JP2587818B2 - 医療内視鏡用外付けカメラの光源調光制御装置 - Google Patents
医療内視鏡用外付けカメラの光源調光制御装置Info
- Publication number
- JP2587818B2 JP2587818B2 JP61276088A JP27608886A JP2587818B2 JP 2587818 B2 JP2587818 B2 JP 2587818B2 JP 61276088 A JP61276088 A JP 61276088A JP 27608886 A JP27608886 A JP 27608886A JP 2587818 B2 JP2587818 B2 JP 2587818B2
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- signal
- light source
- pwm
- medical endoscope
- output
- 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 - Lifetime
Links
Landscapes
- Instruments For Viewing The Inside Of Hollow Bodies (AREA)
- Endoscopes (AREA)
Description
【発明の詳細な説明】 〔産業上の利用分野〕 本発明は、医療内視鏡に外付けされるテレビジョンカ
メラに関し、特に、外付けカメラから入力される映像信
号レベルを一定に保持するために、医療内視鏡光源の光
量をこの入力映像信号レベルに応じて制御する医療内視
鏡用外付けカメラの光源調光制御装置に関するものであ
る。
メラに関し、特に、外付けカメラから入力される映像信
号レベルを一定に保持するために、医療内視鏡光源の光
量をこの入力映像信号レベルに応じて制御する医療内視
鏡用外付けカメラの光源調光制御装置に関するものであ
る。
先ず、従来の医療内視鏡の代表的な構成を、第６図を
参照し乍ら説明する。
参照し乍ら説明する。
体腔内に挿入されるスコープ１の一端に対向して設け
たハーフミラー２を介して、被検体の光学的画像情報が
レンズ３を通ってCCD等のイメージャ４に結像されると
共に、フォトセンサ５に入射される。イメージャ４から
は、映像信号が取り出され、これをカメラコントロール
ユニット10で適当に信号処理する。また、フォトセンサ
５からは、被検体の輝度情報信号が得られ、この信号を
増幅器12で増幅した後に調光信号として光源ユニット14
に送給される。この光源ユニット14では、入力された調
光信号によって、ファイバスコープのライトガイド（図
示せず）に入射する光源（照射）光の輝度を変化させて
いる。
たハーフミラー２を介して、被検体の光学的画像情報が
レンズ３を通ってCCD等のイメージャ４に結像されると
共に、フォトセンサ５に入射される。イメージャ４から
は、映像信号が取り出され、これをカメラコントロール
ユニット10で適当に信号処理する。また、フォトセンサ
５からは、被検体の輝度情報信号が得られ、この信号を
増幅器12で増幅した後に調光信号として光源ユニット14
に送給される。この光源ユニット14では、入力された調
光信号によって、ファイバスコープのライトガイド（図
示せず）に入射する光源（照射）光の輝度を変化させて
いる。
尚、第６図では図示しないが、イメージャ４等の光学
系をカメラヘッドに収納し、カメラコントロールユニッ
ト10は電源に接続すると共にモニタにも接続されるよう
に構成されている。
系をカメラヘッドに収納し、カメラコントロールユニッ
ト10は電源に接続すると共にモニタにも接続されるよう
に構成されている。
第６図の構成において、光源ユニット14への制御信号
（調光信号）は、フォトセンサ５より得られる映像信号
レベルを検波して得ている。このような制御信号は、カ
メラヘッド側へ送り返えされ、更にライトガイドを介し
て光源側に入力される。このようなファイバスコープと
光源ユニット14との間の回路（ケーブル）は、所謂“患
者回路”であり、上述の制御信号と電気的にアイソレー
ト（絶縁）する必要がある。即ち、第６図で示した従来
の医療内視鏡および外付けカメラの組合せでは、カメラ
コントロールユニット10の２次回路（ビディオ信号プロ
