DE4136034C2 - - Google Patents
Info
- Publication number
- DE4136034C2 DE4136034C2 DE4136034A DE4136034A DE4136034C2 DE 4136034 C2 DE4136034 C2 DE 4136034C2 DE 4136034 A DE4136034 A DE 4136034A DE 4136034 A DE4136034 A DE 4136034A DE 4136034 C2 DE4136034 C2 DE 4136034C2
- Authority
- DE
- Germany
- Prior art keywords
- light
- illuminating
- endoscope
- signal
- image
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Expired - Fee Related
Links
Classifications
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
- A61B5/0059—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons using light, e.g. diagnosis by transillumination, diascopy, fluorescence
- A61B5/0082—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons using light, e.g. diagnosis by transillumination, diascopy, fluorescence adapted for particular medical purposes
- A61B5/0084—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons using light, e.g. diagnosis by transillumination, diascopy, fluorescence adapted for particular medical purposes for introduction into the body, e.g. by catheters
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B1/00—Instruments for performing medical examinations of the interior of cavities or tubes of the body by visual or photographical inspection, e.g. endoscopes; Illuminating arrangements therefor
- A61B1/00002—Operational features of endoscopes
- A61B1/00004—Operational features of endoscopes characterised by electronic signal processing
- A61B1/00009—Operational features of endoscopes characterised by electronic signal processing of image signals during a use of endoscope
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B1/00—Instruments for performing medical examinations of the interior of cavities or tubes of the body by visual or photographical inspection, e.g. endoscopes; Illuminating arrangements therefor
- A61B1/04—Instruments for performing medical examinations of the interior of cavities or tubes of the body by visual or photographical inspection, e.g. endoscopes; Illuminating arrangements therefor combined with photographic or television appliances
- A61B1/05—Instruments for performing medical examinations of the interior of cavities or tubes of the body by visual or photographical inspection, e.g. endoscopes; Illuminating arrangements therefor combined with photographic or television appliances characterised by the image sensor, e.g. camera, being in the distal end portion
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B1/00—Instruments for performing medical examinations of the interior of cavities or tubes of the body by visual or photographical inspection, e.g. endoscopes; Illuminating arrangements therefor
- A61B1/06—Instruments for performing medical examinations of the interior of cavities or tubes of the body by visual or photographical inspection, e.g. endoscopes; Illuminating arrangements therefor with illuminating arrangements
- A61B1/0646—Instruments for performing medical examinations of the interior of cavities or tubes of the body by visual or photographical inspection, e.g. endoscopes; Illuminating arrangements therefor with illuminating arrangements with illumination filters
-
- A—HUMAN NECESSITIES
- A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
- A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
- A61B1/00—Instruments for performing medical examinations of the interior of cavities or tubes of the body by visual or photographical inspection, e.g. endoscopes; Illuminating arrangements therefor
- A61B1/06—Instruments for performing medical examinations of the interior of cavities or tubes of the body by visual or photographical inspection, e.g. endoscopes; Illuminating arrangements therefor with illuminating arrangements
- A61B1/0655—Control therefor
-
- H—ELECTRICITY
- H04—ELECTRIC COMMUNICATION TECHNIQUE
- H04N—PICTORIAL COMMUNICATION, e.g. TELEVISION
- H04N23/00—Cameras or camera modules comprising electronic image sensors; Control thereof
- H04N23/50—Constructional details
- H04N23/555—Constructional details for picking-up images in sites, inaccessible due to their dimensions or hazardous conditions, e.g. endoscopes or borescopes
-
- H—ELECTRICITY
- H04—ELECTRIC COMMUNICATION TECHNIQUE
- H04N—PICTORIAL COMMUNICATION, e.g. TELEVISION
- H04N23/00—Cameras or camera modules comprising electronic image sensors; Control thereof
- H04N23/56—Cameras or camera modules comprising electronic image sensors; Control thereof provided with illuminating means
-
- H—ELECTRICITY
- H04—ELECTRIC COMMUNICATION TECHNIQUE
- H04N—PICTORIAL COMMUNICATION, e.g. TELEVISION
- H04N23/00—Cameras or camera modules comprising electronic image sensors; Control thereof
- H04N23/70—Circuitry for compensating brightness variation in the scene
- H04N23/74—Circuitry for compensating brightness variation in the scene by influencing the scene brightness using illuminating means
Landscapes
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
- Surgery (AREA)
- Engineering & Computer Science (AREA)
- Molecular Biology (AREA)
- Heart & Thoracic Surgery (AREA)
- Biophysics (AREA)
- Veterinary Medicine (AREA)
- Public Health (AREA)
- Pathology (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- Animal Behavior & Ethology (AREA)
- Biomedical Technology (AREA)
- Physics & Mathematics (AREA)
- Medical Informatics (AREA)
- Radiology & Medical Imaging (AREA)
- Optics & Photonics (AREA)
- Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
- Signal Processing (AREA)
- Multimedia (AREA)
- Endoscopes (AREA)
- Instruments For Viewing The Inside Of Hollow Bodies (AREA)
Description
Die Erfindung betrifft eine Endoskopvorrichtung, bei der eine
Vielzahl von Beleuchtungseinrichtungen, die mittels eines
Schaltvorganges ausgewählt werden können, mit Hilfe eines
Synchronisiersignals mit einer gemeinsamen Videosignal-
Verarbeitungseinrichtung synchronisiert sind, um eine Vielzahl
unterschiedlicher Bilder zu erhalten.
In letzter Zeit werden in großem Umfang Endoskope eingesetzt,
so daß durch Einführen eines länglichen Endoskopeinführteils
in einen Körperhohlraum innere Organe, die sich in diesem
Körperhohlraum befinden, betrachtet und bei Bedarf
verschiedene Arten von Behandlungen unter Verwendung von
Behandlungsinstrumenten, die durch Endoskopkanäle einführbar
sind, durchgeführt werden können. Ferner wurden verschiedene
elektronische Endoskope vorgeschlagen, bei denen eine
Festkörper-Bildaufnahmeeinrichtung, wie z. B. ein CCD-Element
(ladungsgekoppeltes Bauelement) verwendet wird.
Es wurde festgestellt, daß die Kenntnis der Verteilung der
Menge an Hämoglobin sowie die Verteilung des Sättigungsgrades
mit Sauerstoff im Blut bei der frühen Erkennung einer
pathologischen Veränderung hilfreich ist. Es wurde ferner
erkannt, daß die Betrachtung der Bilder nicht nur im Bereich
des sichtbaren Lichtes, sondern auch im Infrarotbereich eine
Beobachtung einer pathologischen Veränderung gestattet, die im
Bereich des sichtbaren Lichts nur schwer möglich ist.
In der JP 1-2 17 415 A (1989) ist beispielsweise eine
Vorrichtung mit einer Vielzahl von Filtern offenbart, die in
eine Beleuchtungseinrichtung einsetzbar sind, wobei wenigstens
ein Filter ein von einer Lichtquelle ausgestrahltes Licht
sequentiell in drei Wellenlängenbereiche zur Erzeugung eines
Farbbildes unterteilt. Ferner ist eine Filterschalteinrichtung
vorgesehen, mit deren Hilfe eines der vorstehend erwähnten
Filter selektiv in den Beleuchtungslichtweg eingesetzt werden
kann. Auf diese Weise können verschiedene Lichtarten
einschließlich eines zeitseriellen Lichts, das ein Farbbild
erzeugen kann, durch Schalten der Filter mittels der
Filterschalteinrichtung dem zu betrachtenden Gegenstand
zugeführt werden.
Ferner ist in der JP 1-76 827 A (1989) in Verbindung mit einer
elektronischen Endoskopvorrichtung, die ein Videosignal eines
mittels einer CCD-Bildaufnahmeeinrichtung oder dergleichen
aufgenommenen Bildes eines betrachteten Gegenstandes, wie z. B.
eines erkrankten Teils, auf einem neben dem Endoskop
aufgestellten TV-Monitor darstellt, eine Einrichtung
offenbart, die eine erste Bestrahlungseinrichtung, die einen
Gegenstand mit Strahlen im nahen Infrarot bestrahlt, eine
zweite Bestrahlungseinrichtung, die einen Gegenstand mit
sichtbaren Strahlen über einen Lichtleiter bestrahlt, und eine
Auswahlsteuereinrichtung aufweist, mit deren Hilfe der Einsatz
der ersten bzw. der zweiten Bestrahlungseinrichtung auswählbar
ist.
Der Aufbau der in der JP 1-2 17 415 A (1989) offenbarten
Vorrichtung ist jedoch problematisch. Da eine
Betätigungseinrichtung zur Auswahl einer Vielzahl von
Drehfiltern vorgesehen und für eine Spezialuntersuchung
verwendet wird, die bei einer üblichen Untersuchung nicht
erforderlich ist, weist die Lichtquelleneinrichtung relativ
große Abmessungen auf; d. h. es kann keine effektive und
exklusive Beleuchtungseinrichtung verwendet werden.
Die in der JP 1-76 827 A (1989) offenbarte Einrichtung zeigt
den Nachteil, daß diese nicht für ein System verwendet werden
kann, bei dem eine Abschattungsperiode für ein
Beleuchtungslicht erforderlich ist, und daß diese keine
auffallende Bildcharakteristik erstellen kann, die durch
Berechnung von Bildern unterschiedlicher Wellenlängen erzielt
werden kann, da nur Licht einer Wellenlänge, wie z. B. ein
Laserstrahl, verwendet wird.
Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, eine
Endoskopvorrichtung vorzuschlagen, die verschiedene
Beleuchtungslichtarten vorsehen kann, so daß verschiedene
Bilder unterschiedlicher Wellenlängenbereiche in Abhängigkeit
vom zu beobachtenden Gegenstand oder Zweck erzeugt werden
können.
Ferner soll das Schalten der Lichtquellen auf die Bildqualität
keinen Einfluß ausüben.
Diese Aufgabe wird durch die Merkmale des Patentanspruches 1
gelöst.
Die Erfindung schlägt somit ein elektronisches Endoskop vor,
das ausgestattet ist mit einer ersten Beleuchtungseinrichtung,
die zeitseriell Beleuchtungslichtarten verschiedener
Wellenlängenbereiche abgibt, einer zweiten
Beleuchtungseinrichtung, die Beleuchtungslichtarten abgibt,
die sich im Hinblick auf die Wellenlängenbereiche der
Beleuchtungslichtarten der ersten Beleuchtungseinrichtung
unterscheiden, einer Bildaufnahmeeinrichtung, die einen
Gegenstand unter dem Beleuchtungslicht der ersten bzw. zweiten
Beleuchtungseinrichtung abbildet, einer Videosignal-
Verarbeitungseinrichtung, die das durch photoelektrische
Umwandlung von der Bildaufnahmeeinrichtung erzeugte Bildsignal
liest und ein Standard-Videosignal erzeugt, und einer
Synchronisier-Steuereinrichtung, die das von der ersten
Beleuchtungseinrichtung abgegebene Beleuchtungslicht mit dem
von der zweiten Beleuchtungseinrichtung abgegebenen
Beleuchtungslicht unter Verwendung eines Synchronisiersignals
synchronisiert, das mit der Lesezeitsteuerung des Bildsignals
seitens der Videosignal-Verarbeitungseinrichtung
synchronisiert ist. Somit kann die Beleuchtungseinrichtung in
Abhängigkeit vom zu beobachtenden Gegenstand oder jeweiligen
Zweck geschaltet werden, so daß unterschiedliche
Bildinformationen abhängig vom jeweiligen Beleuchtungslicht
gewonnen werden können. Außerdem können durch das
Synchronisiersignal der Synchronisier-Steuereinrichtung
Störungen beim Schalten der Bilder, beispielsweise durch
fehlerhafte Aufeinanderfolge der Bilder, verringert werden.
Vorteilhafte Ausgestaltungen der Erfindung sind Gegenstand von
Unteransprüchen.
Die Erfindung wird nachstehend anhand von
Ausführungsbeispielen näher erläutert. Es zeigen:
Fig. 1 bis 5 ein erstes Ausführungsbeispiel einer
Endoskopvorrichtung, wobei
Fig. 1 den Gesamtaufbau des ersten Ausführungsbeispiels
anhand eines Blockdiagramms,
Fig. 2 eine Drehscheibe in Vorderansicht,
Fig. 3 ein in der zweiten Beleuchtungseinrichtung
enthaltenes Drehfilter in Vorderansicht,
Fig. 4 den Aufbau einer Kamera-Steuereinheit anhand eines
Blockdiagramms, und
Fig. 5 die Betriebsweise des ersten Ausführungsbeispiels
anhand von Signalverläufen wiedergibt;
Fig. 6 bis 9 ein zweites Ausführungsbeispiel, wobei,
Fig. 6 den Gesamtaufbau des zweiten Ausführungsbeispiels
anhand eines Blockdiagramms,
Fig. 7 ein in der ersten Beleuchtungseinrichtung enthaltenes
Drehfilter in Vorderansicht,
Fig. 8 ein Kennwertdiagramm, das die
Durchlässigkeitsfaktoren der in das Drehfilter
eingesetzten Filterelemente wiedergibt, und
Fig. 9 die Hauptelemente einer Kamera-Steuereinrichtung
anhand eines Blockdiagramms darstellt;
Fig. 10 den Aufbau eines dritten Ausführungsbeispiels anhand
eines Blockdiagramms;
Fig. 11 den Aufbau einer ersten Modifikation des dritten
Ausführungsbeispiels anhand eines Blockdiagramms;
Fig. 12 ein Diagramm mit den Durchlässigkeitsfaktoren der in
der Endoskopvorrichtung in Fig. 11 verwendeten
Farbtrennfilter;
Fig. 13 ein erstes bzw. ein zweites Drehfilter in
Vorderansicht, das in der ersten bzw. zweiten
Beleuchtungseinrichtung verwendet wird;
Fig. 14 den Aufbau einer zweiten Modifikation des dritten
Ausführungsbeispiels;
Fig. 15 ein Diagramm mit den Durchlässigkeitsfaktoren der in
der Endoskopvorrichtung in Fig. 14 verwendeten
Farbtrennfilter;
Fig. 16 ein erstes bzw. zweites Drehfilter, das in der ersten
bzw. zweiten Beleuchtungseinrichtung verwendet wird;
Fig. 17 das Blockschaltbild einer Endoskopvorrichtung, die
mit einer Funktion zur Korrektur jedes
Bildsignalpegels beim Abbilden eines Gegenstandes
ausgestattet ist;
Fig. 18 die Beleuchtungseinrichtung in Fig. 17 anhand eines
Blockdiagramms;
Fig. 19 Durchlässigkeitsfaktoren von Filtern F1 bis F5 in
Abhängigkeit von der Wellenlänge;
Fig. 20 eine Vorderansicht eines in der
Beleuchtungseinrichtung in Fig. 17 verwendeten
Drehfilters;
Fig. 21 ein Diagramm, das die Durchlässigkeitsfaktoren eines
Filters aufzeigt, das an einem Filterwechsler in Fig.
17 befestigt ist;
Fig. 22 den Aufbau eines vierten Ausführungsbeispiels einer
Endoskopvorrichtung anhand eines Blockschaltbildes;
Fig. 23 ein beim vierten Ausführungsbeispiel verwendetes
Drehfilter;
Fig. 24 ein Blockschaltbild einer Beleuchtungseinrichtung
einer Endoskopvorrichtung, die einen Aufbau aufweist,
der sich von dem in Fig. 18 unterscheidet;
Fig. 25 die Funktionsweise bei Verwendung der in Fig. 24
gezeigten Beleuchtungseinrichtung;
Fig. 26 den Aufbau einer Endoskopvorrichtung, bei der eine
Vielzahl von Signalverarbeitungseinheiten mit einer
Beleuchtungseinrichtung synchronisiert ist, so daß
eine gewöhnliche und eine spezielle Betrachtung
möglich ist;
Fig. 27 eine Vorderansicht eines Drehfilters, das bei der
Beleuchtungseinrichtung in Fig. 26 verwendet wird;
Fig. 28 ein Kennwertdiagramm für ein Filter, das in der
Beleuchtungseinrichtung des in Fig. 26 gezeigten
elektronischen Stereo-Endoskops enthalten ist;
Fig. 29 ein Diagramm, das die Durchlässigkeitsfaktoren der am
Drehfilter in Fig. 27 befestigten Filterelemente
wiedergibt;
Fig. 30 ein Blockschaltbild einer Endoskopvorrichtung, deren
Aufbau sich von dem in Fig. 26 unterscheidet;
Fig. 31 ein Blockschaltbild der in Fig. 30 verwendeten
Beleuchtungseinrichtung;
Fig. 32 das in der Beleuchtungseinrichtung der Fig. 31
verwendete Drehfilter in Vorderansicht;
Fig. 33 das Blockschaltbild eines Endoskops, bei dem die
Funktion des Umschaltens zwischen gewöhnlicher
Betrachtung und Betrachtung eines Blutflusses
verbessert ist;
Fig. 34 den Aufbau einer Schalteinheit anhand eines
Blockdiagramms; und
Fig. 35 den Aufbau einer Modifikation der in Fig. 33
gezeigten Endoskopvorrichtung anhand eines
Blockdiagramms.
Wie aus Fig. 1 ersichtlich, enthält das erste
Ausführungsbeispiel einer Endoskopvorrichtung 1 eine
Bildaufnahmeeinrichtung und besteht aus einem elektronischen
Infrarotstrahlen-Endoskop 2, das gegenüber Infrarotstrahlen
empfindlich ist, einer ersten Beleuchtungseinrichtung 3A, die
dem elektronischen Infrarotstrahlen-Endoskop 2 ein erstes
Beleuchtungslicht zuführt, einer zweiten
Beleuchtungseinrichtung 3B, die dem elektronischen
Infrarotstrahlen-Endoskop 2 ein zweites Beleuchtungslicht
zuführt, einer Kamerasteuereinheit (abgekürzt CCU) 5, die ein
Videosignal des Infrarotstrahlen-Endoskops 2 verarbeitet,
einem TV-Monitor 6, der das von der CCU 5 verarbeitete
Videosignal als Bild wiedergibt und einer Laserstrahlquelle 8,
die über einen Lichtleiter 7 mit der ersten
Beleuchtungseinrichtung 3A verbunden ist und Infrarotstrahlen
aussendet.
Das vorstehend erwähnte Infrarotstrahlen-Endoskop 2 weist ein
längliches Einführteil 11, ein am rückseitigen Ende des
Einführteils 11 ausgebildetes, breites Betätigungsteil 12
sowie ein vom Betätigungsteil 12 wegragendes
Universalanschlußkabel 13 auf. In das Einführteil 11 ist ein
Lichtleiter 14 zum Übertragen eines Beleuchtungslichts
eingesetzt. Dieser Lichtleiter 14 verläuft gleichfalls durch
das Universalanschlußkabel 13. Ein Lichtleiterverbinder 10,
der das eintrittsseitige Ende des Lichtleiters 14 darstellt,
kann mit einer Verbinderaufnahme 15a oder 15b der ersten bzw.
zweiten Beleuchtungseinrichtung 3A oder 3B gekoppelt werden.
Am distalen Ende des Einführteils 11 ist eine Objektivlinse 16
befestigt. In der Brennebene dieser Objektivlinse 16 ist ein
CCD-Element 17 angeordnet. Ein Infrarotsperrfilter wird vom
CCD-Element 17 entfernt und stattdessen ein Filter verwendet,
das im Infrarotbereich empfindlich ist. Ein an der
Signalleitung des CCD-Elements 17 vorgesehener
Signalverbinder, der vom Lichtleiterverbinder 10 abzweigt,
kann mit einer Verbinderaufnahme 19 der CCU 5 gekoppelt
werden, so daß das Ausgangssignal des CCD-Elements 17 mit
Hilfe der CCU 5 verarbeitet werden kann.
Die erste Beleuchtungseinrichtung 3A gibt über einen
Beleuchtungslichtweg an der Verbinderaufnahme 15a Licht an den
Lichtleiter 14 des Infrarotstrahlen-Endoskops 2 ab, indem eine
Linse 22a verwendet wird, die die Infrarotstrahlen von dem an
einer Halterung 21 befestigten Lichtleiter 7 konvergiert. Auf
dem Beleuchtungslichtweg ist ferner eine von einem Motor 23a
gedrehte Drehscheibe 24 angeordnet, die aus dem
Beleuchtungslicht ein zeitserielles intermittierendes Licht
erzeugt.
Das heißt, wie aus Fig. 2 ersichtlich, sind in Umfangsrichtung
der Drehscheibe 24 drei Durchlaßteile 25 vorgesehen. Der oben
erwähnte Motor 23a wird über eine Treiberschaltung 26a
angetrieben.
Eine Blendeneinrichtung 28a dient der
Beleuchtungslichtmengensteuerung und wird von einer
Belichtungssteuerschaltung 29a angetrieben, die ein
Belichtungssteuersignal von der CCU 5 erhält.
Die Treiberschaltung 26a sowie die Belichtungssteuerschaltung
29a werden von einer Systemsteuereinheit 30a angesteuert. Ein
Vertikal-Synchronisiersignal VD wird von der CCU 5 über einen
Beleuchtungseinrichtungs-Verbinder 31a der Systemsteuereinheit
30a zugeführt. Diese Systemsteuereinheit 30a weist eine
Kommunikationsschaltung 32a auf, die mit der CCU 5 sowie dem
Infrarotstrahlen-Endoskop 2 kommuniziert. Die
Kommunikationsschaltung 32a kann mit der CCU 5 über eine
Kommunikationsleitung 20 kommunizieren, die zwischen dem
Lichtleiterverbinder 10 und dem Signalverbinder 19 verläuft,
indem der Lichtleiterverbinder 10 des Infrarotstrahlen-
Endoskops 2 mit der Verbinderaufnahme 15a gekoppelt wird.
