JPWO2017081745A1 - 内視鏡システム - Google Patents

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Abstract

内視鏡システムは、撮像素子と、電圧−電流変換回路と、第１の同軸ケーブルと、インピーダンス変換回路とを有する。前記撮像素子は、第１の電圧を生成する。前記電圧−電流変換回路は、前記撮像素子の内部または外部に配置され、かつ前記第１の電圧を第１の電流に変換する。前記第１の同軸ケーブルは、第１の導体および第２の導体を有する。前記第２の導体は前記第１の導体の外側に配置される。前記第１の電流は前記第１の導体を伝送する。前記第１の導体によって伝送された前記第１の電流が前記インピーダンス変換回路に入力される。前記インピーダンス変換回路は、前記第１の電流に応じた第２の電流を出力する。前記第１の電流に応じた第２の電圧が前記第２の導体に入力される。

Description

本発明は、内視鏡システムに関する。
内視鏡スコープを有する内視鏡装置が広く使用されている。内視鏡スコープは、細長い挿入部を有する。体腔内に挿入部を挿入することにより、ユーザは体腔内の臓器を観察することができる。あるいは、処置具チャンネル内に処置具を挿入することにより、ユーザは各種の治療処置を行うことができる。工業分野においても、内視鏡スコープを有する工業用内視鏡装置が広く利用されている。工業用内視鏡装置を使用することにより、ユーザは、ボイラ、タービン、エンジン、および化学プラントなどの内部の傷および腐食などの観察または検査を行うことができる。
一般的に、内視鏡スコープ（電子内視鏡スコープ）において挿入部の先端に撮像素子としての固体撮像装置が搭載されている。例えば、固体撮像装置は、電荷結合素子（以下、ＣＣＤと略記する）である。このＣＣＤを動作させる駆動信号を伝送するための信号線と、ＣＣＤからの撮像信号を伝送するための信号線とが挿入部の内部に配置されている。
内視鏡スコープ（電子内視鏡スコープ）は、長い挿入部を有する。挿入部の内部に配置された信号線の長さは、挿入部の長さに比例する。このため、信号線が長くなる。信号線が長い場合、ＣＣＤからの信号が減衰しやすい。信号の波形を安定させるために、一般的に同軸ケーブルが使用される。同軸ケーブルは、信号に対する電気的干渉およびノイズの影響を防ぐシールド構造を有する。例えば、同軸ケーブルは、第１の導体と第２の導体とを有する。第１の導体は、同軸ケーブルの中心に配置されている。第２の導体は、第１の導体を覆い、かつ第１の導体から絶縁されている。
特許文献１には、信号の減衰を防ぐために太く構成された信号線と、その信号線とは径が異なる信号線とを含む束状の信号線が配置された内視鏡システムが開示されている。各信号線は、同軸ケーブルで構成されている。
日本国特開平７−１８４８５４号公報
しかしながら、同軸ケーブルでは、第１の導体と第２の導体との間に寄生容量が形成される。撮像素子からの信号の変化に応じて寄生容量の充電と放電とが行われることにより、信号の高速な伝送が難しい。
本発明は、撮像素子からの信号をより高速に伝送することができる内視鏡システムを提供することを目的とする。
本発明の第１の態様によれば、内視鏡システムは、撮像素子と、電圧−電流変換回路と、第１の同軸ケーブルと、インピーダンス変換回路とを有する。前記撮像素子は、第１の電圧を生成する。前記電圧−電流変換回路は、前記撮像素子の内部または外部に配置され、かつ前記第１の電圧を第１の電流に変換する。前記第１の同軸ケーブルは、第１の導体および第２の導体を有する。前記第２の導体は前記第１の導体の外側に配置される。前記第１の電流は前記第１の導体を伝送する。前記第１の導体によって伝送された前記第１の電流が前記インピーダンス変換回路に入力される。前記インピーダンス変換回路は、前記第１の電流に応じた第２の電流を出力する。前記第１の電流に応じた第２の電圧が前記第２の導体に入力される。
本発明の第２の態様によれば、第１の態様において、前記内視鏡システムは、前記第１の電流に応じた前記第２の電圧を出力するバッファをさらに有してもよい。
本発明の第３の態様によれば、第１の態様において、前記内視鏡システムは、前記撮像素子に供給される電源電圧を伝送する第２の同軸ケーブルをさらに有してもよい。
