JP4472130B2 - 内視鏡装置 - Google Patents
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Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、固体撮像素子を用いた撮像光学系を備えた内視鏡装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
近年、小型のCCDの如き固体撮像素子を用いた電子内視鏡がはやっている。これによれば、体腔内の病変をTVモニターによって多人数で観察する事ができるため、複数の医者により観察及び診断することが可能であり、また、患者も自分の病変を見ながら診断してもらえると言う大きな利点がある。このような内視鏡の中でも、最近では特に、病変部を近接観察してその微細構造を観察することで、微小病変の浸潤の度合いや切除範囲の診断を行うことを目的とした所謂拡大内視鏡が注目されている。
【０００３】
【発明が解決しようとする課題】
ところで、拡大内視鏡用の光学系には、例えば、特公昭６１−４４２８３号公報や特開平４−２１８０１２号公報に記載のもの等がある。これらの光学系は、夫々３群式や４群式の光学系であり、大きな観察倍率を得ることが出来るが、光学系の全長が長いので内視鏡挿入部の大型化を招き、患者の負担が大きくなると言う問題があった。
【０００４】
また、このような先行例における拡大内視鏡は、極端に被写界深度が浅く、操作性が悪いと言う欠点を有する。
ここで、被写界深度の定義について簡単に説明する。図１６は内視鏡光学系の構成を示す光軸に沿う断面図である。この図において、物体Oの像Iが形成される位置にCCDを配置する事により、ピントの合った像を得ることが出来るが、物体Oに内視鏡を接近させてO’で示す位置に物体を移動させると、像IはずれてI’で示す位置に形成される。反対に、物体Oから内視鏡を離してO’’で示す位置に物体を移動させると、IはずれてI’’で示す位置に形成される。ここで、CCDの位置は固定されているとすると、CCDの位置における像I’及びI’’は錯乱円径δとなり、ピントボケした画像になる。しかしながら、CCDによる分解能が錯乱円径δより大きい場合、画像はCCDの分解能で設定し、物体O’からO’’の範囲はピントが合っているように感じられる。この範囲を被写界深度と呼ぶ。この時の光学系の実効口径比をFno、光学系の焦点距離をfLとすると、
｜１／Xn−１／Xf ？＝２δFno／fL2 （１）
が成立する。ここで、被写界深度Dは
D＝Xf−Xn （２）
である。
【０００５】
図１７は、１／X＝Yの値の変化を示す線図である。上記（１）式における左辺の値は、図１７におけるY方向の大きさを示す。この大きさ２δFno／fL2が固定であるとすると、Xnが小さいとき即ち接近時の被写界深度D1は小さくなる。具体的には、消化器内視鏡誌Nov．１９９７ vol．９ No．１１増大号／スコープと周辺機器のAtoZの１４９５頁に記載されているように、拡大内視鏡の拡大時の被写界深度は、２mmから３mmの範囲と狭い。この特性により、術者は１m以上も大腸内に内視鏡を挿入した上で、しかもその先端部を１mmレベルの微小操作を行う必要が生じ、内視鏡操作に熟練を要すると言う問題（問題点１）がある。
【０００６】
また、従来の拡大内視鏡装置では、通常観察時と拡大観察時とで同じ画像処理をおこなっている。一般に、組織を拡大すると微少病変部分も大きく観察されるため、その観察画像の周波数成分は低周波の画像を多く含むようになる。ところが、通常観察時の内視鏡画像は微細な血管走行の状態などが小さい倍率で撮像されているため、観察像の周波数成分は高周波の画像を多く含むようになる。このため、拡大用に最適化した画像処理を通常観察時に適用すると、血管が潰れて見え難くなるという問題(問題点２)があろる。
更に、従来の拡大内視鏡では、１m以上も先にある光学系中の一部のレンズをワイヤを用いて駆動することにより通常観察と拡大観察とを切り替えており、現在どの程度の拡大倍率であるかを術者以外の医者が知ることは出来ず、それを見ている他の医者にとって、病変の大きさに対する認識に差が出来てしまい、医者同士でデスカッシヨンし難いという問題(問題点３)がある。
【０００７】
本発明は、上記の如き従来技術の有する問題点に鑑みてなされたものであり、その目的とするところは、光学系を小型化することで患者の負担を少なくしつつ拡大時の被写界深度を深くして、特別な技術の習得がなくても容易に拡大観察の操作を行えるようにし、しかもその拡大された情報の解像感を高めることで診断情報の正確性を向上させ、更に、複数の医者でデイスカッシヨンし易くすることで診断の精度を一層高めることの出来る内視鏡装置を提供しようとするものである。
【０００８】
【課題を解決するための手段】
上記目的を達成するために、本発明による内視鏡装置は、複数のレンズ群と、固体撮像素子と、焦点調整手段と、表示装置とからなり、前記焦点調整手段を操作することによって、前記複数のレンズ群のうちの少なくとも１つのレンズ群又は固体撮像素子を移動させて焦点距離と作動距離とを変化させ、通常観察像と近接観察像とを前記固体撮像素子で撮像して、前記表示装置に表示させるようにした内視鏡装置において、ｆwideを通常観察時の焦点距離、ＷＤwideを通常観察時の作動距離、ｆteleを近接観察時の焦点距離、ＷＤteleを近接観察時の作動距離、Ｐ exp を前記固体撮像素子を原点とした射出瞳位置とした時、
ＷＤwide＞ＷＤtele （３）
ｆwide≧ｆtele （４）
Ｐ exp ＜０ （９）
なる条件を満足するようにしたことを特徴としている。
また、本発明による内視鏡装置は、
ｆ wide ≧１．１ｆ tele
なる条件を満足するようにすることが好ましい。
【０００９】
【発明の実施の形態】
本発明の内視鏡装置に係る比較例、参考例及び実施例の説明に先立ち、本発明の構成による作用効果を説明する。
一般に、ｆＬを光学系の焦点距離、ｆＦを光学系の前側焦点距離、ｚを光学系表面から物体までの距離としたとき、その光学系の倍率βは以下の式で与えられる。
β＝−ｆＬ／（ｆＦ＋ｚ） （５）
即ち、拡大内視鏡として、倍率βをなるべく大きくするためには、光学系表面から物体までの距離ｚをなるべく小さくするか、焦点距離ｆＬをなるべく大きくする事が必要である。
一方、問題点１で説明したとおり、光学系表面から物体までの距離ｚを小さくしたり、焦点距離ｆＬを短くすると、被写界深度が狭くなり操作性が悪くなる。この拡大倍率と被写界深度をうまく両立させるために、本発明では、上記条件（３）を規定した。これは、拡大倍率を確保するために最低限必要な条件である。また、拡大観察を行う場合には、医者は病変部に色素を散布して病変部にコントラストをつけるようにするが、これによって被写体からの反射光が弱まり、暗くなるという問題が時として生じる。しかしながら、上記条件（３）を満たしてさえいれば、照明レンズと被写体までの距離を接近させることで明るさを向上させることが出来るので、この暗くなる問題にも対処する事ができる。
【００１０】
次に、拡大観察時の被写界深度をなるべく広くとるために、本発明では、上記条件（４）を規定した。前記式（１）から分かるように、焦点距離ｆLを小さくすると、被写界深度に対して２乗で作用する。従って、被写界深度を広げるためには、拡大時に焦点距離がｆwide≧ｆteleとなるように小さくし、また、拡大倍率を大きくとるために、上記条件（３）を満たすように近接させるのである。以上のように、式（１）及び（２）を同時に満たすことで拡大倍率が大きくしかも被写界深度が広く、使い勝手の良い拡大内視鏡が提供できる。
【００１１】
また、本発明による内視鏡装置は、固体撮像素子からの信号を元にした制御信号を焦点調整手段に供給する制御装置を備えた内視鏡装置において、前記制御信号を元にして光学系の状態に応じた画像処理の状態を切り替えるための制御を行うようにしたことを特徴としている。
一般的に、近接観察時の場合には病変固有の病巣パターンを大きな倍率で観察しているため、低周波の画像になる。従って、低周波の画像を強調処理するほうが病巣パターンの判別が行いやすく好ましい。
一方、通常観察時の内視鏡画像は、微細な血管走行の状態などが小さい倍率で撮像されているため、高周波の画像になる。従って、通常観察時は高周波の画像を強調処理するほうが血管走行の判別が行いやすく好ましい。
【００１２】
これら２種類の画像処理を各々の状態で最適にするためには、近接観察しているか通常観察しているかの判別は内視鏡を操作している術者のみしか分からなかったため、術者自身で判断し、手動式で切り替えるしかなく、煩雑である。これに対して、本発明では、近接と通常の観察状態を制御装置によって電気的に制御できるようにしたため、その制御信号を元に近接と通常の各状態の判別を行い、自動的にこの切り替えを行っている。これにより、近接と通常という２種類の画像処理を混乱無く有効に使い分けることが出来るようになり、拡大された情報の解像感を高めることで診断情報の正確性を向上させることが可能となる。
【００１３】
さらに、本発明による内視鏡装置は、固体撮像素子からの信号を元にした制御信号を焦点調整手段に供給する制御装置を備えた内視鏡装置において、前記制御信号を元にして光学系の状態に応じた光学諸量を計算する演算装置と、該演算装置により計算された結果を表示素子に表示する表示装置とを備えたことを特徴としている。