In der zweiten Beleuchtungseinrichtung 3B ist anstelle der
Halterung 21 in der ersten Beleuchtungseinrichtung 3A eine
Lampe 34 befestigt, die Licht im sichtbaren Bereich aussendet
und von einer Lampenstromversorgung 35 mit elektrischer
Leistung versorgt wird. Ferner ist in der zweiten
Beleuchtungseinrichtung 3B anstelle der bei der ersten
Beleuchtungseinrichtung 3A verwendeten Drehscheibe 24 ein
Drehfilter 36 vorgesehen, das mit Filterelementen R, G und B
ausgestattet ist. Wie aus Fig. 3 ersichtlich, sind die
Filterelemente R, G und B (in Fig. 3 mit R, G und B
abgekürzt), die die Wellenlängenbereiche von Rot, Grün bzw.
Blau durchlassen, im Drehfilter 36 befestigt.
Der übrige Aufbau der zweiten Beleuchtungseinrichtung 3B
entspricht dem der ersten Beleuchtungseinrichtung 3A, wobei
die gleichen Bauelemente die gleichen Bezugszahlen, jedoch
anstelle des folgenden Buchstabens "a" den Buchstaben "b"
aufweisen.
Fig. 4 zeigt ein konkretes Ausführungsbeispiel, bei dem die
CCU 5 und z. B. die zweite Beleuchtungseinrichtung 3B mit
Hilfe eines Synchronisiersignals in einem synchronisierten
Zustand gehalten werden.
Die CCU 5 enthält eine CCD-Treiberschaltung 36′, die zur
Ansteuerung des CCD-Elements 17 ein CCD-Treibersignal liefert.
Dieses CCD-Treibersignal wird an das CCD-Element 17 angelegt,
so daß demzufolge das in dem CCD-Element 17 auf
photoelektrische Weise erzeugte Bildsignal aus dem CCD-Element
17 ausgelesen, einem A/D-Wandler 37 zugeführt und in ein
Digitalsignal umgewandelt werden kann. Dieses Signal wird
nacheinander über einen Umschalter 38 in drei Bildspeicher
39R, 39G und 39B mittels einer Speichersteuerung 40
eingeschrieben. Jeder der Bildspeicher 39R, 39G und 39B
besteht in der Tat aus zwei Bildspeichern, wobei der zu
beschreibende Bildspeicher und der zu lesende Bildspeicher
wechselweise geschaltet werden.
Die in die Bildspeicher 39R, 39G und 39B eingeschriebenen
Bildsignaldaten sind mit einem Synchronisiersignal SYN
synchronisiert und werden gleichzeitig ausgelesen und
entsprechend in drei analoge Primärfarbsignale mittels
entsprechender D/A-Wandler 44 umgewandelt. Das Bildsignal wird
zusammen mit dem Synchronisiersignal SYN, das Horizontal- und
Vertikal-Synchronisiersignale aufweist, dem TV-Monitor 6
zugeführt, so daß Bilder auf dem TV-Monitor 6 wiedergegeben
werden können, die durch Synchronisieren mit dem
Synchronisiersignal SYN abgebildet wurden. Da die zweite
Beleuchtungseinrichtung 3B die Beleuchtungslichter R, G und B
abstrahlt, stellen die auf dem TV-Monitor 6 dargestellten
Bilder Farbbilder dar, die bei weißem Beleuchtungslicht
betrachtet werden, während das mit Hilfe der ersten
Beleuchtungseinrichtung 3A mit Infrarotstrahlen anstelle der
Beleuchtungslichtarten R, G und B der zweiten
Beleuchtungseinrichtung 3B erzeugte Bild nahezu monochrom
(schwarz und weiß) dargestellt wird.
Von einem Taktgenerator 46 erzeugte Taktsignale werden
entsprechend der CCD-Treiberschaltung 36′, dem Umschalter 38,
der Speichersteuerung 40 und einer Synchronisiersignal-
Erzeugungsschaltung 45 zugeführt, in der das
Synchronisiersignal SYN erzeugt wird. Beispielsweise wird ein
Impuls P1, der eine Bildperiode (z. B. 1/30 Sekunde) in drei
gleiche Teile unterteilt, der CCD-Treiberschaltung 36′ als
Taktsignal angelegt, wie dies in Fig. 5a gezeigt ist, so daß
die CCD-Treiberschaltung 36′ mit Impuls P1 synchronisiert
wird, wodurch ein Vertikal-Übertragungsimpuls ΦV und ein
Horizontal-Übertragungsimpuls ΦH dem CCD-Element 17 als CCD-
Treibersignal zugeführt werden, wie dies in Fig. 5e und 5f
gezeigt ist.
Ein Schaltimpuls P2, der in den Fig. 5b, 5c und 5d dargestellt
ist, wird dem Umschalter 38 zugeführt. Infolge dieses
Schaltimpulses P2 werden die Kontaktpunkte a, b und c des
Umschalters 38 nacheinander in den EIN-Zustand versetzt. Der
Impuls P3, der mit dem oben erwähnten Impuls P1 synchronisiert
ist, wird der Speichersteuerung 40 angelegt, so daß die
Speichersteuerung 40 nacheinander ein Adreßsignal für den
Einschreibvorgang in die Bildspeicher 39R, 39G und 39B
liefert. Somit werden die Bildsignaldaten, die über einen
Kontaktpunkt i (i = a, b oder c), der sich im EIN-Zustand
befindet, zugeführt werden, in einen Bildspeicher 39I (I = A,
G oder B) eingeschrieben. Diese Daten sind ebenso mit einem
Impuls P4 synchronisiert (vgl. Fig. 5j), der einmal pro
Bildperiode vom Taktgenerator 46 der Synchronisiersignal-
Erzeugungsschaltung 45 zugeführt wird. Diese
Synchronisiersignal-Erzeugungsschaltung 45 erzeugt daraufhin
ein Vertikal-Synchronisiersignal VD (vgl. Fig. 5k), (das im
Synchronisiersignal SYN als Zeilensprung dargestellt wird).
Dieses Vertikal-Synchronisiersignal VD wird der ersten und
zweiten Beleuchtungseinrichtung 3A und 3B angelegt.
Das Vertikal-Synchronisiersignal VD wird den
Systemsteuereinheiten 30a und 30b über die Verbinder 31a und
31b zugeführt. Wie aus Fig. 4 ersichtlich, wird mittels einer
Wellenform-Bearbeitungsschaltung 47b der Systemsteuereinheit
30b (in der gleichen Weise wie bei der Systemsteuereinheit
30a) ein Rechteckimpuls (Tastverhältnis: 50%) P erzeugt, der,
wie aus Fig. 51 ersichtlich, einen Zyklus von einer
Bildperiode aufweist. Der Rechteckimpuls P wird einer PLL-
Schaltung 48b zugeführt, die zusammen mit einer
Motortreiberschaltung 50b die Treiberschaltung 26b ausbildet.
Der PLL-Schaltung 48b wird außerdem das Ausgangssignal eines
monostabilen Multivibrators 49b angelegt. Das Ausgangssignal
der PLL-Schaltung 48b wird über die vorstehend erwähnte
Motortreiberschaltung 50b dem Motor 23b zugeführt.
Ein Positionserfassungssignal S1 (vgl. Fig. 5h) eines zum
Erfassen der Drehposition des Drehfilters 36 vorgesehenen
Sensors 55b wird dem monostabilen Multivibrator 49b angelegt.
Das Positionserfassungsignal S1 stellt ein Triggersignal dar,
so daß der monostabile Multivibrator 49b ein Signal S2 (vgl.
Fig. 5i) an die PLL-Schaltung 48b anlegt. Der Sensor 55b
besteht z. B. aus einem Photounterbrecher. Eine
Lichtaussendeeinrichtung 56b und eine Lichtempfangseinrichtung
57b sind derart angeordnet, daß sie einen Teil des
Außenumfangs des Drehfilters 36 zwischen sich aufnehmen.
Erreicht ein im Bereich des Außenumfangsteils des Drehfilters
36 vorgesehenes Loch 58b beim Drehen des Drehfilters 36 eine
Position, an der sich die Lichtaussendeeinrichtung 56b und die
Lichtempfangseinrichtung 57b gegenüberliegen, so erzeugt die
Lichtempfangseinrichtung 57b das in Fig. 5h dargestellte
Signal S1. Bei diesem Ausführungsbeispiel ist die Position
dieses Loches 58b so gewählt, daß das Signal S1 dem
monostabilen Multivibrator 49b dann angelegt wird, wenn das
Filterelement R aus dem optischen Weg abgezogen ist, d. h. am
Ende der Beleuchtungsperiode mit rotem Licht. Falls der
Zeitpunkt des Beginns der Beleuchtungsperiode erfaßt wird, so
wird der gleiche Vorgang unter der Voraussetzung ausgeführt,
daß der Lesezeitpunkt für das CCD-Element 17 zur Erzielung
einer Abschattungsperiode verschoben wird.
Die oben erwähnte PLL-Schaltung 48b steuert die Drehung des
Motors 23b, so daß die Phasen der beiden Signale P und S2
übereinstimmen (vgl. die Übereinstimmung der Fig. 51 und 5i).
Mit anderen Worten, selbst wenn die Phasen der Signale P und
S2 nicht übereinstimmen, werden diese mittels einer PLL-
Funktion so gesteuert, daß sie übereinstimmen, wobei der
Phasenübereinstimmungszustand fixiert wird. In diesem Zustand
weist das dem Lichtleiter 14 über das Drehfilter 36 zugeführte
Beleuchtungslicht eine Zeitsteuerung auf, bei der die
Beleuchtungsperiode mit rotem Licht dann abschließt, wenn das
Signal S2, wie in Fig. 5g dargestellt, einen hohen Pegel "H"
annimmt. Mit dieser Zeitgabe werden auch, wie aus den Fig. 5e
und 5f ersichtlich, die CCD-Treibersignale erzeugt. Zu dieser
Zeitperiode befindet sich der Kontaktpunkt a des Umschalters
38 im EIN-Zustand entsprechend dem Impuls P2 in Fig. 5b, so
daß das von dem CCD-Element 17 erzeugte Bildsignal im
Bildspeicher 39R abgespeichert wird.
Währenddessen erfolgt der Betrieb in der ersten
Beleuchtungseinrichtung 3A, bei dem das Synchronisiersignal VD
von der CCU 5, wie aus Fig. 5k ersichtlich, zugeführt wird,
fast in der gleichen Art und Weise wie bei der zweiten
Beleuchtungseinrichtung 3B.
In der ersten Beleuchtungseinrichtung 3A ist die mit den drei
Durchlaßteilen 25 ausgestattete Drehscheibe 24 anstelle des
Drehfilters 36 in der zweiten Beleuchtungseinrichtung 3B
vorgesehen, während der Infrarot-Laserstrahl der Infrarot-
Laserstrahlquelle 8 über die drei Durchlaßteile dem
Lichtleiter 14 als Beleuchtungslicht zugeführt wird.
Demzufolge stellt das dem Lichtleiter 14 zugeführte
Beleuchtungslicht, wie aus Fig. 5g′ ersichtlich, einen durch
IR gekennzeichneten Infrarot-Laserstrahl dar. Jede
Beleuchtungsperiode mit dem Infrarot-Laserstrahl stimmt mit
der jeweiligen Beleuchtungsperiode in Fig. 5g überein.
Die anderen Signale in Fig. 5, wie z. B. das Signal S1,
entsprechen denen bei der zweiten Beleuchtungseinrichtung 3B,
so daß deren Erläuterung entbehrlich ist.
Die jeweiligen Ausgangssignale der D/A-Wandler 44 werden einem
Addierer 59 eingegeben und nach deren Addition in einem
Integrierer 60 z. B. über eine Bildperiode integriert.
Daraufhin wird ein Belichtungssteuersignal (Lichtintensitäts-
Einstellsignal) erzeugt und über die Kommunikationsleitung 20
zu der Kommunikationsschaltung 32a bzw. 32b derjenigen
Beleuchtungseinrichtung 3A oder 3B übertragen, mit der der
Lichtleiterverbinder 10 verbunden ist. Die
Belichtungssteuereinrichtung 28a und 28b besteht, wie aus Fig.
4 ersichtlich, aus einer Blendenlamelle und einem über die
Belichtungssteuerschaltung 29a bzw. 29b angesteuerten Motor
zum Drehen der Blendenlamelle, so daß die dem Lichtleiter 14
zugeführte Beleuchtungslichtmenge entsprechend gesteuert
werden kann. Mit Hilfe dieser Steuerung kann einerseits die
Lichtmenge verringert werden, falls der Signalpegel einer
Bildperiode zu hoch ist, und andererseits die Lichtmenge
erhöht werden, falls der Signalpegel zu niedrig ist, so daß
ein geeigneter Signalausgangspegel auf der Seite des TV-
Monitors 6 erzielt und ein helles, leicht zu
diagnostizierendes Bild auf dem TV-Monitor 6 dargestellt
werden kann.
Bei diesem Ausführungsbeispiel sind die Drehscheibe 24 und das
Drehfilter 36 miteinander synchronisiert und werden
miteinander gedreht. Ebenso sind die Filterelemente R, G und B
des Drehfilters 36 sowie die drei Durchlaßteile 25 der
Drehscheibe 24 miteinander synchronisiert und werden in den
optischen Weg so eingesetzt, daß jedes Signal, das unter der
Beleuchtung durch jedes Durchlaßteil 25 erhalten wird, der
gleichen Signalverarbeitung unterzogen wird, wie jedes Signal,
das unter Beleuchtung durch die Filterelemente R, G und B
erhalten wird. Das heißt, die Signalverarbeitung wird bei
Auswahl und Verwendung der ersten Beleuchtungseinrichtung 3A
in der gleichen Art und Weise durchgeführt, wie die
Signalverarbeitung bei Auswahl und Verwendung der zweiten
Beleuchtungseinrichtung 3B.
Nachfolgend werden Beispiele erläutert, die von dem vorstehend
erwähnten ersten Ausführungsbeispiel Gebrauch machen.
Soll eine gewöhnliche Betrachtung des Gegenstandes vorgenommen
werden, so wird das elektronische Infrarotstrahlen-Endoskop 2
mit der zweiten Beleuchtungseinrichtung 3B verbunden. Das
elektronische Infrarotstrahlen-Endoskop 2 liefert ein Signal
an die CCU 5, das unter den Beleuchtungslichtarten R, G und B
infolge der zeitseriellen Farbtrennung am Drehfilter 36
erzeugt wurde. Anhand dieses Signals werden in der CCU 5
gewöhnliche R-, G- und B-Farbteilbilder erzeugt und an den TV-
Monitor zur Wiedergabe abgegeben. Das Synchronisiersignal VD
der R-, G- und B-Bilder wird von der CCU 5 über den Verbinder
31b der zweiten Beleuchtungseinrichtung 3B der
Systemsteuereinheit 30b zugeführt.
Die Systemsteuereinheit 30b synchronisiert die R-, G- und B-
Filterelemente des Drehfilters 36 mit den R-, G- und B-Bildern
durch entsprechenden Antrieb des Motors 23b über die
Treiberschaltung 26b, so daß das Synchronisiersignal VD der
Bilder R, G und B mit dem Lesen eines Bildes des
elektronischen Infrarotstrahlen-Endoskops 2 synchronisiert
ist. Somit können mit dem elektronischen Infrarotstrahlen-
Endoskop 2, in dem das CCD-Element 17 vorgesehen ist, das eine
Abschattungsperiode erfordert, R-, G- und B-Farbbilder
erhalten werden.
Wird das elektronische Infrarotstrahlen-Endoskop 2 mit der
Verbinderaufnahme 15a der ersten Beleuchtungseinrichtung 3A
verbunden, so kann ein Bild durch Beleuchtung seitens der
ersten Beleuchtungseinrichtung 3A erzeugt werden.
Infrarotstrahlen von der Laserstrahlquelle 8 werden über einen
Lichtleiter 7 in die erste Beleuchtungseinrichtung 3A
eingeführt, wobei das von der Stirnfläche des Lichtleiters 14
austretende Licht mittels der Linse 22a konvergiert und durch
die Drehscheibe 24 intermittierend zum Endoskop 2 geführt
wird. Das der Linse 22a gegenüberliegende Ende des
Lichtleiters 7 ist übrigens in einer Halterung 21 fixiert.
Das Infrarotbild wird in der CCU 5 in gleicher Weise wie bei
den üblichen R-, G- und B-Betrachtungen verarbeitet und auf
dem TV-Monitor 6 angezeigt. Das bei dieser Anzeige verwendete
Vertikal-Synchronisiersignal VD wird über den Verbinder 31a
der Systemsteuereinheit 30a der ersten Beleuchtungseinrichtung
3A zugeführt. Auf der Basis dieses Vertikal-
Synchronisiersignals VD wird der Motor 23a über die
Treiberschaltung 26a angetrieben, wird die Drehscheibe 24 mit
dem Videosignal der CCU 5 synchronisiert und werden die von
der Infrarot-Laserquelle 8 abgestrahlten Infrarotstrahlen mit
dem Lesevorgang beim CCD-Element 17 synchronisiert und über
die Verbinderaufnahme 15a als ein intermittierendes Licht dem
elektronischen Infrarotstrahlen-Endoskop 2 zugeführt.
Die Infrarotstrahlen, die mit dem Lesevorgang beim CCD-Element
17 synchronisiert sind und intermittierend abgestrahlt werden,
ergeben bei der Bildsignalbearbeitung in der CCU 5 ein
farbloses bzw. klares Bild ohne Reflexe, da das
Beleuchtungslicht während der Leseperiode durch das
Abschattungsteil der Drehscheibe 24 abgeschattet wird. Dieses
Bildsignal wird über den TV-Monitor 6 wiedergegeben. Der von
der CCU 5 erfaßte Signalpegel wird über die
Kommunikationsleitung 20 des Infrarotstrahlen-Endoskops 2 und
über die Verbinderaufnahme 15a der ersten
Beleuchtungseinrichtung 3A zugeführt.
Der eingegebene Bildsignalpegel wird über die
Kommunikationsschaltung 32a der Systemsteuereinheit 30a
angelegt. Die Systemsteuereinheit 30a führt den von der
Kommunikationsschaltung 32a erhaltenen Bildsignalpegel der
Belichtungssteuerschaltung 29a zu, so daß die
Systemsteuereinheit 30a die Blendeneinrichtung 28a über die
Belichtungssteuerschaltung 29a ansteuern und die Infrarot-
Laserstrahlenmenge so einstellen kann, daß ein Bild mit
geeigneter Belichtung erzielt wird.
Gemäß dem ersten Ausführungsbeispiel kann die am besten
geeignete Beleuchtungseinrichtung in Abhängigkeit von dem zu
betrachtenden Gegenstand oder Zweck verwendet werden. Ist z. B.
eine Beobachtung mit einem Laserstrahl nicht erforderlich,
so erbringt eine gewöhnliche Routineuntersuchung gute
Ergebnisse, da die Gesamtvorrichtung kompakt gemacht werden
kann, da die erste Beleuchtungseinrichtung 3A, die einen
Laserstrahl aussendet, abgetrennt ist. Ferner kann nicht nur
ein gewöhnliches Farbbild, sondern auch ein Bild mit einem
Beleuchtungslicht eines ganz engen Wellenlängenbereichs in
einer elektronischen Endoskopvorrichtung erhalten werden, die
eine Abschattungsperiode erfordert. Demzufolge ist die
Betrachtung eines sich pathologisch verändernden Teils unter
einer mukösen Membran eines Lebewesens und seines
Durchdringungsbereichs möglich, was andererseits bei einer
Diagnose im üblichen Bereich des sichtbaren Lichts nicht
möglich ist, so daß damit die Diagnosemöglichkeiten verbessert
werden.
Da ferner das gleiche optische Beleuchtungssystem, wie es bei
einem gewöhnlichen Bild verwendet wird, vorgesehen wird und
auch eine Belichtungssteuerfunktion bei der Beleuchtung
mittels Infrarot-Laserstrahlen durchgeführt werden kann, kann
ein klares bzw. farbloses Bild unter Beleuchtung mit Infrarot-
Laserstrahlen erhalten und gleich mit einem gewöhnlichen Bild
verglichen werden. Selbst wenn von einer
Beleuchtungseinrichtung zur anderen geschaltet wird, können
Bildstörungen auf dem TV-Monitor 6 unterbunden werden, da den
Beleuchtungseinrichtungen 3A und 3B das Vertikal-
Synchronisiersignal VD der CCU 5 zugeführt und der Zeitpunkt
des Abschlusses der Beleuchtungsperiode des Beleuchtungslichts
mit der CCD-Leseperiode von der CCU 5 synchronisiert wird.
Falls z. B. vor dem Schalten das Bild eingefroren bzw.
stillgesetzt wird, so kann ein durch die andere
Beleuchtungseinrichtung abgebildetes Bild ohne jegliche
Störung dargestellt werden, wenn das Stillsetzen nach dem
Schalten aufgehoben wird.