セッサ部）は、光源ユニット14の調光信号と完全に電気
的にアイソレートされている。
（調光信号）は、フォトセンサ５より得られる映像信号
レベルを検波して得ている。このような制御信号は、カ
メラヘッド側へ送り返えされ、更にライトガイドを介し
て光源側に入力される。このようなファイバスコープと
光源ユニット14との間の回路（ケーブル）は、所謂“患
者回路”であり、上述の制御信号と電気的にアイソレー
ト（絶縁）する必要がある。即ち、第６図で示した従来
の医療内視鏡および外付けカメラの組合せでは、カメラ
コントロールユニット10の２次回路（ビディオ信号プロ
セッサ部）は、光源ユニット14の調光信号と完全に電気
的にアイソレートされている。
しかし乍ら、このような従来の構成では、光源の調光
は、ファイバースコープの光学出力で、映像信号処理系
とは別個に制御される。この結果、CCD等のイメージャ
４の感度のバラツキを、このような調光方法によって制
御することは困難となる欠点があった。
は、ファイバースコープの光学出力で、映像信号処理系
とは別個に制御される。この結果、CCD等のイメージャ
４の感度のバラツキを、このような調光方法によって制
御することは困難となる欠点があった。
従って、本発明の目的は、内視鏡用外付けカメラにお
いて、電子式イメージャによって得られる映像信号（レ
ベル情報）と、光源の調光信号との間の電気的な絶縁を
確保し乍ら、映像信号レベルが一定となるように光源の
調光を制御できる光源調光制御装置を提供することであ
る。
いて、電子式イメージャによって得られる映像信号（レ
ベル情報）と、光源の調光信号との間の電気的な絶縁を
確保し乍ら、映像信号レベルが一定となるように光源の
調光を制御できる光源調光制御装置を提供することであ
る。
本発明による医療内視鏡用外付けカメラの光源調光制
御装置は、医療内視鏡と、医療内視鏡に照明光を供給す
る光源と、医療内視鏡に外付けされ内視鏡像を撮像する
カメラと、カメラから出力される映像信号を表示可能な
信号に処理する信号処理手段と、信号処理手段の出力信
号のレベル情報を２値化するレベル変調手段と、レベル
変調手段の出力に応じて光源の発光量を制御する発光量
制御手段と、医療内視鏡に外付けされ発光量制御手段と
レベル変調手段とを電気的に絶縁した状態で接続するフ
ォトカップラ手段とを具備し、レベル変調手段の出力が
フォトカップラ手段と医療用内視鏡を介して発光量制御
手段へ供給されることを特徴とするものである。
御装置は、医療内視鏡と、医療内視鏡に照明光を供給す
る光源と、医療内視鏡に外付けされ内視鏡像を撮像する
カメラと、カメラから出力される映像信号を表示可能な
信号に処理する信号処理手段と、信号処理手段の出力信
号のレベル情報を２値化するレベル変調手段と、レベル
変調手段の出力に応じて光源の発光量を制御する発光量
制御手段と、医療内視鏡に外付けされ発光量制御手段と
レベル変調手段とを電気的に絶縁した状態で接続するフ
ォトカップラ手段とを具備し、レベル変調手段の出力が
フォトカップラ手段と医療用内視鏡を介して発光量制御
手段へ供給されることを特徴とするものである。
以下図面を参照し乍ら、本発明を詳述する。
全体構成図 第１図は、本発明の一実施例の全体を示す図である。
先ず、構成の概要としては、ファイバースコープ１
と、カメラヘッド20と、このカメラヘッド20からの映像
信号を処理するカメラコントロールユニット40と、この
コントロールユニット40からの映像信号により画像を検
出するモニタ50と、ファイバースコープ１のライトガイ
ド８に連結された光源ユニット80とより成っている。
尚、本発明の特徴部分は、光源ユニット80内に設けられ
た調光回路82と、カメラコントロールユニット40内の映
像信号検波器42とが後述するアイソレータ９を介して連
結されていることである。即ち、カメラヘッド20からの
帰還ループが形成されている。
と、カメラヘッド20と、このカメラヘッド20からの映像
信号を処理するカメラコントロールユニット40と、この
コントロールユニット40からの映像信号により画像を検
出するモニタ50と、ファイバースコープ１のライトガイ
ド８に連結された光源ユニット80とより成っている。
尚、本発明の特徴部分は、光源ユニット80内に設けられ
た調光回路82と、カメラコントロールユニット40内の映