内視鏡の光学系は、上述のように被写界深度をある程度広く設定している。具体的には、５ｍｍから１００ｍｍの観察範囲を持っている。一方、光学系の倍率は，上記の式（５）に示す通り、物体までの距離ｚと焦点距離ｆLの関数であるので、被写界深度５ｍｍにおける光学倍率と、１００ｍｍにおける光学倍率とでは大きく違うことになる。
一方、病変部の大きさが明確に分かることが本来は望ましいが、そのためには病変部までの距離が明らかになっていないと、光学倍率が確定できない。ここで、三角測量方法を代表とする測距の方法は、何れも内視鏡先端部の大型化を招くので好ましくない。
【００１４】
ここで、医者のニーズを詳細に分析したところ、病変の大きさが明確に分かると言うこと以外に、現在ピントが合っている物体は何倍から何倍のもであるかと言う情報が医者同士で共有化出来ていると、デイスカッションに誤解が入らず、延いては診断の精度を更に高めることが出来ると言うことが明らかになった。
本発明では、近接と通常の観察状態を制御装置によって電気的に制御出来る様にし、その制御信号を元に近接と通常の各状態に特有な光学情報を演算し、表示系に有益な情報として表示せしめるようにした。これにより、現在観察している状態が、近接と通常のどちらの状態にあって、その時の倍率を代表とする光学系諸量を表示することが可能になったため、医者同士のデイスカッションに誤解が入らず、診断の精度を更に高めることが可能な内視鏡装置を提供することが出来る。
【００１５】
【発明の実施の形態】
以下、本発明の実施の形態を、図示した実施例に基づき説明するが、各実施例の光学データにおいて、ｆは焦点距離、F/はFナンバー、D0は物体までの距離、Hは像高、ωは半画角、ｒ1，ｒ2，………は各面の曲率半径、ｄ1，ｄ2，………はレンズの肉厚および空気間隔、ｎ1，ｎ2，………は各レンズの屈折率、ν1，ν2，………は各レンズのアッベ数を示す。また、各実施例は被写界深度を評価する都合上、像高を総て１ｍｍに規格化しているため、実際の内視鏡の被写界深度とは異なるが、大小関係は維持されている。
【００１６】
比較例（従来例）
実施例の説明に先立ち、比較例として、従来型内視鏡の対物光学系の構成と光学データを示すことにする。図１は従来型内視鏡の対物光学系の構成を示しており、（a）は通常観察時の、（b）は近接観察時の状態を夫々示している。そして、光学データは下記の通りである。
【００１７】
【００１８】
次ぎに、本発明に係る内視鏡装置の各実施例について説明する。
実施例１
図２は本発明の第１実施例の対物光学系の構成を示しており、（a）は通常観察時の、（b）は近接観察時の状態を夫々示している。以下、その光学データを示す。
【００１９】
【００２０】
本実施例では、電圧の変化に応じて液晶分子の向きを変化せしめることにより屈折率を変化せしめ、これにより焦点位置を変えることの出来る液晶素子を光学系中に配置している。上記データ中、第６面から第１１面までが液晶レンズユニット部であり、第7面と第9面が液晶部として、状態によって屈折率を変えることが出来るようになっている。
本実施例で、前記式（１）を、
｜１／Ｘn−１／Ｘｆ｜＝３・３μｍ・Ｆno／ｆＬ2 （６）
と変形し、ＣＣＤの分解能が３μｍピッチの３画素分であるとした場合の被写界深度を計算すると、最高拡大倍率が０．４０５倍、被写界深度の幅が０．８６ｍｍとなる。この拡大倍率は、従来型拡大内視鏡の最大拡大倍率１．０９９に比較して劣りはするものの、被写界深度の幅が０．２０８９倍の４倍程度まで広がり、初心者にも使い勝手の良い拡大内視鏡が提供できる。
【００２１】
さて、本実施例及び後述の第２乃至第７実施例に示すような焦点切り替え型の光学系を用いて、実際に焦点切り替えを自動化した場合の具体的な構成を以下に説明する。図３は、その全体構成を概念的に示したブロック図であるが、図中、１は光源装置、２は内視鏡スコープ、３は画像処理を行ってＴＶ画像を表示装置４へ出力するためのプロッセサである。光源装置1は、ランプ５と光源光学系６と絞り装置７と絞り制御装置８を含んでおり、ランプ５から出射した光が、光源光学系６と絞り装置７を介してライトガイド９に導かれて、物体に照射されるように構成されている。物体からの反射光は、内視鏡スコープ２内の対物光学系１１を介してＣＣＤ１０上に結像せしめられ、ＣＣＤ駆動回路１２によってＣＣＤ１０からの電気信号としてプロッセサ３へ導かれる。この電気信号は、プリプロセス回路１３を通り、A／Ｄ変換回路１４によりA／D変換され、画像生成回路２２を通じて、内視鏡画像として表示装置４へ出力される。
【００２２】
ここで、本第１実施例で示すような光学系を採用した場合は、プロッセサ３中の駆動回路２１によって、電気的に光学系の焦点距離を変えることが出来る。この駆動回路２１は、レンズ制御回路２０によって動作が決定されており、レンズ制御回路２０は、光量変化検出装置１９と焦点評価値算出回路１８によって、光学系制御を行っている。即ち、物体までの距離が変化すると、画像の明るさを一定に保つために光源装置１の絞り７が変化することになるので、この絞り7が駆動されたかどうかによって、物体までの距離が変化したかどうかを判断することが可能である。これを光量変化検出回路１９によって判断する。一方、その時に画像のピントが合っているかどうかは、例えば、画像強調信号の振幅成分の大小で判断可能であるから、焦点評価値算出回路１８によって、ピントが適切な状態になっているかどうかは判断できる。
【００２３】
つまり、レンズ制御回路２０は、先ず、光量変化検出回路１９による情報から、物体までの距離が変動したかどうかを判断し、次ぎに、その時の焦点評価値算出回路１８でピント状態を判断し、適切なピントの状態になるように対物光学系１１の焦点を駆動回路２１で調整せしめ、焦点の切り替えを自動化するのである。
ここで、本第１実施例で示すような光学系では、拡大観察時の焦点距離が通常観察時の焦点距離よりも短くなるため、画角が広くなってしまう。すると、画像周辺の像面湾曲が劣化したり、周辺の光量が不足し、暗くなってしまうという問題が発生する。
【００２４】
本発明では、こような場合に、画質と周辺光量の劣化を防ぐために、少なくとも近接観察時に、固体撮像素子上に存在し得る画像情報αと表示装置上に表示される画像情報βとの比を
α／β≧１ （７）
になるように設定せしめる制御装置を設けている。
つまり、これらの問題は何れも視野周辺の画質が劣化する問題であるため、近接画像が選択された場合は、実際に持っている情報よりも少ない情報を画像表示装置に表示することにより、周辺の画像情報が表示できないようにすれば良い。
【００２５】
図３においては、信号処理回路１５中の画像拡大回路２６が、その役割を果たしている。この回路は、レンズ制御回路２０の判断を受けて、近接状態か通常状態かを判断し、画像情報にフィードバックすることが出来るようになっている。この回路の作用により、本来表示回路に表示して欲しくない情報を自動的に表示せしめないようにすることが可能となるため、医者は特別な操作を行うこと無しに、注目したい部分にのみ着目して診断を行うことが出来るため、操作性が極めて良好になる。
なお、画像拡大回路２６の作用に制限を加えるとすれば、画像周辺の劣化は画面の約７５％以上の領域で生じているので、拡大率は、
α／β≧１．２５ （８）
が好ましく、その場合に、表示装置上に更に表示される画像情報の中心位置が、固体撮像素子上に存在し得る画像情報の２５％の領域以内に存在するようにすれば、最低限画質劣化の領域が観察される頻度が少なくなるため、好ましい。
【００２６】
実施例２
図４は本発明の第２実施例の対物光学系の構成を示しており、（a）は通常観察時の、（b）は近接観察時の状態を夫々示している。以下、その光学データを示す。
【００２７】
【００２８】
本実施例においても、電圧の変化に応じて、液晶分子の向きを変化させることにより屈折率を変化せしめ、これにより焦点位置を変えることの出来る液晶素子を、光学系中に配置している。本実施例においては、第８面から第１３面までが液晶レンズユニット部であり、その内、第９面と第１１面が液晶部として、状態によって屈折率を変化させることが出来る。
第１実施例において行ったのと同様に、ＣＣＤの分解能が３μｍピッチの３画素分であるとした場合の被写界深度を計算すると、最高拡大倍率が０．４０５倍、被写界深度の幅が０．８６ｍｍとなる。この実施例の場合も、従来型拡大内視鏡の最高拡大倍率１．０９９倍に比較して、拡大倍率は劣るものの、被写界深度の幅が０．２０８９倍の４倍程度まで広がり、初心者にも使い勝手の良い拡大内視鏡が提供できる。
【００２９】
本実施例は、第１実施例に比べて、フィルタの配置方法に工夫が凝らされている。即ち、第１実施例では、第１２及び１３面と第１９及び２０面に干渉型のレーザーカットフィルタを、第１４及び１５面に吸収型の赤外カットフィルタを夫々配置している。内視鏡ではレーザーによる処置を行うが、ＣＣＤはレーザーに対する耐性が弱いため、レーザーカット面を２面必要とされる。また、２種類のレーザーに対応させようとすると、更にレーザーカット面が２面必要になる。つまり、合計２枚の干渉フィルタが必要で、各々両面にレーザーカットフィルタ面を配置する必要がある。一方、内視鏡としての色再現性を確保するために、吸収型の色フィルタは最低１枚は必要である。しかしながら、本第２実施例では、第２及び３面と第１４および１５面に第１実施例の場合よりも薄い吸収型赤外カットフィルタを配置し、各々の表面に干渉型のレーザーカットフィルタを配置することにより、フィルタスペースを１枚分減らしながらも、必要な仕様を確保している。