Fig. 6 zeigt eine Endoskopvorrichtung 41 gemäß dem zweiten
Ausführungsbeispiel. Bei diesem zweiten Ausführungsbeispiel
wird anstelle der ersten Beleuchtungseinrichtung 3A des in
Fig. 1 gezeigten ersten Ausführungsbeispiels eine erste
Beleuchtungseinrichtung 43 verwendet, in der ein Drehfilter 42
vorgesehen ist, an dem, wie aus Fig. 7 ersichtlich,
Filterelemente G1, R1 und IR1 befestigt sind. Das heißt, beim
zweiten Ausführungsbeispiel ist keine Laserstrahlquelle 8
vorgesehen. Die Filterelemente G1, R1 und IR1 des in der
ersten Beleuchtungseinrichtung 43 vorgesehenen Drehfilters 42
weisen Durchlässigkeitsfaktoren auf, so daß grünes und rotes
Licht bzw. Infrarot-Wellenlängenbereiche in einem schmalen
Band durchgelassen werden, wie dies aus Fig. 8 ersichtlich
ist.
Bei der oben erwähnten ersten Beleuchtungseinrichtung 43 wird
ein Beleuchtungslicht einer Lampe 45a, die von einer
Lampenstromversorgung 44′ gespeist wird, mittels der Linse 22a
konvergiert und anschließend mit Hilfe des Drehfilters 42 in
Licht der schmalen Bänder von G1, R1 und IR1 umgewandelt, das
dann der lichteintrittsseitigen Stirnfläche des Lichtleiters
14 zugeführt wird, die in die Verbinderaufnahme 15a eingesetzt
ist.
Die spektralen Kennwerte der oben erwähnten Filterelemente G1,
R1 und IR1 sind in bezug auf die Wellenlängenbereiche so
abgestimmt, daß keine Schwankung der spektralen Kennwerte
infolge des Sauerstoffsättigungsgrades im Hämoglobin auftritt.
Dieses Hämoglobin stellt ein im Blut enthaltenes Pigment dar.
Ebenso ist das Filterelement IR1 auf einen Wellenlängenbereich
abgestimmt, in dem die spektralen Kennwerte infolge des
Sauerstoffsättigungsgrades im Hämoglobin deutlicher schwanken.
Die Bilddaten, die mittels jedes Filterelements erhalten
werden, werden verarbeitet, z. B. subtrahiert, so daß ein Bild
entsprechend der Änderung der Dichte des Hämoglobins und des
Sauerstoffsättigungsgrades im Hämoglobin angezeigt werden
kann. Das in der zweiten Beleuchtungseinrichtung 3B verwendete
Drehfilter 36 ist in Fig. 3 gezeigt.
Ein Drehfilter 42, das den vorstehend beschriebenen Aufbau
aufweist, ermöglicht eine Beobachtung der Änderung der Dichte
des Hämoglobins und des Sauerstoffsättigungsgrades im
Hämoglobin in einer mukösen Membran (Schleimhaut) eines
Lebewesens infolge des Unterschiedes der Dichte zwischen den
Wellenlängen, in die die Farben aufgeteilt sind. Der Aufbau
der Hauptkomponente einer CCU 5′ ist für dieses
Ausführungsbeispiel in Fig. 9 dargestellt. Diese CCU 5′
enthält im Vergleich zur CCU 5 in Fig. 4 zusätzlich eine
Kommunikationsschaltung 60′, die über die
Kommunikationsleitung 20 mit der Kommunikationsschaltung 32a
bzw. 32b in derjenigen Beleuchtungseinrichtung 43 oder 3B in
Verbindung steht, in deren Verbinderaufnahme 15a bzw. 15b der
Lichtleiterverbinder 10 eingesetzt ist und die die Lichtmenge
der Beleuchtungseinrichtung 43 oder 3B durch das
Ausgangssignal des Integrierers 60 steuert. Diese
Kommunikationsschaltung 60′ betätigt den Umschalter SW1
entsprechend der Signalverarbeitungsfunktion in der CCU5′.
Die Ausgangssignale der Bildspeicher 39R, 39G und 39B werden
einem Subtrahierer 60′′ und über den Umschalter SW1 den
jeweiligen D/A-Wandlern 44 zugeführt. Das Schalten des
Umschalters SW1 wird durch ein Unterscheidungssignal von der
in der Beleuchtungseinrichtung 43 oder 3B vorgesehenen
Kommunikationsschaltung 32a oder 32b gesteuert, die mit dem
Schalter SW1 über die Kommunikationsschaltung 60′ elektrisch
verbunden ist. Steht z. B. die zweite Beleuchtungseinrichtung
3B mit dem Schalter SW1 in Verbindung, so werden die
Ausgangssignale der Bildspeicher 39R, 39G und 39B ausgewählt
und als Farbbild auf dem TV-Monitor 6 dargestellt. Steht
andererseits die erste Beleuchtungseinrichtung 43 mit dem
Schalter SW1 in Verbindung, so wird mit Hilfe eines Schalters
SW3 eines der Ausgangssignale eines Subtrahierers 60′′, der
die Ausgangssignale der Teilbildspeicher 39R, 39G und 39B
subtrahiert, ausgewählt, so daß mit Hilfe des entsprechenden
Ausgangssignals des Subtrahierers 60′′ ein Bild wiedergegeben
werden kann, das entweder die Änderung der Dichte des
Hämoglobins oder die Änderung des Sauerstoffsättigungsgrades
im Hämoglobin darstellt. Der oben erwähnte Schalter SW3 wird
mit Hilfe eines Schalters SW2 betätigt. Bei diesem
Ausführungsbeispiel kann die CCU 5′ Signale verarbeiten, die
unterschiedlich sind für den Fall, bei dem die erste
Beleuchtungseinrichtung 43 zur Verwendung ausgewählt ist, und
den Fall, bei dem die zweite Beleuchtungseinrichtung 3B zur
Verwendung ausgewählt ist. Das heißt, die CCU 5′ weist
Signalverarbeitungsfunktionen auf, die den beiden
Beleuchtungseinrichtungen 43 und 3B entsprechen und wählt die
entsprechende Signalverarbeitungsfunktion in Abhängigkeit
davon, welche der beiden Beleuchtungseinrichtungen mit der CCU
5′ verbunden ist. Bei dem ersten Ausführungsbeispiel hingegen
kann für den Fall, daß entweder die erste
Beleuchtungseinrichtung 3A oder die zweite
Beleuchtungseinrichtung 3B verwendet wird, eine gemeinsame
Signalverarbeitungsfunktion herangezogen werden.
Der übrige Aufbau entspricht dem des ersten
Ausführungsbeispiels.
Durch den oben geschilderten Aufbau kann ein Farbbild mittels
der zweiten Beleuchtungseinrichtung 3B bei üblicher
Betrachtung und ein funktionelles Bild des Hämoglobins mit
Hilfe der ersten Beleuchtungseinrichtung 43 erzeugt werden,
ohne daß dazu ein Filterauswahl-Steuerteil in dem Gehäuse
vorgesehen werden muß.
Außerdem weist die erste Beleuchtungseinrichtung 43, die zur
Erzeugung eines funktionellen Bildes des Hämoglobins verwendet
wird, einen ähnlichen Aufbau wie die zweite
Beleuchtungseinrichtung 3B für eine gewöhnliche
Routineuntersuchung auf. Das heißt, die
Beleuchtungseinrichtung 3B kann leicht umgestaltet werden, so
daß ein spezielles Beobachtungssystem zur Erzeugung eines
funktionellen Bildes des Hämoglobins kostengünstig hergestellt
werden kann.
Fig. 10 zeigt eine Endoskopvorrichtung 51 gemäß einem dritten
Ausführungsbeispiel.
Bei diesem dritten Ausführungsbeispiel steht das in Fig. 6
gezeigte elektronische Infrarotstrahlen-Endoskop 2 mit der
ersten und zweiten Beleuchtungseinrichtung 43 und 3B über eine
Schalteinrichtung 52 für den optischen Weg sowie eine
Signalschalteinrichtung 53 in Verbindung. Das heißt, bei
diesem Ausführungsbeispiel ist das elektronische
Infrarotstrahlen-Endoskop 2 ausgestattet mit der
Schalteinrichtung 52, die den optischen Weg eines Lichtleiters
schaltet, der verschiedene Beleuchtungslichtarten von den
Beleuchtungseinrichtungen 43 und 3B zum Endoskop 2 führt, und
der Signalschalteinrichtung 53, die zwischen das Endoskop 2
und die beiden Beleuchtungseinrichtungen 3B und 43 geschaltet
ist.
Diese Schalteinrichtung 52 zum Schalten des optischen Weges
besteht aus optischen Teilen, wie z. B. einem bekannten
Spiegel oder Prisma, um das von der ersten
Beleuchtungseinrichtung 43 abgestrahlte Beleuchtungslicht oder
das von der zweiten Beleuchtungseinrichtung 3B abgestrahlte
Beleuchtungslicht zum elektronischen Infrarotstrahlen-Endoskop
2 zu führen bzw. zu schalten. Die Signalschalteinrichtung 53
schaltet ein Belichtungssteuersignal sowie ein
Synchronisiersignal von der ersten Beleuchtungseinrichtung 43
zur zweiten Beleuchtungseinrichtung 3B und umgekehrt. Das
vorstehend erwähnte Schalten des optischen Weges und der
Signale wird mit Hilfe eines Schalters SW2 ausgeführt, der an
dem Betätigungsteil 12 des Endoskops 2 vorgesehen ist. Wie
durch die gestrichelte Linie verdeutlicht, kann alternativ der
Schalter SW2 auch automatisch durch ein Signal von der CCU 5′
gesteuert werden.
Nachfolgend wird die Funktionsweise dieses
Ausführungsbeispiels näher erläutert.
Soll ein gewöhnliches Farbbild mit Hilfe des oben
geschilderten Aufbaus beobachtet werden, so wird mit dem am
Endoskopbetätigungsteil 12 vorgesehenen Schalter SW2 die
Schaltvorrichtung 52 für den optischen Weg so betätigt, daß
dem Endoskop 2 Beleuchtungslicht von der zweiten
Beleuchtungseinrichtung 3B zugeführt wird, die das Drehfilter
36 mit den drei Filterelementen R, G und B aufweist.
Gleichzeitig werden der zweiten Beleuchtungseinrichtung 3B für
eine gewöhnliche Beobachtung die Belichtungssteuer- und
Synchronisiersignale von der CCU 5′ angelegt. Demzufolge wird
der mit diesem elektronischen Infrarotstrahlen-Endoskop 2 zu
betrachtende Gegenstand zeitseriell mit den
Beleuchtungslichtarten R, G und B beleuchtet, so daß ein
gewöhnliches Farbbild erzeugt wird.
Soll ein spezielles Bild mit Hilfe des Endoskops 2 aufgenommen
werden, so wird das Beleuchtungslicht der ersten
Beleuchtungseinrichtung 43 für eine Spezialbildbetrachtung mit
Hilfe der Schalteinrichtung 52 durch Betätigen des Schalters
SW2 ausgewählt und das Signal von der CCU 5′ wird der ersten
Beleuchtungseinrichtung 43 mittels der Signalschalteinrichtung
53 zugeführt, woraufhin vom Endoskop ein funktionelles Bild
einer mukösen Membran eines Lebewesens abgebildet wird.
Bei diesem dritten Ausführungsbeispiel kann die Bedienung des
Endoskops im Vergleich zu dem ersten und zweiten
Ausführungsbeispiel verbessert werden, da zwischen einem
gewöhnlichen Farbbild und einem Spezialbild mit Hilfe des am
Endoskopbetätigungsteil 12 vorgesehenen Schalters SW2
umgeschaltet werden kann. Ein derartiger manueller Schalter
kann nicht nur am Betätigungsteil des Endoskops, sondern auch
in einem Fußschalter oder auf einer Frontplatte untergebracht
werden. Ferner kann der Schalter auch an einer außenseitig
angebrachten Kamera befestigt sein.
Die Durchlässigkeitsfaktor-Kennwerte jedes Filterelements, das
an dem Drehfilter zum Erzeugen eines funktionellen Bildes
befestigt ist, sind nicht auf die des obigen
Ausführungsbeispiels beschränkt, sondern können für alle
Wellenlängenbereiche verwendet werden, die eine Abbildung
durch die Bildaufnahmeeinrichtung des elektronischen Endoskops
2 ermöglichen. Wie beispielsweise in Fig. 8 gezeigt, ist unter
Verwendung jedes Wellenlängenbereiches R1, IR1 und IR2 eine
Abbildung der Änderung des Sauerstoffsättigungsgrades im
Hämoglobin möglich. Ebenso kann ein Gegenstand mit einem
Beleuchtungslicht in einem Ultraviolettbereich, wie z. B. UV1,
ausgeleuchtet werden und dieses Bild mit den Bildern anderer
Wellenlängenbereiche verarbeitet werden, so daß die
Mikrostruktur und die Mikrorotfärbung einer mukösen Membran
eines Lebewesens in Kontrast zu den anderen Teilen dargestellt
werden können.
Fig. 11 zeigt eine Endoskopvorrichtung 301, die eine erste
Modifikation des in Fig. 10 gezeigten dritten
Ausführungsbeispiels darstellt.
Dieses Endoskop 301 besteht aus einem elektronischen
Infrarotstrahlen-Endoskop 302 vom Synchrontyp, bei dem ein
Mosaikfarbtrennfilter 310, das einen komplementären Typ
darstellt, vor der Abbildungsfläche des CCD-Elements 17
vorgesehen ist, der CCU 5, die ein Bildsignal von dem Endoskop
302 in ein Standard-TV-Signal umwandelt, einer
Bildverarbeitungseinrichtung 304, die Signale mit jeglicher
Art von Information über die Funktion eines lebenden Körpers
geeignet verarbeitet, einer ersten Beleuchtungseinrichtung 305
und einer zweiten Beleuchtungseinrichtung 306, die erste bzw.
zweite Beleuchtungslichtarten dem Infrarotstrahlen-Endoskop
302 zuführen, und dem TV-Monitor 6, der das Ausgangssignal der
Bildverarbeitungseinrichtung 304 wiedergibt.
In dem oben erwähnten elektronischen Infrarotstrahlen-Endoskop
302 ist, wie bereits erwähnt, ein Farbtrennfilter 310 vor dem
CCD-Element 17 angeordnet, und zwar im Gegensatz zu dem
elektronischen Infrarotstrahlen-Endoskop 2 in Fig. 10. Bei dem
Farbtrennfilter 310 sind Farbdurchlaßfilter vom
Komplementärfarbentyp mit den Durchlaßkennwerten von Mg
(Magentarot), G (Grün), Ye (Gelb) und Cy (Zyan) (vgl. Fig. 12)
in einem Mosaikmuster angeordnet. Ebenso wird anstelle des
Drehfilters 42 in der ersten Beleuchtungseinrichtung 43 in
Fig. 10 hier in der ersten Beleuchtungseinrichtung 305 ein in
Fig. 13a gezeigtes Drehfilter 311 verwendet.
Bei diesem Drehfilter 311 sind, wie aus Fig. 13a ersichtlich,
in radialer Richtung ein sektorförmiges Infrarotsperrfilter
311a sowie Filter 311b und 311c, die zwei unterschiedliche
Durchlaßkennwerte aufweisen und in einem Sektorteil angeordnet
sind, der dem Infrarotsperrfilter 311a gegenüberliegt,
vorgesehen. Dieses Drehfilter 311 begrenzt die von der Lampe
ausgesandte Lichtwellenlänge und liefert Beleuchtungslicht zum
Lichtleiter 14 im elektronischen Infrarotstrahlen-Endoskop
302. Die oben erwähnten Filter 311b und 311c haben
Durchlaßkennwerte (dargestellt durch λ1 und λ2), die
Wellenlängen von 570 nm und 650 nm jeweils in einem
Band durchlassen (vgl. Fig. 12) .
Ferner wird anstelle des Drehfilters 36 in der zweiten
Beleuchtungseinrichtung 3B in Fig. 10 hier ein Drehfilter 312
in der zweiten Beleuchtungseinrichtung 306 verwendet, das in
Fig. 13b dargestellt ist. Bei diesem Drehfilter 312 sind ein
sektorförmiges Infrarotsperrfilter 312a sowie Filter 312b und
312c, die zwei unterschiedliche Durchlaßkennwerte aufweisen
und in dem Sektorteil des Drehfilters 312 angeordnet sind der
dem Infrarotsperrfilter 312a gegenüberliegt, vorgesehen (vgl.
Fig. 13b). Dieses Drehfilter 312 begrenzt die von der Lampe 34
ausgesandte Lichtwellenlänge und führt diese dem Lichtleiter
14 im elektronischen Infrarotstrahlen-Endoskop 302 zu. Die
Filter 312b und 312c des Drehfilters 312 haben
Durchlaßkennwerte (dargestellt durch λ2 und λ3), die
Wellenlängen von 650 nm und 790 nm in jeweils einem schmalen
Band durchlassen (vgl. Fig. 12).
Die vorstehend erwähnten Drehfilter 311 und 312 sind mit dem
Lesezeitpunkt des Endoskops 302 synchronisiert und werden in
Drehung versetzt. Demzufolge ist das Infrarotsperrfilter 311a
im Drehfilter 311 der Fig. 13a mit dem Infrarotsperrfilter 312a
im Drehfilter 312 der Fig. 13b synchronisiert, wobei
diese Filter in Drehung versetzt werden. Ebenso ist das Filter
311b (oder 311c) mit den beiden Filtern 312b und 312c
synchronisiert und wird in Drehung versetzt. Falls das
Drehfilter 311 verwendet wird, so wird ein CCD-Treibersignal
zweimal erzeugt, während das Drehfilter 311 eine Umdrehung
ausgeführt hat. Wird andererseits das Drehfilter 312 zur
Benutzung ausgewählt, so wird eine CCD-Treiberschaltung (vgl.
Bezugszeichen 36′ in Fig. 4) derart gesteuert, daß ein CCD-
Treibersignal dreimal während eines Umlaufs des Drehfilters
312 erzeugt wird.
Mit anderen Worten, falls das Drehfilter 312 zur Benutzung
ausgewählt wird, wird im Vergleich zur Auswahl des Drehfilters
311 nach der Beleuchtungsperiode des Filters 312b ein extra
Treibersignal erzeugt. Bei diesem Ausführungsbeispiel wird
beim Lesen eines CCD-Elements, das keine Abschattungsperiode
(zur Vermeidung von Fahnen) erfordert, wie z. B. ein
Zwischenzeilenübertragungstyp, als CCD-Element 17 verwendet.
Wird ein Abschattungsteil zwischen den Filtern 312b und 312c
vorgesehen, so kann ein CCD-Element vom Zeilenübertragungstyp
verwendet werden, das eine Abschattungsperiode erfordert.
Der übrige Aufbau entspricht dem der Fig. 10. Nachfolgend wird
die Funktionsweise der Endoskopvorrichtung 301 erläutert.
Wird die erste Beleuchtungseinrichtung 305 ausgewählt, so wird
das Drehfilter 311 mit dem Lesevorgang beim Infrarotstrahlen-
Endoskop 302 synchronisiert und gedreht. Wird das
Infrarotsperrfilter 311a in den optischen Weg eingesetzt, so
kann ein gewöhnliches, sichtbares Farbbild abgebildet werden.
Werden nach diesem Zeitpunkt die Filter 311b und 311c in den
optischen Weg eingesetzt, so werden die Bilder in einem engen
Wellenlängenband von 570 nm und 650 nm mittels vom
Farbtrennfilter 310 bearbeiteten G- bzw. R-Signale abgebildet.
Ein Farbbild wird für eine gewöhnliche Betrachtung mit
sichtbaren Farben λ-korrigiert und der
Bildverarbeitungseinrichtung 304 zu einem Zeitpunkt zugeführt,
bei dem das Infrarotsperrfilter 311a in den optischen Weg
eingesetzt ist, da das Drehfilter 311 mit der Zeitgabe der
Signalverarbeitung der CCU 5 synchronisiert ist und gedreht
wird.
Werden unterdessen die Filter 311b und 311c in den optischen
Weg eingesetzt, so wird ein Bild in einem engen
Wellenlängenband von 570 nm und 650 nm abgebildet und der
Bildverarbeitungseinrichtung 304 als G- oder R-Bild mit dem
Kennwert λ = 1 zugeführt. Die Bildverarbeitungseinrichtung 304
speichert das übliche, sichtbare Farbbild zeitweilig in einem
Speicher, das unter einer üblichen Beleuchtung seitens der
ersten Beleuchtungseinrichtung 305 abgebildet wurde, bei der
das Infrarotsperrfilter 311a in den optischen Weg eingesetzt
ist. Um die Verteilung der Blutmenge in einem Lebewesen für
das Bildsignal mit schmalbandigem Wellenlängenbereich, in dem
eine λ-Korrektur beseitigt ist, hervorzuheben, wird die
Pegeldifferenz zwischen zwei Bildsignalen mit schmalbandigen
Wellenlängenbereichen mittels des Subtrahierers oder
dergleichen berechnet und die berechnete Pegeldifferenz auf
dem TV-Monitor 6 gleichzeitig mit dem oben erwähnten
gewöhnlichen, sichtbaren Farbbild, das zwischengespeichert
wurde, angezeigt.
Wird als nächstes die zweite Beleuchtungseinrichtung 306
geschaltet, so liefert die CCU 5 ein gewöhnliches, sichtbares,
λ-korrigiertes Farbbild zu einem Zeitpunkt an die
Bildverarbeitungseinrichtung 304, bei dem das
Infrarotsperrfilter 312a in den optischen Weg eingesetzt wird,
und zwar in der gleichen Art und Weise, wie dies im
Zusammenhang mit der ersten Beleuchtungseinrichtung 305
erläutert wurde. Anschließend wird das Bild zeitweilig in
einem Speicher der Bildverarbeitungseinrichtung 304
abgespeichert.
