JPH0824668B2

JPH0824668B2 - 電子内視鏡装置

Info

Publication number: JPH0824668B2
Application number: JP62230664A
Authority: JP
Inventors: 政夫上原; 明伸内久保; 潤長谷川; 雅彦佐々木; 正秀管野; 真司山下; 克義笹川
Original assignee: Olympus Optic Co Ltd
Current assignee: Olympus Corp
Priority date: 1987-09-14
Filing date: 1987-09-14
Publication date: 1996-03-13
Anticipated expiration: 2011-03-13
Also published as: JPS6472724A; US4868647A

Description

【発明の詳細な説明】［産業上の利用分野］本発明はアイソレーション手段を備えた電子内視鏡装
置に関する。

［従来の技術］近年、挿入部先端部に、撮像手段として電荷結合素子
（CCD）等の固体撮像素子を設けた電子内視鏡や、ファ
イバスコープ等の接眼部にテレビカメラを取付けた内視
鏡等、撮像手段を備えた電子内視鏡装置が種々提案され
ている。

このような電子内視鏡装置に用いられる撮像装置の撮
像方式は、固体撮像素子の露光及び読出し方法によっ
て、大きく２種類に分類される。すなわち、固体撮像素
子の前面にカラーモザイクフィルタを有し、同時にR,G,
Bの３色信号を得るモザイク式と、白黒用の固体撮像素
子を用い、照明光源側で、例えばR,G,Bの面順次光を出
射し、この面順次光を照射することによって、R,G,Bの
３色信号を得る面順次式である。

第11図，第12図を参照して、従来の電子内視鏡装置の
概要を、面順次式の場合で説明する。

第11図に示すように、電子内視鏡装置１は、電子内視
鏡２と、この電子内視鏡２に照明光を供給する光源部３
及び電子内視鏡２で撮像された信号を処理する信号処理
回路部４が内蔵された信号処理装置５と、この信号処理
装置５に接続されるモニタ６とで構成されている。

前記電子内視鏡２は、細長で例えば可撓性の挿入部７
を備え、この挿入部７の後端に太径の操作部８が連接さ
れている。前記操作部８からは、側方に可撓性のユニバ
ーサルコード９が延設され、このユニバーサルコード９
の先端に、前記信号処理装置56接続可能なコネクタ11が
設けられている。

上記挿入部７の先端側には、硬性の先端部12及びこの
先端部12に隣接する後方側に湾曲可能な湾曲部13が順次
設けられている。また、前記操作部８には、湾曲操作ノ
ブ14が設けられ、この湾曲操作ノブ14を回動操作するこ
とによって、前記湾曲部13を上下／左右方向に湾曲でき
るようになっている。また、前記操作部８には、挿入部
７内に設けられた処置具チャンネルに連通する挿入口15
が設けられている。

上記挿入部７の先端部内には、第12図に示すように対
物レンズ16と固体撮像素子17が配設されている。また、
前記挿入部７内には、照明光を伝送するライトガイド18
が挿通されている。

前記光源部３は、キセノンランプ等の白色光源22を備
え、この白色光源22から出射された白色光は、レンズ23
で集光され、ビデオ信号のフレーム周波数（NTSC方式で
は、29.97Hz）に同期して回転する回転フィルタ24によ
り、R,G,Bの順次光にされ、前記ライトガイド18、及び
配光レンズ19を介して、観察すべき体内蔵器等の被写体
21に照射される。尚、上記回転フィルタ24を回転するモ
ータ25は、回転サーボ回路27によって、ビデオ信号のフ
レーム周波数に同期するように回転が制御される。

上記被写体21からの反射光は、対物レンズ16を介し
て、固体撮像素子17の撮像面に結像され、ドライバ28に
よる読出しクロック信号によって、光電変換され、R,G,
Bの順次信号が出力される。尚、上記クロック信号と回
転サーボ回路27の基準信号は、唯一の基準信号源である
同期信号発生器29により供給される。これによって全て
の信号（動作）は位相同期したものとなる。

