面を有していても良い。射出端面の数は、１つに限られない。光学装置は、複数の射出端面を有していても良い。

（光源部：第１例）
光源部３０は、同軸入射タイプの光源部である。図３（ａ）に示すように、光源部３０は、第１光源３１と、第２光源３２と、レンズ３３と、レンズ３４と、ダイクロイックミラー３５と、導光部材３６と、を有する。導光部材３６は、入射端面３６ａを有する。光源部３０では、１つの導光部材が用いられている。

第２照射光が被検体に照射されると、戻り光Ｌ _Ｒ 、すなわち、反射光Ｌ_ＲＥＦと散乱光Ｌ_ＤＩＦが生じる。散乱光Ｌ_ＤＩＦは、被検体の内部で散乱された光である。

４６０ｎｍ以上、５１０ｎｍ以下の波長帯域の光では、オキシヘモグロビンでの吸収が小さい。オキシヘモグロビンでの吸収が小さいと、オキシヘモグロビンでの吸収による第２照射光のロスが少ない分、動脈、及び毛細血管を含む領域からの戻り光が大きくなる。

また、この波長帯域の光では、デオキシヘモグロビンでの吸収が小さい。デオキシヘモグロビンでの光の吸収が小さいと、デオキシヘモグロビンでの吸収による第２照射光のロスが少ない分、静脈、及び毛細血管を含む領域からの戻り光が大きくなる。

この光学装置では、第２照射光に、波長帯域が４６０ｎｍ以上、５１０ｎｍ以下の光が用いられる。上述のように、この波長帯域では、オキシヘモグロビンでの吸収とデオキシヘモグロビンでの吸収が小さい。よって、この光学装置では、オキシヘモグロビンでの吸収が小さい光と、デオキシヘモグロビンでの吸収が小さい光が、第２照射光に用いられている。その結果、被検体までの距離を、より良い精度で測定することができる。

被検体の表面から毛細血管までの間で生じる散乱光の光強度は小さい。第２イメージャに、ＳＮ比の高いイメージャを用いることで、被検体の表面から毛細血管までの間で生じる散乱光を、高いＳＮ比で検出することができる。

後述の本実施形態の光学装置５のように、第２照射光以外の波長帯域の光は、バンドパスフィルタ等を利用すれば、第２測定光から除去可能である。しかしながら、第２照射光の波長帯域の光は、バンドパスフィルタ等を利用しても、第２測定光から除去できない。

第２光源部４０は、第２光源を複数有する。具体的には、第２光源部４０は、第２光源４０ａ、第２光源４０ｂ、及び第２光源４０ｃを有する。集光部４１は、レンズを複数有する。具体的には、集光部４１は、レンズ４１ａ、レンズ４１ｂ、及びレンズ４１ｃを有する。

第２光源４０ｂから、第２照射光Ｌ_ＴＯＦｂが射出される。第２照射光Ｌ_ＴＯＦｂは、ピーク波長λ_ＴＯＦｂを有する光である。図５（ｃ）に示すように、ピーク波長λ_ＴＯＦｂは、ピーク波長λ _ＴＯＦａ よりも、紫外波長域ＵＶ側に位置している。第２照射光Ｌ_ＴＯＦｂは、例えば、緑色の光である。

第２照射光Ｌ_ＴＯＦａは、レンズ４１ａに入射する。第２照射光Ｌ_ＴＯＦａはレンズ４１ａで平行光束に変換された後、レンズ４１ａから射出される。第２照射光Ｌ_ＴＯＦａは、ミラー４２ａに入射する。

第２照射光Ｌ_ＴＯＦｂは、レンズ４１ｂに入射する。第２照射光Ｌ_ＴＯＦｂはレンズ４１ｂで平行光束に変換された後、レンズ４１ｂから射出される。第２照射光Ｌ_ＴＯＦｂは、ダイクロイックミラー４２ｂに入射する。

第２照射光Ｌ_ＴＯＦｃは、レンズ４１ｃに入射する。第２照射光Ｌ_ＴＯＦｃはレンズ４１ｃで平行光束に変換された後、レンズ４１ｃから射出される。第２照射光Ｌ_ＴＯＦｃは、ダイクロイックミラー４２ｃに入射する。

この場合、第１照射光と第２照射光の合波はハーフミラーで行い、第１測定光と第２測定光の分波もハーフミラーで行い、第１光源の点灯と第２光源の点灯は、交互に行うことが望ましい。

図６に示すように、入射端面５６ａには、円錐形の光束が入射する。円錐形の光束は、レンズ５４を円形の光束が通過することによって形成される。θ１とθ２は入射角であって、入射端面５６ａと光軸ＡＸとの交点における円錐の母線と光軸のなす角である。