本発明の第４の態様によれば、第１の態様において、前記内視鏡システムは、電流−電圧変換回路と、回路基板とをさらに有してもよい。前記電流−電圧変換回路は、前記インピーダンス変換回路から出力される前記第２の電流を第３の電圧に変換してもよい。前記インピーダンス変換回路および前記電流−電圧変換回路は前記回路基板に配置されてもよい。前記回路基板は、第１の端子と、第２の端子とを有してもよい。前記第１の導体によって伝送された前記第１の電流が前記第１の端子に入力されてもよい。前記第１の端子は、前記インピーダンス変換回路に電気的に接続されてもよい。前記第２の端子は、前記インピーダンス変換回路に電気的に接続され、かつ前記第２の電圧を出力してもよい。
上記の各態様によれば、第１の電流に応じた第２の電圧が第２の導体に入力される。これによって、内視鏡システムは、撮像素子からの信号をより高速に伝送することができる。
本発明の第１の実施形態の内視鏡システムの構成を示す模式図である。 本発明の第１の実施形態の内視鏡システムの構成を示すブロック図である。 本発明の第１の実施形態の内視鏡システムで使用されるケーブルの断面図である。 本発明の第１の実施形態の内視鏡システムの主要部の構成を示すブロック図である。 本発明の第１の実施形態の変形例の内視鏡システムの主要部の構成を示すブロック図である。 本発明の第２の実施形態の内視鏡システムの主要部の構成を示すブロック図である。 本発明の第３の実施形態の内視鏡システムの主要部の構成を示すブロック図である。 本発明の第３の実施形態の変形例の内視鏡システムの主要部の構成を示すブロック図である。
図面を参照し、本発明の実施形態を説明する。
（第１の実施形態）
図１は、本発明の第１の実施形態の内視鏡システム１の構成を示している。図１に示すように、内視鏡システム１は、内視鏡スコープ２と、伝送ケーブル３と、操作部４と、コネクタ部５と、プロセッサ６と、表示装置７とを有する。
内視鏡スコープ２は、被検体に挿入される挿入部７０を有する。挿入部７０は、伝送ケーブル３の一部である。挿入部７０は、被検体の内部に挿入される。内視鏡スコープ２は、被検体の内部の画像を撮像することにより撮像信号（画像データ）を生成する。内視鏡スコープ２は、生成された撮像信号をプロセッサ６に出力する。図２に示す撮像部２０が挿入部７０の先端７１に配置されている。挿入部７０において、先端７１と反対側の端部に、操作部４が接続される。操作部４は、内視鏡スコープ２に対する各種操作を受け付ける。
伝送ケーブル３は、内視鏡スコープ２の撮像部２０とコネクタ部５とを接続する。撮像部２０によって生成された撮像信号は、伝送ケーブル３を介してコネクタ部５に出力される。
コネクタ部５は、内視鏡スコープ２とプロセッサ６とに接続されている。コネクタ部５は、内視鏡スコープ２から出力された撮像信号に所定の信号処理を行う。さらに、コネクタ部５は、アナログの撮像信号をデジタル信号にＡ／Ｄ変換する。コネクタ部５は、デジタル信号である撮像信号をプロセッサ６に出力する。
プロセッサ６は、コネクタ部５から出力された撮像信号に所定の画像処理を行い、かつ画像信号を生成する。さらに、プロセッサ６は、内視鏡システム１の全体を統括的に制御する。
表示装置７は、プロセッサ６によって処理された画像信号に対応する画像を表示する。また、表示装置７は、内視鏡システム１に関する各種情報を表示する。
内視鏡システム１は、被検体に照射される照明光を生成する光源装置を有する。図１では、光源装置は省略されている。
図２は、内視鏡システム１の内部の構成を示している。図２に示すように、内視鏡システム１は、撮像部２０と、伝送ケーブル３と、コネクタ部５と、プロセッサ６とを有する。
撮像部２０は、第１のチップ２１と、第２のチップ２２とを有する。第１のチップ２１は、受光部２３と、読み出し部２４と、タイミング生成部２５と、バッファ２６とを有する。撮像部２０は、撮像素子として機能する。撮像部２０は、撮像信号を出力する。撮像部２０は、第１の電圧を出力する複数の画素が配置された受光部２３を有する。第１の電圧は、撮像信号の電圧である。
受光部２３は、複数の画素を有し、入射した光に基づく撮像信号を生成する。読み出し部２４は、受光部２３によって生成された撮像信号を読み出す。さらに、読み出し部２４は、基準信号を生成する。タイミング生成部２５は、コネクタ部５から出力された基準クロック信号と同期信号とに基づいてタイミング信号を生成する。タイミング生成部２５によって生成されたタイミング信号は読み出し部２４に出力される。読み出し部２４は、タイミング信号に従って撮像信号を読み出す。バッファ２６は、受光部２３から読み出された撮像信号と基準信号とを一時的に保持する。第１のチップ２１は、バッファ２６から撮像信号を出力する。
