JPS62174715A - 内視鏡装置 - Google Patents
内視鏡装置Info
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- JPS62174715A JPS62174715A JP62013310A JP1331087A JPS62174715A JP S62174715 A JPS62174715 A JP S62174715A JP 62013310 A JP62013310 A JP 62013310A JP 1331087 A JP1331087 A JP 1331087A JP S62174715 A JPS62174715 A JP S62174715A
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Landscapes
- Instruments For Viewing The Inside Of Hollow Bodies (AREA)
- Endoscopes (AREA)
- Closed-Circuit Television Systems (AREA)
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。
め要約のデータは記録されません。
Description
【発明の詳細な説明】
本発明は生体体腔内または機械的構成部品等の空洞内を
観察するために使用する内視鏡装置に関するものである
。
観察するために使用する内視鏡装置に関するものである
。
従来このような内視鏡においては、光学式ファイバ東に
より被観察体の像を生体体腔外或いは空洞外に導き出し
、光学式ファイバの出射端面に結像された光学像を、接
眼レンズ系を介して観察している。また他の方法として
、上記光学式ファイバの代わりに内視鏡の鞘の先端位置
に固体撮像装置を設置し、この固体撮像装置の受光面に
結像された光学像を電気信号に変換しリード線により生
体体腔外或いは空洞外に導き出し、必要な信号処理を行
った後TVモニター上に表出しようとする試みも提案さ
れている。
より被観察体の像を生体体腔外或いは空洞外に導き出し
、光学式ファイバの出射端面に結像された光学像を、接
眼レンズ系を介して観察している。また他の方法として
、上記光学式ファイバの代わりに内視鏡の鞘の先端位置
に固体撮像装置を設置し、この固体撮像装置の受光面に
結像された光学像を電気信号に変換しリード線により生
体体腔外或いは空洞外に導き出し、必要な信号処理を行
った後TVモニター上に表出しようとする試みも提案さ
れている。
上述された内視鏡においては、被観察体から得られる情
報は可視光波長領域に限定されている。
報は可視光波長領域に限定されている。
すなわち、前者は光学的に直接肉眼で像を見るので当然
可視光波長領域外のものは観察できないし、後者の場合
固体撮像装置は赤外波長領域にも感光するので赤外波長
領域の像情報は検出可能であるが、像をカラー化する場
合赤外波長領域の像情報は色バランスをとる上で邪魔に
なる。そこで、色の忠実性を上げる目的で、普通は赤外
線カットフィルタ等で赤外波長領域の照明光は被観察体
に照射しないようにするか、あるいは、照射しても固体
撮像装置受光面には達しないようなフィルタを設ける必
要がある。
可視光波長領域外のものは観察できないし、後者の場合
固体撮像装置は赤外波長領域にも感光するので赤外波長
領域の像情報は検出可能であるが、像をカラー化する場
合赤外波長領域の像情報は色バランスをとる上で邪魔に
なる。そこで、色の忠実性を上げる目的で、普通は赤外
線カットフィルタ等で赤外波長領域の照明光は被観察体
に照射しないようにするか、あるいは、照射しても固体
撮像装置受光面には達しないようなフィルタを設ける必
要がある。
このような内視鏡で被観察体の像を観察する場合、特に
生体内では患部と正常部とを見わけるのに微妙な色調の
差を検知しなければならない。一般にその差を検知(認
知)するには高度な知識と経験が必要とされ、その上検
知するまでに長時間を要し、また検知の間中注意力も集
中していなければならなかった。
生体内では患部と正常部とを見わけるのに微妙な色調の
差を検知しなければならない。一般にその差を検知(認
知)するには高度な知識と経験が必要とされ、その上検
知するまでに長時間を要し、また検知の間中注意力も集
中していなければならなかった。
本発明は、上述のような欠点をなくし、患部と正常部の
識別を迅速かつ容易に行うことができるようにすること
を目的とするものである。生体内の患部と正常部の観察
について、内視鏡装置の識別能力を増す方法として、本
発明では赤外線照射によって得られる不可視情報を可視