Bilder in schmalen Wellenlängenbändern λ2 und λ3 werden in Form
der Signale der R- bzw- G-Bilder zu Zeitpunkten erhalten, bei
denen die Filter 312b und 312c des Drehfilters 312 in den
optischen Weg eingesetzt werden. Anschließend liefert die CCU
5 die Bilder, bei denen die λ-Korrektur beseitigt ist, an die
Bildverarbeitungseinrichtung 304. Wie im Zusammenhang mit der
ersten Beleuchtungseinrichtung 305 erläutert, berechnet die
Bildverarbeitungseinrichtung 304 eine Pegeldifferenz zwischen
zwei Bildern und hebt die Änderung des
Sauerstoffsättigungsgrades im Hämoglobin eines Lebewesens
hervor. Anschließend wird die Pegeldifferenz auf dem TV-
Monitor 6 gleichzeitig mit dem vorübergehend gespeicherten,
üblichen, sichtbaren Farbbild dargestellt.
Mit Hilfe der Endoskopvorrichtung 301 kann eine gewöhnliche
Betrachtung der Verteilung der Blutmenge in einer mukösen
Membran eines Lebewesens vorgenommen werden, während
gleichzeitig ein zur Hervorhebung der Änderung des
Sauerstoffsättigungsgrades im Hämoglobin bearbeitetes Bild auf
dem TV-Monitor 6 betrachtet werden kann. Demzufolge verbessert
diese Endoskopvorrichtung 301 die Diagnosemöglichkeiten.
Gleichfalls können die Bilder mehreren Monitoren zugeführt
werden, anstatt diese auf dem Monitor 6 gleichzeitig
darzustellen. Ebenso kann der Ausgang der
Bildverarbeitungseinrichtung 304 zwischen dem üblichen,
sichtbaren Farbbild und dem Hervorhebungen aufweisenden Bild
geschaltet werden, so daß das entsprechend geschaltete Bild
auf dem Monitor 6 dargestellt wird.
Fig. 14 zeigt eine Endoskopvorrichtung 351, die eine zweite
Modifikation des dritten Ausführungsbeispiels darstellt. Diese
Endoskopvorrichtung 351 besteht aus einem elektronischen
Infrarotstrahlen-Endoskop 352, bei dem vor der
Abbildungsfläche des CCD-Elements 17 ein Mosaikfarbtrennfilter
360 vom Komplementärtyp angeordnet ist, einer CCU 5, die ein
Bildsignal von dem elektronischen Infrarotstrahlen-Endoskop
352 in ein Standard-TV-Signal umwandelt, einer
Bildverarbeitungseinrichtung 304, die Signale jeglicher Art
von Informationen über Funktionen eines Lebewesens geeignet
verarbeitet, einer ersten Beleuchtungseinrichtung 355 und
einer zweiten Beleuchtungseinrichtung 356, die erste bzw.
zweite Beleuchtungslichtarten dem elektronischen
Infrarotstrahlen-Endoskop 352 zuführen, und dem TV-Monitor 6,
der das Ausgangssignal der Bildverarbeitungseinrichtung 304
anzeigt.
Bei dem oben erwähnten elektronischen Infrarotstrahlen-
Endoskop 352 ist im Gegensatz zu dem elektronischen
Infrarotstrahlen-Endoskop 2 in Fig. 10 ein
Mosaikfarbtrennfilter 360 vor dem CCD-Element 17 angeordnet.
Bei diesem Mosaikfarbtrennfilter 360 sind in einem
Mosaikmuster Farbdurchlaßfilter mit
Durchlässigkeitseigenschaften bei Mg (Magentarot), G (Grün),
Ye (Gelb) und Cy (Zyan) (vgl. Fig. 15) und ebenso mit
Durchlässigkeitseigenschaften im Infrarotstrahlenbereich
angeordnet. Ferner wird anstelle des Drehfilters 42 bei der
ersten Beleuchtungseinrichtung 43 in Fig. 10 hier in der
ersten Beleuchtungseinrichtung 305 ein in Fig. 16a detailliert
dargestelltes Drehfilter 361 verwendet.
Bei diesem Drehfilter 361 sind ein sektorförmiges
Infrarotsperrfilter 361a und viele Filter 361b, 361c und 361d
mit drei unterschiedlichen Durchlässigkeitseigenschaften in
den Sektorteilen des Drehfilters 361 angeordnet, die dem
Infrarotsperrfilter 361a gegenüberliegen. Das Drehfilter 361
begrenzt die Wellenlänge des von der Lampe 45 abgestrahlten
Lichts und führt das Licht dem Lichtleiter 14 des
elektronischen Infrarotstrahlen-Endoskops 352 zu. Die oben
erwähnten Filter 361b, 361c und 361d weisen
Durchlässigkeitseigenschaften (dargestellt durch λ1, λ2 und λ3)
auf, mit deren Hilfe die Wellenlängen 570 nm und 650 nm
jeweils in einem schmalen Band (vgl. Fig. 15) durchgelassen
werden.
Ferner wird anstelle des Drehfilters 36 in der zweiten
Beleuchtungseinrichtung 3B in Fig. 10 bei dieser Modifikation
in der Beleuchtungseinrichtung 356 ein in Fig. 16b detailliert
dargestelltes Drehfilter 362 verwendet. Wie aus Fig. 16b
ersichtlich, sind bei diesem Drehfilter 362 ein sektorförmiges
Infrarotsperrfilter 362a sowie ein sektorförmiges Filter 362b
mit einer Durchlässigkeitseigenschaft bei λ0 vorgesehen, wobei
das Infrarotsperrfilter 362a dem Filter 362b gegenüberliegt.
Das Drehfilter 362 begrenzt die Wellenlänge des von der Lampe
34 abgestrahlten Lichts und führt dieses begrenzte Licht dem
Lichtleiter 14 des elektronischen Infrarotstrahlen-Endoskops
302 zu. Das oben erwähnte Filter 362b weist
Durchlaßeigenschaften (dargestellt durch λ0) auf, wodurch kurze
Wellenlängen, z. B. 450 nm und darunter, durchgelassen werden.
Die oben erwähnten Drehfilter 361 und 362 sind mit dem
Lesetakt des elektronischen Infrarotstrahlen-Endoskops 352
synchronisiert und werden gedreht.
Die Funktionsweise der Endoskopvorrichtung 351 wird
nachfolgend erläutert. Wird die erste Beleuchtungseinrichtung
355 ausgewählt, so ist das Drehfilter 361 mit dem Lesevorgang
beim Endoskop 352 synchronisiert und wird in Drehung versetzt.
Wird das Infrarotsperrfilter 361a in den optischen Weg
eingebracht, so kann ein übliches, sichtbares Farbbild
abgebildet werden. Die CCU 5 liefert ein λ-korrigiertes,
gewöhnliches, sichtbares Farbbild an die
Bildverarbeitungseinrichtung 304, wobei das Bild vorübergehend
in einem Speicher der Bildverarbeitungseinrichtung 304
zwischengespeichert wird.
Werden die Filter 361b, 361c und 361d in den optischen Weg
eingesetzt, so werden drei Arten von Bildern in engen
Wellenlängenbereichen von λ1, λ2 und λ3 erhalten, so daß die
CCU 5 Bilder an die Bildverarbeitungseinrichtung 304 liefert,
bei denen die λ-Korrektur beseitigt ist. Die
Bildverarbeitungseinrichtung 304 berechnet die Pegeldifferenz
zwischen den drei Arten von Bildern und berechnet die Änderung
des Sauerstoffsättigungsgrades im Hämoglobin eines Lebewesens
oder die Änderung der ICG-Pigmentdichte in einer mukösen
Membran, falls ICG intravenös injiziert wird.
Wird auf die zweite Beleuchtungseinrichtung 356 umgeschaltet,
wie dies im Zusammenhang mit der ersten
Beleuchtungseinrichtung 355 erläutert wurde, liefert die CCU 5
das λ-korrigierte, gewöhnliche, sichtbare Farbbild zu dem
Zeitpunkt an die Bildverarbeitungseinrichtung 304, bei dem das
Infrarotsperrfilter 362a des Drehfilters 362 in den optischen
Weg eingesetzt wird, wobei dieses Bild vorübergehend in einem
Speicher der Bildverarbeitungseinrichtung 304
zwischengespeichert wird.
Wird dann das Filter 362b in den optischen Weg eingesetzt, so
wird ein Licht mit den kurzen Wellenlängen auf einen
Gegenstand eines Lebewesens abgestrahlt. Da das Licht auf der
Seite der kurzen Wellenlängen den Effekt aufweist, daß
fluoreszierendes Material, das auf einen Körper eines
Lebewesens aufgesprüht oder intravenös in den Körper injiziert
wird, angeregt wird, kann das elektronische Infrarotstrahlen-
Endoskop 352, das eine Empfindlichkeit auf der Seite der
langen Wellenlängen hat, die Fluoreszenz abbilden. Ferner kann
eine Beobachtung auch ohne Aufsprühen oder intravenöse
Injizierung eines fluoreszierenden Materials durchgeführt
werden, um die vom lebenden Körper selbst abgestrahlte
Fluoreszenz abzubilden.
Wird die erste Beleuchtungseinrichtung 355 ausgewählt, wie
oben erwähnt, und das Infrarotsperrfilter in den optischen Weg
eingesetzt, so wird ein übliches, sichtbares Farbbild
vorübergehend in einem Speicher der
Bildverarbeitungseinrichtung 304 abgespeichert und die
Pegeldifferenz zwischen den Bildern, die beim Einsetzen der
Filter 361b, 361c und 361d in den optischen Weg erhalten
werden, und anschließend die Änderung des
Sauerstoffsättigungsgrades im Hämoglobin oder die Änderung der
ICG-Pigmentdichte in einer mukösen Membran, falls ICG
intravenös injiziert wird, berechnet. Somit wird die Änderung
des Sauerstoffsättigungsgrades im Hämoglobin oder der ICG-
Pigmentdichte am TV-Monitor angezeigt, und zwar je nach Wahl
des Chirurgen mit oder ohne dem gewöhnlichen, sichtbaren
Farbbild.
Wird die zweite Beleuchtungseinrichtung 356 ausgewählt und das
Infrarotsperrfilter in den optischen Weg eingesetzt, so
speichert die Bildverarbeitungseinrichtung 304 vorübergehend
das übliche, sichtbare Farbbild in einem Speicher ab und
berechnet einen Fluoreszenz-Pegel eines lebenden Körpers unter
Verwendung der Bildsignale R und G auf der Seite der langen
Wellenlängen R und G, die beim Einsetzen des Filters 362b in
den optischen Weg erhalten werden, so daß der Fluoreszenz-
Pegel mit oder ohne dem üblichen, sichtbaren Farbbild
dargestellt werden kann.
Mit Hilfe der Endoskopvorrichtung 351 können übliche,
sichtbare Farbbilder sowie ein funktionelles Bild gleichzeitig
betrachtet werden, wie bei der ersten Modifikation, und
zusätzlich kann die Zirkulationsgeschwindigkeit des Blutes,
d. h. die Blutströmungsgeschwindigkeit, durch zeitserielle
Änderung der Pigmentdichte in einer Blutader bei intravenöser
Injektion von ICG-Pigment bestimmt werden.
Außerdem ist es von Bedeutung, daß die Fluoreszenz eines
lebenden Körpers durch Bestrahlen des Körpers mit Licht auf
der Seite der kurzen Wellenlängen beobachtet werden kann, so
daß die Möglichkeit für das Erkennen eines pathologisch
veränderten Teils durch Beobachten der Verteilungsänderung des
fluoreszierenden Materials in einem pathologisch veränderten
Teil einer mukösen Membran verbessert werden kann.
Ferner kann die Fluoreszenz, die von einer reduzierten Form
von Pyridin-Nukleotid (NADH) einem die Sauerstoffdichte
anzeigenden Material im lebenden Körpergewebe ausgestrahlt
wird, beobachtet werden, so daß die Zunahme oder Abnahme der
Sauerstoffmenge in einer mukösen Membran eines lebenden
Körpers abgeschätzt werden kann.
Ebenso kann die Leuchtdichte, die Sättigung und der Farbton
eines sichtbaren Farbbildes auf der Basis der
Bildinformationen, die zu einem funktionellen Bild eines
lebenden Körpers verarbeitet wurde, angehoben werden, und der
Umriß des Teils mit einer Vielfalt von Änderungen kann
zusammengesetzt werden.
Fig. 17 zeigt eine Endoskopvorrichtung 100, die einen
Gegenstand so beleuchtet, daß die Bildsignalpegel von R, G und
B beim Abbilden des Gegenstandes auf fast der gleichen Höhe
liegen, und den Dynamikbereich eines Farbsignals steigern
kann. Ein Beleuchtungslicht wird zu einem elektronischen
Endoskop 101 übertragen, das in einen lebenden Körper
eingeführt wird und mit dessen Hilfe eine Beobachtung möglich
ist, indem Licht von einer Beleuchtungseinrichtung 102 über
einen Lichtleiter (nicht dargestellt) zu dem zu beobachtenden
Gegenstand geführt wird. Der Aufbau dieser
Beleuchtungseinrichtung 102 ist in Fig. 18 detailliert
dargestellt. Eine Lampe 104 sendet mittels der von der
Lampenstromversorgung 103 gelieferten Elektrizität ein Licht
in einem breiten Wellenlängenbereich aus, der einen
ultravioletten Bereich, den Bereich des sichtbaren Lichts
sowie einen Infrarotbereich einschließt.
Die Spektralcharakteristiken des von der Lampe 104 in den
breiten Wellenlängenbereichen abgestrahlten Lichts werden
mittels eines Filterwechslers 118 (vgl. Fig. 20) eingestellt,
an dem Filter F1 bis F5 mit den in Fig. 19 gezeigten
Kennwerten angeordnet sind. Dieser Filterwechsler 118 wird
mittels eines Motors 117 gedreht und kann die spektralen
Kennwerte der Lampe 104 unter Verwendung der Filter F1 bis F5,
die verschiedenartige Kennwerte aufweisen, ändern. Der Motor
117 wird mittels einer Systemsteuerung 115 gesteuert.
Die Systemsteuerung 115 überträgt einen Bildsignalpegel, der
über eine Kommunikationsschaltung 114 erhalten wird, zu einer
Belichtungssteuerschaltung 113, so daß eine Blendeneinrichtung
105 durch die Belichtungssteuerschaltung 113 angesteuert und
die Beleuchtungslichtmenge eingestellt wird.
Bei dem Beleuchtungslicht, dessen spektrale Kennwerte mittels
des Filterwechslers 118 geändert wurden, wird die Lichtmenge
mittels der Blendeneinrichtung 105 eingestellt, um eine
geeignete Lichtmenge sowie zeitseriell getrennte Farben durch
Drehen des Drehfilters 109 mittels eines Motors 110 zu
erhalten, der durch eine Motortreiberschaltung 112 angetrieben
wird, die ihrerseits mit der Systemsteuerung 115 verbunden
ist, wobei das Beleuchtungslicht über eine
Verschlußeinrichtung 106 ein- und ausgeschaltet wird.
Der Aufbau des Drehfilters 109 ist in Fig. 21 dargestellt.
Kombinationen von zwei Filtern sind in Umfangsrichtung des
Filters 109 angeordnet. Für eine gewöhnliche Betrachtung
werden die Farben mittels der am Außenumfang angeordneten
Filter R, G und B getrennt. Falls eine Beobachtung und die
Beurteilung der funktionellen Information eines lebenden
Körpers erwünscht ist, so wird die erforderliche Farbtrennung
dadurch ausgeführt, daß die am Innenumfang des Farbfilters 109
gelegenen Filter in den optischen Weg eingesetzt werden.
Hierzu kann das Drehfilter 109 entweder nur geringfügig in den
optischen Weg eingesetzt werden, wie in Fig. 18 verdeutlicht,
oder es kann im Vergleich zum obigen Zustand tiefer eingesetzt
werden, wie dies durch den Pfeil A verdeutlicht wird.
Das durch das Drehfilter 109 getrennte Beleuchtungslicht wird
mittels einer Linse 107 konvergiert und über einen
Endoskopverbinder 108 dem elektronischen Endoskop 101
zugeführt, um das Innere eines lebenden Körpers zu beleuchten.
Da das Innere eines lebenden Körpers gewöhnlich in einem
extrem roten Farbton erscheint, ist die rote Farbe zumeist
gesättigt, falls ein Weißabgleich mittels einer weißen Farbe,
wie bei einem gewöhnlichen Weißabgleich vorgenommen wird, und
falls die Innenseite des lebenden Körpers betrachtet wird.
Demzufolge ist es in diesem Zustand schwierig, ein feines
Unterscheidungsteil in Rot zu erkennen.
Somit wird der Weißabgleich für eine weiße Farbe mittels der
Kennwerte des Filters F1 des Filterwechslers 118 im Hinblick
auf die Ungleichmäßigkeit des Lichtleiters, des CCD-Elements
und des Signalverarbeitungssystems übernommen. Daraufhin
werden die Filter F1 bis F5 des Filterwechslers 118 durch die
Systemsteuerung 115 ausgewählt, so daß aufgrund der
Spektralcharakteristik des Beleuchtungslichts keine vom
lebenden Körper reflektierte Farbe auftritt, die gesättigt
oder nahezu gesättigt ist. Anschließend werden die
ausgewählten Daten vom Beleuchtungseinrichtungs-Verbinder 116
zugeführt.
Unter den Filterkennwerten in Fig. 19 hat das Filter F1
Kennwerte, wodurch die spektralen Kennwerte der Lichtquelle
unverändert bleiben, um gewöhnliche Farben zu reproduzieren,
während die Filter F2 bis F4 Kennwerte haben, unter denen die
für die Charakteristik des lebenden Körpers geeignetesten
ausgewählt werden können. Das Filter F5 hat Kennwerte, die
verwendet werden, falls eine Färbung z. B. mit Methylenblau
vorgenommen wird.
Ehe eine Untersuchung durchgeführt wird, wird der Weißabgleich
für eine weiße Tafel mit Hilfe des durch das Filter F1
hindurchgetretenen Beleuchtungslicht eingestellt, und das
elektronische Endoskop 101 wird dann in die betreffende
Körperhöhle eingesetzt und ein Videosignal erhalten. Dieses
erhaltene Videosignal wird in einer Vorverarbeitungsschaltung
120 bearbeitet. Anschließend wird in einer Weißabgleich-
Einstellschaltung 122 ein Farbsignal mit einem extrem hohen
Farbsignalpegel und einem gesättigten Signal oder mit einem
niedrigen Farbsignalpegel und einem schlechten Störabstand
unter den Signalpegeln berechnet und über den
Beleuchtungseinrichtungs-Verbinder 116 zur Systemsteuerung 115
übertragen. Diese Systemsteuerung 115 wählt das Filter des
Filterwechslers 118, so daß die Farbe bei einem extrem hohen
Videosignalpegel nicht gesättigt und andererseits nicht zu
gering ist. Somit wählt die Systemsteuerung 115 das Filter so
aus, daß die Spektralcharakteristik des Beleuchtungslichts am
besten für den zu beleuchtenden Gegenstand ist.
Das von dem elektronischen Endoskop 101 ausgelesene Bildsignal
wird in der Vorverarbeitungsschaltung 120 verarbeitet. Wird
ein Weißabgleich mittels einer weißen Tafel zum ersten Mal
vorgenommen, so wird in der WA-(Weißabgleich)-
Einstellschaltung 122 die Pegeldifferenz zwischen den
Farbsignalen berechnet und in einem WA-Speicher 123
abgespeichert. Aufgrund dieser Daten werden der Lichtleiter,
das CCD-Element und das Signalverarbeitungssystem korrigiert.
Da die muköse Membran in einem lebenden Körper in einem roten
Farbton erscheint, wird eine große Pegeldifferenz zwischen den
Farbsignalen hervorgerufen, so daß mit dem elektronischen
Endoskop 101 ein Bild erhalten wird, das für jedes Farbsignal
eingestellte Pegel aufweist, indem die Spektralcharakteristik
des Beleuchtungslichts geändert wird und die Membran über den
Filterwechsler 118 beleuchtet wird. Das erhaltene Bild wird in
der Vorverarbeitungsschaltung 120 bearbeitet und dann einem
geregelten Verstärker (d. h. einem Verstärker mit
Verstärkungsregelung) 121 zugeführt.
Der Pegel des für jede Farbe getrennten Bildsignals wird
mittels der Weißabgleichsdaten eingestellt, die in dem WA-
Speicher 123 mittels einer weißen Tafel abgespeichert wurden.
Das so eingestellte Bildsignal wird in einen A/D-Wandler in
ein Digitalsignal umgewandelt, wobei mit Hilfe eines
synchronisierten Multiplexers 125 die Bildsignale nach Farben
getrennt zeitseriell in entsprechende Speicher 126, 127 und
128 eingelesen werden.
In bezug auf den von jedem Speicher zugeführten
Bildsignalpegel erscheint der Rotton des lebenden Körpers
insgesamt als Weißton, da die Spektralcharakteristik des
Beleuchtungslichts so geändert ist, daß jeder Farbsignalpegel
gleich ist. Demzufolge ist keines der Farbsignale gesättigt
und ein Bildsignal mit gutem Störabstand kann in die
Signalverarbeitungsschaltung 132 eingegeben werden. Falls eine
Berechnung unter den Bildern durchgeführt wird, so werden
ausgewählte Filterinformationen von der WA-Einstellschaltung
122 an die Signalverarbeitungsschaltung 132 weitergegeben und
als korrigierte Daten für die Berechnung benutzt, um die
Spektralcharakteristik des Beleuchtungslichts zu ändern.
Die jeweils aus den Speichern 126, 127 und 128 ausgelesenen
digitalen Bildsignale werden mit Hilfe entsprechender
D/A-Wandler 129, 130 und 131 in Analogsignale umgewandelt.
