JPS60137342A - 電子スコ−プ - Google Patents

電子スコ−プ

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JPS60137342A
JPS60137342A JP58248948A JP24894883A JPS60137342A JP S60137342 A JPS60137342 A JP S60137342A JP 58248948 A JP58248948 A JP 58248948A JP 24894883 A JP24894883 A JP 24894883A JP S60137342 A JPS60137342 A JP S60137342A
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    • A61B18/24—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body by applying electromagnetic radiation, e.g. microwaves using laser the beam being directed along or through a flexible conduit, e.g. an optical fibre; Couplings or hand-pieces therefor with a catheter
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    • A61B2018/00982—Surgical instruments, devices or methods for transferring non-mechanical forms of energy to or from the body combined with or comprising means for visual or photographic inspections inside the body, e.g. endoscopes
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Abstract

(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。

Description

【発明の詳細な説明】 し技術分野１ この発明は、内視鏡先端に固体ｍ像素子を設けた電子ス
コープに関（る。
［従来技術］ 内視鏡先端部にＣＯＤやｖ　ＯＳ等の固体撮像素子を設
（Ｊた電子スー」−）°が近年特開昭５５−５４９３３
Ｑなどで提案されＣいる。この場合。
内視鏡先端は空間的に非常に限られ（おり、使用できる
素子が限られる。即ち、索子の感度を高くするには一画
素当りの受光部の面積が大きい方か良く。像の解像度を
高（覆るには、画素の密度が高い方が良い。しかも、全
体の大きさが小さいものでなければならない。
これらの条件を最も良く満たすのは、感電及び解一度の
点でＣＣＯ等の電荷転送素子を用いたものが優れており
、これを用いたｍｉｘ子の中では、全体の大きさの点で
ライントランファ一方式（以下ｉ　Ｔ方式と称す）のも
のが最も小さくすることができる。しかし、このＬＴ方
式の場合、受光部と転送部が共用されているので転送中
に受光部からの電Ｍ　ｌｆｉ　県像信号に乗ってしまい
、スミアリングが生じる欠点があだ。この欠点を防止す
るため、内視鏡においては、光源をパルス状にし−（、
ＣＣＩ）の受光中のみ照明し、転送中に連光するＩｉ法
か考えられている。ところが、内視鏡においてレーリー
−治療を行な−う場合にレーザー光を遮光１ノないと固
体ｌ１ｉｉ像素子は感光し、上記のスミアリング等が生
じる。通富、固体撮ｍ　累ｆ　ｉｔ、赤り１７の、ノイ
ズをひろわないために撮像素子の前に赤外カットフィル
タを配置するので、赤外のレーザー光はカットすること
ができるがレーザー治療においでは、赤外のＹＡＧレー
サーを治療用に用い、安全のためｉＩ視光のＩＣ４−Ｎ
ｅｔレーザー等をガイド光として用いている。従って、
内視鏡先端の固体―像素子の前に赤外カットフィルタを
配置するだけぐは、上記し１一方式のＣＣＩ’）撮像素
子を用いた場合にスミアリングの防止ができない欠点が
あった。
［発明の目的］ この発明は、前）ホの従来の欠点を解決し、Ｌ　Ｔ方式
のＣＣＤ　Ｉｉ　（ｔ６素子を用いたものにおいても、