情報に変換する方法を採る。一般に知られているように
、固体撮像装置は近赤外領域で高感度である。また照明
用光源も一般には可視波長領域よりも赤外波長領域で多
くのエネルギーを放射することが知られている。ところ
で、被観察体から反射される光量は、生体内では可視光
波長領域の赤色(長波長)側で多いことは血液が赤色を
していることからも予想できる。さらに近赤外光で反射
率が大きくなることも発表されている。これらのことか
ら、生体内での赤外光から得られる情報は、生体内での
特徴抽出に役立つ可能性は充分にある。このように赤外
光で得られた画像情報はTVモニター上で特定の波長の
色で表示する。例えば異なった3つの赤外波長領域の光
による画像をTVモニター上に(赤)、(緑)、(青)
で表示する。要するに、生体内の患部を正常部と特徴づ
けられる波長領域での像信号の抽出を可能にすることが
重要である。
識別を迅速かつ容易に行うことができるようにすること
を目的とするものである。生体内の患部と正常部の観察
について、内視鏡装置の識別能力を増す方法として、本
発明では赤外線照射によって得られる不可視情報を可視
情報に変換する方法を採る。一般に知られているように
、固体撮像装置は近赤外領域で高感度である。また照明
用光源も一般には可視波長領域よりも赤外波長領域で多
くのエネルギーを放射することが知られている。ところ
で、被観察体から反射される光量は、生体内では可視光
波長領域の赤色(長波長)側で多いことは血液が赤色を
していることからも予想できる。さらに近赤外光で反射
率が大きくなることも発表されている。これらのことか
ら、生体内での赤外光から得られる情報は、生体内での
特徴抽出に役立つ可能性は充分にある。このように赤外
光で得られた画像情報はTVモニター上で特定の波長の
色で表示する。例えば異なった3つの赤外波長領域の光
による画像をTVモニター上に(赤)、(緑)、(青)
で表示する。要するに、生体内の患部を正常部と特徴づ
けられる波長領域での像信号の抽出を可能にすることが
重要である。
本発明の内視鏡装置は、複数の異なる赤外波長領域の光
で被観察体を同時に照明する手段と、被観察体の内部に
挿入される部分の先端に配置され、被観察体から反射さ
れた光を受けて結像面に被観察体像を形成する光学系と
、 この光学系の結像面位置に配置され、被観察体像を電気
信号に変換する固体撮像装置と、上記光学系と固体撮像
装置との間に配置され、被観察体から反射された光を前
記複数の赤外波長領域の光に分離するフィルタと、 上記固体撮像装置から出力される上記複数の赤外波長領
域の光による被観察体像を表わす電気信号を受けて画像
の表示を行う手段とを具えることを特徴とするものであ
る。
で被観察体を同時に照明する手段と、被観察体の内部に
挿入される部分の先端に配置され、被観察体から反射さ
れた光を受けて結像面に被観察体像を形成する光学系と
、 この光学系の結像面位置に配置され、被観察体像を電気
信号に変換する固体撮像装置と、上記光学系と固体撮像
装置との間に配置され、被観察体から反射された光を前
記複数の赤外波長領域の光に分離するフィルタと、 上記固体撮像装置から出力される上記複数の赤外波長領
域の光による被観察体像を表わす電気信号を受けて画像
の表示を行う手段とを具えることを特徴とするものであ
る。
次に図面にしたがって本発明の詳細な説明する。
第1図ΔおよびBは人体臓器の反射スペクトルを示す。
第1図Aは胃のスペクトルで、はとんど400nm〜1
200nmの波長まで平らであり、その反射率は数10
%である。一方策1図Bは血液のスペクトルで、400
nm〜1200nmまで数%から100%近くまで変化
している。両者を比較すると、特に赤外波長領域(80
0nm〜1200nm)でその差が大きいことがわかる
。
200nmの波長まで平らであり、その反射率は数10
%である。一方策1図Bは血液のスペクトルで、400
nm〜1200nmまで数%から100%近くまで変化
している。両者を比較すると、特に赤外波長領域(80
0nm〜1200nm)でその差が大きいことがわかる
。
例えば、胃の中に血液に似たような組織あるいは血液を
多量に含んだようなものが存在し、その存在を認知しよ
うとした場合、近赤外波長領域で比較した方がその差が
はっきりし、その効果が著しいことは明らかである。
多量に含んだようなものが存在し、その存在を認知しよ
うとした場合、近赤外波長領域で比較した方がその差が
はっきりし、その効果が著しいことは明らかである。
現状の光学的内視鏡では、人間の比視感度(400nm
〜700nm)の波長領域でのみしか観察して判断する
ことができない。一方CCDの感度領域は400nmか