【００３０】
実施例３
図５は本発明の第３実施例の対物光学系の構成を示しており、（a）は通常観察時の、（b）は近接観察時の状態を夫々示している。以下、その光学データを示す。
【００３１】
【００３２】
本実施例は、固体撮像素子を駆動することにより、焦点位置を変更することが出来るように構成されている。この実施例において、被写界深度と拡大倍率を、ＣＣＤの分解能が３μｍピッチの３画素分の条件で計算すると、最高拡大倍率が０．９６９倍、被写界深度の幅が０．３２ｍｍとなって、実施例１及び２の場合よりも、被写界深度はやや小さいものの、拡大倍率は従来型の拡大内視鏡に近い値である。また、本実施例のように、光学系の射出瞳が固体撮像素子よりも物体側に在る場合で固体撮像素子そのもを駆動可能な場合、焦点距離を変動させずに倍率を大きくすることが出来るので、拡大内視鏡としては有利である。
【００３３】
図６に示すように、固体撮像素子の位置を原点として、射出瞳位置Ｐexpが
Ｐexp＜０ （９）
なる条件を満たしている場合、固体撮像素子への入射角がθであったときに、作動距離がＷＤwideからＷＤteleとなることに伴い、焦点距離が２δＦnoだけ変動し、変動した像面の像高に対応した光線が、固体撮像素子への入射角でθ´と変化することになる。一方、一般的に内視鏡光学系はｆθ型の光学系であることが知られているため、焦点位置が変化する前即ち固体撮像素子への入射角θに対応する半画角がωであったとすると、焦点位置が変化した後の半画角ω´は、
ω´=ω・θ´／θ （１０）
という式で表すことが出来る。今、射出瞳の条件から、
θ´／θ＜１ （１１）
であるため、
ω´＜ω （１２）
とすることが出来る。つまり、上記（９）式を満たすことで、焦点距離を変えずに、光学倍率βを大きくすることが可能となる。
本第３実施例は、このような考え方に基づき、ｆＬwide=ｆＬteleとなるように焦点距離ｆＬを変化させず、必要最小限の被写界深度を確保しつつ、拡大倍率をなるべく確保している。
【００３４】
実施例４
図７は本発明の第４実施例の対物光学系の構成を示しており、（a）は通常観察時の、（b）は近接観察時の状態を夫々示している。以下、その光学データを示す。
【００３５】
【００３６】
本第４実施例は、第３実施例における拡大内視鏡にフィールドレンズを貼りつけた構成を示している。この場合の被写界深度と拡大倍率とを、ＣＣＤの分解能が３μｍピッチの３画素分の条件下で計算すると、最高拡大倍率が０．８９３倍、
被写界深度の幅が０．３４５ｍｍとなる。一般的に、フィールドレンズとは、瞳位置を大きく変動させるために使用されるが、本実施例におけるフィールドレンズは、第３実施例に比べて極く僅かな曲率を持たせたものになるため、瞳位置の操作を行うためのものではない。しかしながら、
ｆwide=０．９７２９＜ｆtele=１．０１１７４ （１３）
となり、見かけ上本発明の条件から外れてしまう場合も生ずるが、実質的には本発明を利用していることになる。この点を明確にするために、本発明によれば、射出瞳位置の影響も考慮した上で、この程度の焦点距離の変動を規定すべく以下の条件を規定している。
ｆwide≧１．１・ｆtele （１４）
Ｐexp＜０ （１５）
【００３７】
実施例５
図８は本発明の第５実施例の対物光学系の構成を示しており、（a）は通常観察時の、（b）は近接観察時の状態を夫々示している。以下、その光学データを示す。
【００３８】
本実施例は、光学系中のレンズを駆動することにより、焦点位置を変えることが出来るようにした構成のものである。この実施例では、通常観察の場合に対して拡大観察の場合に焦点距離ｆＬが小さくなり、ＣＣＤの分解能が３μｍピッチの３画素分の条件下で計算すると、最大拡大倍率が０．７３５倍、被写界深度が０．３２ｍｍとなって、従来型よりも広い被写界深度を実現することが出来る。本実施例では、拡大観察時の像面湾曲の発生を、固体撮像素子上に結像せしめる対物レンズの最も物体側の面を物体側に凸面を向けた負のメニスカス構造とすることにより、防ぐようにしている。この像面湾曲の発生原理は、画角が広いまま物体にレンズが接近するので、物体までの光路長が中心部と周辺部とで大きく変わってしまい、周辺部の像面湾曲が補正不足の状態になることによるものである。これに対する対策としては、軸外の主点位置を軸上の主点位置へずらすことが考えられるが、このような構成にするためには、対物レンズの最も物体側の面を、物体側に凸面を向けた負のメニスカス構造とすることが有効である。このような構成は、本発明の他の実施例に対しても有効であることは言うまでもない。
【００３９】
実施例６
図９は本発明の第６実施例の対物光学系の構成を示しており、（a）は通常観察時の、（b）は近接観察時の状態を夫々示している。以下、その光学データを示す。
【００４０】
本実施例も、光学系中のレンズを駆動することにより、焦点位置を変えることが出来るように構成されている。この実施例では、通常観察の場合に対して拡大観察の場合に焦点距離ｆＬが小さくなり、ＣＣＤの分解能が３μｍピッチの３画素分の条件下で計算すると、最大拡大倍率が０．５１５倍、被写界深度の幅が０．７６ｍｍとなり、従来型よりも広い被写界深度を実現することが出来る。
【００４１】
実施例７
図１０は本発明の第７実施例の対物光学系の構成を示しており、（a）は通常観察時の、（b）は近接観察時の状態を夫々示している。以下、その光学データを示す。
【００４２】
【００４３】
【００４４】
本実施例は、第１及び２実施例で利用した液晶素子を２枚使用している。一般的に液晶層が厚くなると、応答速度の低下が生じ好ましくない。しかしながら、ピント調整能力を高めるためには、液晶素子の光学的パワーを強めるために曲率をきつくする事が必要になる。しかしながら、液晶レンズの有効径が一定という条件のもとで曲率半径が小さくなると、液晶層の厚みが厚くなって、応答速度が低下するという問題が生じる。そこで、本実施例では、このような液晶素子を複数個使用して、各素子の曲率半径を大きくすることにより全体として大きな光学的パワーを得るようにしつつ、しかも曲率半径を大きくとって応答速度を早めることが出来るようにしている。また、光学的パワーを発生させるために２つの素子を利用しているが、一方の液晶素子にのみ電圧を加えるようにして半分の光学的パワーを使用するようにすることも出来る。
本第７実施例の拡大倍率と被写界深度は、ＣＣＤの分解能が３μｍピッチの３画素分の条件下で計算すると、最大拡大倍率が０．７４９倍、被写界深度の幅が０．４９５ｍｍとなっている。
【００４５】
実施例８
図１１は本発明の第８実施例を示す内視鏡装置の全体構成図である。この実施例は、図３に示した制御系に比べて駆動回路２１が液晶レンズ駆動回路に特定されている点と、画像拡大回路２６が画像強調回路２３に置換されている点で異なるが、画像情報の流れは、図３を参照して説明した第１実施例における流れと略同等であるので、詳細な説明は省略する。本実施例においては、レンズ制御回路２０の判断を受けて近接状態か通常状態かを判断し、その結果を画像強調回路２３にフィードバックする。画像強調回路２３は、この信号を受けて近接及び拡大時に各々最適な強調方式が選ばれるように、画像生成回路２２から選ばれた画像信号に処理を行う。この場合、画像強調処理方法の選択は、外部から選択できるようにしても良いし、図示しないスコープの固有情報を受けて各スコープ毎に最適化した画像強調方法が選択出来るようにしても良い。また、近接時の画像処理は、生体の微小血管や粘膜構造などを大きな光学系倍率で観察しているので、各々の構造物の特有な周波数に最適化した画像処理として、比較的低周波を強調することが好ましい。逆に、通常観察時に最適な画像処理は、粘膜下の血管の走行状態を小さな光学系倍率で観察しているので、高周波を強調したものが好ましい。
【００４６】
ここで、強調すべき周波数を規定すると、ＣＣＤのサンプリング周波数をｆsとすると、解像力の限界はナイキストレートとして、
ｆn=ｆs／２ （１６）
となる。
本発明による高周波、低周波の判断は、空間周波数ｆが、
０＜ｆ＜ｆn／２=ｆs／４ （１７）
となる状態を低周波、
ｆn／２=ｆs／４＜ｆ＜ｆn=ｆs／２ （１８）
となる状態を高周波と定義することにする。
各々の周波数帯に、強調する周波数のピークを持たせることが、最適な画像処理となる。勿論、このような画像強調の種類が数種類用意されていて、どういう画像処理方法にするかを外部から選択出来るようにしても良いし、図示しないスコープ固有情報を受けて、現在プロッセサに接続されているスコープの種類を判別した上で、各スコープに最適化された画像処理手段を切り替えるようにしても良い。
【００４７】
実施例９
図１２は本発明の第９実施例を示す内視鏡装置の全体構成図である。この実施例は、図３に示した制御系に比べて駆動回路２１が液晶レンズ駆動回路に特定さいる点と、画像拡大回路２６が光学情報表示回路２５に置換されている点と、レンズ制御回路２０と光学情報表示回路２５との間に光学情報計算回路２４が挿入されている点で異なるが、画像情報の流れは、図３を参照して説明した第１実施例における流れと略同等であるので、詳細な説明は省略する。本実施例においては、レンズ制御回路２０の判断を受けて近接状態か通常状態かを判断し、その判断結果を光学情報計算回路２４にフィードバックし、被写界深度や光学系倍率などの光学情報その他さまざまな情報の処理計算を行う。計算された結果は光学情報表示回路２５にフィードバックされ、この信号を受けて、近接及び拡大時の光学情報が表示装置４に表示出来るように画像生成回路２２から選ばれた画像信号に処理を行う。例えば、第１実施例の光学系の場合では、表示される情報としては、以下のようなものが考えられる。