Anschließend werden in geregelten Verstärkern 133, 134 und 135
die Bildsignalpegel durch Einstellen der Verstärkungsfaktoren
mittels der Verstärkungsfaktor-Zuführschaltung 136 geändert,
um die Charakteristik des ausgewählten Filters des
Filterwechslers 118 zu korrigieren. Die von den geregelten
Verstärkern 133, 134 und 135 abgegebenen Bildsignale, die
durch das Beleuchtungslicht als Weißton erhalten wurden,
werden auf einem TV-Monitor 137 dargestellt, wobei der
tatsächliche Farbton korrigiert ist.
Außerdem kann eine hochqualitative Berechnung zwischen den
Bildern selbst dann ausgeführt werden, wenn die
Spektralcharakteristik eines Gegenstandes einen extrem
unterschiedlichen Pegel unter den Videosignalen bei der
Bilderberechnung aufweist, da die an der Innenseite des
Drehfilters 109 angeordneten Filter so ausgewählt sind, daß
sie die funktionelle Information eines lebenden Körpers
wiedergeben, und das geeigneteste Filter des Filterwechslers
118 in der WA-Einstellschaltung 122 ausgewählt wird.
Weist der zu betrachtende Gegenstand Beschränkungen auf oder
ist eine hohe Beobachtungsqualität erwünscht, so wird das
Filter des Filterwechslers mittels einer Karte ausgewählt, die
die gleiche Spektralcharakteristik aufweist wie der Gegenstand
und der Weißabgleich mittels der WA-Einstellschaltung 122
durchgeführt. Anschließend werden die Daten im
WA-(Weißabgleich)-Speicher 123 abgespeichert. Auf der Grundlage
der gespeicherten Daten wird das Bild in der
Signalverarbeitungsschaltung 132 korrigiert, so daß das Bild
von jedem der in dem Filterwechsler 118 vorgesehenen Filter
korrigiert werden kann, um eine hochqualitative Korrektur
durchzuführen.
Falls kein großer Unterschied im Hinblick auf eine
Durchschnittsfarbe bei den zu betrachtenden Gegenständen
vorliegt, wird die numerische Apertur des Drehfilters 109
mittels der Karte mit dem gleichen Durchschnittsfarbton wie
der Gegenstand so eingestellt, daß der Videosignalpegel für
jede Farbe fast gleich ist, wobei jeder Farbsignalpegel in den
geregelten Verstärkern 133, 134 und 135 so eingestellt werden
kann, daß das Bild die gleiche Farbe wie der Gegenstand
aufweist.
Ebenso wird in einer Synchronisiersignal-Erzeugungsschaltung,
an der das elektronische Endoskop 101 und die
Beleuchtungseinrichtung 102 angeschlossen sind, die
Zeitsteuerung für die zeitserielle Beleuchtung mit der
Zeitsteuerung des Signalverarbeitungssystems synchronisiert.
Bei dem oben geschilderten Aufbau wird nicht nur wie beim
Stand der Technik der Weißabgleich bei dem
Signalbearbeitungssystem vorgenommen, das das CCD-Element
enthält, sondern es findet auch eine Beleuchtung Anwendung,
die die Durchschnittsfarbe des zu betrachtenden Gegenstandes
berücksichtigt, so daß jedes Farbsignal bei einer mukösen
Membran korrekt dargestellt werden kann, bei der die
Durchschnittsfarbe nahezu Rot ist oder bei der eine Färbung
mit verschiedenen Pigmenten vorgesehen ist. Falls somit die
funktionelle Information berechnet wird, können sehr geringe
Unterschiede zwischen den Farbsignalen exakt berechnet werden,
so daß dadurch die Diagnosemöglichkeiten verbessert werden.
Diese Anwendung ist nicht allein auf ein Zeitfolgesystem
beschränkt, sondern kann auch bei einem Synchronsystem zum
Tragen kommen. Außerdem kann diese Anwendung auch auf ein
Fiberskop übertragen werden, an dem außenseitig eine Kamera
befestigt ist.
Fig. 22 zeigt eine Endoskopvorrichtung 401 gemäß dem vierten
Ausführungsbeispiel. Diese Endoskopvorrichtung 401 besteht aus
einem elektronischen Endoskop 101, einer ersten
Beleuchtungseinrichtung 102A, mit der das Endoskop 101
gekoppelt werden kann, einer zweiten Beleuchtungseinrichtung
102B, einer CCU 402 und den TV-Monitoren 137 und 138.
Die erste und zweite Beleuchtungseinrichtung 102A und 102B
enthalten keine Motorbewegungsschaltung 111 wie bei der
Beleuchtungseinrichtung 102 in Fig. 18 und verwenden anstelle
des Drehfilters 109 die in den Fig. 23a und 23b gezeigten
Drehfilter 109a und 109b.
Die CCU 402 ist mit dem in Fig. 17 gezeigten
Signalverarbeitungssystem ausgestattet. Diese CCU 402
überträgt das Synchronisiersignal VD zur ersten und zweiten
Beleuchtungseinrichtung 102A und 102B und sorgt dafür, daß das
Signalverarbeitungssystem und das Beleuchtungssystem der
beiden Beleuchtungseinrichtungen 102A und 102B miteinander
synchronisiert sind, wie dies beim ersten Ausführungsbeispiel
erläutert wurde. Das vierte Ausführungsbeispiel schließt die
Funktion der in Fig. 17 erläuterten Endoskopvorrichtung 100
sowie die Funktion des ersten Ausführungsbeispiels ein.
Als nächstes wird eine Modifikation des in der Fig. 17
dargestellten Ausführungsbeispiels näher erläutert.
Die Endoskopvorrichtung dieser Modifikation verwendet eine in
Fig. 24 dargestellte Beleuchtungseinrichtung 139 bei dem
Ausführungsbeispiel der Fig. 17. Diese Beleuchtungseinrichtung
139 enthält nicht den in der Beleuchtungseinrichtung 102 in
Fig. 18 vorgesehenen Motor 117 und den Filterwechsler 118,
weist aber einen Aufbau auf, bei dem der Treiberstrom einer
Lampenstromversorgungsschaltung 140 mit Hilfe der
Systemsteuerung 115 variabel ist. Jeder Farbsignalpegel, der
bei der Abbildung eines Gegenstandes erhalten wird, wird in
der WA-Einstellschaltung 122 erfaßt. Aufgrund dieser
Information steuert die Beleuchtungseinrichtung 139 die
Lampenstromversorgungsschaltung 140 entsprechend einem
angenäherten Durchschnittspegel jeder vom Gegenstand
reflektierten Lichtfarbe und einem angenähert gleichförmigen
Pegel jeder Farbe des reflektierten Lichts, indem das
Beleuchtungslicht bei dem Farbsignal mit schlechtem
Reflektionsgrad (vgl. Fig. 25a) stark ausgestrahlt wird.
Der Pegelunterschied der erhaltenen Farbsignale wird auf der
Basis der Pegeldifferenz des Beleuchtungslichts korrigiert und
verarbeitet, wie dies bei der Endoskopvorrichtung gemäß Fig.
17 gezeigt ist, und auf den TV-Monitoren 137 und 138
dargestellt.
Bei dieser Modifikation ist der gleiche Effekt wie bei der
Endoskopvorrichtung 101 in Fig. 17 verfügbar, ohne daß dazu
verschiedene Filter verwendet werden müssen, so daß die
Vorrichtung vereinfacht werden kann. Das Drehfilter 109 wird
bei dieser Modifikation gegen die in Fig. 23 gezeigten Filter
109A und 109B ausgetauscht, so daß ein anderes
Ausführungsbeispiel gebildet werden kann.
Als nächstes wird eine Endoskopvorrichtung 61, die in Fig. 26
dargestellt ist, erläutert. Bei dieser Endoskopvorrichtung 61
sind mehrere Signalverarbeitungseinheiten mit einer
Beleuchtungseinrichtung synchronisiert, so daß eine normale
Betrachtung und eine spezielle Betrachtung leicht vorgenommen
werden können.
Die Endoskopvorrichtung 61 besteht aus einem elektronischen
Stereo-Endoskop 62, einer Beleuchtungseinrichtung 63, die ein
Beleuchtungslicht dem Stereo-Endoskop 62 zuführt, einer ersten
und zweiten CCU 64 bzw. 65, die Signale für das Stereo-
Endoskop 62 verarbeiten, einer Signalverarbeitungseinheit 66,
die die Bildsignale von den beiden CCUs 64 und 65 verarbeitet,
einer Formdaten-Berechnungseinrichtung 67, die Formdaten eines
Gegenstandes aus den beiden Bildsignalen der CCUs 64 und 65
berechnet, einem ersten TV-Monitor 68 und einem zweiten TV-
Monitor 69, die die Informationen von der
Signalverarbeitungseinheit 66 anzeigen, und einem dritten
Monitor 70, der die von der Formdaten-Berechnungseinrichtung
67 berechneten Formdaten anzeigt.
In dem elektronischen Stereo-Endoskop 62 sind Objektivlinsen
72 und 73 getrennt am distalen Ende eines länglichen
Einführteils 71 angeordnet. Bildaufnahmeeinrichtungen in Form
von CCD-Elementen 74 und 75 sind in den betreffenden
Brennebenen der Objektivlinsen 72 und 73 angeordnet.
Die CCD-Elemente 74 und 75 haben eine
Infrarotsperrcharakteristik IRC bzw. eine Sperrcharakteristik
VIC für sichtbares Licht, wie dies in Fig. 28 dargestellt ist.
Ein Lichtleiter 76 ist durch das Einführteil 71 des
elektronischen Stereo-Endoskops 62 hindurchgeführt, wobei die
Lichtleiterstirnfläche am distalen Ende des Einführteils 71
angeordnet ist und Beleuchtungslicht zum Beleuchten des zu
betrachtenden Gegenstandes abstrahlt. Über die in Fig. 27
dargestellten Filter kann Licht mit den in Fig. 29
dargestellten Spektralcharakteristik-Wellenlängenbereichen der
anderen Stirnfläche des Lichtleiters 76 zugeführt werden.
Diese Filter sind in einem in der Beleuchtungseinrichtung 63
angeordneten Drehfilter zum Trennen des Lichts vorgesehen.
Die Signalverarbeitungseinheit 66 berechnet das Bild mit der
funktionellen Information des lebenden Körpers oder bringt das
von den beiden CCUs 64 und 65 erzeugte und verarbeitete
Bildsignal zur Anzeige. Somit wird auf dem ersten TV-Monitor
68 ein sichtbares Bild, d. h. ein normales Bild, oder ein Bild
mit hervorgehobener Struktur angezeigt, während auf dem
zweiten TV-Monitor 69 ein Infrarotbild dargestellt wird.
Die Formdaten-Berechnungseinrichtung 67 berechnet die
Formdaten unter Verwendung des Bildsignals eines sichtbaren
Bildes und eines Infrarotbildes, von denen jedes eine
Parallaxe aufweist, und zeigt die berechneten Formdaten auf
dem dritten TV-Monitor 70 an. Ferner tauschen die
Beleuchtungseinrichtung 63 und die beiden CCUs 64 und 65 ein
Synchronisiersignal miteinander über eine Signalleitung (nicht
dargestellt) aus, so daß diese miteinander synchronisiert
sind.
Die Wirkungsweise der Endoskopvorrichtung 61 wird nachfolgend
erläutert.
Das Drehfilter der Beleuchtungseinrichtung 63 gibt zeitseriell
spektrale Beleuchtungslichtarten in den aus Fig. 29
ersichtlichen Wellenlängenbereichen ab. Die
Lichtempfangsfläche des elektronischen Stereo-Endoskops 62
weist zwei Empfindlichkeitsbereiche für das empfangene Licht
auf, so daß zwei Arten von Bildern, nämlich Bilder im
Infrarotbereich und Bilder im sichtbaren Bereich, von den
beiden CCUs 64 und 65 mit einer Zeitgabe geliefert werden, bei
der beispielsweise ein Bild während einer Belichtungsperiode
und das andere während einer Übertragungsperiode geliefert
wird.
Anhand der zugeführten Bildsignale werden in der Formdaten-
Berechnungsschaltung 67 Formdaten eines Gegenstandes berechnet
und auf dem TV-Monitor 70 dargestellt. Währenddessen wird das
sichtbare Bild, das der Signalverarbeitungseinheit 66
übermittelt wurde, dem TV-Monitor 68 als ein normales Bild zur
Anzeige zugeführt. Oder es wird ein Hervorhebungs- bzw.
Betonungsprozeß, wie z. B. eine Formhervorhebung oder eine
Farbtonhervorhebung, in bezug auf das sichtbare Bild
ausgeführt, woraufhin das Bild auf dem TV-Monitor 68
wiedergegeben wird. Ebenso können anhand der Infrarotbilder
verschiedene funktionelle Informationen über einen lebenden
Körper berechnet werden, indem zwischen den Bildern mit
verschiedenen Wellenlängen eine Berechnung durchg 25987 00070 552 001000280000000200012000285912587600040 0002004136034 00004 25868eführt wird.
Das Ergebnis der Berechnung wird auf dem TV-Monitor 69
angezeigt.
Bei dieser Endoskopvorrichtung 61 werden Formdaten eines
Gegenstandes in der gleichen Art und Weise wie bei einem
gewöhnlichen Stereo-Endoskop berechnet. Zum gleichen Zeitpunkt
können somit sowohl ein gewöhnlich sichtbares Bild als auch
funktionelle Informationen über einen lebenden Körper
gleichzeitig angezeigt oder bewertet werden, so daß ein
funktionelles Bild eines lebenden Körpers, wie z. B. aufgrund
der Formdaten eines lebenden Körpers, ein gewöhnliches Bild,
der Blutstrom und der Sauerstoffsättigungsgrad im Hämoglobin
gleichzeitig bewertet werden können, wodurch sich verbesserte
Diagnosemöglichkeiten ergeben.
Fig. 30 zeigt eine Endoskopvorrichtung 81, die ein λ-
korrigiertes Bildsignal für eine gewöhnliche Beobachtung und
ein Bildsignal ohne λ-Korrektur für eine spezielle Beobachtung
erzeugt und ein Bild abschätzt oder anzeigt, nachdem dieses
anhand verschiedener Bilder mit einer Recheneinrichtung
berechnet wurde.
Die Endoskopvorrichtung 81 besteht aus einem elektronischen
Endoskop 82, das sogar einen Infrarotstrahlenbereich abbilden
kann, einer Beleuchtungseinrichtung 83, die dem Endoskop 82
ein Beleuchtungslicht zuführt, einer ersten und einer zweiten
CCU 85 bzw. 86, die wahlweise über eine Schalteinrichtung 84
mit dem Endoskop 82 verbunden werden können, einer
Bildverarbeitungseinheit 87, die anhand des Ausgangssignals
der ersten CCU 85 die funktionellen Informationen über einen
lebenden Körper durch eine Berechnung zwischen mehreren
Bildern erstellt, und einem ersten und zweiten TV-Monitor 88
bzw. 89, auf denen die Ausgangssignale der
Bildverarbeitungseinheit 87 bzw. der zweiten CCU 86 angezeigt
werden.
Bei dem elektronischen Endoskop 82 ist in ein längliches
Einführteil 91 ein Lichtleiter 92 eingesetzt, wobei ein
Beleuchtungslicht von der Beleuchtungseinrichtung 83 zugeführt
wird, indem der Lichtleiter 92 mit der Beleuchtungseinrichtung
83 verbunden wird.
Der Aufbau der Beleuchtungseinrichtung 83 ist in Fig. 31
gezeigt. In dieser Beleuchtungseinrichtung 83 ist anstelle des
Drehfilters 36 in der zweiten Beleuchtungseinrichtung 3B in
Fig. 1 ein Drehfilter 93 vorgesehen, das mit den in Fig. 32
gezeigten Filtern ausgestattet ist. Ferner ist eine
Motorbewegungsschaltung 94 enthalten, die das Drehfilter 93
mit dem Motor 23 in senkrechter Richtung zur optischen Achse
bewegen kann.
Wie aus Fig. 32 ersichtlich, ist das Drehfilter 93 am
Außenumfang mit Filtern R (Rot), G (Grün) und B (Blau) und an
der Innenseite mit Filtern IR1, IR2 und IR3 ausgestattet. Das
Drehfilter 93 und der Motor 23 bewegen sich mit Hilfe der
Motorbewegungsschaltung 94 in senkrechter Richtung zur
optischen Achse, so daß dadurch eine Filterkombination für die
Farbtrennung des Beleuchtungslichts gewählt werden kann.
Am distalen Ende des länglichen Einführteils 91 sind eine
Objektivlinse 95 sowie ein CCD-Element 96 befestigt, wobei das
CCD-Element 96 in der Brennebene der Linse 95 angeordnet ist.
Das CCD-Element 96 weist ohne Infrarotsperrfilter eine
Empfindlichkeitscharakteristik im Infrarotbereich auf. Das
Ausgangssignal des CCD-Elements 96 wird über die
Schalteinrichtung 84 der ersten bzw. zweiten CCU 85 und 86
angelegt.
Die erste CCU 85 verarbeitet Signale (eine λ-Korrektur wird
nicht durchgeführt) für die Bildsignale, die unter dem durch
die Filter IR1, IR2 und IR3 hindurchgetretenen
Beleuchtungslicht erzeugt wurden. Das Ausgangssignal der CCU
85 wird der Bildverarbeitungseinheit 87 zugeführt.
Die zweite CCU 86 verarbeitet Signale (eine λ-Korrektur wird
durchgeführt) für die Bildsignale, die unter dem durch die
Filter R, G und B hindurchgetretenen Beleuchtungslicht erzeugt
wurden, und zeigt diese auf dem TV-Monitor 89 an.
Die erste und zweite CCU 85 und 86 sind mit der
Beleuchtungseinrichtung 83 verbunden, wobei die beiden CCUs 85
und 86 für den Betrieb miteinander synchronisiert sind.
Die Funktionsweise der Endoskopvorrichtung 81 wird nachfolgend
erläutert. Die Beleuchtungseinrichtung 83 weist eine Lampe 34
auf, die von einer Lampenstromversorgung 35 gespeist wird.
Diese Lampe 34 sendet Lichtarten von einem Bereich des
sichtbaren Lichts bis zu einem Infrarotstrahlenbereich aus und
liefert diese nach Konvergierung durch die Linse 22 zur
Beleuchtung an das elektronische Endoskop 82, und zwar über
einen Ausgangsverbinder 15, der die Verbindung zum Endoskop 82
herstellt.
Das von der Lampe 34 abgestrahlte Beleuchtungslicht wird
mittels einer Blendeneinrichtung 28 auf die geeignete
Lichtmenge gesteuert, so daß eine geeignete Belichtung des
Gegenstandes durch die Steuerung einer
Belichtungssteuerschaltung 29 vorgenommen wird. Wird das
elektronische Endoskop 82 vom Ausgangsverbinder 15 der
Beleuchtungseinrichtung 83 gelöst, so wird eine
Verschlußeinrichtung 27, die die geeignete Lichtmenge
abblendet bzw. sperrt, ebenso von der
Beleuchtungssteuerschaltung 29 gesteuert. Das Drehfilter 93
wird von einem Motor 23 gedreht, dessen Drehzahl mittels einer
Treiberschaltung 26 gesteuert wird. Das Drehfilter 93 weist
den in Fig. 32 gezeigten Aufbau auf, um eine zeitserielle
Farbtrennung durch unterschiedliche Filterkombinationen
vornehmen zu können. Demzufolge nehmen die außenliegenden
Filter R, G und B eine Farbtrennung für eine gewöhnliche
Betrachtung und die innenliegenden Filter IR1, IR2 und IR3
eine Farbtrennung zum Erfassen der Pigmentmenge in einem
lebenden Körper und zum Betrachten funktioneller Informationen
bezüglich eines lebenden Körpers vor. Die Filterkombinationen
an der Außenseite bzw. Innenseite des Drehfilters 93 können
für die Farbtrennung des von der Linse 22 konvergierten
Beleuchtungslichts geschaltet werden, da die Position des
Drehfilters 93 mit der Bewegung des Motors 23, die durch die
Motorbewegungsschaltung 94 gesteuert wird, geändert werden
kann.
Soll mit dem elektronischen Endoskop 82 eine gewöhnliche
Beobachtung durchgeführt werden, so wird ein Signal zum
Unterscheiden des Videosignalpegels und der CCU vom
Ausgangsverbinder 15 der Beleuchtungseinrichtung 83 zugeführt,
und zwar über das elektronische Endoskop 82 und die CCU 86,
falls diese mittels der Schalteinrichtung 84 ausgewählt ist.
Das der Beleuchtungseinrichtung 83 zugeführte Signal wird über
eine Kommunikationsschaltung 32 einer Systemsteuerung 30
angelegt, wodurch die Filter R, G und B des Drehfilters 93 für
eine gewöhnliche Beobachtung durch die Motorbewegungsschaltung
94 ausgewählt werden.
Wird andererseits die CCU 85 mittels der Schalteinrichtung 84
ausgewählt, so werden die Filter IR1, IR2 und IR3 für eine
funktionelle Bildbetrachtung, ähnlich wie oben erwähnt, mit
Hilfe der Motorbewegungsschaltung 94 unter Verwendung des
Signals von der CCU 85 ausgewählt. Da die CCU 85 und die CCU
86 über die Beleuchtungseinrichtung 83 synchronisiert sind,
tritt eine Bildstörung selbst dann nicht ein, falls das Bild
mit Hilfe der Schalteinrichtung 84 geschaltet wird. Das von
der CCU 85 erzeugte Bildsignal wird verarbeitet, um die
funktionellen Informationen über einen lebenden Körper durch
Berechnen mehrerer Bilder in der Bildverarbeitungseinheit 87
und durch Beobachten der Pigmentverteilung in einem lebenden
Körper zu ermitteln, so daß das verarbeitete Signal als Bild
auf dem TV-Monitor 88 wiedergegeben werden kann.