上記固体撮像素子17から出力されるR,G,Bの順次信号
は、信号処理装置４のプリアンプ31で増幅され、患者に
対する感電等からの保護のためのアイソレーション（絶
縁）アンプ32を経て、リセットノイズ除去回路33でリセ
ットノイズの除去が行われる。更に、ローパスフィルタ
34で不要成分が除去され、垂直輪郭補正回路35で垂直輪
郭補正が行われ、γ補正回路36でγ補正される。上記γ
補正回路36の出力信号は、A/D変換器37でデジタル信号
に変換され、面順次の照明に対応したフレームメモリ38
R,38G,38Bに、R,G,Bの各照明光のもとでそれぞれ読出さ
れた信号が１フレームメモリ分記憶される。上記フレー
ムメモリ38R,38G,38Bは、同時に読出されて、同時信号
になり、それぞれD/A変換器39で、アナログ信号に変換
される。尚、上記A/D変換器37の変換速度、各フレーム
メモリ38R,38G,38Bへのデータの書込み及び読出しは、
メモリ制御回路43による出力信号で制御されるようにな
っている。

このアナログのR,G,B同時信号は、それぞれローパス
フィルタ41によって不要成分が除去され、水平輪郭補正
回路42で水平輪郭補正が行われた後、出力アンプ44で増
幅され、例えば75Ωの出力インピーダンスのR,G,B3原色
信号として出力端から、モニタ６へ出力される。

また、同時化され、水平輪郭補正を受けたR,G,B信号
から、Ｙマトリクス回路46で、輝度信号Ｙが生成され、
Ｒ−Ｙマトリクス回路47、Ｂ−Ｙマトリクス回路48で、
それぞれ、輝度信号Ｙと色信号Ｒから色差信号Ｒ−Ｙ、
輝度信号Ｙと色信号Ｂから色差信号Ｂ−Ｙが生成され
る。

上記色差信号Ｒ−Y,B−Ｙは、それぞれ、エンコーダ4
9,50でサブキャリア（3.579545Hzの各々90度位相差信
号）で平衡変調され、加算器51でベクトル合成され、ク
ロミナンス信号Ｃが生成される。上記クロミナンス信号
Ｃは、混合出力アンプ52で、輝度信号Ｙと多重化され、
更に、複合同期信号及びカラーバーストが付加されて、
NTSC方式の複合映像信号が生成され、NTSC出力端から出
力される。

ところで、上記固体撮像素子17の出力信号の信号処理
装置４側への伝送は、最も単純な伝送方式としては、例
えば第13図に示すように行なわれていた。

固体撮像素子17の出力信号は、この固体撮像素子17の
近傍に配設されたバッファアンプ（増幅度を有する場合
もある）。55を経て、シールド線または同軸ケーブルか
らなる信号伝送ケーブル56によって、電子内視鏡２から
信号処理装置４へ伝送される。信号処理装置４内におい
ては、同様にバッファアンプもしくはプリアンプ31によ
って、この信号を受け次段の処理回路へ送出される。

ところで、内視鏡装置は、術具としての機能も有して
おり、例えば、前記処置具チャンネル15に挿通された高
周波電気メス60によって、患部の切除や止血が行われ
る。上記電気メス60は、第13図に示すように、高周波電
源61と、前記処置具チャンネル15に挿通される細長のプ
ローブ62とで構成されている。また、上記プローブ62
は、上記高周波電源61に接続されたケーブル部63と、こ
のケーブル部63の先端に連接された例えばループ状の切
除止血用電極64とで構成され、前記ケーブル部63は、可
撓性のシース65で被覆されている。

上記電気メス60を用いて、切除、止血等を行う場合
は、シース65を電子内視鏡２の処置具チャンネル15に挿
通し、先端の電極64によって、患部から患者の体内に高
周波電流（一般に500KHz程度）を流して行う。

上記電気メス60は、基本的に高周波電流による放電破
壊とジュール熱によって、患部の切除及び止血を行うも
のである。そのため、第13図に示すような従来例では、
上記電気メス60の使用時、上記ケーブル部63を流れる高
周波電流が、電子内視鏡２の固体撮像素子17、バッファ
アンプ55、及び信号伝送ケーブル56へ、高周波ノイズと
して誘起され、このノイズが、信号処理装置４内で処理
された画像信号に対しても影響し、表示される画像が、
ノイズの多い著しく画質の損われたものになっていた。