第２のチップ２２は、バッファ２７を有する。バッファ２７は、第１のチップ２１から出力された撮像信号を、伝送ケーブル３を介して、コネクタ部５に出力する。撮像信号が入力信号ＶＩＮとしてバッファ２７に入力される。第１のチップ２１と第２のチップ２２とに搭載される回路の組み合わせは、設計に応じて適宜変更可能である。図１に示す内視鏡システム１において、バッファ２７は撮像部２０の内部に配置されている。バッファ２７は、内視鏡スコープ２の内部であって、かつ撮像部２０の外部に配置されてもよい。上記のように、内視鏡スコープ２は、撮像部２０とバッファ２７とを有する。
プロセッサ６によって生成された電源電圧と、グランド電圧とが伝送ケーブル３によって撮像部２０に伝送される。撮像部２０において、電源電圧を伝送する信号線と、グランド電圧を伝送する信号線との間には、電源安定用のコンデンサＣ１００が配置されている。
コネクタ部５は、アナログ・フロント・エンド部５１（以下、ＡＦＥ部５１という）と、前処理部５２と、制御信号生成部５３とを有する。コネクタ部５は、内視鏡スコープ２（撮像部２０）とプロセッサ６とを電気的に接続する。コネクタ部５と撮像部２０とは、伝送ケーブル３により接続される。コネクタ部５とプロセッサ６とは、コイルケーブルにより接続される。
ＡＦＥ部５１（撮像信号処理回路）は、基準信号と撮像信号との差を演算する。さらに、ＡＦＥ部５１は、この差に基づく撮像信号にＡ／Ｄ変換を行う。ＡＦＥ部５１は、Ａ／Ｄ変換によりデジタル信号に変換された撮像信号を前処理部５２に出力する。ＡＦＥ部５１は、回路基板５１０を含む。回路基板５１０は、撮像信号を処理する回路を含む。回路基板５１０の構成については後述する。
前処理部５２は、ＡＦＥ部５１から出力されたデジタルの撮像信号に対して、縦ライン除去およびノイズ除去等の所定の信号処理を行う。前処理部５２は、信号処理が行われた撮像信号をプロセッサ６に出力する。
内視鏡スコープ２の各部の動作の基準となる基準クロック信号がプロセッサ６から制御信号生成部５３に供給される。例えば、基準クロック信号の周波数は、２７ＭＨｚである。制御信号生成部５３は、基準クロック信号に基づいて、各フレームのスタート位置を表す同期信号を生成する。制御信号生成部５３は、基準クロック信号と同期信号とを、伝送ケーブル３を介して撮像部２０のタイミング生成部２５に出力する。制御信号生成部５３によって生成される同期信号は、水平同期信号と垂直同期信号とを含む。
プロセッサ６は、内視鏡システム１の全体を統括的に制御する制御装置である。プロセッサ６は、電源部６１と、画像信号処理部６２と、クロック生成部６３とを有する。
電源部６１は、電源電圧を生成する。電源部６１は、電源電圧とグランド電圧とを、コネクタ部５と伝送ケーブル３とを介して撮像部２０に出力する。
画像信号処理部６２（画像信号生成回路）は、前処理部５２によって処理されたデジタルの撮像信号に対して、所定の画像処理を行う。所定の画像処理は、同時化処理、ホワイトバランス（ＷＢ）調整処理、ゲイン調整処理、ガンマ補正処理、デジタルアナログ（Ｄ／Ａ）変換処理、およびフォーマット変換処理等である。画像信号処理部６２は、この画像処理により、撮像信号を画像信号に変換する。つまり、画像信号処理部６２は、ＡＦＥ部５１によって演算された差に基づく撮像信号（差信号）を処理し、かつ、撮像信号に基づく画像信号を生成する。画像信号処理部６２は、生成された画像信号を表示装置７に出力する。
クロック生成部６３は、内視鏡システム１の各部の動作の基準となる基準クロック信号を生成する。クロック生成部６３は、生成された基準クロック信号を制御信号生成部５３に出力する。
表示装置７は、画像信号処理部６２から出力された画像信号に基づいて、撮像部２０が撮像した画像を表示する。表示装置７は、液晶または有機ＥＬ（Ｅｌｅｃｔｒｏ Ｌｕｍｉｎｅｓｃｅｎｃｅ）等の表示パネルを有する。
伝送ケーブル３は、ケーブル３１（第１の同軸ケーブル）と、ケーブル３２と、ケーブル３３（第２の同軸ケーブル）と、ケーブル３４とを有する。ケーブル３１は、撮像部２０から出力された撮像信号をコネクタ部５に伝送する。ケーブル３２は、制御信号生成部５３から出力された基準クロック信号と同期信号とを含む駆動信号を撮像部２０に伝送する。ケーブル３３は、電源部６１から出力された電源電圧を撮像部２０に伝送する。ケーブル３４は、電源部６１から出力されたグランド電圧を撮像部２０に伝送する。