Wie oben erwähnt, kann bei dieser Endoskopvorrichtung 81
selbst dann, wenn die CCU für gewöhnliche Betrachtung und
Funktionalbild-Betrachtung und eine Vielzahl von CCUs 85 und
86 benutzt werden, die CCU verwendet werden, ohne daß
Bildstörungen auftreten, so daß eine gewöhnliche Betrachtung,
eine Infrarotbild-Betrachtung, eine Funktionalbild-Betrachtung
(Blutfluß, Sauerstoffsättigungsgrad) auf einfache Weise
durchgeführt werden können, wobei die funktionellen
Informationen über einen lebenden Körper leicht wahrgenommen
und ermittelt werden können.
Mit Bezug auf Fig. 33 wird nachfolgend eine
Endoskopvorrichtung 201 erläutert, bei der die Durchführung
des Schaltvorganges zwischen einer gewöhnlichen Beobachtung
und einer Blutfluß-Beobachtung verbessert ist.
Die Endoskopvorrichtung 201 enthält Abbildungseinrichtungen
und besteht aus einem elektronischen Infrarotstrahlen-Endoskop
202 mit einer Empfindlichkeit im Infrarotstrahlenbereich,
einer ersten Beleuchtungseinrichtung 204, die ein erstes
Beleuchtungslicht liefert und eine Endoskoperfassungssignal-
Erzeugungsschaltung enthält, die ein Endoskoperfassungsignal
erzeugt, falls ein Verbinder 214 des elektronischen
Infrarotstrahlen-Endoskops 202 mit einem Ausgangsverbinder
203a der ersten Beleuchtungseinrichtung 204 gekoppelt wird,
einer zweiten Beleuchtungseinrichtung 205, die ein zweites
Beleuchtungslicht an das Infrarotstrahlen-Endoskop 202
liefert, falls der Verbinder 214 des Endoskops 202 mit dem
Ausgangsverbinder 203b gekoppelt wird, einer CCU 206, die
Signale für das Endoskop 202 verarbeitet, einem TV-Monitor
207, der ein in der CCU 206 verarbeitetes Videosignal anzeigt,
und einer Schalteinrichtung 208, die von der
Beleuchtungseinrichtung, mit der das Endoskop 202 verbunden
ist, zur CCU 206 und umgekehrt schaltet, und zwar auf der
Basis des Endoskoperfassungssignals, das von der ersten
Beleuchtungseinrichtung 204 erzeugt wird.
Wird das Endoskoperfassungsignal nicht erzeugt, d. h. falls
das Endoskop 202 mit der zweiten Beleuchtungseinrichtung 205
gekoppelt ist, so wird die Beleuchtungseinrichtung für eine
gewöhnliche Betrachtung, d. h. die zweite
Beleuchtungseinrichtung 205 und die CCU 206 mit dem
elektronischen Infrarotstrahlen-Endoskop 202 betrieblich
verbunden. Wird das Endoskoperfassungssignal erzeugt, d. h.
das elektronische Infrarotstrahlen-Endoskop 202 ist mit der
ersten Beleuchtungseinrichtung 204 verbunden, so werden die
erste Beleuchtungseinrichtung 204 und die CCU 206 automatisch
zum Betrieb mit dem Infrarotstrahlen-Endoskop 202 geschaltet.
Das Infrarotstrahlen-Endoskop 202 weist ein längliches
Einführteil 211, ein breites Betätigungsteil 212, das am
rückseitigen Ende des Einführteils 211 ausgebildet ist, und
ein Universalanschlußkabel 213 auf, das vom Betätigungsteil
212 wegragt. Ein am Ende des Universalanschlußkabels 213
befindlicher Verbinder 214 kann mit dem Ausgangsverbinder 203a
der ersten Beleuchtungseinrichtung 204 oder dem
Ausgangsverbinder 203b der zweiten Beleuchtungseinrichtung 205
gekoppelt werden. Von dem Verbinder 214 ragt ein Kabel 215
weg, an dessen Ende ein weiterer Verbinder 216 vorgesehen ist,
der mit der CCU 206 verbunden werden kann.
In das Einführteil 211 ist außerdem ein Lichtleiter (nicht
dargestellt) zum Übertragen eines Beleuchtungslichtes
eingesetzt. Dieser Lichtleiter verläuft auch durch das
Universalanschlußkabel 213 hindurch. Der Verbinder 214 des
Endoskops 202 steht mit dem Ausgangsverbinder 203a der ersten
Beleuchtungseinrichtung 204 oder dem Ausgangsverbinder 203b
der zweiten Beleuchtungseinrichtung 205 in Verbindung, so daß
von der ersten oder zweiten Beleuchtungseinrichtung 204 bzw.
205 der eintrittsseitigen Stirnfläche des Lichtleiters ein
Beleuchtungslicht zugeführt werden kann.
Bei dem oben erwähnten elektronischen Infrarotstrahlen-
Endoskop 202 wird ein Infrarotsperrfilter, das bei einem
elektronischen Endoskop für normale Beobachtung vorgesehen
ist, entfernt und die Beschichtung der Linse, die am vorderen
Ende des CCD-Elements befestigt ist, wird gegen eine
Beschichtung ausgetauscht, die für eine Infrarot-Beobachtung
verwendet werden kann, so daß das Endoskop 202 eine
Empfindlichkeit in einem Infrarotbereich und einem
gewöhnlichen, sichtbaren Bereich aufweist.
Die erste Beleuchtungseinrichtung 204 weist ein Drehfilter 218
auf, das einen Wellenlängenbereich aufweist, der z. B. für
eine Blutfluß-Beobachtung geeignet ist, und sich von dem in
der zweiten Beleuchtungseinrichtung 205 vorgesehenen
Drehfilter 217 für eine gewöhnliche Beobachtung, das z. B.
Farbfilter R, G und B aufweist, unterscheidet. Somit kann die
erste Beleuchtungseinrichtung 204 ein Beleuchtungslicht, das
sich von dem von der zweiten Beleuchtungseinrichtung
vorgesehenen Beleuchtungslicht für eine gewöhnliche
Beobachtung unterscheidet, dem Lichtleiter des elektronischen
Infrarotstrahlen-Endoskops 202 zuführen.
Wie aus Fig. 34 ersichtlich, umfaßt die Schalteinheit 208 eine
Signalumwandlungseinrichtung 220, die ein
Endoskoperfassungssignal, das erzeugt wird, falls das Endoskop
202 mit dem Ausgangsverbinder 203a der ersten
Beleuchtungseinrichtung 204 verbunden wird, in ein
Steuersignal umwandelt, eine Analogsignal-Schalteinrichtung
222, die ein Analogsignal des Signals, das die Lichtintensität
einstellt, über einen Relaistreiber 221 auf der Basis des
umgewandelten Steuersignals von der zweiten
Beleuchtungseinrichtung 205 zur ersten Beleuchtungseinrichtung
204 schaltet, eine Digitalsignal-Schalteinrichtung 223, die
ein Digitalsignal eines Signals, das z. B. das R-Signal zum
korrekten Einspeichern der R-, G- und B- Signale in einen
Speicher darstellt, von der zweiten Beleuchtungseinrichtung
205 zur ersten Beleuchtungseinrichtung 204 schaltet, und einen
Videoverstärker 224, der ein Synchronisiersignalgemisch für
die Beleuchtungseinrichtungen 204 und 205 erzeugt, um zu jeder
Zeit die beiden Beleuchtungseinrichtungen 204 und 205 mit der
CCU 206 zu synchronisieren.
Wie die in der Fig. 1 gezeigten Beleuchtungseinrichtungen 3A
und 3B weisen die in Fig. 33 gezeigten beiden
Beleuchtungseinrichtungen 204 und 205
Signalverarbeitungssysteme 231a und 231b (in gestrichelten
Linien dargestellt), wie z. B. die Systemsteuerung 30 oder die
Kommunikationsschaltung 32, auf. Das Signalverarbeitungssystem
231a ist gleichfalls mit einer Endoskoperfassungsignal-
Erzeugungsschaltung ausgestattet. Ferner weist die CCU 206 ein
Signalverarbeitungssystem 232, das drei Primärfarbsignale R, G
und B von dem Signal erzeugt, das unter der
Zeitfolgebeleuchtung seitens der zweiten
Beleuchtungseinrichtung 205 erzeugt wurde, sowie einen
Bildspeicher 233 auf, der die Bildsignale R, G und B
speichert. Das Signalverarbeitungssystem 231a der CCU 206
enthält ebenso eine Signalverarbeitungsfunktion für das unter
der Beleuchtung seitens der ersten Beleuchtungseinrichtung 204
erzeugte Signal. Die Signalverarbeitung für die beiden
Signalarten wird durch das Signal der Schalteinrichtung 208
gesteuert.
Die Endoskopvorrichtung 201 mit dem oben geschilderten Aufbau
hat folgende Funktionsweise: Wird eine gewöhnliche Beobachtung
durchgeführt, so wird das elektronische Infrarotstrahlen-
Endoskop 202 mit der zweiten Beleuchtungseinrichtung 205
verbunden. Die Schalteinrichtung 208 liefert stets die Signale
zum Synchronisieren des Drehfilters mit dem
Signalverarbeitungsprozeß der CCU 206 an die beiden
Beleuchtungseinrichtungen 204 und 205. Ist das elektronische
Infrarotstrahlen-Endoskop 202 nicht mit der ersten
Beleuchtungseinrichtung 204 verbunden, so wird ein Signal, das
das R-Signal zum korrekten Einschreiben der Signale R, G und B
in einen Speicher darstellt, von der CCU 206 an die
Beleuchtungseinrichtung 205 für eine gewöhnliche Betrachtung
angelegt. Somit werden Farbbilder R, G und B für eine
gewöhnliche Betrachtung auf dem TV-Monitor 207 angezeigt.
Ist andererseits das elektronische Infrarotstrahlen-Endoskop
202 mit dem Ausgangsverbinder 203a der ersten
Beleuchtungseinrichtung 204 verbunden, so wird ein
Endoskoperfassungssignal von der ersten
Beleuchtungseinrichtung an die Schalteinrichtung 208 angelegt.
Die Schalteinrichtung 208 erzeugt daraufhin auf der Basis des
Endoskoperfassungssignals ein Steuersignal zum Schalten der
Signale, wobei jedes Signal von der zweiten
Beleuchtungseinrichtung 205 zur ersten Beleuchtungseinrichtung
204 geschaltet wird, so daß ein unter dem Beleuchtungslicht
der ersten Beleuchtungseinrichtung 204 erzeugtes Bild auf dem
TV-Monitor 207 wiedergegeben werden kann.
Ebenso erzeugt die erste Beleuchtungseinrichtung 204 kein
Endoskoperfassungssignal beim Entfernen des elektronischen
Infrarotstrahlen-Endoskops 202 vom Ausgangsverbinder 203a der
ersten Beleuchtungseinrichtung 204. Da die Schalteinrichtung
208 stets die Beleuchtungseinrichtungen für eine gewöhnliche
Betrachtung schaltet, d. h. die zweite Beleuchtungseinrichtung
205 und die CCU 206, falls das elektronische Infrarotstrahlen-
Endoskop 202 nicht mit der Schalteinrichtung 208 verbunden
ist, wird die Verbindung der ersten Beleuchtungseinrichtung
204 zur zweiten Beleuchtungseinrichtung 205 geschaltet.
Mit Hilfe der Endoskopvorrichtung 201 kann bewirkt werden, daß
ein zu beobachtendes Bild leicht und sofort auf dem TV-Monitor
207 dargestellt werden kann, indem das elektronische
Infrarotstrahlen-Endoskop 202 von der zweiten
Beleuchtungseinrichtung 205 zur ersten Beleuchtungseinrichtung
204 geschaltet wird. Obwohl es bisher schwierig war, ein
pathologisch verändertes Teil durch eine gewöhnliche
Betrachtung zu diagnostizieren, so kann jetzt dieser Teil
leicht auf der Basis des mittels der ersten
Beleuchtungseinrichtung 204 erzeugten Bildes diagnostiziert
werden, so daß die Diagnosemöglichkeiten verbessert werden.
Ferner treten beim Schalten keine Bildstörungen auf, da die
beiden Beleuchtungseinrichtungen 204 und 205 stets mit der CCU
206 wie beim ersten Ausführungsbeispiel synchronisiert sind.
Fig. 35 zeigt eine Endoskopvorrichtung 251, die eine
Modifikation der Endoskopvorrichtung 201 in Fig. 33 darstellt.
Bei dieser Endoskopvorrichtung 251 ist das elektronische
Infrarotstrahlen-Endoskop 202, die erste
Beleuchtungseinrichtung 204, die zweite
Beleuchtungseinrichtung 205 und der TV-Monitor 207 in der
gleichen Art und Weise vorgesehen wie bei der
Endoskopvorrichtung 201 in Fig. 33. Eine CCU 252 bei dieser
Endoskopvorrichtung 251 besteht aus einem
Signalverarbeitungsteil 253, das das vom Endoskop 202
übertragene Videosignal bearbeitet, einer Blutfluß-
Analyseeinrichtung 254, die die Menge des Blutflusses auf der
Basis des übertragenen Videosignals berechnet, einer
Kommunikationssignal-Schalteinrichtung 255, die ein Signal an
diejenige Beleuchtungseinrichtung schaltet, die von den beiden
Beleuchtungseinrichtungen ausgewählt wurde, und einer
Videosignal-Schalteinrichtung 256, die das bearbeitete
Videosignal gegen das Bild ersetzt, in dem der Blutfluß
analysiert ist.
Als nächstes wird die Funktionsweise der Endoskopvorrichtung
251 erläutert. Wird eine gewöhnliche Betrachtung ausgeführt,
so wird das elektronische Infrarotstrahlen-Endoskop 202 mit
der zweiten Beleuchtungseinrichtung 205 verbunden. Da kein
Endoskoperfassungssignal zur Kommunikationssignal-
Schalteinrichtung 255 übertragen wird, falls das Endoskop 202
mit der zweiten Beleuchtungseinrichtung 205 verbunden wird,
wird die Information von der zweiten Beleuchtungseinrichtung
205 über die Kommunikationssignal-Schalteinrichtung 255 zum
Signalverarbeitungsteil 253 übertragen und gleichzeitig wird
ein Auswahlsignal für ein gewöhnliches Beobachtungsbild zur
Videosignal-Schalteinrichtung 256 übertragen. Das
Signalverarbeitungsteil 253 überträgt ein Bildsignal für eine
gewöhnliche Beobachtung zur Videosignal-Schalteinrichtung 256.
In der Videosignal-Schalteinrichtung 256 wird ein
Auswahlsignal für ein gewöhnliches Beobachtungsbild, das von
der Kommunikationssignal-Schalteinrichtung 255 übertragen
wird, ausgewählt, und das gewöhnliche Beobachtungsbild wird
auf dem TV-Monitor 207 dargestellt.
Durch Verbinden des elektronischen Infrarotstrahlen-Endoskops
202 mit der ersten Beleuchtungseinrichtung 204 bringt die
Kommunikationssignal-Schalteinrichtung 255 die erste
Beleuchtungseinrichtung 204 und die CCU 206 in einen
Verbindungszustand unter Verwendung des von der ersten
Beleuchtungseinrichtung 204 erzeugten
Endoskoperfassungssignals. Wird dieses
Endoskoperfassungssignal von der ersten
Beleuchtungseinrichtung 204 zur Kommunikationssignal-
Schalteinrichtung 255 übertragen, so wird die Information von
der ersten Beleuchtungseinrichtung 204 zum
Signalverarbeitungsteil 253 übertragen, und das Auswahlsignal
für ein Blutflußbild wird zur Videosignal-Schalteinrichtung
256 übertragen.
Empfängt das Signalverarbeitungsteil 253 das Signal von der
ersten Beleuchtungseinrichtung 204, so wird die γ-Korrektur des
Videosignals vom Endoskop 202 entfernt (d. h. γ = 1), und das
Videosignal wird zu einer Blutfluß-Analyseeinrichtung 254
übertragen. Empfängt die Blutfluß-Analyseeinrichtung 254 das
Videosignal vom Signalverarbeitungsteil 253, so wird die
Berechnung zwischen zwei Bildern ausgeführt, die in zwei engen
Wellenlängenbereichen abgebildet wurden, und die Menge bzw.
Größe des Blutflusses bestimmt. Anschließend wird das Ergebnis
der Berechnung des Blutflußbildsignals und der Blutflußmenge
zur Videosignal-Schalteinrichtung 256 übertragen. Die
Videosignal-Schalteinrichtung 256 wählt das Ergebnis der
Berechnung auf der Basis des von der Kommunikationssignal-
Schalteinrichtung 255 übertragenen Blutflußbildsignals aus,
und das Ergebnis der Berechnung wird auf dem TV-Monitor 207
angezeigt.
Wird bei dieser Endoskopvorrichtung 251 das elektronische
Infrarotstrahlen-Endoskop 202 mit der gewünschten
Beleuchtungseinrichtung verbunden, so wird die γ-Korrektur
sofort entfernt, so daß die Blutflußmenge äußerst genau
bestimmt werden kann. Da somit die Blutflußmenge quantitativ
angezeigt werden kann, können die Diagnosemöglichkeiten
verbessert werden. Ferner können ein gewöhnliches
Betrachtungsbild und ein Blutflußbetrachtungsbild gleichzeitig
auf dem TV-Monitor 207 angezeigt werden, indem z. B. das Bild
für die gewöhnliche Betrachtung eingefroren wird.
Ferner können unterschiedliche Ausführungsbeispiele durch
Kombination von Teilen der obigen Ausführungsbeispiele
erhalten werden. Diese zusätzlichen Ausführungsbeispiele
gehören auch zur Erfindung.
Claims (24)
1. Endoskopvorrichtung mit
- - einem elektronischen Endoskop (2; 101; 202; 302; 352), das ein längliches Einführteil (11; 211), einen in das Einführteil eingesetzten Lichtleiter (14), der ein seiner Stirnfläche zugeführtes Beleuchtungslicht überträgt und von der anderen Stirnfläche abstrahlt, ein optisches Objektivsystem (16), das an der vorderen Endseite des Einführteils vorgesehen ist und eine Festkörper- Bildaufnahmeeinrichtung (17) aufweist, die ein optisches Bild vom Objektivsystem (16) photoelektrisch umwandelt;
- - einer ersten Beleuchtungseinrichtung (3B; 102b; 205; 306; 356), die eine Vielzahl von unterschiedliche Wellenlängenbereiche aufweisenden Beleuchtungslichtarten der Stirnfläche des Lichtleiters (14) zeitseriell zuführt, falls das Endoskop mit der ersten Beleuchtungseinrichtung (3B) verbunden ist; und
- - einer zweiten Beleuchtungseinrichtung (3A; 43; 204; 305; 355), die Beleuchtungslichtarten in Wellenlängenbereichen zuführt, die sich bezüglich der Wellenlängenbereiche der von der ersten Beleuchtungseinrichtung abgegebenen Beleuchtungslichtarten unterscheiden, falls das Endoskop mit der zweiten Beleuchtungseinrichtung (3A) verbunden ist,
gekennzeichnet durch
- - eine Synchronisier-Steuereinrichtung (45), die ein Synchronisiersignal (VD) erzeugt, das wenigstens eine Beleuchtungsperiode der Vielzahl von Beleuchtungslichtarten, die von der ersten Beleuchtungseinrichtung (3B) ausgesandt werden, mit wenigstens einer Beleuchtungsperiode der Beleuchtungslichtarten synchronisiert, die von der zweiten Beleuchtungseinrichtung (3A, 43) ausgesandt werden;
- - eine Treiberschaltung (36′), die ein Treibersignal an die Festkörper-Bildaufnahmeeinrichtung (17) zur Abgabe eines Bildsignals zu einer Zeitperiode anlegt, die mit dem Synchronisiersignal synchronisiert ist; und
- - eine Videosignal-Verarbeitungsschaltung (37, 38, 39, 44), die das Bildsignal zu einer Zeitperiode verarbeitet, die mit dem Synchronisiersignal synchronisiert ist, und ein Videosignal erzeugt.
2. Vorrichtung nach Anspruch 1,
dadurch gekennzeichnet,
daß die die photoelektrische Umwandlung bewirkende Fläche
der Festkörper-Bildaufnahmeeinrichtung (17) in der
Brennebene des Objektivsystems (16) angeordnet ist.
3. Vorrichtung nach Anspruch 1 oder 2,
dadurch gekennzeichnet,
daß die Synchronisier-Steuereinrichtung (45) in einer
Kamerasteuereinheit (5) vorgesehen ist, die die
Treiberschaltung (36′) und die Videosignal-
Verarbeitungsschaltung (37, 38, 39, 44) enthält.
4. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 3,
dadurch gekennzeichnet,
daß die erste Beleuchtungseinrichtung (3B) ein Drehfilter
mit einer Vielzahl von in Umfangsrichtung angeordneten,
unterschiedliche Durchlaßwellenlängenbereiche aufweisenden
Filtern, durch die Licht einer Lampe (34) hindurchtritt,
sowie einen Motor (23b) zum Drehen des Drehfilters (36)
aufweist und über das Filter, das der Lampe (34)
gegenüberliegt, die Beleuchtungslichtarten zeitseriell
aussendet.