これに対処するものとしては、例えば特開昭60−5592
3号公報に示されるような雑音防止装置がある。これ
は、第14図に示すように、固体撮像素子17の出力信号が
入力されたバッファアンプ66の各差動出力端子にそれぞ
れ信号伝送ケーブル67,68の一方の端部を接続し、この
２本の信号伝送ケーブル67,68の他方の端部を信号処理
装置４内の差動アンプ69の反転入力端と非反転入力端と
に接続し、この差動アンプ69の出力信号を、次段の処理
回路へ送出するものである。

前記バッファアンプ66に誘起されたノイズは、＋と−
の両出力に均等に重畳されると考えられ、且つ、信号伝
送ケーブル67,68において誘起されるノイズも等量なも
のと考えられる。従って、二つの信号伝送経路に等量な
ノイズが誘起され、このノイズ成分は、差動アンプ69で
相殺されることになる。

しかしながら、第14図に示す従来例では、アイソレー
ション回路にて２次回路側に伝送する際GNDに重畳した
ノイズを十分に抑圧することができないで、２次回路側
に伝送されてしまい、特に電気メス60によるノイズに対
する除去能力は十分ではなく、依然として、画質の損わ
れた画像が表示されることになる。

ところで、第15図はIEC（国際電気標準会議）等で規
定されている医療機器に求められる安全規格を満す為の
全体構成を示す。

つまり患者の体内に挿入して診断あるいは術具として
用いられ、上記安全規格を満す電子内視鏡装置71は、患
者に対してより厳格な感電等の保護手段が必要とされ
る。

この場合基本的には、商用電源が入力される１次回路
72と、筐体73が大地に接地される２次回路74と、この２
次回路74のグラウンドと絶縁された患者回路（患者がそ
の回路の一部になる電気回路）75とに区別され、各々の
関係に対して絶縁耐圧と漏れ電流が規制されるようにな
っている。

電子スコープ２の先端部には、固体撮像素子（以下SI
Dと記す。）77が内蔵され、このSID77には本体処理装置
78側のSIDドライバ79から複数のドライブ信号が印加さ
れる。このドライブ信号は、例えば同軸ケーブル81,81
で伝送される。又、このドライブ信号の印加により、SI
D77から出力される信号は、アンプ82で増幅された後、
同軸ケーブル83を経て伝送され、筐体73内のアンプ84で
増幅された後、アイソレーション回路89を駆動するドラ
イバ85に入力される。

ところで、上記両ドライバ79,85は、患者回路電源86
により電力が供給される。又、この電源86は、SID77に
も駆動電力を供給する。

又、上記SID77にドライブ信号を出力するドライバ79
は、アイソレーション回路87を介してSIDタイミング信
号発生回路88からのタイミング信号が供給される。

又、上記アンプ84の出力信号が入力されるドライバ85
の出力もアイソレーション回路89を介して信号処理回路
91に入力され、信号処理された映像信号は信号出力端92
から出力される。

上記SIDタイミング信号発生回路88、信号処理回路91
は、２次回路電源93から電力が供給される。又、アイソ
レーション回路87,89は、２次回路74側に属する部分は
２次回路電源93から電力が供給され、患者回路75側に属
する部分は患者回路電源86から電力が供給される。尚、
患者回路電源86及び２次回路電源93は電源トランス94に
より互いに絶縁された２次側コイル95a,95bから商用交
流電力が供給される。

ところで、電気メス60は、発振器97の出力信号を絶縁
トランス98を介して切除用電極64に供給する。尚、この
切除用電極64に供給された高周波出力信号は広い面積で
患者に接触されるプレート99を介してトランス98に戻る
ようにしてある。

この電子内視鏡装置71では結果的に、患者の体内に挿
入される電子スコープ２内部の電気回路は、最も安定な
基準電位を有する大地（あるいは等価な関係にある筐体
73）から絶縁されている（浮している意味）ことにな
り、この回路は、該回路のGND（グラウンド）を含め、
電気メス60等のノイズに対して極めて弱い構成となって
いる。