像信号検波器42とが後述するアイソレータ９を介して連
結されていることである。即ち、カメラヘッド20からの
帰還ループが形成されている。
次に、第１図の構成の内、特徴のある回路構成のみ第
２図に示し、以下この回路の構成および動作を詳述す
る。
２図に示し、以下この回路の構成および動作を詳述す
る。
光源調光制御回路 先ず、破線20で囲まれたカメラヘッド部であり患者回
路を持つ、スコープ１側と機械的に結合される。破線40
はカメラコントロール側で構成されるビデオプロセッサ
であり、カメラコントロールユニットの２次側回路であ
る。このカメラヘッド20とカメラコントロール40とはケ
ーブル30により接続されている。イメージャ（CCD）４
の光電変換出力は映像プロセス回路41に入力され所定の
信号処理されて映像信号出力43となる（例えばNTSCカラ
ー信号）。映像信号出力43は他方、検波器42に入力さ
れ、映像信号のレベルが検波され直流に変換される。検
波器42はビデオ信号のピーク値を検波する場合と平均値
を検波する場合があるが、本実施例ではピーク値を検波
している。検波器42の出力はセラソイド変調器44の変調
入力となる。この変調器44のもう一方の入力には映像プ
ロセス回路41内で使用される基準信号の１つである垂直
同期信号4001が入力される。
路を持つ、スコープ１側と機械的に結合される。破線40
はカメラコントロール側で構成されるビデオプロセッサ
であり、カメラコントロールユニットの２次側回路であ
る。このカメラヘッド20とカメラコントロール40とはケ
ーブル30により接続されている。イメージャ（CCD）４
の光電変換出力は映像プロセス回路41に入力され所定の
信号処理されて映像信号出力43となる（例えばNTSCカラ
ー信号）。映像信号出力43は他方、検波器42に入力さ
れ、映像信号のレベルが検波され直流に変換される。検
波器42はビデオ信号のピーク値を検波する場合と平均値
を検波する場合があるが、本実施例ではピーク値を検波
している。検波器42の出力はセラソイド変調器44の変調
入力となる。この変調器44のもう一方の入力には映像プ
ロセス回路41内で使用される基準信号の１つである垂直
同期信号4001が入力される。
セラソイド変調器 第４図は、セラソイド変調器44の内部構成を具体的に
示したものである。垂直同期信号4001は、のこぎり波発
生器4002をトリガーし、のこぎり波発生器4002で発生し
たのこぎり波は比較器4003の一方の入力となる。この比
較器4003のもう一方の入力には検波器42からの出力4005
が入力されるようになっている。
示したものである。垂直同期信号4001は、のこぎり波発
生器4002をトリガーし、のこぎり波発生器4002で発生し
たのこぎり波は比較器4003の一方の入力となる。この比
較器4003のもう一方の入力には検波器42からの出力4005
が入力されるようになっている。
ここで、このセラソイド変調器44は、のこぎり波電圧
と変調入力電圧を比較し、一致した点で、パルスを送出
するようにしたパルス位置変調器で、その変調品質は、
のこぎり波電圧の直線性に左右されるものである。
と変調入力電圧を比較し、一致した点で、パルスを送出
するようにしたパルス位置変調器で、その変調品質は、
のこぎり波電圧の直線性に左右されるものである。
このようなセラソイド変調器44の動作を第４図を参照
し乍ら説明する。
し乍ら説明する。
垂直同期信号4001を入力すると、5002で示したのこぎ
り波発生器4002の出力波形が得られ、5003で示したセラ
ソイド変調器44の出力波形となる。5002−a,5002−ｂは
検波器42の出力電圧であり、映像信号43の大きさにより
5002−ａ、又は5002−ｂに示すようにその直流レベルが
変動する。電圧5002−a,5002−ｂは比較器4003のスレッ
ショルド電位を決定するもので、5002−a,5002−ｂの大
きさに応じて比較器4003の出力レベルとのデューティ比
は変化することになる。即ち、検波器42の出力電位が50
02−ａの時は矩形波5003である。5002−ｂの時は破線で
示した矩形波5003′が比較器4003の出力波形となる。そ
のデューティ比は検波器42の出力電位により変化する。
変調器44の出力はHigh−Lowの２値信号となるようにす