角度θ１と角度θ２は、共に入射角を表している。よって、入射端面５６ａにおける第２照射光Ｌ_ＴＯＦの入射角は、入射端面５６ａにおける第１照射光Ｌ_Ｗの入射角よりも小さい。照射光の角度分布がガウス分布のように連続的に変化する分布である場合、角度θ１と角度θ２は、軸上の光強度に対して光強度が半値となる角度とする。

上述のように、発光面は、点光源の集合体と見なすことができる。光源部５０では、発光面の各点から射出された第２照射光Ｌ_ＴＯＦは、全て、概ね上で定義した入射角度θ２で入射端面５６ａに入射する。

光学フィルタ１２には、残りの光に対する透過率が１００％のダイクロイックミラーが用いられている。この場合、第１照射光Ｒ、第１照射光Ｇ１、及び第１照射光Ｂは、光学フィルタ１２を透過するので、光学フィルタ１２で反射されない。その結果、第１照射光Ｒ、第１照射光Ｇ１、及び第１照射光Ｂは、第２測定光として第２イメージャ１４に入射しない。

第２イメージャ１４上に、第１照射光による光学像が形成される。第１照射光は、誤差情報を生じる光である。第２イメージャ１４上に誤差情報を生じる光による光学像が形成されるが、第２イメージャ１４では光学像の取得は行われない。その結果、第２イメージャ１４からは、距離情報も誤差情報も出力されない。

第２状態では、第１照射光は存在しないので、第２イメージャ１４上に第１照射光による光学像が形成されない。すなわち、第２イメージャ１４上には、誤差情報を生じる光による光学像が形成されない。この場合、第２イメージャ１４で光学像の取得を行っても、第２イメージャ１４から出力される距離情報に誤差情報が含まれない。よって、高い精度で距離の測定を行うことができる。

図１６（ｃ）に示すように、入射端面７０ａは、第１入射領域７２と、第２入射領域７３と、第２入射領域７４と、を有する。第１入射領域７２には、第１照射光Ｌ_Ｗが入射する。第２入射領域７３と第２入射領域７４には、第２照射光Ｌ_ＴＯＦが入射する。

この光学装置では、後述の光学装置１１のように、射出端面が複数あるときにも、予め決められた１つの射出端面に導光される。入射端面の第２領域に第２照射光を入射させると共に、第２照射光を１つの射出端面から射出させることで、細径化のみならず、距離の測定を精度よく行うことも可能になる。

また、入射端面と一対一に対応する射出端面を設けることができる。この場合、第２照射光Ｌ_ＴＯＦだけを、確実に導光部材から射出させることができる。

光学装置として、光学装置８０（図１７）、又は、光学装置９０（図１８）を用いることができる。光学装置８０、又は光学装置９０では、第２照射光Ｌ_ＴＯＦを伝搬する導光部材の長さを短くすることができる。

よって、軟性内視鏡に光学装置８０が用いられる場合、入射端面８３”ａにおける第２照射光Ｌ_ＴＯＦの入射角は、９．９°以下にすると良い。このようにすることで、パルス形状の変化を少なくすることができる。その結果、誤差情報を低減することができる。

内視鏡の操作部は、本体部３の一部に設置されている。操作部は、使用者が内視鏡の把持と、挿入部の操作のために使用される。操作部の内部、又は操作部の周囲には、第２光源部８２を収容するスペースを確保することができる。よって、第２光源部８２を本体部３の内部に配置することで、第２光源部８２を入射端面８３’ａ側に配置する場合に比べて、Ｌの値を小さくすることができる。

図１９（ｃ）に示すように、射出端面７０ｂは、第１射出領域７５と、第２射出領域７６と、第２射出領域７７と、を有する。第１射出領域７５から、第１照射光Ｌ_Ｗが射出される。第２射出領域７６と第２射出領域７７から、第２照射光Ｌ_ＴＯＦが射出される。

入射端面の数は１つに限られない。１つの射出端面と、複数の入射端面と、を有する導光部材を用いても良い。例えば、導光部材７０の代わりに、導光部材８３（図１７参照）を用いることができる。

（光学装置１０）
本実施形態の光学装置では、挿入部は、複数の射出端面を有し、複数の射出端面は、空間的に分離されおり、第１照射光が射出される射出端面と第２照射光が射出される射出端面は異なることが好ましい。