上記アイソレーション回路89の周辺部は例えば第16図
に示す構成である。

信号ａが入力されるドライバ85の出力はアイソレーシ
ョン回路89としてのフォトカプラを構成するLEDに入力
される。このLEDの発光出力はフォトダイオード（又は
フォトトランジスタ）PDで受光され、電気信号に変換さ
れる。尚、フォトダイオードPDのカソードは負荷抵抗Rl
を介して２次回路電源93に接続されている。

この場合、例えば第17図（ａ）に示すように入力され
る信号ａと同図（ｂ）に示すように患者回路GNDにノイ
ズｂが混入すると、アイソレーション回路89を経た出力
端での信号ｃには同図（ｃ）に示すようにノイズが混入
したままの信号出力となる。

更に、スコープ２の先端部に内蔵されるSID77のドラ
イブ信号として、一般に水平及び垂直駆動信号等、複数
の高周波パルスを供給する必要がある。この信号伝送に
おいても、ノイズの影響、クロストーク及び不要輻射対
策上から上述のような同軸ケーブル81あるいはシールド
ケーブルが一般に用いられる。

これらの信号も、患者回路75を構成するものであり、
第15図から明らかなように、外来ノイズに対して同軸ケ
ーブル81等のシールド部がループを為し、前述のフロー
ティングされた構成とにより、ノイズに対して弱い構成
である事は明らかである。

一方、米国特許（USP）4,607,621では、スコープ内信
号ケーブルを導電性のシールドに収納し、該シールドを
信号処理装置のシャーシに電気的に接続し、更に、該シ
ャーシを高周波電源装置（電気メス本体）の高周波接地
点に接続したことを特徴としたものが提案されている。

［発明が解決しようとする問題点］しかし、上記米国特許によればIEC等で求められる安
全規格に対して、スコープ内回路とシャーシ間の耐圧を
満すものにすることは実際上は非常に難しい。

このため、結果的に患者への安全性を保証することに
問題を残す可能性がある。

本発明は上述した点にかんがみてなされたもので、患
者に対する安全性を十分に確保し、且つ電気メス等のノ
イズの影響を防止できるアイソレーション手段を有する
電子内視鏡装置を提供することを目的とする。

［問題点を解決する手段及び作用］本発明では、アイソレーション回路及びこのアイソレ
ーション回路のドライブ回路とを備えた電子内視鏡装置
において、アイソレーション回路の入力側（の患者回
路）のグランドに対しドライブ回路を差動型構成にし
て、たとえグランドにノイズが重畳しても、アイソレー
ション回路での伝送の際にノイズを抑圧して信号伝送を
行い、十分なアイソレーションと共に、S/Nの高い信号
伝送を行うようにしてある。

［実施例］以下、図面を参照して本発明を具体的に説明する。

第１図ないし第３図は本発明の第１実施例に係り、第
１図は第１実施例における主要部となるアイソレーショ
ン回路周辺部を示し、第２図は第１図における各部の信
号波形を示し、第３図は第１実施例における信号処理装
置の構成を示す。

第１実施例の電子内視鏡装置101の外形は、第11図に
示すものと同一であり、この図を兼用して用いる。

又、第３図に示すこの実施例における信号処理装置５
は、第12図に示す信号処理装置５において、プリアンプ
31とアイソレーション回路32との間に、アイソレーショ
ンドライブ回路106が介装してある。上記アイソレーシ
ョン回路32は、このアイソレーション回路32に信号が入
力される前段側（入力側）の患者回路107と出力される
後段側（出力側）の２次回路108とを電気的に絶縁分離
に近い状態で結合するものであり、アイソレーション回
路32の前段のプリアンプ31及び（アイソレーション）ド
ライブ回路106は患者回路電源109から電力が供給され
る。

又、リセットノイズ除去回路33以降の信号処理部104
を形成する２次回路108は２次回路電源110から電力が供
給され、これら両電源109,110は互いに絶縁されて商用
電力が供給される。（例えば電源トランスの互いに絶縁
された２次側巻線からそれぞれ交流電力が供給され
る。）その他は第12図に示すものと同様の構成であり、同一
符号を付け、その説明を省略する。