スミアリングを生じない電子スニ］−プを捉１共するこ
とを目的とＪ−る。
［発明の概要１ この光明は、１−Ｔ方式のＣ０１）の踊（愉楽子を内視
鏡先端に設置）、内視鏡像をＴ　Ｖ信シ→どじて取り出
しＴＶモニターを児なからレーリ゛−治療を行なう電子
スコープに４３いて、観察用光と可視レーザー光とをｍ
ＶｔＡ木子の転送モー１−に同期し−Ｃ遮光するように
しノご電子スコープ（゛ある。
し発明の実施例１ 以１ζこの発明の一実施例を図面をもとにして説明する
。
第１図において、内視鏡１は、挿入部２の先端構成部に
ライン１〜ランスフン・−６式のＣｃＤｗｓ索子３及び
、ＣＣｌ）　３からの出力を増幅するプリアンプ３ａを
内蔵している。内視鏡１の操作部４には、ＣＣＤ３から
の電気信号をＴＶ画像に処理するためのＴＶ信号処理回
路５及び、接眼部にこのＴＶ倍信号画像にづる電子ビュ
ーファインダ６が設けられている。
内視鏡１には、ユニバーリールコード７及び１Φ入部２
内に連通ずるライトガイド８が挿通され、さらに、レー
ザー治療用のレーザーＩローフ９がチＶンネル内に＠ｎ
ｆ（自在に設けられている。ｌ 内視鏡１が接続される光源装＠１０には、光源ランプ１
１、レーザー発振器１２、中央制御回路（以Ｆ　ＣＣＬ
Ｊと称ず〉１３が設けられている。
このレーザー発振器１２は第２図で示すように構成され
る。１なわら、ＹＡＧレーナー光振器１８は、ＹＡＧロ
ッド１３の共振光路の軸延長」、に、そのＹＡＧロッド
１３の各端面に対向し−（それぞれ共振ミラー１４．１
５か設置されている。出力出射側の共振ミラー１４は手
術用のＹＡＧレーザー光をわずかに透過するのに対し、
非出射側の共振ミラー１−５＝ ５はそのＹ　Ａ　Ｇレーサー光を全部反射−４るもので
ある。また、Ｙ　Ａ　Ｇ［］ツラド３の側りには励起用
のラン゛／１６が設置されていで、このランプ１６を点
灯さぜることによりＹ　Ａ　Ｇロッド１３を励起゛づる
ようになっている。さらに、Ｙ　Ａ　Ｇロット１３の出
力用銅側端どＪ（振ミラー１４との間に位置する共振光
路−１，にはピームシ１！ツタ１７か設置されている。
なお、このいずれの共振ミラー１４．１５とも後述する
ガイド光は透過（るように形成されている。レーザー発
振器１２内には可視光からなるカイト光を発生するガイ
ド光発生器２２が設置されている。このカイト光発生器
２２はたとえばト１ｅ−ＮｅレーＩｆ−発振器が用いら
れる。そして、このガイド光は反射ミラー２３．２４な
どを用いてなる導光光学系２５を通じてＹ　Ａ　Ｇレー
ザー発振器１８内にそのＹ　Ａ　Ｇロッド１３と同軸的
に導びかれるようになっている。なお、手術レーザ“−
光としてＹＡＧレーザー光をもちいる場合、その波６− ｆｉ　１１　＋０６０ｎｍテあり、カイト光としてＬ１
８−Ｎｅレーザー光を用いる場合、その波長は６３２．
８１１０１である。
次に、この実施例の回路構成を第３図をもとにし−（説
明する。
ＣＣＩ）３１よ、プリアンプ３ａに接続され、その出力
は、メモリ３０を経て信号処理回路３１に入力される。
Ｉｉｉ　＠処理回路３１はＪンコータ３２に接続され、
エンコータ３２からの出力が受像器６へ送られるともに
記録する場合には図示しない配録部に送られる。
ｃ　ＣＤ　３は同期信号発生回路３４に接続されたＣ　
ＣＯドライバ３３によっ゛Ｃ駆動される。
この同期信号発生回路３４の出力はｃｃｕ　ｉ３うに接
続され、ＣＣＵｌ　３の出力は、メモリ３０、受像器６
、シャッタ駆動回路３５、ＹＡＧレーザ゛−駆動回路３
６、ｌ」ｅ−Ｎｅｔ／　−ザー駆動回路３７、光源制御
回路３８、に各々接続されている。
次に、この実施例の動作作用を以下に説明する。
ここで、この実施例のカラー化方式（Ｊ面順次り式を採
つ−でいる。即ち、光ｍ１１にＲｌＧ、Ｂ、の３原色を
用意し、光源制御回路３８で順次Ｒ，Ｇ、Ｂ、を切り換
えＣいるものである。また、Ｔ　Ｖ　１８　号は、最終
的に、２：１インターレースのＮ　Ｔ　Ｓ　（’；標卑
〕Ａ−マットとなるようになっている。
以下詳述すると、光源１１より　１．・　１８０秒の周
期でＲ，（３，Ｂ、の照明が舶次うイトカイ１−８に人
ＩＩ　リ−る。ライトガイｉ・８より出芽１された光は
被検体４０を照射し、その被検体４０の像は対物レンズ
４１を経てＣＯＤ　３　Ｇ：、：入射り、、ＣＣＤ３か
らの出力がプリアンプ３ａにより増幅されてメモリ３０
に入る。メｔす３０は、Ｒ，Ｇ、Ｂ、の各画験信号を記
録し、３画面イろった所で信号処理回路３１に３画面同
時に出力される。信号処理回路では、各種の補止及び、
カラー信号、輝１曳信号等の合成が行なわれ、この信号