5. Vorrichtung nach Anspruch 4,
dadurch gekennzeichnet,
daß die Vielzahl von Filtern (R, G und B)
Wellenlängenbereiche übertragen, die in einem sichtbaren
Bereich liegen.
6. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 5,
dadurch gekennzeichnet,
daß die zweite Beleuchtungseinrichtung (3A) ein Drehfilter
(42) mit einer Vielzahl von in Umfangsrichtung
angeordneten, unterschiedliche
Durchlaßwellenlängenbereiche aufweisenden Filtern, durch
die Licht einer Lampe (45a) hindurchtritt, sowie einen
Motor (23a) zum Drehen des Drehfilters aufweist und über
das Filter, das der Lampe (45a) gegenüberliegt, die
Beleuchtungslichtarten zeitseriell aussendet.
7. Vorrichtung nach Anspruch 6,
dadurch gekennzeichnet,
daß die Vielzahl von Filtern schmalbandige
Wellenlängenbereiche übertragen, die in einem
Infrarotbereich liegen.
8. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 7,
dadurch gekennzeichnet,
daß die Treiberschaltung (36′) auf der Basis des
Synchronisiersignals das Treibersignal mit jeder
Abschattungsperiode der ersten Beleuchtungseinrichtung
(3B), bei der keine Aussendung der Beleuchtungslichtarten
erfolgt, synchronisiert und das Treibersignal aussendet.
9. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 8,
dadurch gekennzeichnet,
daß die Treiberschaltung (36′) auf der Basis des
Synchronisiersignals das Treibersignal mit jeder
Abschattungsperiode der zweiten Beleuchtungseinrichtung
(3A; 43), bei der keine Aussendung der
Beleuchtungslichtarten erfolgt, synchronisiert und das
Treibersignal aussendet.
10. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 4 bis 9,
dadurch gekennzeichnet,
daß die erste Beleuchtungseinrichtung (3B) eine
Detektoreinrichtung (55b) zum Erfassen des Beginns bzw.
Endes einer Aussendeperiode, bei der die
Beleuchtungslichtarten ausgesandt werden, und eine PLL-
Schaltung (48b) aufweist, die das Ausgangssignal der
Detektoreinrichtung (55b) mit dem Synchronisiersignal (VD)
der Synchronisier-Steuereinrichtung (45) synchronisiert
und mit ihrem Ausgangssignal die Drehung des Motors (23b)
steuert.
11. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 4 bis 10,
dadurch gekennzeichnet,
daß die zweite Beleuchtungseinrichtung (3A) eine
Detektoreinrichtung zum Erfassen des Beginns bzw. Endes
einer Aussendeperiode, bei der die Beleuchtungslichtarten
ausgesandt werden, und eine PLL-Schaltung aufweist, die
das Ausgangssignal der Detektoreinrichtung mit dem
Synchronisiersignal der Synchronisier-Steuereinrichtung
synchronisiert und mit ihrem Ausgangssignal die Drehung
des Motors steuert.
12. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 5,
dadurch gekennzeichnet,
daß die zweite Beleuchtungseinrichtung (3A) eine
Laserstrahlquelle (8) aufweist, die einen Laserstrahl in
einem einzigen engen Wellenlängenbereich aussendet, wobei
der Laserstrahl über eine Vielzahl von Öffnungen (25), die
in einer sich drehenden Drehscheibe (24) vorgesehen sind,
dem Lichtleiter (14) zuführbar ist.
13. Vorrichtung nach einem der vorhergehenden Ansprüche,
dadurch gekennzeichnet,
daß die Videosignal-Verarbeitungsschaltung eine erste
Videosignal-Verarbeitungsfunktion, für den Fall, daß der
Lichtleiter (14) mit der ersten Beleuchtungseinrichtung
verbunden ist, und eine zweite Videosignal-
Verarbeitungsfunktion, für den Fall, daß der Lichtleiter
(14) mit der zweiten Beleuchtungseinrichtung verbunden
ist, aufweist.
14. Vorrichtung nach einem der Ansprüche 1 bis 12,
dadurch gekennzeichnet,
daß die Videosignal-Verarbeitungsschaltung gemeinsame
Signale verarbeitet, falls der Lichtleiter (14) mit einer
der Beleuchtungseinrichtungen verbunden ist.
15. Vorrichtung nach Anspruch 13,
dadurch gekennzeichnet,
daß die erste Videosignal-Verarbeitungsfunktion sich von
der zweiten Videosignal-Verarbeitungsfunktion
unterscheidet.
16. Vorrichtung nach Anspruch 15,
dadurch gekennzeichnet,
daß die erste Videosignal-Verarbeitungsfunktion und die
zweite Videosignal-Verarbeitungsfunktion wählbar sind.
17. Vorrichtung nach Anspruch 15,
dadurch gekennzeichnet,
daß die erste Videosignal-Verarbeitungsfunktion und die
zweite Videosignal-Verarbeitungsfunktion in Abhängigkeit
von der mit dem Lichtleiter (14) verbundenen
Beleuchtungseinrichtung (204; 205) ausgewählt wird.
18. Vorrichtung nach einem der vorhergehenden Ansprüche,
dadurch gekennzeichnet,
daß die Beleuchtungslichtmenge, die von der ersten und
zweiten Beleuchtungseinrichtung dem Lichtleiter (14)
zugeführt wird, entsprechend einem Steuersignal gesteuert
wird, das von der Videosignal-Verarbeitungsschaltung (37,
38, 39, 44, 59, 60) zugeführt wird.
19. Vorrichtung nach einem der vorhergehenden Ansprüche,
dadurch gekennzeichnet,
daß die erste Beleuchtungseinrichtung (3B) eine
Lichtmengen-Änderungseinrichtung (28b) aufweist, die die
Menge des dem Lichtleiter (14) zuzuführenden
Beleuchtungslichts ändert.
20. Vorrichtung nach einem der vorhergehenden Ansprüche,
dadurch gekennzeichnet,
daß die zweite Beleuchtungseinrichtung (3A) eine
Lichtmengen-Änderungseinrichtung (28a) aufweist, die die
Menge des dem Lichtleiter (14) zuzuführenden
Beleuchtungslichts ändert.
21. Vorrichtung nach Anspruch 19,
dadurch gekennzeichnet,
daß die Lichtmengen-Änderungseinrichtung die Lichtmenge
für eine Vielzahl von dem Lichtleiter (14) zuzuführenden
Beleuchtungslichtarten selektiv und variabel einstellen
kann.
22. Vorrichtung nach Anspruch 20,
dadurch gekennzeichnet,
daß die zweite Beleuchtungseinrichtung (3A; 43) die
Lichtmenge für eine Vielzahl von Beleuchtungslichtarten
selektiv und variabel einstellen kann, falls die dem
Lichtleiter (14) zuzuführenden Beleuchtungslichtarten eine
Vielzahl von Wellenlängenbereichen aufweisen.
23. Vorrichtung nach Anspruch 21 oder 22,
dadurch gekennzeichnet,
daß die Lichtmengen-Änderungseinrichtung (133, 134, 135, 136) die Lichtmenge so selektiv und variabel einstellen kann,
daß die Pegel der Bildsignale gleich sind, die von der Festkörper-Bildaufnahmeeinrichtung (17) unter den entsprechenden Beleuchtungslichtarten erzeugt werden.
daß die Lichtmengen-Änderungseinrichtung (133, 134, 135, 136) die Lichtmenge so selektiv und variabel einstellen kann,
daß die Pegel der Bildsignale gleich sind, die von der Festkörper-Bildaufnahmeeinrichtung (17) unter den entsprechenden Beleuchtungslichtarten erzeugt werden.
Applications Claiming Priority (2)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP29683190 | 1990-10-31 | ||
JP21554291A JP3164609B2 (ja) | 1990-10-31 | 1991-08-27 | 内視鏡装置 |
Publications (2)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
DE4136034A1 DE4136034A1 (de) | 1992-05-07 |
DE4136034C2 true DE4136034C2 (de) | 1993-02-25 |
Family
ID=26520921
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
DE4136034A Granted DE4136034A1 (de) | 1990-10-31 | 1991-10-31 | Endoskopvorrichtung mit einer vielzahl von synchronisierten beleuchtungseinrichtungen |
Country Status (3)
Country | Link |
---|---|
US (1) | US5187572A (de) |
JP (1) | JP3164609B2 (de) |
DE (1) | DE4136034A1 (de) |
Families Citing this family (201)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JPH05228098A (ja) * | 1992-02-20 | 1993-09-07 | Asahi Optical Co Ltd | 測温内視鏡 |
FR2690066B1 (fr) * | 1992-04-21 | 1998-08-07 | Jean Marc Inglese | Dispositif d'acquisition d'images utilisant une source de lumiere a semi-conducteurs |
US5751341A (en) * | 1993-01-05 | 1998-05-12 | Vista Medical Technologies, Inc. | Stereoscopic endoscope system |
US5749830A (en) * | 1993-12-03 | 1998-05-12 | Olympus Optical Co., Ltd. | Fluorescent endoscope apparatus |
US5573531A (en) * | 1994-06-20 | 1996-11-12 | Gregory; Kenton W. | Fluid core laser angioscope |
IL115291A0 (en) * | 1994-09-15 | 1995-12-31 | Gabriel Med Inc | Method and apparatus for transillumination of body members |
DE19535114B4 (de) * | 1994-09-21 | 2013-09-05 | Hoya Corp. | Endoskopsystem mit Fluoreszenzdiagnose |
US5817144A (en) * | 1994-10-25 | 1998-10-06 | Latis, Inc. | Method for contemporaneous application OF laser energy and localized pharmacologic therapy |
US5836940A (en) * | 1994-10-25 | 1998-11-17 | Latis, Inc. | Photoacoustic drug delivery |
US5571151A (en) * | 1994-10-25 | 1996-11-05 | Gregory; Kenton W. | Method for contemporaneous application of laser energy and localized pharmacologic therapy |
JP2001518241A (ja) * | 1995-06-07 | 2001-10-09 | ストリカー・コーポレーション | 可視光エネルギーと赤外線光エネルギーを別個に処理する画像システム |
WO1996041481A1 (en) * | 1995-06-07 | 1996-12-19 | Stryker Corporation | Imaging system with independent processing of visible and infrared light energy |
US6516216B1 (en) | 1996-02-23 | 2003-02-04 | Stryker Corporation | Circumferential transillumination of anatomic junctions using light energy |
US5879306A (en) * | 1996-06-13 | 1999-03-09 | Stryker Corporation | Infrared system for visualizing body members |
US7179222B2 (en) | 1996-11-20 | 2007-02-20 | Olympus Corporation | Fluorescent endoscope system enabling simultaneous achievement of normal light observation based on reflected light and fluorescence observation based on light with wavelengths in infrared spectrum |
US20010003800A1 (en) * | 1996-11-21 | 2001-06-14 | Steven J. Frank | Interventional photonic energy emitter system |
US6119031A (en) | 1996-11-21 | 2000-09-12 | Boston Scientific Corporation | Miniature spectrometer |
DE69738826D1 (de) * | 1996-11-21 | 2008-08-21 | Boston Scient Ltd | |
US6324418B1 (en) | 1997-09-29 | 2001-11-27 | Boston Scientific Corporation | Portable tissue spectroscopy apparatus and method |
US6238348B1 (en) | 1997-07-22 | 2001-05-29 | Scimed Life Systems, Inc. | Miniature spectrometer system and method |
US5984861A (en) * | 1997-09-29 | 1999-11-16 | Boston Scientific Corporation | Endofluorescence imaging module for an endoscope |
US6185443B1 (en) | 1997-09-29 | 2001-02-06 | Boston Scientific Corporation | Visible display for an interventional device |
US6096065A (en) * | 1997-09-29 | 2000-08-01 | Boston Scientific Corporation | Sheath for tissue spectroscopy |
US6289229B1 (en) | 1998-01-20 | 2001-09-11 | Scimed Life Systems, Inc. | Readable probe array for in vivo use |
DE69938493T2 (de) * | 1998-01-26 | 2009-05-20 | Massachusetts Institute Of Technology, Cambridge | Endoskop zur erfassung von fluoreszenzbilder |
US6364829B1 (en) | 1999-01-26 | 2002-04-02 | Newton Laboratories, Inc. | Autofluorescence imaging system for endoscopy |
DE19816155A1 (de) * | 1998-04-09 | 1999-10-14 | Simon Wagner | Beleuchtungsvorrichtung und -verfahren für endoskopartige Systeme |
US6444970B1 (en) | 1998-06-26 | 2002-09-03 | Scimed Life Systems, Inc. | Miniature low-noise photodiode system |
NZ529432A (en) * | 1999-01-26 | 2005-07-29 | Newton Lab Inc | Autofluorescence imaging system for endoscopy |
US7813789B2 (en) * | 1999-06-15 | 2010-10-12 | Given Imaging Ltd. | In-vivo imaging device, optical system and method |
US7996067B2 (en) * | 1999-06-15 | 2011-08-09 | Given Imaging Ltd. | In-vivo imaging device, optical system and method |
IL130486A (en) * | 1999-06-15 | 2005-08-31 | Given Imaging Ltd | Optical system |
US7637905B2 (en) * | 2003-01-15 | 2009-12-29 | Usgi Medical, Inc. | Endoluminal tool deployment system |
US7416554B2 (en) * | 2002-12-11 | 2008-08-26 | Usgi Medical Inc | Apparatus and methods for forming and securing gastrointestinal tissue folds |
US7744613B2 (en) | 1999-06-25 | 2010-06-29 | Usgi Medical, Inc. | Apparatus and methods for forming and securing gastrointestinal tissue folds |
DE10055725B4 (de) * | 1999-11-11 | 2007-12-27 | Pentax Corp. | Elektronisches Endoskopsystem |
IL132944A (en) | 1999-11-15 | 2009-05-04 | Arkady Glukhovsky | Method for running a photo collection process |
JP3875820B2 (ja) * | 2000-01-14 | 2007-01-31 | ペンタックス株式会社 | 通常光照明と特殊波長光照明との切換可能な電子内視鏡及びそこで使用される回転式三原色カラーフィルタ兼シャッタ |
JP4575538B2 (ja) * | 2000-02-14 | 2010-11-04 | Hoya株式会社 | 電子内視鏡の切替装置を含む電子内視鏡システム |
ATE511785T1 (de) * | 2000-03-08 | 2011-06-15 | Given Imaging Ltd | Vorrichtung zur invivo-bildgebung |
IL135571A0 (en) † | 2000-04-10 | 2001-05-20 | Doron Adler | Minimal invasive surgery imaging system |
EP1167951B1 (de) * | 2000-06-26 | 2005-04-13 | Fuji Photo Film Co., Ltd. | Vorrichtung zur Aufnahme von Fluoreszenzbildern |
EP1302152B1 (de) * | 2000-07-21 | 2013-03-20 | Olympus Corporation | Endoskop |
US6781691B2 (en) | 2001-02-02 | 2004-08-24 | Tidal Photonics, Inc. | Apparatus and methods relating to wavelength conditioning of illumination |
US7172553B2 (en) * | 2001-05-16 | 2007-02-06 | Olympus Corporation | Endoscope system using normal light and fluorescence |
WO2002102224A2 (en) * | 2001-06-18 | 2002-12-27 | Given Imaging Ltd. | In vivo sensing device with a circuit board having rigid sections and flexible sections |
US20030117491A1 (en) * | 2001-07-26 | 2003-06-26 | Dov Avni | Apparatus and method for controlling illumination in an in-vivo imaging device |
US9149175B2 (en) * | 2001-07-26 | 2015-10-06 | Given Imaging Ltd. | Apparatus and method for light control in an in-vivo imaging device |
US20060184039A1 (en) * | 2001-07-26 | 2006-08-17 | Dov Avni | Apparatus and method for light control in an in-vivo imaging device |
US9113846B2 (en) | 2001-07-26 | 2015-08-25 | Given Imaging Ltd. | In-vivo imaging device providing data compression |
US20030185702A1 (en) * | 2002-02-01 | 2003-10-02 | Wilson Burgess | Methods for sterilizing tissue |
JP2003135393A (ja) * | 2001-10-30 | 2003-05-13 | Olympus Optical Co Ltd | 内視鏡システムの自動調整方法 |
IL153510A0 (en) * | 2001-12-18 | 2003-07-06 | Given Imaging Ltd | Device, system and method for capturing in-vivo images with three-dimensional aspects |
US8423110B2 (en) * | 2002-01-09 | 2013-04-16 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Imaging device and related methods |
EP1485011B1 (de) * | 2002-03-12 | 2013-02-13 | Beth Israel Deaconess Medical Center | Medizinische bildgebungssysteme |
US8328877B2 (en) * | 2002-03-19 | 2012-12-11 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Stent retention element and related methods |
US7662094B2 (en) * | 2002-05-14 | 2010-02-16 | Given Imaging Ltd. | Optical head assembly with dome, and device for use thereof |
US8194121B2 (en) * | 2002-05-16 | 2012-06-05 | C2Cure, Inc. | Miniature camera head |
US7001329B2 (en) * | 2002-07-23 | 2006-02-21 | Pentax Corporation | Capsule endoscope guidance system, capsule endoscope holder, and capsule endoscope |
AU2003249551A1 (en) * | 2002-08-13 | 2004-02-25 | Given Imaging Ltd. | System for in vivo sampling and analysis |
AU2003269438A1 (en) * | 2002-09-30 | 2004-04-19 | Given Imaging Ltd. | In-vivo sensing system |
AU2003264858A1 (en) * | 2002-09-30 | 2004-04-19 | Given Imaging Ltd. | Reduced size imaging device |
US7866322B2 (en) * | 2002-10-15 | 2011-01-11 | Given Imaging Ltd. | Device, system and method for transfer of signals to a moving device |
US20080045788A1 (en) * | 2002-11-27 | 2008-02-21 | Zvika Gilad | Method and device of imaging with an in vivo imager |
JP4549865B2 (ja) * | 2002-12-26 | 2010-09-22 | ギブン イメージング リミテッド | 生体内画像化装置およびその製造方法 |
ATE547976T1 (de) * | 2002-12-26 | 2012-03-15 | Given Imaging Ltd | Immobilisierbare in-vivo messvorrichtung |
US7833151B2 (en) * | 2002-12-26 | 2010-11-16 | Given Imaging Ltd. | In vivo imaging device with two imagers |
JP2005074031A (ja) * | 2003-09-01 | 2005-03-24 | Pentax Corp | カプセル内視鏡 |
EP1665978B1 (de) * | 2003-09-19 | 2017-03-08 | Olympus Corporation | Endoskop |
EP1709476A4 (de) * | 2003-09-26 | 2010-08-04 | Tidal Photonics Inc | Vorrichtungen und verfahren in bezug auf abbildungs-endoskopsysteme mit erweitertem dynamikumfang |
US20050234302A1 (en) * | 2003-09-26 | 2005-10-20 | Mackinnon Nicholas B | Apparatus and methods relating to color imaging endoscope systems |
JP2007506947A (ja) * | 2003-09-26 | 2007-03-22 | タイダール フォトニクス,インク. | 強化されたスペクトル測定システムに関する装置および方法 |
US7604589B2 (en) * | 2003-10-01 | 2009-10-20 | Given Imaging, Ltd. | Device, system and method for determining orientation of in-vivo devices |
US20050137468A1 (en) * | 2003-12-18 | 2005-06-23 | Jerome Avron | Device, system, and method for in-vivo sensing of a substance |
US7647090B1 (en) | 2003-12-30 | 2010-01-12 | Given Imaging, Ltd. | In-vivo sensing device and method for producing same |
WO2005062717A2 (en) | 2003-12-31 | 2005-07-14 | Given Imaging Ltd. | In-vivo sensing device with detachable part |
JP2005245937A (ja) * | 2004-03-08 | 2005-09-15 | Pentax Corp | 通信機能付き着衣、及び内視鏡システム |
US20050195785A1 (en) * | 2004-03-08 | 2005-09-08 | Pentax Corporation | Image signal processing device |
JP2005245938A (ja) * | 2004-03-08 | 2005-09-15 | Pentax Corp | 診断用着衣、診断用着衣システム、及び内視鏡システム |
JP3917982B2 (ja) * | 2004-03-15 | 2007-05-23 | オリンパス株式会社 | 内視鏡装置 |
US8517921B2 (en) * | 2004-04-16 | 2013-08-27 | Gyrus Acmi, Inc. | Endoscopic instrument having reduced diameter flexible shaft |