ところで、上記ドライブ回路106周辺部は第１図に示
す構成である。

プリアンプ31を通した入力信号ａは、第１のドライバ
111に入力されると共に、インバータ（反転回路）112を
通して反転信号ｂが生成され、この反転信号ｂは、第２
のドライバ113に入力される。しかして、上記第１及び
第２のドライバ111,113を通した出力信号はアイソレー
ション回路32を形成するLED114に入力され、第１のドラ
イバ111と、インバータ112を通した第２のドライバ113
とによる差動型に構成されたこれら両ドライバ111,113
の差動出力で発光される。このLED114の発光出力はフォ
トダイオード115で受光され、光電変換された出力信号
ｄは２次回路108側の信号処理回路104′（２次回路108
において２次回路電源110を除く部分）に入力される。
尚、フォトダイオード115のカソードは負荷抵抗Rlを介
して２次回路電源110に接続されている。

このように構成された第１実施例においてアイソレー
ション回路32により患者回路107側と２次回路108側とを
絶縁分離して信号の伝送を行う際、差動型のドライブ回
路106を用いて（直接GNDラインをアイソレーション回路
32の１次側に接続しないで）差動型の信号出力にて光結
合による信号の伝送を行うようにしている。

このため、第２図（ａ）に示すような入力信号ａの場
合、インバータ112を通した反転信号ｂは同図（ｂ）の
ようになる。上記両信号a,bはSIDからの信号伝送に同軸
ケーブルを用いることにより、内部導体を用いた信号伝
送のため、ノイズを十分小さく抑えることができるが、
同軸ケーブルの外部導体が接続される患者回路107のGND
には例えば電気メスの使用の際には第２図（ｃ）に示す
ように、内部導体の場合より大きいノイズｎが混入し易
くなる。

上記ノイズｎが混入しても、このGNDは直接アイソレ
ーション回路32のLED114に接続されないで、このGNDに
対して差動型の両ドライバ111,113の差動出力で発光さ
れるため、GNDに混入したノイズｎは発光出力に殆んど
影響を与えることがない。従って、フォトダイオード11
5の光電変換出力信号ｄは第２図（ｄ）に示すように殆
んどノイズのない信号になる。

尚、第１図に示す上記アイソレーション回路32及びド
ライブ回路106部分以外の動作は第12図にて説明したも
のと同様であり、その説明を省略する。

このように動作する第１実施例によれば、簡単な構成
で、患者回路側と２次回路側との両電源ライン系を電気
的に絶縁できると共に、差動型のドライブ回路106によ
りアイソレーション回路32によりノイズ成分が伝送され
てしまうのを防止しているので、十分な安全性と、S/N
の高い信号伝送を行うことができる。具体的には電気メ
スの使用の際にも、高品位の画像を得ることができる。
尚、上記フォトダイオード115の代りにフォトトランジ
スタを用いることができることは明らかである。又、他
の光学素子を用いることもできる。

第４図は本発明の第２実施例の主要部を示す。

この第２実施例ではアイソレーション回路として広帯
域パルストランス121を用いている。

この広帯域パルストランス121の１次側には第１実施
例と同じドライブ回路106が接続され、２次側には負荷
抵抗Rlが接続されている。この２次側に誘起された出力
信号ｄは１画素クランプ回路122に入力され、クランプ
パルスによりクランプされた信号ｅが信号処理回路10
4′に入力される。

この第２実施例では、上記第１実施例におけるアイソ
レーション手段として広帯域パルストランス121を用
い、このパルストランス121ではその特性上直流成分（D
C成分）を伝送できない交流（AC）結合となるため、こ
のトランス121の出力を１画素クランプ回路122にてDC再
生を行うようにしている。その他の構成は上記第１実施
例と同様である。

この第２実施例では入力信号ａ、反転信号ｂ、GNDノ
イズｃが第１実施例と同様に第５図（ａ），（ｂ），
（ｃ）である場合、トランス121の出力は同図（ｄ）と
なり、１画素クランプ回路122の出力は同図（ｅ）とな
り、トランス121で患者回路107と２次回路108とが電気
的に絶縁されると共に、ノイズを抑圧して出力できる。
又、１画素クランプ回路122により、DCレベルが再生さ
れた信号を得ることができる。