ら1200nmに及んでおり、近赤外波長領域の情報を
得るのに充分である。また、一般の光源に用いられる光
源ランプは、可視光よりむしろ近赤外波長領域の波長の
エネルギーを多量に放射している。近赤外波長領域の波
長で被観察体を照射することは、一般に用いられる赤外
光カットフィルタの分光特性をより長波長側に移すだけ
でよく、その技術的困難性はない。
〜700nm)の波長領域でのみしか観察して判断する
ことができない。一方CCDの感度領域は400nmか
ら1200nmに及んでおり、近赤外波長領域の情報を
得るのに充分である。また、一般の光源に用いられる光
源ランプは、可視光よりむしろ近赤外波長領域の波長の
エネルギーを多量に放射している。近赤外波長領域の波
長で被観察体を照射することは、一般に用いられる赤外
光カットフィルタの分光特性をより長波長側に移すだけ
でよく、その技術的困難性はない。
本発明においては、複数の赤外波長領域の光により被観
察体を同時に照明し、固体撮像装置の前方に所定の赤外
波長領域の光を選択するフィルタを配置するが、第2図
は本発明のフィルタ45の一実施例を示す図である。本
例では、固体撮像装置の受光面上に各波長選択性のある
フィルタ部分45a、45bおよび45cを市松模様に
配置し、フィルタ部分45a、45bおよび45cを異
なる赤外波長領域の光にのみ透過性のあるものとする。
察体を同時に照明し、固体撮像装置の前方に所定の赤外
波長領域の光を選択するフィルタを配置するが、第2図
は本発明のフィルタ45の一実施例を示す図である。本
例では、固体撮像装置の受光面上に各波長選択性のある
フィルタ部分45a、45bおよび45cを市松模様に
配置し、フィルタ部分45a、45bおよび45cを異
なる赤外波長領域の光にのみ透過性のあるものとする。
例えば、フィルタ部分45aをIR+(800〜900
nm)、45 bをIR2(900〜to 00nm)
および45cをIR3(1000〜11l100nと決
めることもできる。固体撮像装置から得られた信号は、
既知の単板式カラーTVカメラの信号処理と同様な処理
をすることによって、各波長領域に応じた像信号を分離
し、TV画面上に色像を表示できる信号処理を行う。
nm)、45 bをIR2(900〜to 00nm)
および45cをIR3(1000〜11l100nと決
めることもできる。固体撮像装置から得られた信号は、
既知の単板式カラーTVカメラの信号処理と同様な処理
をすることによって、各波長領域に応じた像信号を分離
し、TV画面上に色像を表示できる信号処理を行う。
第3図は第2図のフィルタ45を組込んだ本発明の内視
鏡装置を示す図で、内視鏡鞘先端に配置した結像レンズ
4により、被観察体の像を上述した光学フィルタ45を
経て固体撮像装M5に入射させる。固体撮像装置5から
の信号を増幅器およびクランプ回路5Iを経てスイッチ
ング回路52に供給する。このスイッチング回路52を
固体撮像装置駆動回路53により同期駆動し、フィルタ
45の各波長領域から得られた信号を順次に緑、青およ
び赤色チャンネルの増幅器およびフィルタ54a、54
bおよび54cに供給する。これらの出力信号をさらに
信号処理回路55に供給し、TVモニターに適合した所
定の色信号を得ることができる。
鏡装置を示す図で、内視鏡鞘先端に配置した結像レンズ
4により、被観察体の像を上述した光学フィルタ45を
経て固体撮像装M5に入射させる。固体撮像装置5から
の信号を増幅器およびクランプ回路5Iを経てスイッチ
ング回路52に供給する。このスイッチング回路52を
固体撮像装置駆動回路53により同期駆動し、フィルタ
45の各波長領域から得られた信号を順次に緑、青およ
び赤色チャンネルの増幅器およびフィルタ54a、54
bおよび54cに供給する。これらの出力信号をさらに
信号処理回路55に供給し、TVモニターに適合した所
定の色信号を得ることができる。
第4図は本発明内視鏡装置に用いるフィルタのさらに他
の実施例を示す。本例のフィルタ46のフィルタ部分4
6aおよび46bは、それぞれ800〜900nmおよ
び900〜11000nの赤外波長領域の光を透過する
いわゆるストライプフィルタ46を構成するものとする
。
の実施例を示す。本例のフィルタ46のフィルタ部分4
6aおよび46bは、それぞれ800〜900nmおよ
び900〜11000nの赤外波長領域の光を透過する
いわゆるストライプフィルタ46を構成するものとする
。
第5図は第4図に示すフィルタを使用する場合の本発明
内視鏡装置に用いる光分解系の一例を示す側面図である
。この場合には、2個の固体撮像装置5a、5bを用い
る。すなわち、1つの固体撮像装置はある特定の赤外波