近接時 RengeOfView ７．１５ｍｍ−４０．４ｍｍ
遠景時 RengeOfView １．８４ｍｍ−２．７０ｍｍ（Mag．×０．４０５−）
勿論、どういう情報を画面上に表示させるかという選択は、外部から選択できるようにしても良いし、図示しないスコープの固有情報を受けて現在プロッセサに接続されているスコープの種類を判別した上で光学情報計算に補正を行うようにしても良い。
【００４８】
ところで、上述の各実施例における拡大観察時と通常観察時における被写界深度の設定について、さらに詳細に説明する。図１３は、スコープ先端から物体までの距離と各距離での限界解像力との関係を、概念的に示した説明図である。
一般に、スコープ先端から物体までの距離ＷＤにおいて収差補正がなされている場合、距離ＷＤでの最高解像力は、光学系の解像力ではなくて使用するＣＣＤの分解能で決まってしまう。一方、物体までの距離ＷＤが変化した時にＣＣＤの位置が動かない場合は、デフォーカスによってスポットダイアグラムの径が変化することになる。つまり、デフォーカスした場合、ＣＣＤの分解能がデフォーカスによるスポット径以下であるときは、解像力はＣＣＤの分解能で決まることになるので、解像力は光学系の倍率変化に伴って直線状に変化する。ところが、デフォーカスによるスポット径がＣＣＤの分解能を越えると、解像力は光学系のスポット径で決まり、デフォーカスによって解像力が劣化することになる。このときの直線状に変化する範囲を被写界深度と定義することにする。
【００４９】
このような特性を持つ内視鏡光学系において、本発明による如き拡大観察について考察する。即ち、通常観察時の被写界深度範囲と、拡大観察時の被写界深度範囲との２つの状態を、如何に設定するかという問題について検討する。
例えば、特開平８−１３６８３２号公報に記載のものでは、図１３（ｂ）のごとく、通常観察時の被写界深度範囲と、拡大観察時の被写界深度範囲とが以下の条件が満たされるように変化する。
ＷＤtele＜ＷＤwide （１９）
Ｎtele＜Ｎwide＜Ｆtele＜Ｆwide （２０）
但し、ＷＤteleは近接観察時のベスト距離（作動距離）、ＷＤwideは通常観察時のベスト距離、Ｎteleは拡大観察時の被写界深度の最近接側、Ｎwideは通常観察時の被写界深度の最近接側、Ｆteleは拡大観察時の被写界深度の最遠点側、Ｆwideは通常観察時の被写界深度の最遠点側を夫々表している。
【００５０】
しかしながら、このような構成であると、一見被写界深度が連続的に変化するので好ましいように思えるが、Ｎwide＜Ｆteleの条件を満たす必要があるため、Ｎteleを十分に小さくすることが出来ず、それゆえ拡大倍率が低いという問題がある。また、図３に関連して説明したようなフォーカス位置の制御を行う場合に、Ｆtele〜Ｎwideの深度がオーバーラップしている領域で、通常観察状態と近接観察状態のどちらにピントが合っているか不定のため、ハンチングを生じてしまい、好ましくない。
したがって、これらの課題も考慮した上で、被写界深度範囲を適切に設定する必要がある。
【００５１】
この問題を解決するためには、図１３（ｃ）に示す如く、
ＷＤtele＜ＷＤwide （２１）
Ｎtele＜Ｆtele＜Ｎwide＜Ｆwide （２２）
を満たすように構成する必要がある。このような作動距離を設定すると、Ｎtele時の拡大倍率を大きくする事が出来る。しかも図３に関連して説明したようなフォーカス位置の制御を行った場合に、焦点評価値を算出しやすいため、ハンチング的な動作を生じない。また、上記式（２２）は、一見中間状態の解像力が低いように思えるが、この解像力は飽くまでも限界の解像力であるので、病変部の大雑把な形を見てオリエンテーシヨンするといったような使い方は、この中間状態でも可能である。
【００５２】
しかしながら、画素数の多いＣＣＤを用いた場合、Ｎwide−Ｆwide間、Ｎtele−Ｆtele間の値が極端に小さくなるような場合は、中間状態にピントが合う範囲を設定せざるを得なくなる。この場合、図３で説明したピント制御装置の制限から、なるべく中間状態を少なくするために、３点でのフォーカス範囲を考える。このような場合は、更に以下の考え方を付加することが好ましい。即ち、図１４（ａ）に示すように、中間観察時の作動距離をＸＢmidとした場合の観察深度がＮmidからＦmidとした場合に、
ＷＤtele＜ＷＤmid＜ＷＤwide （２３）
Ｆtele＜Ｎmid＜Ｆmid＜Ｎwide （２４）
を更に満たすように設定する。このようにすると特定のフォーカス状態で画像が合っている場合に、他のフォーカス状態で画像がぼけていることになる為、焦点評価値算出回路１８で判断しやすくなり、ハンチング等の発生はなく、しかもＮteleが近接可能で十分な拡大倍率を得ることが出来る。
【００５３】
一方で、中間観察時の作動距離をＸＢmidとした場合の観察深度がＮmidからＦmidとした場合に、
ＷＤtele＜ＷＤmid＜ＷＤwide （２５）
Ｆtele＜Ｎmid＜Ｎwide＜Ｆmid （２６）
なる条件を更に満たすように設定しても良い。このような設定は、中間状態と遠景観察状態の２つの状態を頻繁に使用する場合に有効である。この設定の場合には、ハンチング等の問題を回避するための新たな機構が追加され、コスト的には好ましくないが、多画素ＣＣＤを使用する場合に被写界深度が極端に狭くなり、中間状態と遠景観察状態の２つの状態をもって、従来の内視鏡並みの広い被写界深度を確保しなければならない場合には、特に有効な構成である。
【００５４】
以上、比較例および第１乃至１０実施例について説明し、比較例及び第１乃至７実施例については光学データを夫々示したが、特に、比較例及び第１乃至７実施例について、上述の各条件式の値を一覧表の形で図１５に示した。
【００５６】
【発明の効果】
上述の如く本発明によれば、通常観察時よりも拡大観察時の方が光学系の焦点距離を小さくすることにより被写界深度を広くして、特別な技術習得が無くても容易に拡大観察の操作を行える、初級者でも扱いやすい内視鏡装置を提供することが出来る。また、本発明によれば、拡大観察か通常観察かを判別して各々に最適な画像処理情報を制御するようにしたため、各画像情報に最適な解像感を提供することが可能となり、診断情報の正確性を向上させることが出来る内視鏡装置を提供することができる。更に、本発明によれば、拡大観察か通常観察かを判別して各々の光学情報を表示せしめるようにしたため、複数の医者によりデイスカッシヨンし易くなって診断精度を更に高めることの出来る内視鏡装置を提供することが出来る。
【図面の簡単な説明】
【図１】従来型内視鏡の対物光学系の構成を示し、（a）は通常観察時の、（b）は近接観察時の状態を夫々示している。
【図２】本発明の第１実施例の対物光学系の構成を示し、（a）は通常観察時の、（b）は近接観察時の状態を夫々示している。
【図３】焦点切り替えを自動化した場合の内視鏡装置の構成を示すブロック図である。
【図４】本発明の第２実施例の対物光学系の構成を示し、（a）は通常観察時の、（b）は近接観察時の状態を夫々示している。
【図５】本発明の第３実施例の対物光学系の構成を示し、（a）は通常観察時の、（b）は近接観察時の状態を夫々示している。
【図６】作動距離の変化に伴う固体撮像素子への入射角の変化を説明するために図である。
【図７】本発明の第４実施例の対物光学系の構成を示し、（a）は通常観察時の、（b）は近接観察時の状態を夫々示している。
【図８】本発明の第５実施例の対物光学系の構成を示し、（a）は通常観察時の、（b）は近接観察時の状態を夫々示している。
【図９】本発明の第６実施例の対物光学系の構成を示し、（a）は通常観察時の、（b）は近接観察時の状態を夫々示している。
【図１０】本発明の第７実施例の対物光学系の構成を示し、（a）は通常観察時の、（b）は近接観察時の状態を夫々示している。
【図１１】本発明の第８実施例に係る内視鏡装置の全体構成を示すブロック図である。
【図１２】本発明の第９実施例に係る内視鏡装置の全体構成を示すブロック図である。
【図１３】スコープ先端から物体までの距離と各距離での限界解像力との関係を概念的に示した説明図である。
【図１４】スコープ先端から物体までの距離と各距離での限界解像力との関係を概念的に示した説明図である。
【図１５】比較例及び第１乃至７実施例についての各条件式の値を示した一覧表である。
【図１６】固体撮像素子を用いた内視鏡光学系の構成を示す光軸に沿う断面図である。
【図１７】１／X＝Yの値の変化を示す線図である。
【符号の説明】
１ 光源装置
２ スープ
３ プロッセサ
４ モニタ
５ ランプ
６ 光源光学系
７ 絞り
８ 絞り制御装置
９ ライトガイド
１０ CCD（固体撮像素子）
１１ 対物光学系
１２ CCD駆動回路
１３ プリプロセス回路
１４ A／D変換回路
１５ 信号処理回路
１６ D／A変換回路
１７ 測光回路
１８ 焦点評価値算出回路
１９ 光量変化検出回路
２０ レンズ制御回路
２１ 駆動回路
２２ 画像生成回路
２３ 画像強調回路
２４ 光学情報計算回路
２５ 光学情報表示回路
２６ 画像拡大回路
【発明の属する技術分野】
本発明は、固体撮像素子を用いた撮像光学系を備えた内視鏡装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