導光部材１０２を有する光学装置は、内視鏡に使用することができる。内視鏡では、影の無い画像、又は明るさムラのない画像を得るために、第１照射光Ｌ _Ｗ を複数の射出端面から照射することが多い。導光部材１０２では、２つの射出端面から第１照射光Ｌ_Ｗが射出される。そのため、影のない画像、又は明るさムラのない画像を得ることができる。

導光部材１０２では、第２照射光Ｌ_ＴＯＦは射出端面１０２”ｂだけから射出される。図１６（ｂ）において、第２入射領域７３に第２照射光Ｌ_ＴＯＦを入射させることで、第２照射光Ｌ_ＴＯＦの射出端面として、射出端面１０２”ｂを選択できる。

導光部材１０３では、射出端面１０３’ｂから第２照射光Ｌ_ＴＯＦが射出され、射出端面１０３”ｂから第２照射光Ｌ_ＴＯＦ’が射出される。図１６（ｃ）において、第２入射領域７３に第２照射光Ｌ_ＴＯＦを入射させることで、第２照射光Ｌ_ＴＯＦの射出端面として、射出端面１０３’ｂを選択できる。第２入射領域７４に第２照射光Ｌ_ＴＯＦ’を入射させることで、第２照射光Ｌ_ＴＯＦ’の射出端面として、射出端面１０３”ｂを選択できる。

上述のように、複数の射出端面から第２照射光Ｌ_ＴＯＦを射出させると、正しい距離を測定することができない。しかし、射出端面１０２’ｂからの第２照射光Ｌ_ＴＯＦの比率が概ね１０％以下であれば、距離の測定を精度良く行うことが可能である。

（光学装置１２：第１７例）
本実施形態の光学装置では、挿入部は、複数の射出端面を有し、２つ以上の射出端面から、第２照射光が射出され、第２照射光は、同時刻には１つの射出端面のみから射出されることが好ましい。

入射端面１３１ａは、集光部７と対向している。入射端面９２ａは、第２集光部８９と対向している。射出端面１３１ｂは、レンズ１０と対向している。射出端面９２ｂは、レンズ９３と対向している。

入射端面１３１ａには、第１照射光Ｌ_Ｗと第２照射光Ｌ_ＴＯＦが入射する。よって、射出端面１３１ｂからは、第１照射光Ｌ_Ｗと第２照射光Ｌ_ＴＯＦが射出される。入射端面９２ａには、第２照射光Ｌ_ＴＯＦのみが入射する。よって、射出端面９２ｂからは、第２照射光Ｌ_ＴＯＦのみが射出される。

（光学装置１３）
本実施形態の光学装置では、２つ以上の射出端面は、第１射出端面と、第２射出端面と、を有し、第１射出端面と第２射出端面では、第１射出端面からの第２照射光の射出と、第２射出端面からの第２照射光の射出と、が交互に行われることが好ましい。

光学装置１２０(図２３参照)では、射出端面１２１’ｂから、第１照射光Ｌ_Ｗと第２照射光Ｌ_ＴＯＦが射出される。射出端面１２１”ｂから、第２照射光Ｌ_ＴＯＦのみが射出される。射出端面１２１’ｂは、第１射出端面である。射出端面１２１”ｂは、第２射出端面である。よって、光学装置１２０では、第１射出端面と第２射出端面の両方から、第２照射光Ｌ_ＴＯＦが射出可能である。

光学装置では、射出端面１２１’ｂからの第２照射光Ｌ_ＴＯＦの射出と、射出端面１２１”ｂからの第２照射光Ｌ_ＴＯＦの射出と、を交互に行うことができる。この場合、１つの第２照射光Ｌ_ＴＯＦが被検体に照射される。そのため、精度良く距離を測定することができる。

光学装置１３０(図２４参照)でも、第１射出端面と第２射出端面の両方から、第２照射光Ｌ_ＴＯＦが射出可能である。よって、光学装置１３０でも、光学装置１２０と同じ作用効果が得られる。

（内視鏡システム１）
本実施形態の内視鏡システムは、上述の光学装置と、処理装置と、を有し、処理装置は、支援情報を生成する支援情報生成部を有し、支援情報は、画像情報と距離情報に基づいて生成され、支援情報には、病変候補領域の位置に関する情報と形状に関する情報と、それに基づいて距離情報により計算した必要な点間の長さが含まれていることを特徴とする。

病変部と思われる領域（以下、「病変候補領域」という）が、観察用画像に含まれていることがある。この場合、使用者は、支援用画像を用いて、病変候補領域をマーキングすることができる。このように、支援用画像は、通常画像の表示と、通常画像における病変候補領域を指定するために利用することができる。