長領域の像を、他の固体撮像装置は他の複数の赤外波長
領域の像を得るためのものである。例えば、被観察物体
から反射しレンズを通過した光9がペンタプリズム10
に入射し、ダイクロイック面11で11000n以上の
赤外波長領域光が反射され、11000n以下の赤外波
長光が透過し直進する。ダイクロイック面11で反射さ
れた赤外波長領域光12はミラー面13でふたたび反射
され、1000〜1l100nの透過波長帯域を有する
赤外線透過フィルタ47を介して第1の固体撮像装置5
aに入射する。ダイクロイック面11を透過した赤外光
は、赤外光透過性ブロック14中を通過し、ストライプ
フィルタ46のフィルタ部分46aおよび46bのフィ
ルタ作用により、800〜900nmおよび900〜1
1000nの赤外光が透過し、第2の固体撮像装置5b
に入射する。
内視鏡装置に用いる光分解系の一例を示す側面図である
。この場合には、2個の固体撮像装置5a、5bを用い
る。すなわち、1つの固体撮像装置はある特定の赤外波
長領域の像を、他の固体撮像装置は他の複数の赤外波長
領域の像を得るためのものである。例えば、被観察物体
から反射しレンズを通過した光9がペンタプリズム10
に入射し、ダイクロイック面11で11000n以上の
赤外波長領域光が反射され、11000n以下の赤外波
長光が透過し直進する。ダイクロイック面11で反射さ
れた赤外波長領域光12はミラー面13でふたたび反射
され、1000〜1l100nの透過波長帯域を有する
赤外線透過フィルタ47を介して第1の固体撮像装置5
aに入射する。ダイクロイック面11を透過した赤外光
は、赤外光透過性ブロック14中を通過し、ストライプ
フィルタ46のフィルタ部分46aおよび46bのフィ
ルタ作用により、800〜900nmおよび900〜1
1000nの赤外光が透過し、第2の固体撮像装置5b
に入射する。
第6図は第5図の光分解系を本発明内視鏡装置の体腔内
に挿入される鞘7の先端部分に外匣8を介して組込んだ
一構成例を示す図である。この例では光源から放射され
る3つの赤外波長領域の光を赤外光を減衰しない光導体
1を経て先端に導き、照明用ガラス窓2から被観察体に
照射する。被観察物体からの反射光を撮像用ガラス窓3
を経て取り入れ、結像レンズ4とペンタプリズム10と
、光透過性ブロック14と、固体撮像装置5aおよび5
bによって結像し、光分解し、電気信号に変える。リー
ド線束6には、撮像装置5a右よび5bからの映像信号
をとり出すためのリード線が収容されている。
に挿入される鞘7の先端部分に外匣8を介して組込んだ
一構成例を示す図である。この例では光源から放射され
る3つの赤外波長領域の光を赤外光を減衰しない光導体
1を経て先端に導き、照明用ガラス窓2から被観察体に
照射する。被観察物体からの反射光を撮像用ガラス窓3
を経て取り入れ、結像レンズ4とペンタプリズム10と
、光透過性ブロック14と、固体撮像装置5aおよび5
bによって結像し、光分解し、電気信号に変える。リー
ド線束6には、撮像装置5a右よび5bからの映像信号
をとり出すためのリード線が収容されている。
第7図は生体体腔内の正常部と患部についての反射曲線
図で、正常部の反射曲線をA、患部の反射曲線をBで示
す。いまp、、f!2および13の各赤外波長領域を通
す分光フィルタを用いて分光し、これら各赤外波長領域
の光によって固体撮像装置から得られる電気信号を、例
えばそれぞれR(赤色)、G(緑色)およびB(青色)
の電気信号に同期させて画像表示すると、正常部につい
ては反射曲線Aがほぼ平坦な軌跡を描くためR,Gおよ
びBの反射率が一定となり、その結果混色されて白色と
なる。しかし患部についてみると、反射曲線Bの如き軌
跡を描き波長領域N、、n2及び!3における各反射率
をα、βおよびTとするとαR+βG−1−reの割合
で混色されるため、正常な白色の表示装置に色のついた
患部の部分が明瞭に色が出て表示される。可視域ではた
とえ従来のような可視域のR,GおよびBのフィルタを
通したとしても反射曲線Aと反射曲線Bはほとんど同じ
なため、正常部と異常部の差を表示装置で識別すること
は困難である。
図で、正常部の反射曲線をA、患部の反射曲線をBで示
す。いまp、、f!2および13の各赤外波長領域を通
す分光フィルタを用いて分光し、これら各赤外波長領域
の光によって固体撮像装置から得られる電気信号を、例
えばそれぞれR(赤色)、G(緑色)およびB(青色)
の電気信号に同期させて画像表示すると、正常部につい
ては反射曲線Aがほぼ平坦な軌跡を描くためR,Gおよ
びBの反射率が一定となり、その結果混色されて白色と
なる。しかし患部についてみると、反射曲線Bの如き軌