る。
り波発生器4002の出力波形が得られ、5003で示したセラ
ソイド変調器44の出力波形となる。5002−a,5002−ｂは
検波器42の出力電圧であり、映像信号43の大きさにより
5002−ａ、又は5002−ｂに示すようにその直流レベルが
変動する。電圧5002−a,5002−ｂは比較器4003のスレッ
ショルド電位を決定するもので、5002−a,5002−ｂの大
きさに応じて比較器4003の出力レベルとのデューティ比
は変化することになる。即ち、検波器42の出力電位が50
02−ａの時は矩形波5003である。5002−ｂの時は破線で
示した矩形波5003′が比較器4003の出力波形となる。そ
のデューティ比は検波器42の出力電位により変化する。
変調器44の出力はHigh−Lowの２値信号となるようにす
る。
次に、第２図の回路図に戻って、このセラソイド変調
器44の出力信号は、電流増幅器45により電流増幅されて
カメラヘッド20内の発光ダイオード22へ通電される。こ
の発光ダイオード22は比較器4003の出力5003のHighレベ
ルで通過し発光するようになり、Lowレベルでは通電せ
ず発光しないように設計されている。この発光および非
発光はフォトトランジスタ24により検出され、フォトト
ランジスタ24のコレクター端子25は抵抗器26を介して電
源電圧17が印加されている。その結果、フォトトランジ
スタ24のコレクタには、発光ダイオード22の通電状態に
応じてON/OFFのスイッチング波形が生じる。第５図6003
はフォトトランジスタ24のコレクタ25に生じるスイッチ
ング波形である。この波形は発光ダイオード22に通電す
る電流（即ち、比較器4003の出力波波形5003および500
3′）にそれのスイッチング位相は対応している。コレ
クタ25の出力は別の抵抗器27、コンデンサ28で構成され
る積分回路23に入力される。ここで積分されPWM（パル
ス幅）変調された二値信号が直流に変換される。第５図
の6004はデューティ比50％の時（即ち矩形波5003の時）
の積分器23の出力電圧であり、また6005は矩形波5003′
の時の出力電圧である。パルス6003のデューティ比に応
じて、平均直流電位が変動することがわかる。本実施例
では映像信号レベルが、ほぼ正常の時は第４図の矩形波
5003となり、その時の電流電圧は第５図の6004である。
一方、映像信号が正常より大きいレベルへ変化した時は
矩形波5003′となり、その時の積分器28の直流出力電圧
は正常時よりも低下して第５図の6005となる。積分器28
の直流出力は電力増幅器29により電圧増幅され、コネク
ターピン21を経て光源ユニット80間の調光回路82に入力
され光源の発光量が制御される。光源ユニット80による
発光した光束はファイバースコープ１のライトガイドを
通して被検者（図示せず）に照射される。本実施例で
は、CCDイメージャ１から発光までの制御ループが負期
還ループを構成しており、この結果、映像信号レベルは
被検者の状態（反射率の変動、距離等）が変化しても常
に一定レベルの映像信号が得られる。
器44の出力信号は、電流増幅器45により電流増幅されて
カメラヘッド20内の発光ダイオード22へ通電される。こ
の発光ダイオード22は比較器4003の出力5003のHighレベ
ルで通過し発光するようになり、Lowレベルでは通電せ
ず発光しないように設計されている。この発光および非
発光はフォトトランジスタ24により検出され、フォトト
ランジスタ24のコレクター端子25は抵抗器26を介して電
源電圧17が印加されている。その結果、フォトトランジ
スタ24のコレクタには、発光ダイオード22の通電状態に
応じてON/OFFのスイッチング波形が生じる。第５図6003
はフォトトランジスタ24のコレクタ25に生じるスイッチ
ング波形である。この波形は発光ダイオード22に通電す
る電流（即ち、比較器4003の出力波波形5003および500
3′）にそれのスイッチング位相は対応している。コレ
クタ25の出力は別の抵抗器27、コンデンサ28で構成され
る積分回路23に入力される。ここで積分されPWM（パル
ス幅）変調された二値信号が直流に変換される。第５図
の6004はデューティ比50％の時（即ち矩形波5003の時）
の積分器23の出力電圧であり、また6005は矩形波5003′