近年、小型のCCDの如き固体撮像素子を用いた電子内視鏡がはやっている。これによれば、体腔内の病変をTVモニターによって多人数で観察する事ができるため、複数の医者により観察及び診断することが可能であり、また、患者も自分の病変を見ながら診断してもらえると言う大きな利点がある。このような内視鏡の中でも、最近では特に、病変部を近接観察してその微細構造を観察することで、微小病変の浸潤の度合いや切除範囲の診断を行うことを目的とした所謂拡大内視鏡が注目されている。
【０００３】
【発明が解決しようとする課題】
ところで、拡大内視鏡用の光学系には、例えば、特公昭６１−４４２８３号公報や特開平４−２１８０１２号公報に記載のもの等がある。これらの光学系は、夫々３群式や４群式の光学系であり、大きな観察倍率を得ることが出来るが、光学系の全長が長いので内視鏡挿入部の大型化を招き、患者の負担が大きくなると言う問題があった。
【０００４】
また、このような先行例における拡大内視鏡は、極端に被写界深度が浅く、操作性が悪いと言う欠点を有する。
ここで、被写界深度の定義について簡単に説明する。図１６は内視鏡光学系の構成を示す光軸に沿う断面図である。この図において、物体Oの像Iが形成される位置にCCDを配置する事により、ピントの合った像を得ることが出来るが、物体Oに内視鏡を接近させてO’で示す位置に物体を移動させると、像IはずれてI’で示す位置に形成される。反対に、物体Oから内視鏡を離してO’’で示す位置に物体を移動させると、IはずれてI’’で示す位置に形成される。ここで、CCDの位置は固定されているとすると、CCDの位置における像I’及びI’’は錯乱円径δとなり、ピントボケした画像になる。しかしながら、CCDによる分解能が錯乱円径δより大きい場合、画像はCCDの分解能で設定し、物体O’からO’’の範囲はピントが合っているように感じられる。この範囲を被写界深度と呼ぶ。この時の光学系の実効口径比をFno、光学系の焦点距離をfLとすると、
｜１／Xn−１／Xf ？＝２δFno／fL2 （１）
が成立する。ここで、被写界深度Dは
D＝Xf−Xn （２）
である。
【０００５】
図１７は、１／X＝Yの値の変化を示す線図である。上記（１）式における左辺の値は、図１７におけるY方向の大きさを示す。この大きさ２δFno／fL2が固定であるとすると、Xnが小さいとき即ち接近時の被写界深度D1は小さくなる。具体的には、消化器内視鏡誌Nov．１９９７ vol．９ No．１１増大号／スコープと周辺機器のAtoZの１４９５頁に記載されているように、拡大内視鏡の拡大時の被写界深度は、２mmから３mmの範囲と狭い。この特性により、術者は１m以上も大腸内に内視鏡を挿入した上で、しかもその先端部を１mmレベルの微小操作を行う必要が生じ、内視鏡操作に熟練を要すると言う問題（問題点１）がある。
【０００６】
また、従来の拡大内視鏡装置では、通常観察時と拡大観察時とで同じ画像処理をおこなっている。一般に、組織を拡大すると微少病変部分も大きく観察されるため、その観察画像の周波数成分は低周波の画像を多く含むようになる。ところが、通常観察時の内視鏡画像は微細な血管走行の状態などが小さい倍率で撮像されているため、観察像の周波数成分は高周波の画像を多く含むようになる。このため、拡大用に最適化した画像処理を通常観察時に適用すると、血管が潰れて見え難くなるという問題(問題点２)があろる。
更に、従来の拡大内視鏡では、１m以上も先にある光学系中の一部のレンズをワイヤを用いて駆動することにより通常観察と拡大観察とを切り替えており、現在どの程度の拡大倍率であるかを術者以外の医者が知ることは出来ず、それを見ている他の医者にとって、病変の大きさに対する認識に差が出来てしまい、医者同士でデスカッシヨンし難いという問題(問題点３)がある。
【０００７】
本発明は、上記の如き従来技術の有する問題点に鑑みてなされたものであり、その目的とするところは、光学系を小型化することで患者の負担を少なくしつつ拡大時の被写界深度を深くして、特別な技術の習得がなくても容易に拡大観察の操作を行えるようにし、しかもその拡大された情報の解像感を高めることで診断情報の正確性を向上させ、更に、複数の医者でデイスカッシヨンし易くすることで診断の精度を一層高めることの出来る内視鏡装置を提供しようとするものである。
【０００８】
【課題を解決するための手段】
上記目的を達成するために、本発明による内視鏡装置は、複数のレンズ群と、固体撮像素子と、焦点調整手段と、表示装置とからなり、前記焦点調整手段を操作することによって、前記複数のレンズ群のうちの少なくとも１つのレンズ群又は固体撮像素子を移動させて焦点距離と作動距離とを変化させ、通常観察像と近接観察像とを前記固体撮像素子で撮像して、前記表示装置に表示させるようにした内視鏡装置において、ｆwideを通常観察時の焦点距離、ＷＤwideを通常観察時の作動距離、ｆteleを近接観察時の焦点距離、ＷＤteleを近接観察時の作動距離、Ｐ exp を前記固体撮像素子を原点とした射出瞳位置とした時、
ＷＤwide＞ＷＤtele （３）
ｆwide≧ｆtele （４）
Ｐ exp ＜０ （９）
なる条件を満足するようにしたことを特徴としている。
また、本発明による内視鏡装置は、
ｆ wide ≧１．１ｆ tele
なる条件を満足するようにすることが好ましい。
【０００９】
【発明の実施の形態】
本発明の内視鏡装置に係る比較例、参考例及び実施例の説明に先立ち、本発明の構成による作用効果を説明する。
一般に、ｆＬを光学系の焦点距離、ｆＦを光学系の前側焦点距離、ｚを光学系表面から物体までの距離としたとき、その光学系の倍率βは以下の式で与えられる。
β＝−ｆＬ／（ｆＦ＋ｚ） （５）
即ち、拡大内視鏡として、倍率βをなるべく大きくするためには、光学系表面から物体までの距離ｚをなるべく小さくするか、焦点距離ｆＬをなるべく大きくする事が必要である。
一方、問題点１で説明したとおり、光学系表面から物体までの距離ｚを小さくしたり、焦点距離ｆＬを短くすると、被写界深度が狭くなり操作性が悪くなる。この拡大倍率と被写界深度をうまく両立させるために、本発明では、上記条件（３）を規定した。これは、拡大倍率を確保するために最低限必要な条件である。また、拡大観察を行う場合には、医者は病変部に色素を散布して病変部にコントラストをつけるようにするが、これによって被写体からの反射光が弱まり、暗くなるという問題が時として生じる。しかしながら、上記条件（３）を満たしてさえいれば、照明レンズと被写体までの距離を接近させることで明るさを向上させることが出来るので、この暗くなる問題にも対処する事ができる。
【００１０】
次に、拡大観察時の被写界深度をなるべく広くとるために、本発明では、上記条件（４）を規定した。前記式（１）から分かるように、焦点距離ｆLを小さくすると、被写界深度に対して２乗で作用する。従って、被写界深度を広げるためには、拡大時に焦点距離がｆwide≧ｆteleとなるように小さくし、また、拡大倍率を大きくとるために、上記条件（３）を満たすように近接させるのである。以上のように、式（１）及び（２）を同時に満たすことで拡大倍率が大きくしかも被写界深度が広く、使い勝手の良い拡大内視鏡が提供できる。
【００１１】
また、本発明による内視鏡装置は、固体撮像素子からの信号を元にした制御信号を焦点調整手段に供給する制御装置を備えた内視鏡装置において、前記制御信号を元にして光学系の状態に応じた画像処理の状態を切り替えるための制御を行うようにしたことを特徴としている。
一般的に、近接観察時の場合には病変固有の病巣パターンを大きな倍率で観察しているため、低周波の画像になる。従って、低周波の画像を強調処理するほうが病巣パターンの判別が行いやすく好ましい。
一方、通常観察時の内視鏡画像は、微細な血管走行の状態などが小さい倍率で撮像されているため、高周波の画像になる。従って、通常観察時は高周波の画像を強調処理するほうが血管走行の判別が行いやすく好ましい。
【００１２】
これら２種類の画像処理を各々の状態で最適にするためには、近接観察しているか通常観察しているかの判別は内視鏡を操作している術者のみしか分からなかったため、術者自身で判断し、手動式で切り替えるしかなく、煩雑である。これに対して、本発明では、近接と通常の観察状態を制御装置によって電気的に制御できるようにしたため、その制御信号を元に近接と通常の各状態の判別を行い、自動的にこの切り替えを行っている。これにより、近接と通常という２種類の画像処理を混乱無く有効に使い分けることが出来るようになり、拡大された情報の解像感を高めることで診断情報の正確性を向上させることが可能となる。
【００１３】
さらに、本発明による内視鏡装置は、固体撮像素子からの信号を元にした制御信号を焦点調整手段に供給する制御装置を備えた内視鏡装置において、前記制御信号を元にして光学系の状態に応じた光学諸量を計算する演算装置と、該演算装置により計算された結果を表示素子に表示する表示装置とを備えたことを特徴としている。
内視鏡の光学系は、上述のように被写界深度をある程度広く設定している。具体的には、５ｍｍから１００ｍｍの観察範囲を持っている。一方、光学系の倍率は，上記の式（５）に示す通り、物体までの距離ｚと焦点距離ｆLの関数であるので、被写界深度５ｍｍにおける光学倍率と、１００ｍｍにおける光学倍率とでは大きく違うことになる。
一方、病変部の大きさが明確に分かることが本来は望ましいが、そのためには病変部までの距離が明らかになっていないと、光学倍率が確定できない。ここで、三角測量方法を代表とする測距の方法は、何れも内視鏡先端部の大型化を招くので好ましくない。