跡を描き波長領域N、、n2及び!3における各反射率
をα、βおよびTとするとαR+βG−1−reの割合
で混色されるため、正常な白色の表示装置に色のついた
患部の部分が明瞭に色が出て表示される。可視域ではた
とえ従来のような可視域のR,GおよびBのフィルタを
通したとしても反射曲線Aと反射曲線Bはほとんど同じ
なため、正常部と異常部の差を表示装置で識別すること
は困難である。
本発明は上述した例にのみ限定されるものではなく、幾
多の変更、変形が可能である。上述した例では3個の赤
外波長領域の像を得る例について説明したが、これに限
定されるものではない。赤外波長領域を数多くとること
によってさらに多くの情報を得ることもできる。この場
合、現在普及しているTVモニターではR(赤色)、G
(緑色)、B(青色)の3原色を発光し、その混合によ
って種々の色調の像を表示しているので、これらの混合
によって3色以上の色像を表示してもよいし、あるいは
各波長領域ごとの像を一度フレームメモリに蓄えておい
て順次切換えて、メモリからの像信号を3波長領域づつ
読み出して、3原色にTVモニター上で表示することも
考えられる。
多の変更、変形が可能である。上述した例では3個の赤
外波長領域の像を得る例について説明したが、これに限
定されるものではない。赤外波長領域を数多くとること
によってさらに多くの情報を得ることもできる。この場
合、現在普及しているTVモニターではR(赤色)、G
(緑色)、B(青色)の3原色を発光し、その混合によ
って種々の色調の像を表示しているので、これらの混合
によって3色以上の色像を表示してもよいし、あるいは
各波長領域ごとの像を一度フレームメモリに蓄えておい
て順次切換えて、メモリからの像信号を3波長領域づつ
読み出して、3原色にTVモニター上で表示することも
考えられる。
以上詳述したように、本発明の内視鏡装置によれば、3
色分解フィルタを回転させることにより時系列的に順次
被写体色像に対応した原色像信号を得る場合において、
欠点とされていた色分解−信号伝送一色合成の過程にお
ける色バランスの忠実性を高めることができる。すなわ
ち、従来上記欠点の原因とされていた ■ 固体撮像素子の青感度の不良性、 ■ 照明光の色温度を理想状態にすることの困難性、 ■ 信号伝送路、信号処理回路での歪の不完全排除性、 ■ 光合成の段階におけるCRTの各原色発光スペクト
ルの理想状態への未到達性 等について、これら諸種の原因を取り除くことができ、
生体内部の患部と正常部の識別を容易かつ迅速に行うこ
とができ、加えて、従来に増して正確な検知を期待する
ことができる効果を有するものである。
色分解フィルタを回転させることにより時系列的に順次
被写体色像に対応した原色像信号を得る場合において、
欠点とされていた色分解−信号伝送一色合成の過程にお
ける色バランスの忠実性を高めることができる。すなわ
ち、従来上記欠点の原因とされていた ■ 固体撮像素子の青感度の不良性、 ■ 照明光の色温度を理想状態にすることの困難性、 ■ 信号伝送路、信号処理回路での歪の不完全排除性、 ■ 光合成の段階におけるCRTの各原色発光スペクト
ルの理想状態への未到達性 等について、これら諸種の原因を取り除くことができ、
生体内部の患部と正常部の識別を容易かつ迅速に行うこ
とができ、加えて、従来に増して正確な検知を期待する
ことができる効果を有するものである。
第1図AおよびBは人体臓器の反射スペクトルの状態を
示す図、 第2図は本発明装置に使用するフィルタの一例を示す図
、 第3図は第2図のフィルタを利用した本発明の内視鏡装
置の一例を示した構成図、 第4図はフィルタのさらに他の例を示した図、第5図は
第4図のフィルタを使用する場合の本発明装置に用いる
光分解系の一例を示す側面図、第6図は第4図の光分解
系を本発明装置の体腔内に挿入される部分に組込んだ一
構成例を示す図、第7図は生体体腔内の正常部と患部に
ついての反射曲線を示す図である。 1・・・光導体 2・・・照明用ガラス窓3
・・・撮像用ガラス窓 4・・・結像レンズ5.5a
、5b・・・固体撮像装置 6・・・リード線束 7・・・稍 訃・・外匣9・・・レンズ
を通過した光 10・・・ペンタプリズム 11・・・ダイクロイック
面12・・・赤外波長領域光 13・・・ミラー面14
・・・光透過性ブロック 45a、45b、45c、46a、46b−・・フィル
タ部分 45.46.47・・・フィルタ 51・・・増幅器・クランプ回路 52・・・スイッチング回路 53・・・固体撮像装置駆動回路 54a、54b、54C・・・信号増幅器・フィルタ5
5・・・信号処理回路 第1図 A 板長(net ) 五叉長イア+mノ 第2図 第3図 手 続 補 正 書 昭和62年 2月23日 特許庁長官 黒 1) 明 雄 殿2゜発明の