処理された画像信号は■ンコータ３２に入力され、ＮＴ
ＳＣ信号にエン＝Ｉ−ドされる。■レコーダ３２がらの
出力は、受像器６に入力され、ＣＲＴ又は液晶等のＴＶ
画面に被検体４ｏの像が写し出される。
ここて、ＣＣＤ３は、ＣＣＤドライバ３３によっＣ駆動
されるが、このＣＯＤ　トライバ３３は、同期信号発生
回路３４によってイの駆動パルスは同期がとられている
。この同期信号発生回路３４からは、撮録時の水平、垂
直同期信号が出力され、この同期信号に従っＴ　ＣＣＤ
　３の電荷が転送されることになる。
むお、ＣＣＤ　３は、Ｒ，Ｇ、Ｂ、の各画像毎に読み出
しＣいるので、各画像は、シ／１８゜秒周期で読み出さ
れることになる。また、同期１ム号発生回路３４の出力
はＣＣＵｌ３に入力され、このＣＣＬＪ１３より光源制
御回路３８及びシャッタ駆動回路３５に同期信号が出力
される。この同期信号は、光源１１の点滅及びシャッタ
１７の開閉を同期して１．／　１８０９− 秒周期で行なわせる。即ら、光１１ｊｔ１１の点燈及び
シャッタ１７の開放は、ＣＣＤ　３の蓄積モードの時に
行なわれ、ＣＣＤ３の転送モードの時は、光源１１は、
消燈し、シャッタ１７は閉じている。これによって、Ｃ
ＣＤ３の転送モード中に受光部に余計な照明光ヤレーザ
光は入射しない。
さらに、同期信号発生回路３４の出力は、信号処理回路
３１及び１ンコーダ３２に入力され、信号処理の同期が
とられ、エン」−ダ３２では、同期信号がエンツーｉ〜
される。
ＣＣＵｌｉｔ、ＹＡＧレーザー駆動回路３６及びＨＥ！
−Ｎｅレーザー駆動回路３７に入力され、レーザー発振
の制御を行なっている。
またＣ　ＣＵ　１３は図示しない外部のキーボード及び
ツー１へスイッチ等により制御される。
さらにＣＣＬＪ１３の出力は、メモリ１３にも入力され
ている。これにより、メモリ１３は、ＣＣＤ３のＲ，Ｇ
、Ｂ、の各色の画面を１／６０秒の周期で出力し、１フ
イールドの画１０− 面を作っている。ここで、ＴＶ画像は２：１のインター
レースとするので、ＣＣＤ３及びメモリ１３の素子数を
ＮＴＳＣＴＶフォーマットに適合するよう各々５００Ｘ
　５００位にしても良いが、口の実施例では、ＣＣＤ３
及びメモリ１３の小型化を図るため、解像度は落ちるが
ＣＣＤ３の水平方向のラインの本数を１、、−’　２の
２５０本位にして、ＣＣＤ３からのＲｌＧ、、Ｂ１各々
の信号を２回読み出して１フレームの画面を得ている。
なお、ＣＣＤ　３について、平行方向のライン数が５０
０本位の素子を用いれば、光８１１１の点滅周期は１．
、／９０秒にし、ＣＣＤ３のＲｌＧ、Ｂ、３画面分の情
報をメモリ３０に取り込んだ後、１行おきに出力してイ
ンターレースとすることもできる。
この実施例により、レーザー光は、光源１１と同様にＣ
ＣＤ３の転送モードに同期してシャッタ１７で遮光され
ているので余計な照明光やレーザー光が転送中に受光部
に入らず、スミアリングの生じない鮮明な画像を得るこ
とかできる。
この発明は、上）ホの実施例に限られるものではなく、
第４図に示すように赤外カッ］ヘフィルタ４２を設け、
赤外光を遮光しＣも良い。
以下前述の実施例と同一部分は説明を省略し、相異部分
を述べる。
シャッタ１７は、Ｈｅ−Ｎ０レーザー光の光路に設けら
れる。即ち、第２図においては、図示していないが、光
学系２５の中間部に設けられることになる。
これによって、ＹＡＧレーザー光は赤外カットフィルタ
４２によってカッ１〜されるのぐ、レーザー治療中も連
続照射ができ、治療効率が向上する。
この発明に用いるテレビジョンフＡ−マットは、上述の
ＮＴＳＣ方式に限るものではなく、他方式においても使
用できることは言うまでもない。また、治療に用いるレ
ーＩｔ’−光は、赤外線だけでなく、紫外線であっても
良く、光の波長により限定されるものではない。
［発明の効果］ この発明により、ＬＴ方式のＣＯＤを用いＩこ場合も、
ＣＯＤの電荷転送中は、照明光及びレーザー光の少なく
とも可視光成分は遮光されるので・、ＣＯＤに余計な光
が入射せず、スミアリングを防止でき、鮮明な画像を得
ることができる。
【図面の簡単な説明】
第１図は、この発明の電子スコープの一実施例を示す図
、第２図は、この発明の一実施例のレーザー発振器を示
１図、第３図は、この発明の一実施例の電子回路を示す
図、第４図は、この発明の他の実施例の電子回路を示１
図である。 １・・・内ｐＡ＆ｉ、ＩＩ・・・光源ランプ、１２・・
・レーザー発振器、１７・・・シャッタ、１８・・・Ｙ
ＡＧレーザ−，２２・Ｈｅ−Ｎｅレーザー。 特許出願人　オリンパス光学工業株式会社。 １３−