の時の出力電圧である。パルス6003のデューティ比に応
じて、平均直流電位が変動することがわかる。本実施例
では映像信号レベルが、ほぼ正常の時は第４図の矩形波
5003となり、その時の電流電圧は第５図の6004である。
一方、映像信号が正常より大きいレベルへ変化した時は
矩形波5003′となり、その時の積分器28の直流出力電圧
は正常時よりも低下して第５図の6005となる。積分器28
の直流出力は電力増幅器29により電圧増幅され、コネク
ターピン21を経て光源ユニット80間の調光回路82に入力
され光源の発光量が制御される。光源ユニット80による
発光した光束はファイバースコープ１のライトガイドを
通して被検者（図示せず）に照射される。本実施例で
は、CCDイメージャ１から発光までの制御ループが負期
還ループを構成しており、この結果、映像信号レベルは
被検者の状態（反射率の変動、距離等）が変化しても常
に一定レベルの映像信号が得られる。
PWM信号成分の除去 更に、本発明によれば、ケーブル部材30においてPWM
信号がケーブル間容量結合により、CCDイメージャ１の
光電変換出力信号に漏洩した場合の、漏洩のPWM成分を
キャンセルする回路90をカメラコントロール40を接続す
る。カメラコントロール40の電流増幅器45の出力である
PWM信号は移相器92にも入力され、映像信号出力43に含
まれるPWM信号と逆相関係になる様に移相される。移相
器92の出力は混合器94の一方の入力となると共に、もう
一方の入力である映像信号43に混合される。その結果、
映像信号43に含まれるPWM成分はキャンセルされて良質
な映像信号出力96が出力されるようになる。
信号がケーブル間容量結合により、CCDイメージャ１の
光電変換出力信号に漏洩した場合の、漏洩のPWM成分を
キャンセルする回路90をカメラコントロール40を接続す
る。カメラコントロール40の電流増幅器45の出力である
PWM信号は移相器92にも入力され、映像信号出力43に含
まれるPWM信号と逆相関係になる様に移相される。移相
器92の出力は混合器94の一方の入力となると共に、もう
一方の入力である映像信号43に混合される。その結果、
映像信号43に含まれるPWM成分はキャンセルされて良質
な映像信号出力96が出力されるようになる。
以上詳述したように本発明の医療内視鏡用外付けカメ
ラの光源調光制御装置によれば、調光信号を完全にカメ
ラコントロールユニット（２次回路）と電気的に絶縁す
ることができ、更に高精度な調光制御が実現される。
又、映像信号のレベル情報を２値化信号に変換してフォ
トカプラーにより結合しているため、フォトトランジス
タおよび発光ダイオードが持つ半導体特有の温度ドリフ
ト等の問題は発生しない効果がある。また、PWM信号は
垂直同期信号に同期している為に仮にPWM信号が映像信
号にリーク（漏洩）したとしても、リークによるノイズ
妨害は少ない利点がある。更にリークした場合、逆相の
PWM信号を発生させこれを映像信号に重畳させることに
より、リークによるノイズをキャンセルする手段も付加
したのでその効果は顕著となる。
ラの光源調光制御装置によれば、調光信号を完全にカメ
ラコントロールユニット（２次回路）と電気的に絶縁す
ることができ、更に高精度な調光制御が実現される。
又、映像信号のレベル情報を２値化信号に変換してフォ
トカプラーにより結合しているため、フォトトランジス
タおよび発光ダイオードが持つ半導体特有の温度ドリフ
ト等の問題は発生しない効果がある。また、PWM信号は
垂直同期信号に同期している為に仮にPWM信号が映像信
号にリーク（漏洩）したとしても、リークによるノイズ
妨害は少ない利点がある。更にリークした場合、逆相の
PWM信号を発生させこれを映像信号に重畳させることに
より、リークによるノイズをキャンセルする手段も付加
したのでその効果は顕著となる。
【図面の簡単な説明】 第１図は、本発明の一実施例の全体を表わす図、 第２図は、第１図における発光制御ループを構成する回
路のブロックダイヤグラム、 第３図は、第２図のセラソイド変調器の内部回路図のブ
ロックダイヤグラム、 第４図および第５図は、第２図の検波器およびセラソイ
ド変調器の動作波形図、および 第６図は、従来の内視鏡を説明するための図である。 ４……CCDイメージャ、20……カメラヘッド、22……フ