名称 内視鏡装置 3、補正をする者 事件との関係 特許出願人 (037)オリンパス光学工業株式会社4、代理人 1、明細書第2頁第17〜18行の「感光するので」を
「感度を有するので」に訂正する。
示す図、 第2図は本発明装置に使用するフィルタの一例を示す図
、 第3図は第2図のフィルタを利用した本発明の内視鏡装
置の一例を示した構成図、 第4図はフィルタのさらに他の例を示した図、第5図は
第4図のフィルタを使用する場合の本発明装置に用いる
光分解系の一例を示す側面図、第6図は第4図の光分解
系を本発明装置の体腔内に挿入される部分に組込んだ一
構成例を示す図、第7図は生体体腔内の正常部と患部に
ついての反射曲線を示す図である。 1・・・光導体 2・・・照明用ガラス窓3
・・・撮像用ガラス窓 4・・・結像レンズ5.5a
、5b・・・固体撮像装置 6・・・リード線束 7・・・稍 訃・・外匣9・・・レンズ
を通過した光 10・・・ペンタプリズム 11・・・ダイクロイック
面12・・・赤外波長領域光 13・・・ミラー面14
・・・光透過性ブロック 45a、45b、45c、46a、46b−・・フィル
タ部分 45.46.47・・・フィルタ 51・・・増幅器・クランプ回路 52・・・スイッチング回路 53・・・固体撮像装置駆動回路 54a、54b、54C・・・信号増幅器・フィルタ5
5・・・信号処理回路 第1図 A 板長(net ) 五叉長イア+mノ 第2図 第3図 手 続 補 正 書 昭和62年 2月23日 特許庁長官 黒 1) 明 雄 殿2゜発明の
名称 内視鏡装置 3、補正をする者 事件との関係 特許出願人 (037)オリンパス光学工業株式会社4、代理人 1、明細書第2頁第17〜18行の「感光するので」を
「感度を有するので」に訂正する。
Claims (1)
- 【特許請求の範囲】 1、複数の異なる赤外波長領域の光で被観察体を同時に
照明する手段と、 被観察体の内部に挿入される部分の先端に 配置され、被観察体から反射された光を受けて結像面に
被観察体像を形成する光学系と、この光学系の結像面位
置に配置され、被観 察体像を電気信号に変換する固体撮像装置と、上記光学
系と固体撮像装置との間に配置さ れ、被観察体から反射された光を前記複数の赤外波長領
域の光に分離するフィルタと、 上記固体撮像装置から出力される上記複数 の赤外波長領域の光による被観察体像を表わす電気信号
を受けて画像の表示を行う手段とを具えることを特徴と
する内視鏡装置。
Priority Applications (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP62013310A JPS62174715A (ja) | 1987-01-24 | 1987-01-24 | 内視鏡装置 |
Applications Claiming Priority (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP62013310A JPS62174715A (ja) | 1987-01-24 | 1987-01-24 | 内視鏡装置 |
Related Parent Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
JP7850779A Division JPS563033A (en) | 1979-06-21 | 1979-06-21 | Endoscope device |
Publications (2)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
JPS62174715A true JPS62174715A (ja) | 1987-07-31 |
JPH059006B2 JPH059006B2 (ja) | 1993-02-03 |
Family
ID=11829601
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
JP62013310A Granted JPS62174715A (ja) | 1987-01-24 | 1987-01-24 | 内視鏡装置 |
Country Status (1)
Country | Link |
---|---|
JP (1) | JPS62174715A (ja) |
Cited By (8)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