この第２実施例の作用効果は、上記第１実施例とほぼ
同様のものとなる。

第６図は第２実施例の変形例を示す。

この変形例では第２実施例におけるドライブ回路106
の前段のプリアンプ31を差動増幅器31′で構成してあ
り、この差動増幅器31′における非反転出力を第１のド
ライバ111に入力し、反転出力を第２のドライバ113に入
力して、インバータ112を不必要にしたドライブ回路10
6′にしたものである。

尚、この変形例は、第１実施例に適用できることは明
らかである。

第７図は本発明の第２実施例の主要部を示す。

この第３実施例では遅延差雑音除去回路131を例えば
広帯域パルストランス121で形成したアイソレーション
回路の前段に設けて（アイソレーション）ドライブ回路
を形成している。（第３図に示す）プリアンプ31を介し
た入力信号ａは、バッファアンプ132に入力され、その
出力は差動アンプ133の非反転入力端に印加されると共
に、遅延線134を介して差動アンプ133の反転入力端に印
加される。しかして、第８図（ａ）に示す入力信号ａに
対し、差動アンプ133の非反転出力ｂ及び反転出力ｃは
同図（ｂ），（ｃ）のようになる。パルストランス121
を通した出力信号ｄは同図（ｄ）に示すようになり、信
号処理回路104′に入力される。

尚、上記遅延線134は1/2画素に相当する遅延量に設定
される。

この遅延差雑音除去回路131は、SIDを用いた場合の出
力信号におけるリセットノイズ等を除去する除去回路と
して、例えば第３図のリセットノイズ除去回路33に用い
られるものである。この遅延差雑音除去回路131をアイ
ソレーション回路の前段に設けた場合に、ベースバンド
成分の伝送せずに済み（アイソレーション回路の後段に
用いた場合には、ローパスフィルタで低域成分のみを抽
出する）、低域成分を伝送できないパルストランス121
によるアイソレーション回路の場合に最適のものとな
る。

尚、差動アンプ133の後段にクリップ回路を設けて、
リセットノイズを除去するようにしても良い。さらにバ
ッファアンプ132の前段に前置クリップ回路を設けて信
号中のリセットパルスを小さくしても良い。

第９図は本発明の第４実施例における主要部を示す。

この第４実施例は、上記第３実施例を発展させたもの
であり、上記遅延差雑音除去回路131をアイソレーショ
ントランス121の１次側に対して対称的な構成のドライ
ブ回路141にしている。

入力信号は、差動型バッファアンプ142に入力され、
この非反転出力は直接第１の差動増幅器143に入力され
ると共に、遅延線144を介して差動増幅器143に入力され
る。

同様にバッファアンプ142の反転出力は、直接第２の
差動増幅器145に入力されると共に、遅延線146を介して
この差動増幅器145に入力される。

上記両差動増幅器143,145の例えば非反転出力はアイ
ソレーション回路を形成するトランス121に入力され
る。

その他は上記第３実施例と同様の構成である。

この第４実施例では第３実施例におけるドライブ回路
131を対称に配置した構成にしているので、遅延線144,1
46におけるGNDへの接続の影響は、差動出力により排除
されることになる。このため、GNDにノイズが混入して
もそのノイズがアイソレーション回路を介して伝送され
るのを十分に抑圧でき、S/Nの良い伝送を行うことがで
きる。

尚、上記第３及び第４実施例とともに、アイソレーシ
ョン回路をパルストランス121で構成しているが、これ
に限定されるものでなく、第１実施例による光学的アイ
ソレーション手段でも良い。

第10図は本発明の第５実施例の主要部を示す。

この第５実施例では２重同期サンプリング（CSD）回
路151を用いて形成したものである。バッファアンプ152
の出力は２重同期サンプリング回路151に入力される。
この２重同期サンプリング回路151には、クランプパル
ス、サンプリングパルスが入力され、リセットノイズが
除去された信号が出力される。

この２重同期サンプリング出力は、ベースバンドのビ
デオ信号となるため、特性的に低域成分の伝送ができな
いパルストランス121では何らかの工夫が必要になる。
この第５実施例では、変調器153を用いてDC及び低域側
成分をキャリア信号に変調してトランス121に印加する
ようにしている。その際、耐ノイズ抑圧を高くするた
め、２重同期サンプリング出力ａを直接一方の変調器15
3に入力すると共に、インバータ154を介して他方の変調
器154にも入力し、これら差動型構成の変調器153,154の
出力をトランス121の１次側に入力している。