【００１４】
ここで、医者のニーズを詳細に分析したところ、病変の大きさが明確に分かると言うこと以外に、現在ピントが合っている物体は何倍から何倍のもであるかと言う情報が医者同士で共有化出来ていると、デイスカッションに誤解が入らず、延いては診断の精度を更に高めることが出来ると言うことが明らかになった。
本発明では、近接と通常の観察状態を制御装置によって電気的に制御出来る様にし、その制御信号を元に近接と通常の各状態に特有な光学情報を演算し、表示系に有益な情報として表示せしめるようにした。これにより、現在観察している状態が、近接と通常のどちらの状態にあって、その時の倍率を代表とする光学系諸量を表示することが可能になったため、医者同士のデイスカッションに誤解が入らず、診断の精度を更に高めることが可能な内視鏡装置を提供することが出来る。
【００１５】
【発明の実施の形態】
以下、本発明の実施の形態を、図示した実施例に基づき説明するが、各実施例の光学データにおいて、ｆは焦点距離、F/はFナンバー、D0は物体までの距離、Hは像高、ωは半画角、ｒ1，ｒ2，………は各面の曲率半径、ｄ1，ｄ2，………はレンズの肉厚および空気間隔、ｎ1，ｎ2，………は各レンズの屈折率、ν1，ν2，………は各レンズのアッベ数を示す。また、各実施例は被写界深度を評価する都合上、像高を総て１ｍｍに規格化しているため、実際の内視鏡の被写界深度とは異なるが、大小関係は維持されている。
【００１６】
比較例（従来例）
実施例の説明に先立ち、比較例として、従来型内視鏡の対物光学系の構成と光学データを示すことにする。図１は従来型内視鏡の対物光学系の構成を示しており、（a）は通常観察時の、（b）は近接観察時の状態を夫々示している。そして、光学データは下記の通りである。
次ぎに、本発明に係る内視鏡装置の各実施例について説明する。
実施例１
図２は本発明の第１実施例の対物光学系の構成を示しており、（a）は通常観察時の、（b）は近接観察時の状態を夫々示している。以下、その光学データを示す。
本実施例では、電圧の変化に応じて液晶分子の向きを変化せしめることにより屈折率を変化せしめ、これにより焦点位置を変えることの出来る液晶素子を光学系中に配置している。上記データ中、第６面から第１１面までが液晶レンズユニット部であり、第7面と第9面が液晶部として、状態によって屈折率を変えることが出来るようになっている。
本実施例で、前記式（１）を、
｜１／Ｘn−１／Ｘｆ｜＝３・３μｍ・Ｆno／ｆＬ2 （６）
と変形し、ＣＣＤの分解能が３μｍピッチの３画素分であるとした場合の被写界深度を計算すると、最高拡大倍率が０．４０５倍、被写界深度の幅が０．８６ｍｍとなる。この拡大倍率は、従来型拡大内視鏡の最大拡大倍率１．０９９に比較して劣りはするものの、被写界深度の幅が０．２０８９倍の４倍程度まで広がり、初心者にも使い勝手の良い拡大内視鏡が提供できる。
【００２１】
さて、本実施例及び後述の第２乃至第７実施例に示すような焦点切り替え型の光学系を用いて、実際に焦点切り替えを自動化した場合の具体的な構成を以下に説明する。図３は、その全体構成を概念的に示したブロック図であるが、図中、１は光源装置、２は内視鏡スコープ、３は画像処理を行ってＴＶ画像を表示装置４へ出力するためのプロッセサである。光源装置1は、ランプ５と光源光学系６と絞り装置７と絞り制御装置８を含んでおり、ランプ５から出射した光が、光源光学系６と絞り装置７を介してライトガイド９に導かれて、物体に照射されるように構成されている。物体からの反射光は、内視鏡スコープ２内の対物光学系１１を介してＣＣＤ１０上に結像せしめられ、ＣＣＤ駆動回路１２によってＣＣＤ１０からの電気信号としてプロッセサ３へ導かれる。この電気信号は、プリプロセス回路１３を通り、A／Ｄ変換回路１４によりA／D変換され、画像生成回路２２を通じて、内視鏡画像として表示装置４へ出力される。
【００２２】
ここで、本第１実施例で示すような光学系を採用した場合は、プロッセサ３中の駆動回路２１によって、電気的に光学系の焦点距離を変えることが出来る。この駆動回路２１は、レンズ制御回路２０によって動作が決定されており、レンズ制御回路２０は、光量変化検出装置１９と焦点評価値算出回路１８によって、光学系制御を行っている。即ち、物体までの距離が変化すると、画像の明るさを一定に保つために光源装置１の絞り７が変化することになるので、この絞り7が駆動されたかどうかによって、物体までの距離が変化したかどうかを判断することが可能である。これを光量変化検出回路１９によって判断する。一方、その時に画像のピントが合っているかどうかは、例えば、画像強調信号の振幅成分の大小で判断可能であるから、焦点評価値算出回路１８によって、ピントが適切な状態になっているかどうかは判断できる。
【００２３】
つまり、レンズ制御回路２０は、先ず、光量変化検出回路１９による情報から、物体までの距離が変動したかどうかを判断し、次ぎに、その時の焦点評価値算出回路１８でピント状態を判断し、適切なピントの状態になるように対物光学系１１の焦点を駆動回路２１で調整せしめ、焦点の切り替えを自動化するのである。
ここで、本第１実施例で示すような光学系では、拡大観察時の焦点距離が通常観察時の焦点距離よりも短くなるため、画角が広くなってしまう。すると、画像周辺の像面湾曲が劣化したり、周辺の光量が不足し、暗くなってしまうという問題が発生する。
【００２４】
本発明では、こような場合に、画質と周辺光量の劣化を防ぐために、少なくとも近接観察時に、固体撮像素子上に存在し得る画像情報αと表示装置上に表示される画像情報βとの比を
α／β≧１ （７）
になるように設定せしめる制御装置を設けている。
つまり、これらの問題は何れも視野周辺の画質が劣化する問題であるため、近接画像が選択された場合は、実際に持っている情報よりも少ない情報を画像表示装置に表示することにより、周辺の画像情報が表示できないようにすれば良い。
【００２５】
図３においては、信号処理回路１５中の画像拡大回路２６が、その役割を果たしている。この回路は、レンズ制御回路２０の判断を受けて、近接状態か通常状態かを判断し、画像情報にフィードバックすることが出来るようになっている。この回路の作用により、本来表示回路に表示して欲しくない情報を自動的に表示せしめないようにすることが可能となるため、医者は特別な操作を行うこと無しに、注目したい部分にのみ着目して診断を行うことが出来るため、操作性が極めて良好になる。
なお、画像拡大回路２６の作用に制限を加えるとすれば、画像周辺の劣化は画面の約７５％以上の領域で生じているので、拡大率は、
α／β≧１．２５ （８）
が好ましく、その場合に、表示装置上に更に表示される画像情報の中心位置が、固体撮像素子上に存在し得る画像情報の２５％の領域以内に存在するようにすれば、最低限画質劣化の領域が観察される頻度が少なくなるため、好ましい。
【００２６】
実施例２
図４は本発明の第２実施例の対物光学系の構成を示しており、（a）は通常観察時の、（b）は近接観察時の状態を夫々示している。以下、その光学データを示す。
本実施例においても、電圧の変化に応じて、液晶分子の向きを変化させることにより屈折率を変化せしめ、これにより焦点位置を変えることの出来る液晶素子を、光学系中に配置している。本実施例においては、第８面から第１３面までが液晶レンズユニット部であり、その内、第９面と第１１面が液晶部として、状態によって屈折率を変化させることが出来る。
第１実施例において行ったのと同様に、ＣＣＤの分解能が３μｍピッチの３画素分であるとした場合の被写界深度を計算すると、最高拡大倍率が０．４０５倍、被写界深度の幅が０．８６ｍｍとなる。この実施例の場合も、従来型拡大内視鏡の最高拡大倍率１．０９９倍に比較して、拡大倍率は劣るものの、被写界深度の幅が０．２０８９倍の４倍程度まで広がり、初心者にも使い勝手の良い拡大内視鏡が提供できる。
【００２９】
本実施例は、第１実施例に比べて、フィルタの配置方法に工夫が凝らされている。即ち、第１実施例では、第１２及び１３面と第１９及び２０面に干渉型のレーザーカットフィルタを、第１４及び１５面に吸収型の赤外カットフィルタを夫々配置している。内視鏡ではレーザーによる処置を行うが、ＣＣＤはレーザーに対する耐性が弱いため、レーザーカット面を２面必要とされる。また、２種類のレーザーに対応させようとすると、更にレーザーカット面が２面必要になる。つまり、合計２枚の干渉フィルタが必要で、各々両面にレーザーカットフィルタ面を配置する必要がある。一方、内視鏡としての色再現性を確保するために、吸収型の色フィルタは最低１枚は必要である。しかしながら、本第２実施例では、第２及び３面と第１４および１５面に第１実施例の場合よりも薄い吸収型赤外カットフィルタを配置し、各々の表面に干渉型のレーザーカットフィルタを配置することにより、フィルタスペースを１枚分減らしながらも、必要な仕様を確保している。
【００３０】
実施例３
図５は本発明の第３実施例の対物光学系の構成を示しており、（a）は通常観察時の、（b）は近接観察時の状態を夫々示している。以下、その光学データを示す。
本実施例は、固体撮像素子を駆動することにより、焦点位置を変更することが出来るように構成されている。この実施例において、被写界深度と拡大倍率を、ＣＣＤの分解能が３μｍピッチの３画素分の条件で計算すると、最高拡大倍率が０．９６９倍、被写界深度の幅が０．３２ｍｍとなって、実施例１及び２の場合よりも、被写界深度はやや小さいものの、拡大倍率は従来型の拡大内視鏡に近い値である。また、本実施例のように、光学系の射出瞳が固体撮像素子よりも物体側に在る場合で固体撮像素子そのもを駆動可能な場合、焦点距離を変動させずに倍率を大きくすることが出来るので、拡大内視鏡としては有利である。