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US9675236B2 (en) | 2011-08-12 | 2017-06-13 | Intuitive Surgical Operations, Inc. | Image capture unit in a surgical instrument |
US9782056B2 (en) | 2011-08-12 | 2017-10-10 | Intuitive Surgical Operations, Inc. | Image capture unit and method with an extended depth of field |
US10254533B2 (en) | 2011-08-12 | 2019-04-09 | Intuitive Surgical Operations, Inc. | Increased resolution and dynamic range image capture unit in a surgical instrument and method |
JP2020512068A (ja) * | 2017-03-09 | 2020-04-23 | クエスト・フォトニック・デバイシーズ・ビー.ブイ.Quest Photonic Devices B.V. | 蛍光イメージングのための医用イメージングヘッドを用いた方法および装置 |
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1987
- 1987-01-24 JP JP62013310A patent/JPS62174715A/ja active Granted
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US9675236B2 (en) | 2011-08-12 | 2017-06-13 | Intuitive Surgical Operations, Inc. | Image capture unit in a surgical instrument |
JP2014524290A (ja) * | 2011-08-12 | 2014-09-22 | インテュイティブ サージカル オペレーションズ, インコーポレイテッド | 外科手術器具の画像取込み装置 |
JP2017148657A (ja) * | 2011-08-12 | 2017-08-31 | インテュイティブ サージカル オペレーションズ, インコーポレイテッド | 外科手術器具の画像取込み装置 |
US9782056B2 (en) | 2011-08-12 | 2017-10-10 | Intuitive Surgical Operations, Inc. | Image capture unit and method with an extended depth of field |
US10254533B2 (en) | 2011-08-12 | 2019-04-09 | Intuitive Surgical Operations, Inc. | Increased resolution and dynamic range image capture unit in a surgical instrument and method |
US10809519B2 (en) | 2011-08-12 | 2020-10-20 | Kitagawa Industries Co., Ltd. | Increased resolution and dynamic range image capture unit in a surgical instrument and method |
US10973398B2 (en) | 2011-08-12 | 2021-04-13 | Intuitive Surgical Operations, Inc. | Image capture unit in a surgical instrument |
JP2020512068A (ja) * | 2017-03-09 | 2020-04-23 | クエスト・フォトニック・デバイシーズ・ビー.ブイ.Quest Photonic Devices B.V. | 蛍光イメージングのための医用イメージングヘッドを用いた方法および装置 |
Also Published As
Publication number | Publication date |
---|---|
JPH059006B2 (ja) | 1993-02-03 |
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