また、支援用画像では、病変候補領域は、観察用画像と共に表示されている。そのため、支援用画像では、マーキングの範囲を容易に修正できる。

内視鏡システム１４０は、コントローラーを備えていても良い。コントローラーは、マーキングした領域又は位置の入力、修正情報の受け取り、支援用画像の表示、支援情報の表示、距離又はサイズの計算に用いられる。

（内視鏡システム２）
本実施形態の内視鏡システムでは、観察用画像の画素における傾きを、距離情報に基づいて補完及び推定することが好ましい。

（内視鏡システム３）
本実施形態の内視鏡システムは、上述の光学装置と、処理装置と、を有し、画像情報に基づいて、被検体の観察用画像が生成され、観察用画像の画素における距離、又は距離と傾きを、距離情報に基づいて補完及び推定し、推定した結果から、長さ情報を取得することを特徴する。

また、距離の推定は、全画素について行う必要はない。例えば、事前に指定された位置に対応する距離を推定すれば良い。又は、指定されたエリアを代表する位置に対応する距離を推定すれば良い。位置の指定、又エリアの指定は、事前に、マニュアル、又はＡＩによって行うことができる。

以上のように、本発明に係る発明は、距離情報に含まれる誤差情報が低減されている光学装置、光源装置、集光方法及び内視鏡システムに適している。

Claims (30)