【００３３】
図６に示すように、固体撮像素子の位置を原点として、射出瞳位置Ｐexpが
Ｐexp＜０ （９）
なる条件を満たしている場合、固体撮像素子への入射角がθであったときに、作動距離がＷＤwideからＷＤteleとなることに伴い、焦点距離が２δＦnoだけ変動し、変動した像面の像高に対応した光線が、固体撮像素子への入射角でθ´と変化することになる。一方、一般的に内視鏡光学系はｆθ型の光学系であることが知られているため、焦点位置が変化する前即ち固体撮像素子への入射角θに対応する半画角がωであったとすると、焦点位置が変化した後の半画角ω´は、
ω´=ω・θ´／θ （１０）
という式で表すことが出来る。今、射出瞳の条件から、
θ´／θ＜１ （１１）
であるため、
ω´＜ω （１２）
とすることが出来る。つまり、上記（９）式を満たすことで、焦点距離を変えずに、光学倍率βを大きくすることが可能となる。
本第３実施例は、このような考え方に基づき、ｆＬwide=ｆＬteleとなるように焦点距離ｆＬを変化させず、必要最小限の被写界深度を確保しつつ、拡大倍率をなるべく確保している。
【００３４】
実施例４
図７は本発明の第４実施例の対物光学系の構成を示しており、（a）は通常観察時の、（b）は近接観察時の状態を夫々示している。以下、その光学データを示す。
本第４実施例は、第３実施例における拡大内視鏡にフィールドレンズを貼りつけた構成を示している。この場合の被写界深度と拡大倍率とを、ＣＣＤの分解能が３μｍピッチの３画素分の条件下で計算すると、最高拡大倍率が０．８９３倍、
被写界深度の幅が０．３４５ｍｍとなる。一般的に、フィールドレンズとは、瞳位置を大きく変動させるために使用されるが、本実施例におけるフィールドレンズは、第３実施例に比べて極く僅かな曲率を持たせたものになるため、瞳位置の操作を行うためのものではない。しかしながら、
ｆwide=０．９７２９＜ｆtele=１．０１１７４ （１３）
となり、見かけ上本発明の条件から外れてしまう場合も生ずるが、実質的には本発明を利用していることになる。この点を明確にするために、本発明によれば、射出瞳位置の影響も考慮した上で、この程度の焦点距離の変動を規定すべく以下の条件を規定している。
ｆwide≧１．１・ｆtele （１４）
Ｐexp＜０ （１５）
【００３７】
実施例５
図８は本発明の第５実施例の対物光学系の構成を示しており、（a）は通常観察時の、（b）は近接観察時の状態を夫々示している。以下、その光学データを示す。
本実施例は、光学系中のレンズを駆動することにより、焦点位置を変えることが出来るようにした構成のものである。この実施例では、通常観察の場合に対して拡大観察の場合に焦点距離ｆＬが小さくなり、ＣＣＤの分解能が３μｍピッチの３画素分の条件下で計算すると、最大拡大倍率が０．７３５倍、被写界深度が０．３２ｍｍとなって、従来型よりも広い被写界深度を実現することが出来る。本実施例では、拡大観察時の像面湾曲の発生を、固体撮像素子上に結像せしめる対物レンズの最も物体側の面を物体側に凸面を向けた負のメニスカス構造とすることにより、防ぐようにしている。この像面湾曲の発生原理は、画角が広いまま物体にレンズが接近するので、物体までの光路長が中心部と周辺部とで大きく変わってしまい、周辺部の像面湾曲が補正不足の状態になることによるものである。これに対する対策としては、軸外の主点位置を軸上の主点位置へずらすことが考えられるが、このような構成にするためには、対物レンズの最も物体側の面を、物体側に凸面を向けた負のメニスカス構造とすることが有効である。このような構成は、本発明の他の実施例に対しても有効であることは言うまでもない。
【００３９】
実施例６
図９は本発明の第６実施例の対物光学系の構成を示しており、（a）は通常観察時の、（b）は近接観察時の状態を夫々示している。以下、その光学データを示す。
本実施例も、光学系中のレンズを駆動することにより、焦点位置を変えることが出来るように構成されている。この実施例では、通常観察の場合に対して拡大観察の場合に焦点距離ｆＬが小さくなり、ＣＣＤの分解能が３μｍピッチの３画素分の条件下で計算すると、最大拡大倍率が０．５１５倍、被写界深度の幅が０．７６ｍｍとなり、従来型よりも広い被写界深度を実現することが出来る。
【００４１】
実施例７
図１０は本発明の第７実施例の対物光学系の構成を示しており、（a）は通常観察時の、（b）は近接観察時の状態を夫々示している。以下、その光学データを示す。
本実施例は、第１及び２実施例で利用した液晶素子を２枚使用している。一般的に液晶層が厚くなると、応答速度の低下が生じ好ましくない。しかしながら、ピント調整能力を高めるためには、液晶素子の光学的パワーを強めるために曲率をきつくする事が必要になる。しかしながら、液晶レンズの有効径が一定という条件のもとで曲率半径が小さくなると、液晶層の厚みが厚くなって、応答速度が低下するという問題が生じる。そこで、本実施例では、このような液晶素子を複数個使用して、各素子の曲率半径を大きくすることにより全体として大きな光学的パワーを得るようにしつつ、しかも曲率半径を大きくとって応答速度を早めることが出来るようにしている。また、光学的パワーを発生させるために２つの素子を利用しているが、一方の液晶素子にのみ電圧を加えるようにして半分の光学的パワーを使用するようにすることも出来る。
本第７実施例の拡大倍率と被写界深度は、ＣＣＤの分解能が３μｍピッチの３画素分の条件下で計算すると、最大拡大倍率が０．７４９倍、被写界深度の幅が０．４９５ｍｍとなっている。
【００４５】
実施例８
図１１は本発明の第８実施例を示す内視鏡装置の全体構成図である。この実施例は、図３に示した制御系に比べて駆動回路２１が液晶レンズ駆動回路に特定されている点と、画像拡大回路２６が画像強調回路２３に置換されている点で異なるが、画像情報の流れは、図３を参照して説明した第１実施例における流れと略同等であるので、詳細な説明は省略する。本実施例においては、レンズ制御回路２０の判断を受けて近接状態か通常状態かを判断し、その結果を画像強調回路２３にフィードバックする。画像強調回路２３は、この信号を受けて近接及び拡大時に各々最適な強調方式が選ばれるように、画像生成回路２２から選ばれた画像信号に処理を行う。この場合、画像強調処理方法の選択は、外部から選択できるようにしても良いし、図示しないスコープの固有情報を受けて各スコープ毎に最適化した画像強調方法が選択出来るようにしても良い。また、近接時の画像処理は、生体の微小血管や粘膜構造などを大きな光学系倍率で観察しているので、各々の構造物の特有な周波数に最適化した画像処理として、比較的低周波を強調することが好ましい。逆に、通常観察時に最適な画像処理は、粘膜下の血管の走行状態を小さな光学系倍率で観察しているので、高周波を強調したものが好ましい。
【００４６】
ここで、強調すべき周波数を規定すると、ＣＣＤのサンプリング周波数をｆsとすると、解像力の限界はナイキストレートとして、
ｆn=ｆs／２ （１６）
となる。
本発明による高周波、低周波の判断は、空間周波数ｆが、
０＜ｆ＜ｆn／２=ｆs／４ （１７）
となる状態を低周波、
ｆn／２=ｆs／４＜ｆ＜ｆn=ｆs／２ （１８）
となる状態を高周波と定義することにする。
各々の周波数帯に、強調する周波数のピークを持たせることが、最適な画像処理となる。勿論、このような画像強調の種類が数種類用意されていて、どういう画像処理方法にするかを外部から選択出来るようにしても良いし、図示しないスコープ固有情報を受けて、現在プロッセサに接続されているスコープの種類を判別した上で、各スコープに最適化された画像処理手段を切り替えるようにしても良い。
【００４７】
実施例９
図１２は本発明の第９実施例を示す内視鏡装置の全体構成図である。この実施例は、図３に示した制御系に比べて駆動回路２１が液晶レンズ駆動回路に特定さいる点と、画像拡大回路２６が光学情報表示回路２５に置換されている点と、レンズ制御回路２０と光学情報表示回路２５との間に光学情報計算回路２４が挿入されている点で異なるが、画像情報の流れは、図３を参照して説明した第１実施例における流れと略同等であるので、詳細な説明は省略する。本実施例においては、レンズ制御回路２０の判断を受けて近接状態か通常状態かを判断し、その判断結果を光学情報計算回路２４にフィードバックし、被写界深度や光学系倍率などの光学情報その他さまざまな情報の処理計算を行う。計算された結果は光学情報表示回路２５にフィードバックされ、この信号を受けて、近接及び拡大時の光学情報が表示装置４に表示出来るように画像生成回路２２から選ばれた画像信号に処理を行う。例えば、第１実施例の光学系の場合では、表示される情報としては、以下のようなものが考えられる。
近接時 RengeOfView ７．１５ｍｍ−４０．４ｍｍ
遠景時 RengeOfView １．８４ｍｍ−２．７０ｍｍ（Mag．×０．４０５−）
勿論、どういう情報を画面上に表示させるかという選択は、外部から選択できるようにしても良いし、図示しないスコープの固有情報を受けて現在プロッセサに接続されているスコープの種類を判別した上で光学情報計算に補正を行うようにしても良い。
【００４８】
ところで、上述の各実施例における拡大観察時と通常観察時における被写界深度の設定について、さらに詳細に説明する。図１３は、スコープ先端から物体までの距離と各距離での限界解像力との関係を、概念的に示した説明図である。