Claims (1)

  1. 【特許請求の範囲】 ライントランスフ！ノ一方式のＣ（’；　Ｄ　’Ｍ　［
    ＃素子を内視鏡先端に設け、内視鏡像を「Ｖ信号として
    取出しＴＶモニターを児なからレーク”−治療を行なう
    電子スコープにおいて、観察時の照明として用いる観察
    用光源と。 レーザ治療を行なう１叉は２以ｌ−のレーク“−発振器
    と、 上記観察用光源からの光と、−［記レーザー発振器から
    の光のうち少なくともｐｌ視光を１記ＣＣＤの転送モー
    ドの期間中遮光する遮光手段と、 を具備することを特徴とする電子スコープ。
JP58248948A 1983-12-27 1983-12-27 電子スコ−プ Granted JPS60137342A (ja)

Priority Applications (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP58248948A JPS60137342A (ja) 1983-12-27 1983-12-27 電子スコ−プ
US06/685,322 US4604992A (en) 1983-12-27 1984-12-24 Endoscope system

Applications Claiming Priority (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP58248948A JPS60137342A (ja) 1983-12-27 1983-12-27 電子スコ−プ

Publications (2)

Publication Number Publication Date
JPS60137342A true JPS60137342A (ja) 1985-07-20
JPH0348805B2 JPH0348805B2 (ja) 1991-07-25

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JP58248948A Granted JPS60137342A (ja) 1983-12-27 1983-12-27 電子スコ−プ

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JP (1) JPS60137342A (ja)

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