ォトダイオード、23……積分回路、40……カメラコント
ロールユニット、42……検波器、44……セラソイド変調
器、80……光源ユニット、82……調光回路、90……PWM
成分キャンセル回路、92……移相器。
路のブロックダイヤグラム、 第３図は、第２図のセラソイド変調器の内部回路図のブ
ロックダイヤグラム、 第４図および第５図は、第２図の検波器およびセラソイ
ド変調器の動作波形図、および 第６図は、従来の内視鏡を説明するための図である。 ４……CCDイメージャ、20……カメラヘッド、22……フ
ォトダイオード、23……積分回路、40……カメラコント
ロールユニット、42……検波器、44……セラソイド変調
器、80……光源ユニット、82……調光回路、90……PWM
成分キャンセル回路、92……移相器。
Claims (5)
- 【請求項１】医療内視鏡と、 前記医療内視鏡に照明光を供給する光源と、 前記医療内視鏡に外付けされ、内視鏡像を撮像するカメ
ラと、 前記カメラから出力される映像信号を表示可能な信号に
処理する信号処理手段と、 前記信号処理手段の出力信号のレベル情報を２値化する
レベル変調手段と、 前記レベル変調手段の出力に応じて前記光源の発光量を
制御する発光量制御手段と、 前記医療内視鏡に外付けされ、発光量制御手段と前記レ
ベル変調手段とを電気的に絶縁した状態で接続するフォ
トカップラ手段とを具備し、 前記レベル変調手段の出力が前記フォトカップラ手段と
前記医療用内視鏡を介して前記発光量制御手段へ供給さ
れることを特徴とする医療内視鏡用外付けカメラの光源
調光制御装置。 - 【請求項２】前記レベル変調手段、フォトカップラ手段
および発光量制御手段を、前記映像信号のレベルを検波
する検波器と、検波信号によりPWM変調するPWM変調器
と、このPWM信号を送信する光学式送信回路とこの送信
されたPWM信号を送信側とは電気的に絶縁された受信機
により受信する受信回路と、この受信されたPWM信号を
元の映像信号のレベル情報に復調する復調器と、この復
調されたレベル情報により前記撮像素子が撮像しようと
する被検体への照明光源の発光量を制御する調光回路と
によって構成したことを特徴とする特許請求の範囲第１
項記載の装置。 - 【請求項３】前記PWM変調器をセラソイド変調器とした
ことを特徴とする特許請求の範囲第２項記載の装置。 - 【請求項４】前記PWM信号を、前記映像信号の同期信号
に同期させる手段を更に設けたことを特徴とする特許請
求の範囲第２項記載の装置。 - 【請求項５】前記PWM信号の位相とは逆の位相の信号を
発生させる手段と、この逆位相のPWM信号を前記PWM信号
に重畳する手段とを具え、これにより前記映像信号に漏
洩したPWM信号成分をキャンセルする回路手段を更に設
けたことを特徴とする特許請求の範囲第２項記載の装
置。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP61276088A JP2587818B2 (ja) | 1986-11-19 | 1986-11-19 | 医療内視鏡用外付けカメラの光源調光制御装置 |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP61276088A JP2587818B2 (ja) | 1986-11-19 | 1986-11-19 | 医療内視鏡用外付けカメラの光源調光制御装置 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS63129311A JPS63129311A (ja) | 1988-06-01 |
| JP2587818B2 true JP2587818B2 (ja) | 1997-03-05 |
Family
ID=17564632
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP61276088A Expired - Lifetime JP2587818B2 (ja) | 1986-11-19 | 1986-11-19 | 医療内視鏡用外付けカメラの光源調光制御装置 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP2587818B2 (ja) |