一般に、スコープ先端から物体までの距離ＷＤにおいて収差補正がなされている場合、距離ＷＤでの最高解像力は、光学系の解像力ではなくて使用するＣＣＤの分解能で決まってしまう。一方、物体までの距離ＷＤが変化した時にＣＣＤの位置が動かない場合は、デフォーカスによってスポットダイアグラムの径が変化することになる。つまり、デフォーカスした場合、ＣＣＤの分解能がデフォーカスによるスポット径以下であるときは、解像力はＣＣＤの分解能で決まることになるので、解像力は光学系の倍率変化に伴って直線状に変化する。ところが、デフォーカスによるスポット径がＣＣＤの分解能を越えると、解像力は光学系のスポット径で決まり、デフォーカスによって解像力が劣化することになる。このときの直線状に変化する範囲を被写界深度と定義することにする。
【００４９】
このような特性を持つ内視鏡光学系において、本発明による如き拡大観察について考察する。即ち、通常観察時の被写界深度範囲と、拡大観察時の被写界深度範囲との２つの状態を、如何に設定するかという問題について検討する。
例えば、特開平８−１３６８３２号公報に記載のものでは、図１３（ｂ）のごとく、通常観察時の被写界深度範囲と、拡大観察時の被写界深度範囲とが以下の条件が満たされるように変化する。
ＷＤtele＜ＷＤwide （１９）
Ｎtele＜Ｎwide＜Ｆtele＜Ｆwide （２０）
但し、ＷＤteleは近接観察時のベスト距離（作動距離）、ＷＤwideは通常観察時のベスト距離、Ｎteleは拡大観察時の被写界深度の最近接側、Ｎwideは通常観察時の被写界深度の最近接側、Ｆteleは拡大観察時の被写界深度の最遠点側、Ｆwideは通常観察時の被写界深度の最遠点側を夫々表している。
【００５０】
しかしながら、このような構成であると、一見被写界深度が連続的に変化するので好ましいように思えるが、Ｎwide＜Ｆteleの条件を満たす必要があるため、Ｎteleを十分に小さくすることが出来ず、それゆえ拡大倍率が低いという問題がある。また、図３に関連して説明したようなフォーカス位置の制御を行う場合に、Ｆtele〜Ｎwideの深度がオーバーラップしている領域で、通常観察状態と近接観察状態のどちらにピントが合っているか不定のため、ハンチングを生じてしまい、好ましくない。
したがって、これらの課題も考慮した上で、被写界深度範囲を適切に設定する必要がある。
【００５１】
この問題を解決するためには、図１３（ｃ）に示す如く、
ＷＤtele＜ＷＤwide （２１）
Ｎtele＜Ｆtele＜Ｎwide＜Ｆwide （２２）
を満たすように構成する必要がある。このような作動距離を設定すると、Ｎtele時の拡大倍率を大きくする事が出来る。しかも図３に関連して説明したようなフォーカス位置の制御を行った場合に、焦点評価値を算出しやすいため、ハンチング的な動作を生じない。また、上記式（２２）は、一見中間状態の解像力が低いように思えるが、この解像力は飽くまでも限界の解像力であるので、病変部の大雑把な形を見てオリエンテーシヨンするといったような使い方は、この中間状態でも可能である。
【００５２】
しかしながら、画素数の多いＣＣＤを用いた場合、Ｎwide−Ｆwide間、Ｎtele−Ｆtele間の値が極端に小さくなるような場合は、中間状態にピントが合う範囲を設定せざるを得なくなる。この場合、図３で説明したピント制御装置の制限から、なるべく中間状態を少なくするために、３点でのフォーカス範囲を考える。このような場合は、更に以下の考え方を付加することが好ましい。即ち、図１４（ａ）に示すように、中間観察時の作動距離をＸＢmidとした場合の観察深度がＮmidからＦmidとした場合に、
ＷＤtele＜ＷＤmid＜ＷＤwide （２３）
Ｆtele＜Ｎmid＜Ｆmid＜Ｎwide （２４）
を更に満たすように設定する。このようにすると特定のフォーカス状態で画像が合っている場合に、他のフォーカス状態で画像がぼけていることになる為、焦点評価値算出回路１８で判断しやすくなり、ハンチング等の発生はなく、しかもＮteleが近接可能で十分な拡大倍率を得ることが出来る。
【００５３】
一方で、中間観察時の作動距離をＸＢmidとした場合の観察深度がＮmidからＦmidとした場合に、
ＷＤtele＜ＷＤmid＜ＷＤwide （２５）
Ｆtele＜Ｎmid＜Ｎwide＜Ｆmid （２６）
なる条件を更に満たすように設定しても良い。このような設定は、中間状態と遠景観察状態の２つの状態を頻繁に使用する場合に有効である。この設定の場合には、ハンチング等の問題を回避するための新たな機構が追加され、コスト的には好ましくないが、多画素ＣＣＤを使用する場合に被写界深度が極端に狭くなり、中間状態と遠景観察状態の２つの状態をもって、従来の内視鏡並みの広い被写界深度を確保しなければならない場合には、特に有効な構成である。
【００５４】
以上、比較例および第１乃至１０実施例について説明し、比較例及び第１乃至７実施例については光学データを夫々示したが、特に、比較例及び第１乃至７実施例について、上述の各条件式の値を一覧表の形で図１５に示した。
【００５６】
【発明の効果】
上述の如く本発明によれば、通常観察時よりも拡大観察時の方が光学系の焦点距離を小さくすることにより被写界深度を広くして、特別な技術習得が無くても容易に拡大観察の操作を行える、初級者でも扱いやすい内視鏡装置を提供することが出来る。また、本発明によれば、拡大観察か通常観察かを判別して各々に最適な画像処理情報を制御するようにしたため、各画像情報に最適な解像感を提供することが可能となり、診断情報の正確性を向上させることが出来る内視鏡装置を提供することができる。更に、本発明によれば、拡大観察か通常観察かを判別して各々の光学情報を表示せしめるようにしたため、複数の医者によりデイスカッシヨンし易くなって診断精度を更に高めることの出来る内視鏡装置を提供することが出来る。
【図面の簡単な説明】
【図１】従来型内視鏡の対物光学系の構成を示し、（a）は通常観察時の、（b）は近接観察時の状態を夫々示している。
【図２】本発明の第１実施例の対物光学系の構成を示し、（a）は通常観察時の、（b）は近接観察時の状態を夫々示している。
【図３】焦点切り替えを自動化した場合の内視鏡装置の構成を示すブロック図である。
【図４】本発明の第２実施例の対物光学系の構成を示し、（a）は通常観察時の、（b）は近接観察時の状態を夫々示している。
【図５】本発明の第３実施例の対物光学系の構成を示し、（a）は通常観察時の、（b）は近接観察時の状態を夫々示している。
【図６】作動距離の変化に伴う固体撮像素子への入射角の変化を説明するために図である。
【図７】本発明の第４実施例の対物光学系の構成を示し、（a）は通常観察時の、（b）は近接観察時の状態を夫々示している。
【図８】本発明の第５実施例の対物光学系の構成を示し、（a）は通常観察時の、（b）は近接観察時の状態を夫々示している。
【図９】本発明の第６実施例の対物光学系の構成を示し、（a）は通常観察時の、（b）は近接観察時の状態を夫々示している。
【図１０】本発明の第７実施例の対物光学系の構成を示し、（a）は通常観察時の、（b）は近接観察時の状態を夫々示している。
【図１１】本発明の第８実施例に係る内視鏡装置の全体構成を示すブロック図である。
【図１２】本発明の第９実施例に係る内視鏡装置の全体構成を示すブロック図である。
【図１３】スコープ先端から物体までの距離と各距離での限界解像力との関係を概念的に示した説明図である。
【図１４】スコープ先端から物体までの距離と各距離での限界解像力との関係を概念的に示した説明図である。
【図１５】比較例及び第１乃至７実施例についての各条件式の値を示した一覧表である。
【図１６】固体撮像素子を用いた内視鏡光学系の構成を示す光軸に沿う断面図である。
【図１７】１／X＝Yの値の変化を示す線図である。
【符号の説明】
１ 光源装置
２ スープ
３ プロッセサ
４ モニタ
５ ランプ
６ 光源光学系
７ 絞り
８ 絞り制御装置
９ ライトガイド
１０ CCD（固体撮像素子）
１１ 対物光学系
１２ CCD駆動回路
１３ プリプロセス回路
１４ A／D変換回路
１５ 信号処理回路
１６ D／A変換回路
１７ 測光回路
１８ 焦点評価値算出回路
１９ 光量変化検出回路
２０ レンズ制御回路
２１ 駆動回路
２２ 画像生成回路
２３ 画像強調回路
２４ 光学情報計算回路
２５ 光学情報表示回路
２６ 画像拡大回路
Claims (2)
- 複数のレンズ群と、固体撮像素子と、焦点調整手段と、表示装置とからなり、前記焦点調整手段を操作することによって、前記複数のレンズ群のうちの少なくとも１つのレンズ群又は固体撮像素子を移動させて焦点距離と作動距離とを変化させ、通常観察像と近接観察像とを前記固体撮像素子で撮像して、前記表示装置に表示させるようにした内視鏡装置において、ｆwideを通常観察時の焦点距離、ＷＤwideを通常観察時の作動距離、ｆteleを近接観察時の焦点距離、ＷＤteleを近接観察時の作動距離、Ｐ exp を前記固体撮像素子を原点とした射出瞳位置とした時、
ＷＤwide＞ＷＤtele
ｆwide≧ｆtele
Ｐ exp ＜０
なる条件を満足するようにしたことを特徴とする内視鏡装置。 - ｆ wide ≧１．１ｆ tele
なる条件を満足するようにしたことを特徴とする請求項１に記載の内視鏡装置。
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