しかして、トランス121の２次出力は、復調器156に入
力され、復調された後、信号処理回路104′に入力され
る。

上記変調器153,155は例えばAM,PM,FMあるいはPWM等を
用いることができる。

尚、上記２重同期サンプリング回路151として例えば
M.H.White et al.IEEE J.of Solid−State Circuits,SC
−9,1,1−13（1974）に記載されているものを用いるこ
とができる。

尚、上記第５実施例において２重同期サンプリング回
路151も患者回路GNDに対して正負対称にして、この回路
151のGNDに乗ったノイズの影響を軽減（抑圧）できるよ
うにすることも可能である。

尚、上記第５実施例において、パルストランス121の
代りに光学的アイソレーション手段を用いても良い。

尚、上述の各実施例において、電子スコープ側の構成
を、第14図において差動アンプ66の非反転入力側にSID1
7の出力インピーダンスと等価なインピーダンス回路又
は素子を接続したものにすることもできる。

尚、本発明は、ファイバスコープの接眼部にSIDを内
蔵したビデオカメラを装着した場合にも適用できる。

［発明の効果］以上述べたように本発明によれば、患者回路とその後
段側とのアイソレーション手段として患者回路のグラン
ドに対し、ノイズ抑圧の大きい差動型構成にしてあるの
で、安全性の確保と共に外来ノイズ等に対し、S/Nを高
くできるという利点を有する。

【図面の簡単な説明】

第１図ないし第３図は本発明の第１実施例に係り、第１
図は第１実施例におけるアイソレーション回路周辺部を
示す構成図、第２図は第１図の動作説明用波形図、第３
図は第１実施例の電子内視鏡装置の構成を示すブロック
図、第４図は本発明の第２実施例におけるアイソレーシ
ョン回路周辺部を示す構成図、第５図は第２実施例の動
作説明用波形図、第６図は第２実施例の変形例における
主要部を示す構成図、第７図は本発明の第３実施例にお
けるアイソレーション回路周辺部を示す構成図、第８図
は第３実施例の動作説明用波形図、第９図は本発明の第
４実施例におけるアイソレーション回路周辺部を示す構
成図、第10図は本発明の第５実施例におけるアイソレー
ション回路周辺部を示す構成図、第11図は従来例におけ
る電子内視鏡装置の外観を示す正面図、第12図は第11図
の電子内視鏡装置を構成する信号処理装置の構成を示す
ブロック図、第13図及び第14図は従来例における出力信
号の伝送手段を示す説明図、第15図は医療機器に求めら
れる安全規格を満す為の電子内視鏡装置の電気系の構成
を示す説明図、第16図は第15図に示す従来例に用いられ
るアイソレーション回路部分を示す構成図、第17図は第
16図の動作説明用波形図である。２……電子スコープ、３……光源部５……信号処理装置、17……SID 31……プリアンプ 32……アイソレーション 106……ドライブ回路、109……患者回路電源 110……２次回路電源 111,113……ドライバ 112……インバータ、114……LED 115……フォトダイオード

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者佐々木雅彦東京都渋谷区幡ケ谷２丁目43番２号オリンパス光学工業株式会社内 (72)発明者管野正秀東京都渋谷区幡ケ谷２丁目43番２号オリンパス光学工業株式会社内 (72)発明者山下真司東京都渋谷区幡ケ谷２丁目43番２号オリンパス光学工業株式会社内 (72)発明者笹川克義東京都渋谷区幡ケ谷２丁目43番２号オリンパス光学工業株式会社内 (56)参考文献特開昭60−55923（ＪＰ，Ａ) 実開昭52−74685（ＪＰ，Ｕ)

Claims

【特許請求の範囲】

【請求項１】撮像手段を構成する固体撮像素子の出力信
号を取込み、表示用の信号処理を行う信号処理手段を有
する電子内視鏡装置において、信号処理手段の中に入力側と出力側とを絶縁する少くと
も１つのアイソレーション手段と、前記固体撮像素子からの信号と該信号の反転信号との差
動型に形成された前記アイソレーション手段を駆動する
駆動手段と、を設けたことを特徴とする電子内視鏡装置。