US7605852B2 (en) * | 2004-05-17 | 2009-10-20 | Micron Technology, Inc. | Real-time exposure control for automatic light control |
US7530947B2 (en) * | 2004-05-28 | 2009-05-12 | Olympus Corporation | Lesion portion determining method of infrared observing system |
US20060015013A1 (en) * | 2004-06-30 | 2006-01-19 | Zvika Gilad | Device and method for in vivo illumination |
US7643865B2 (en) * | 2004-06-30 | 2010-01-05 | Given Imaging Ltd. | Autonomous in-vivo device |
US7596403B2 (en) | 2004-06-30 | 2009-09-29 | Given Imaging Ltd. | System and method for determining path lengths through a body lumen |
US8500630B2 (en) * | 2004-06-30 | 2013-08-06 | Given Imaging Ltd. | In vivo device with flexible circuit board and method for assembly thereof |
JP2006034723A (ja) * | 2004-07-28 | 2006-02-09 | Kyocera Corp | Led光源装置とそれを用いた観察装置および内視鏡 |
JP4384626B2 (ja) * | 2004-09-02 | 2009-12-16 | オリンパス株式会社 | 内視鏡装置 |
CN101822525B (zh) * | 2004-08-30 | 2012-02-22 | 奥林巴斯株式会社 | 内窥镜装置 |
US20060100496A1 (en) * | 2004-10-28 | 2006-05-11 | Jerome Avron | Device and method for in vivo illumination |
US20060095093A1 (en) * | 2004-11-04 | 2006-05-04 | Ido Bettesh | Apparatus and method for receiving device selection and combining |
US8197399B2 (en) * | 2006-05-19 | 2012-06-12 | Avantis Medical Systems, Inc. | System and method for producing and improving images |
US8182422B2 (en) | 2005-12-13 | 2012-05-22 | Avantis Medical Systems, Inc. | Endoscope having detachable imaging device and method of using |
US8289381B2 (en) * | 2005-01-05 | 2012-10-16 | Avantis Medical Systems, Inc. | Endoscope with an imaging catheter assembly and method of configuring an endoscope |
US8797392B2 (en) * | 2005-01-05 | 2014-08-05 | Avantis Medical Sytems, Inc. | Endoscope assembly with a polarizing filter |
US20060149129A1 (en) * | 2005-01-05 | 2006-07-06 | Watts H D | Catheter with multiple visual elements |
US8872906B2 (en) * | 2005-01-05 | 2014-10-28 | Avantis Medical Systems, Inc. | Endoscope assembly with a polarizing filter |
US8235887B2 (en) * | 2006-01-23 | 2012-08-07 | Avantis Medical Systems, Inc. | Endoscope assembly with retroscope |
IL174531A0 (en) * | 2005-04-06 | 2006-08-20 | Given Imaging Ltd | System and method for performing capsule endoscopy diagnosis in remote sites |
IL176231A (en) * | 2005-06-14 | 2010-12-30 | Given Imaging Ltd | Modulator and method for producing a modulated signal |
JP4794916B2 (ja) * | 2005-06-16 | 2011-10-19 | オリンパスメディカルシステムズ株式会社 | 内視鏡および内視鏡システム |
WO2007008731A2 (en) * | 2005-07-09 | 2007-01-18 | Timothy Perez | Biological imaging systems |
IL177045A (en) | 2005-07-25 | 2012-12-31 | Daniel Gat | Device, system and method for receiving, recording and displaying in-body information with user-entered information |
DE102005045961B4 (de) * | 2005-09-26 | 2018-11-15 | Siemens Healthcare Gmbh | Verfahren und Vorrichtung zur Darstellung eines einen Fluoreszenzfarbstoff enthaltenden Gewebes |
DE102005045906B4 (de) * | 2005-09-26 | 2007-11-29 | Siemens Ag | Vorrichtung zur Aufnahme eines einen Fluoreszenzfarbstoff enthaltenden Gewebes |
JP4727374B2 (ja) * | 2005-09-30 | 2011-07-20 | 富士フイルム株式会社 | 電子内視鏡装置 |
JP4734074B2 (ja) * | 2005-09-30 | 2011-07-27 | オリンパスメディカルシステムズ株式会社 | 内視鏡装置 |
JP4712505B2 (ja) * | 2005-09-30 | 2011-06-29 | 富士フイルム株式会社 | 電子内視鏡装置 |
JP4745790B2 (ja) * | 2005-10-21 | 2011-08-10 | Hoya株式会社 | 電子内視鏡装置 |
US20070106111A1 (en) * | 2005-11-07 | 2007-05-10 | Eli Horn | Apparatus and method for frame acquisition rate control in an in-vivo imaging device |
US20070129602A1 (en) * | 2005-11-22 | 2007-06-07 | Given Imaging Ltd. | Device, method and system for activating an in-vivo imaging device |
US7896805B2 (en) * | 2005-11-23 | 2011-03-01 | Given Imaging Ltd. | In-vivo imaging device and optical system thereof |
WO2007063550A2 (en) * | 2005-12-02 | 2007-06-07 | Given Imaging Ltd. | System and device for in vivo procedures |
US9320417B2 (en) | 2005-12-29 | 2016-04-26 | Given Imaging Ltd. | In-vivo optical imaging device with backscatter blocking |
US20070156051A1 (en) * | 2005-12-29 | 2007-07-05 | Amit Pascal | Device and method for in-vivo illumination |
US20070167834A1 (en) * | 2005-12-29 | 2007-07-19 | Amit Pascal | In-vivo imaging optical device and method |
JP2007202589A (ja) * | 2006-01-30 | 2007-08-16 | National Cancer Center-Japan | 電子内視鏡装置 |
US8287446B2 (en) * | 2006-04-18 | 2012-10-16 | Avantis Medical Systems, Inc. | Vibratory device, endoscope having such a device, method for configuring an endoscope, and method of reducing looping of an endoscope |
JP5355846B2 (ja) * | 2006-05-08 | 2013-11-27 | オリンパスメディカルシステムズ株式会社 | 内視鏡用画像処理装置 |
US20080260242A1 (en) * | 2006-06-22 | 2008-10-23 | Tidal Photonics Inc. | Apparatus and methods for measuring and controlling illumination for imaging objects, performances and the like |
JP4847250B2 (ja) * | 2006-08-03 | 2011-12-28 | オリンパスメディカルシステムズ株式会社 | 内視鏡装置 |
KR100867977B1 (ko) * | 2006-10-11 | 2008-11-10 | 한국과학기술원 | 인도시아닌 그린 혈중 농도 역학을 이용한 조직 관류 분석장치 및 그를 이용한 조직 관류 분석방법 |
US20080161647A1 (en) * | 2006-12-27 | 2008-07-03 | Amit Pascal | Device and method for multiple illumination fields of an in-vivo imaging device |
US20090231419A1 (en) * | 2007-02-06 | 2009-09-17 | Avantis Medical Systems, Inc. | Endoscope Assembly and Method of Performing a Medical Procedure |
US8064666B2 (en) | 2007-04-10 | 2011-11-22 | Avantis Medical Systems, Inc. | Method and device for examining or imaging an interior surface of a cavity |
DE102008018931A1 (de) | 2007-04-17 | 2008-11-13 | Gyrus ACMI, Inc., Southborough | Lichtquellenleistung auf der Grundlage einer vorbestimmten erfaßten Bedingung |
WO2009049324A1 (en) * | 2007-10-11 | 2009-04-16 | Avantis Medical Systems, Inc. | Method and device for reducing the fixed pattern noise of a digital image |
US20090105532A1 (en) * | 2007-10-22 | 2009-04-23 | Zvika Gilad | In vivo imaging device and method of manufacturing thereof |
JP2009165553A (ja) | 2008-01-11 | 2009-07-30 | Olympus Medical Systems Corp | 医療用画像処理装置及び医療用撮像システム |
JP5081720B2 (ja) * | 2008-05-22 | 2012-11-28 | 富士フイルム株式会社 | 蛍光内視鏡装置および励起光ユニット |
US8515507B2 (en) * | 2008-06-16 | 2013-08-20 | Given Imaging Ltd. | Device and method for detecting in-vivo pathology |
US9795442B2 (en) | 2008-11-11 | 2017-10-24 | Shifamed Holdings, Llc | Ablation catheters |
US20100121142A1 (en) * | 2008-11-12 | 2010-05-13 | Ouyang Xiaolong | Minimally Invasive Imaging Device |
US7931149B2 (en) * | 2009-05-27 | 2011-04-26 | Given Imaging Ltd. | System for storing and activating an in vivo imaging capsule |
US8516691B2 (en) * | 2009-06-24 | 2013-08-27 | Given Imaging Ltd. | Method of assembly of an in vivo imaging device with a flexible circuit board |
JP5306447B2 (ja) * | 2009-07-23 | 2013-10-02 | オリンパスメディカルシステムズ株式会社 | 透過率調整装置、観察装置、及び観察システム |
US8512232B2 (en) * | 2009-09-08 | 2013-08-20 | Gyrus Acmi, Inc. | Endoscopic illumination system, assembly and methods for staged illumination of different target areas |
GB0921477D0 (en) * | 2009-12-08 | 2010-01-20 | Moor Instr Ltd | Apparatus for measuring blood parameters |
US9066658B2 (en) * | 2010-03-23 | 2015-06-30 | Stryker Corporation | Method and system for video based image detection/identification analysis for fluid and visualization control |
JP5455733B2 (ja) * | 2010-03-25 | 2014-03-26 | Hoya株式会社 | 電子内視鏡用光源装置 |
JP5455734B2 (ja) * | 2010-03-25 | 2014-03-26 | Hoya株式会社 | 電子内視鏡用光源装置 |
JP5385188B2 (ja) * | 2010-03-26 | 2014-01-08 | 富士フイルム株式会社 | 電子内視鏡システム |
CN103118620B (zh) | 2010-05-12 | 2015-09-23 | 施菲姆德控股有限责任公司 | 小轮廓的电极组件 |
US9655677B2 (en) | 2010-05-12 | 2017-05-23 | Shifamed Holdings, Llc | Ablation catheters including a balloon and electrodes |
JP5707758B2 (ja) * | 2010-07-13 | 2015-04-30 | ソニー株式会社 | 撮像装置、撮像システム、手術用ナビゲーションシステム、及び撮像方法 |
JP5258869B2 (ja) * | 2010-12-13 | 2013-08-07 | 富士フイルム株式会社 | 内視鏡装置 |
JP5405445B2 (ja) * | 2010-12-17 | 2014-02-05 | 富士フイルム株式会社 | 内視鏡装置 |
JP5496075B2 (ja) * | 2010-12-27 | 2014-05-21 | 富士フイルム株式会社 | 内視鏡診断装置 |
JP5751869B2 (ja) * | 2011-03-07 | 2015-07-22 | Hoya株式会社 | 電子内視鏡装置、電子内視鏡用プロセッサ及び電子内視鏡システム |
US8873816B1 (en) | 2011-04-06 | 2014-10-28 | Given Imaging Ltd. | Method and system for identification of red colored pathologies in vivo |
JP6083051B2 (ja) | 2011-05-12 | 2017-02-22 | デピュー シンセス プロダクツ, インコーポレーテッドDePuy Synthes Products, Inc. | 内視鏡用の改良型画像センサ |
CN103796566B (zh) * | 2011-09-05 | 2017-06-06 | 富士胶片株式会社 | 内窥镜系统和图像显示方法 |
ES2727868T3 (es) | 2011-09-22 | 2019-10-21 | Univ George Washington | Sistemas para visualizar el tejido ablacionado |
AU2012312066C1 (en) * | 2011-09-22 | 2016-06-16 | 460Medical, Inc. | Systems and methods for visualizing ablated tissue |
CN104080392B (zh) * | 2012-02-17 | 2017-03-01 | 奥林巴斯株式会社 | 内窥镜装置 |
US9265514B2 (en) | 2012-04-17 | 2016-02-23 | Miteas Ltd. | Manipulator for grasping tissue |
CN104619237B (zh) | 2012-07-26 | 2018-03-30 | 德普伊辛迪斯制品公司 | 光不足环境中的ycbcr脉冲调制的照明方案 |
US10568496B2 (en) | 2012-07-26 | 2020-02-25 | DePuy Synthes Products, Inc. | Continuous video in a light deficient environment |
EP2878123B1 (de) | 2012-07-26 | 2017-12-20 | DePuy Synthes Products, Inc. | Grosser dynamikbereich mit monochromatischem sensor |
WO2014018948A2 (en) | 2012-07-26 | 2014-01-30 | Olive Medical Corporation | Camera system with minimal area monolithic cmos image sensor |
JP2014121006A (ja) * | 2012-12-18 | 2014-06-30 | Panasonic Corp | カメラ装置及び撮像方法 |
AU2014223163A1 (en) | 2013-02-28 | 2015-08-20 | Olive Medical Corporation | Videostroboscopy of vocal chords with CMOS sensors |
WO2014144986A1 (en) | 2013-03-15 | 2014-09-18 | Olive Medical Corporation | Scope sensing in a light controlled environment |
CA2906832A1 (en) | 2013-03-15 | 2014-09-18 | Olive Medical Corporation | Viewing trocar with intergrated prism for use with angled endoscope |
CN105246395B (zh) | 2013-03-15 | 2019-01-22 | 德普伊新特斯产品公司 | 综合固定模式噪声消除 |
CA2906828A1 (en) | 2013-03-15 | 2014-09-18 | Olive Medical Corporation | System and method for removing speckle from a scene lit by a coherent light source |
JP6339172B2 (ja) | 2013-03-15 | 2018-06-06 | デピュイ・シンセス・プロダクツ・インコーポレイテッド | 内視鏡適用のためのソフトウェアを使用した画像回転 |
EP2967300A4 (de) | 2013-03-15 | 2016-11-23 | Olive Medical Corp | Steuerung der integrierten lichtenergie eines laserpulses |
EP2967286B1 (de) | 2013-03-15 | 2021-06-23 | DePuy Synthes Products, Inc. | Minimierung von e/a- und leiteranzahl eines bildsensors bei endoskopanwendungen |
BR112015022944A2 (pt) | 2013-03-15 | 2017-07-18 | Olive Medical Corp | calibração com o uso de tampa distal |
WO2014144947A1 (en) | 2013-03-15 | 2014-09-18 | Olive Medical Corporation | Super resolution and color motion artifact correction in a pulsed color imaging system |
CN105246394B (zh) | 2013-03-15 | 2018-01-12 | 德普伊新特斯产品公司 | 无输入时钟和数据传输时钟的图像传感器同步 |
AU2014233518C1 (en) | 2013-03-15 | 2019-04-04 | DePuy Synthes Products, Inc. | Noise aware edge enhancement |
US10349824B2 (en) | 2013-04-08 | 2019-07-16 | Apama Medical, Inc. | Tissue mapping and visualization systems |
EP2983603B1 (de) | 2013-04-08 | 2020-03-25 | Apama Medical, Inc. | Herzablationskatheter |
US10098694B2 (en) | 2013-04-08 | 2018-10-16 | Apama Medical, Inc. | Tissue ablation and monitoring thereof |
US9257763B2 (en) | 2013-07-02 | 2016-02-09 | Gyrus Acmi, Inc. | Hybrid interconnect |
US9510739B2 (en) | 2013-07-12 | 2016-12-06 | Gyrus Acmi, Inc. | Endoscope small imaging system |
US9324145B1 (en) | 2013-08-08 | 2016-04-26 | Given Imaging Ltd. | System and method for detection of transitions in an image stream of the gastrointestinal tract |
JP5930474B2 (ja) * | 2013-09-27 | 2016-06-08 | 富士フイルム株式会社 | 内視鏡システム及びその作動方法 |
WO2015073871A2 (en) | 2013-11-14 | 2015-05-21 | The George Washington University | Systems and methods for determining lesion depth using fluorescence imaging |
US20150141847A1 (en) | 2013-11-20 | 2015-05-21 | The George Washington University | Systems and methods for hyperspectral analysis of cardiac tissue |
JP5887367B2 (ja) * | 2014-01-30 | 2016-03-16 | 富士フイルム株式会社 | プロセッサ装置、内視鏡システム、及び内視鏡システムの作動方法 |
AU2015230978B2 (en) | 2014-03-21 | 2020-01-23 | DePuy Synthes Products, Inc. | Card edge connector for an imaging sensor |
CN113143440B (zh) | 2014-11-03 | 2024-07-30 | 乔治华盛顿大学 | 用于损伤评估的系统和方法 |
JP6771731B2 (ja) | 2014-11-03 | 2020-10-21 | 460メディカル・インコーポレイテッド460Medical, Inc. | 接触性評価システム及び方法 |
JP6478713B2 (ja) * | 2015-03-04 | 2019-03-06 | キヤノン株式会社 | 計測装置および計測方法 |
JPWO2016151672A1 (ja) * | 2015-03-20 | 2018-01-11 | オリンパス株式会社 | 生体観察装置 |
JP6561571B2 (ja) * | 2015-05-12 | 2019-08-21 | ソニー株式会社 | 医療用撮像装置、撮像方法及び撮像装置 |
CN107636533A (zh) * | 2015-06-03 | 2018-01-26 | 奥林巴斯株式会社 | 摄像装置、内窥镜装置以及摄像方法 |
CN104949953A (zh) | 2015-07-01 | 2015-09-30 | 上海睿钰生物科技有限公司 | 荧光激发光源装置及系统和荧光显微成像系统 |
US10779904B2 (en) | 2015-07-19 | 2020-09-22 | 460Medical, Inc. | Systems and methods for lesion formation and assessment |
EP4302713A3 (de) | 2015-11-16 | 2024-03-13 | Boston Scientific Scimed, Inc. | Energieabgabevorrichtungen |
JP6797925B2 (ja) * | 2016-08-25 | 2020-12-09 | Hoya株式会社 | 電子内視鏡用プロセッサ及び電子内視鏡システム |
JP6389912B2 (ja) * | 2017-03-23 | 2018-09-12 | 富士フイルム株式会社 | 内視鏡装置 |
WO2018198507A1 (ja) * | 2017-04-27 | 2018-11-01 | オリンパス株式会社 | 光源装置システム、通常光源装置、特殊光観察用光源装置、内視鏡システム |
JP6798951B2 (ja) * | 2017-08-31 | 2020-12-09 | オリンパス株式会社 | 計測装置および計測装置の作動方法 |
US10742858B1 (en) | 2019-03-28 | 2020-08-11 | Karl Storz Imaging, Inc. | System and method for prioritizing the synchronization of a light source with image sensor |
JP7196016B2 (ja) * | 2019-05-27 | 2022-12-26 | 富士フイルム株式会社 | 情報処理装置及びその作動方法並びに内視鏡システム及びその作動方法 |
WO2021142368A1 (en) | 2020-01-08 | 2021-07-15 | 460Medical, Inc. | Systems and methods for optical interrogation of ablation lesions |
Family Cites Families (7)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US4491865A (en) * | 1982-09-29 | 1985-01-01 | Welch Allyn, Inc. | Image sensor assembly |
JPH0741020B2 (ja) * | 1984-10-11 | 1995-05-10 | オリンパス光学工業株式会社 | 内視鏡システム |
JPS63234941A (ja) * | 1986-11-29 | 1988-09-30 | オリンパス光学工業株式会社 | 内視鏡用撮像装置 |
JP2686089B2 (ja) * | 1988-02-26 | 1997-12-08 | オリンパス光学工業株式会社 | 内視鏡用光源装置 |
JPS6476827A (en) * | 1987-09-18 | 1989-03-22 | Fuji Photo Optical Co Ltd | Electronic endoscopic apparatus |
US5078150A (en) * | 1988-05-02 | 1992-01-07 | Olympus Optical Co., Ltd. | Spectral diagnosing apparatus with endoscope |
JPH0640174B2 (ja) * | 1988-07-20 | 1994-05-25 | 株式会社東芝 | 内視鏡装置 |
-
1991
- 1991-08-27 JP JP21554291A patent/JP3164609B2/ja not_active Expired - Fee Related
- 1991-10-30 US US07/785,402 patent/US5187572A/en not_active Expired - Lifetime
- 1991-10-31 DE DE4136034A patent/DE4136034A1/de active Granted
Also Published As
Publication number | Publication date |
---|---|
DE4136034A1 (de) | 1992-05-07 |
US5187572A (en) | 1993-02-16 |
JP3164609B2 (ja) | 2001-05-08 |
JPH0584218A (ja) | 1993-04-06 |
Similar Documents
Publication | Publication Date | Title |
---|---|---|
DE4136034C2 (de) | ||
DE4321786C2 (de) | Endoskopvorrichtung mit zwei wahlweise an einer Signalverarbeitungseinheit betreibbaren Adaptereinheiten und Endoskopen | |
DE3246239C2 (de) | ||
DE3743920C2 (de) | ||
DE3740318C2 (de) | ||
DE3742900C2 (de) | ||
DE10101064B4 (de) | Elektronisches Endoskopsystem | |
DE19919943B4 (de) | Videovorrichtung für ein Endoskop zur Fluoreszenzdiagnostik | |
DE3432391C2 (de) | Endoskopanordnung | |
DE60021679T2 (de) | Endoskop | |
DE10055725B4 (de) | Elektronisches Endoskopsystem | |
DE19535114B4 (de) | Endoskopsystem mit Fluoreszenzdiagnose | |
DE10041878B4 (de) | Endoskopsystem | |
DE3586855T2 (de) | Sequentielle farblichtquellen fuer endoskope des typs, die ein festkoerperbildaufnahmeelement aufweisen. | |
DE3530778C3 (de) | Endoskop mit einer festkoerper-bildaufnahmevorrichtung | |
DE10141527B4 (de) | Videoendoskopsystem | |
DE3808011C2 (de) | ||
DE102004006260B4 (de) | Videoendoskopeinrichtung | |
DE3631929C2 (de) | ||
DE3432018A1 (de) | Endoskopanordnung mit einem laenglichen einschiebeelement | |
DE69313888T2 (de) | Elektronisches Endoskopsystem | |
DE102006042670A1 (de) | Elektronisches Endoskopsystem | |
DE69527571T2 (de) | Sichtgerät mit Bildverstärkung | |
DE10101065A1 (de) | Elektronisches Endoskopsystem und Selektor hierfür | |
DE10140839A1 (de) | Bildaufnahmeelement für ein elektronisches Endoskop |
Legal Events
Date | Code | Title | Description |
---|---|---|---|
OP8 | Request for examination as to paragraph 44 patent law | ||
D2 | Grant after examination | ||
8364 | No opposition during term of opposition | ||
8328 | Change in the person/name/address of the agent |
Representative=s name: FIENER, J., PAT.-ANW., 87719 MINDELHEIM |
|
R119 | Application deemed withdrawn, or ip right lapsed, due to non-payment of renewal fee |
Effective date: 20110502 |