Families Citing this family (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US5497165A (en) * | 1990-12-14 | 1996-03-05 | Aisin Seiki Kabushiki Kaisha | Microstrip antenna |
Family Cites Families (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS56158636A (en) * | 1980-05-09 | 1981-12-07 | Olympus Optical Co | Photographing apparatus |
-
1986
- 1986-11-19 JP JP61276088A patent/JP2587818B2/ja not_active Expired - Lifetime
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPS63129311A (ja) | 1988-06-01 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| US4423436A (en) | Image pickup apparatus | |
| JPS6161588A (ja) | 固体撮像素子を用いた内視鏡 | |
| KR20080094555A (ko) | 전자 내시경 장치 | |
| EP0360251A2 (en) | Endoscope having illuminance ratio adjusting device between moving and still picture images | |
| JP2587818B2 (ja) | 医療内視鏡用外付けカメラの光源調光制御装置 | |
| JPS6196891A (ja) | 内視鏡装置 | |
| KR200159882Y1 (ko) | 단일 선로를 이용한 다수 카메라 운용 시스템 | |
| US4190865A (en) | Video image tube highlight suppression circuit | |
| JP2506092B2 (ja) | 撮像装置 | |
| US5010394A (en) | Automatic white balance circuit capable of effectively adjusting white balance under a flashing light source | |
| JPH09154813A (ja) | 電子内視鏡装置 | |
| US7385738B2 (en) | Read module, poor connection detection apparatus and poor connection detection method of read module | |
| JP3053285B2 (ja) | 電子内視鏡装置の信号伝送処理回路 | |
| CA1105131A (en) | Image tube suppression circuit | |
| JPS5942475B2 (ja) | 半導体レ−ザ光変調回路 | |
| JPH04122353A (ja) | 内視鏡スコープの接続機構 | |
| US5335024A (en) | Automatic kinescope bias arrangement | |
| JP2000350697A (ja) | 電気的医療装置及び電子内視鏡装置 | |
| JPH1026716A (ja) | 発光モジュールの光ビーム形状計測方法 | |
| JP3053284B2 (ja) | 電子内視鏡装置の信号伝送処理回路 | |
| JPH06331906A (ja) | 電子内視鏡装置 | |
| JP3063202B2 (ja) | 電子内視鏡装置 | |
| KR100272333B1 (ko) | 플래시 발광량 측정 장치 | |
| JP2821195B2 (ja) | 自動調光回路 | |
| JPS5922713Y2 (ja) | 発光ダイオ−ド定輝度駆動回路 |