1. 光源部と、本体部と、を有し、
   前記光源部は、
   第１照射光を出射する第１光源と、
   第２照射光を出射する第２光源と、
   前記第１光源及び前記第２光源を制御する光源制御部と、
   前記第１照射光と前記第２照射光が入射する集光部と、を有し、
   前記本体部は、硬質で管状の挿入部、又は軟質で管状の挿入部を有し、
   前記挿入部は、
   屈折率が１よりも大きい透明な媒質で形成された導光部材と、
   被検体からの戻り光が入射する光学系と、
   第１測定光に基づいて、前記被検体の画像情報を出力する第１イメージャと、
   第２測定光に基づいて、前記光学系から前記被検体までの距離情報を出力する第２イメージャと、を有し、
   前記第２照射光では、光強度が時間的に変調され、
   前記導光部材は、前記集光部側に位置する入射端面と、前記被検体側に位置する射出端面と、を有し、
   前記集光部から射出された第３照射光は、前記挿入部から前記被検体に向けて射出され、
   前記第１測定光には、前記第１照射光の波長帯域の一部と同じ波長帯域の光が含まれ、
   前記第２測定光には、前記第２照射光の波長帯域と同じ波長帯域の光が含まれ、
   前記第２照射光が入射する入射端面における前記第２照射光の入射角は、前記第１照射光が入射する入射端面における前記第１照射光の入射角よりも小さいことを特徴とする光学装置。
2. 前記第２照射光は、赤外波長域よりも短波長側の波長帯域の光であることを特徴とする請求項１に記載の光学装置。
3. 前記第２照射光は、４６０ｎｍ以上、５１０ｎｍ以下の波長帯域を含むことを特徴とする請求項２に記載の光学装置。
4. 前記第２照射光は、４６０ｎｍ以上、５１０ｎｍ以下であることを特徴とする請求項２に記載の光学装置。
5. 前記第２照射光の波長帯域は、ヘモグロビンでの吸収の大きい波長帯域を含むことを特徴とする請求項２に記載の光学装置。
6. 前記第２照射光は、紫外光であることを特徴とする請求項２に記載の光学装置。
7. 前記第２照射光の入射角は、５．７°以下であることを特徴とする請求項１に記載の光学装置。
8. 前記第１光源の点灯と前記第２光源の点灯を交互に行うことを特徴とする請求項１に記載の光学装置。
9. 前記挿入部は、１つの入射端面を有し、
   前記１つの入射端面は、第１入射領域と、第２入射領域と、を有し、
   前記第１入射領域に、前記第１照射光が入射し、前記第２入射領域に、前記第２照射光が入射することを特徴とする請求項１に記載の光学装置。
10. 前記挿入部は、複数の入射端面を有し、
    前記複数の入射端面は、空間的に分離されおり、
    前記第１照射光が入射する入射端面と前記第２照射光が入射する入射端面は異なることを特徴とする請求項１に記載の光学装置。
11. 前記第２光源は、前記本体部に配置されていることを特徴とする請求項１０に記載の光学装置。
12. 前記第２照射光が入射する入射端面における前記第２照射光の入射角は、９．９°以下であることを特徴とする請求項１１に記載の光学装置。
13. 前記第２入射端面の面積は、前記第１入射端面の面積よりも小さいことを特徴とする請求項１１に記載の光学装置。
14. 前記挿入部は、複数の射出端面を有し、
    前記第２照射光は、予め決められた実質的に１つの射出端面だけから射出されることを特徴とする請求項１に記載の光学装置。
15. 前記挿入部は、複数の射出端面を有し、
    ２つ以上の射出端面から、前記第２照射光が射出され、前記第２照射光は同時刻には１つの射出端面のみから射出されることを特徴とする請求項１に記載の光学装置。
16. 前記２つ以上の射出端面は、第１射出端面と、第２射出端面と、を有し、
    前記第１射出端面と前記第２射出端面では、前記第１射出端面からの前記第２照射光の射出と、前記第２射出端面からの前記第２照射光の射出と、が交互に行われることを特徴とする請求項１５に記載の光学装置。
17. 前記第１照射光でも、光強度が時間的に変調され、
    前記第１照射光における変調と前記第２照射光における変調とが同じであることを特徴とする請求項１に記載の光学装置。
18. 前記画像情報の取得と前記距離情報の取得が、交互に行われることを特徴とする請求項１に記載の光学装置。
19. 請求項１に記載の光学装置と、処理装置と、を有し、
    前記処理装置は、支援情報を生成する支援情報生成部を有し、
    前記支援情報は、前記画像情報と前記距離情報に基づいて生成され、
    前記支援情報には、病変候補領域の位置に関する情報と形状に関する情報と、それに基づいて距離情報により計算した必要な点間の長さが含まれていることを特徴とする内視鏡システム。
20. 請求項１に記載の光学装置と、処理装置と、を有し、
    前記画像情報に基づいて、前記被検体の観察用画像が生成され、
    前記観察用画像の画素における距離、又は距離と傾きを、前記距離情報に基づいて補完及び推定し、
    前記推定した結果から、長さ情報を取得することを特徴とする内視鏡システム。
21. 病変候補領域の特定、病変部の特定、前記特定後の修正、病変部の抽出、又は病変部の診断を人工知能で行うことを特徴とする請求項１９又は２０に記載の内視鏡システム。
22. 被検体の画像情報を取得するための第１照射光を出射する第１光源と、
    光学系から前記被検体までの距離情報を取得するための第２照射光を出射する第２光源と、
    前記第１照射光と前記第２照射光が入射し、導光部材の入射端面に光を集光する集光部と、
    前記第１光源及び前記第２光源を制御する光源制御部と、を有し、
    前記第２照射光が入射する入射端面における前記第２照射光の入射角は、前記第１照射光が入射する入射端面における前記第１照射光の入射角よりも小さいことを特徴とする光源装置。
23. 前記第２照射光が入射する入射端面における前記第２照射光の入射角は、５．７°以下であることを特徴とする請求項２２に記載の光源装置。
24. 前記第２照射光が入射する入射端面における前記第２照射光の入射角は、９．９°以下であることを特徴とする請求項２２に記載の光源装置。
25. 前記第２入射端面の面積は、前記第１入射端面の面積よりも小さいことを特徴とする請求項２４に記載の光源装置。
26. 前記第２照射光の波長帯域は、ヘモグロビンでの吸収の大きい波長帯域を含むことを特徴とする請求項２２に記載の光源装置。
27. 前記画像情報の取得と前記距離情報の取得が、交互に行われることを特徴とする請求項２２に記載の光源装置。
28. 請求項２２に記載の光源装置と、処理装置と、を有し、
    前記処理装置は、支援情報を生成する支援情報生成部を有し、
    前記支援情報は、前記画像情報と前記距離情報に基づいて生成され、
    前記支援情報には、病変候補領域の位置に関する情報と形状に関する情報と、それに基づいて距離情報により計算した必要な点間の長さが含まれていることを特徴とする内視鏡システム。
29. 請求項２２に記載の光源装置と、処理装置と、を有し、
    前記画像情報に基づいて、前記被検体の観察用画像が生成され、
    前記観察用画像の画素における距離、又は距離と傾きを、前記距離情報に基づいて補完及び推定し、
    前記推定した結果から、長さ情報を取得することを特徴とする内視鏡システム。
30. 導光部材の入射端面に光を集光する方法であって、
    第１光源が、被検体の画像情報を取得するための第１照射光を出射し、
    第２光源が、光学系から前記被検体までの距離情報を取得するための第２照射光を出射し、
    集光部が、入射した前記第１照射光と前記第２照射光を、前記導光部材の入射端面に光を集光し、
    前記第２照射光が入射する入射端面における前記第２照射光の入射角は、前記第１照射光が入射する入射端面における前記第１照射光の入射角よりも小さいことを特徴とする集光方法。