ケーブル３１は、同軸ケーブルである。図３は、ケーブル３１の断面を示している。図３に示すように、ケーブル３１は、第１の導体３１０と、絶縁体３１１と、第２の導体３１２と、外皮３１３とを有する。これらの中心軸の位置は同一である。例えば、第１の導体３１０と第２の導体３１２とは、金属である。例えば、絶縁体３１１と外皮３１３とは、プラスチックである。
第１の導体３１０は、撮像部２０から出力された撮像信号を伝送する。絶縁体３１１は、第１の導体３１０の外側に配置され、かつ第１の導体３１０を覆う。第２の導体３１２は、絶縁体３１１の外側に配置され、かつ絶縁体３１１を覆う。外皮３１３は、第２の導体３１２の外側に配置され、かつ第２の導体３１２を覆う。第１の導体３１０と第２の導体３１２とは、絶縁体３１１によって絶縁されている。ケーブル３２とケーブル３３とケーブル３４との少なくとも１つは、同軸ケーブルで構成されてもよい。以下では、ケーブル３２とケーブル３３とケーブル３４とが、ケーブル３１の構造と同様の構造を有する同軸ケーブルで構成された例を説明する。
図４は、内視鏡システム１の主要部の構成を示している。図４では、バッファ２７（電圧−電流変換回路）と、伝送ケーブル３と、回路基板５１０とが示されている。
バッファ２７は、トランジスタＭ０と抵抗Ｒ１とを有する。抵抗Ｒ１は、第１の端子と第２の端子とを有する。抵抗Ｒ１の第１の端子は、電源ＶＤＤに接続されている。トランジスタＭ０は、ＰＭＯＳトランジスタである。トランジスタＭ０は、ソース端子と、ドレイン端子と、ゲート端子とを有する。トランジスタＭ０のソース端子は、抵抗Ｒ１の第２の端子に接続されている。トランジスタＭ０のドレイン端子は、伝送ケーブル３のケーブル３１に接続されている。入力信号ＶＩＮがトランジスタＭ０のゲート端子に入力される。入力信号ＶＩＮは、撮像部２０（第１チップ２１）において生成された撮像信号である。バッファ２７は、入力信号ＶＩＮの第１の電圧を、トランジスタＭ０の相互コンダクタンスｇｍにより第１の電流に変換する。第１の電流の電流値は、ＩＩＮである。
伝送ケーブル３は、ケーブル３１と、ケーブル３２と、ケーブル３３と、ケーブル３４とを有する。バッファ２７から出力された第１の電流は、ケーブル３１において第１の導体３１０の第１端に入力される。ケーブル３１は、第１の導体３１０の第１端に入力された第１の電流を伝送する。ケーブル３１によって伝送された第１の電流は、ケーブル３１において第１の導体３１０の第２端から出力される。
制御信号生成部５３から出力された基準クロック信号と同期信号とを含む駆動信号は、ケーブル３２において第１の導体の第１端に入力される。ケーブル３２は、第１の導体の第１端に入力された駆動信号を伝送する。ケーブル３２によって伝送された駆動信号は、ケーブル３２において第１の導体の第２端から出力される。
電源部６１から出力された電源電圧は、ケーブル３３において第１の導体の第１端に入力される。ケーブル３３は、第１の導体の第１端に入力された電源電圧を伝送する。ケーブル３３によって伝送された電源電圧は、ケーブル３３において第１の導体の第２端から出力される。
電源部６１から出力されたグランド電圧は、ケーブル３４において第１の導体の第１端に入力される。ケーブル３４は、第１の導体の第１端に入力されたグランド電圧を伝送する。ケーブル３４によって伝送されたグランド電圧は、ケーブル３４において第１の導体の第２端から出力される。
ケーブル３２とケーブル３３とケーブル３４とにおいて、第２の導体はグランドＧＮＤに接続されている。このため、各ケーブルを伝送する信号に対して外乱によるノイズが与える影響が低減される。
回路基板５１０は、第１の端子Ｔ１と、第２の端子Ｔ２と、インピーダンス変換回路５１１とを有する。第１の端子Ｔ１は、ケーブル３１の第１の導体３１０に接続されている。第２の端子Ｔ２は、ケーブル３１の第２の導体３１２に接続されている。
バッファ２７によって生成された第１の電流がインピーダンス変換回路５１１に入力される。インピーダンス変換回路５１１は、第１の電流に応じた第２の電流を出力する。インピーダンス変換回路５１１は、トランジスタＭ１と、電流源ＣＳ１と、電流源ＣＳ２とを有する。
トランジスタＭ１は、ＮＭＯＳトランジスタである。トランジスタＭ１は、ゲート接地型のトランジスタである。トランジスタＭ１は、ソース端子と、ドレイン端子と、ゲート端子とを有する。トランジスタＭ１のソース端子は、入力端子Ｔｉｎに接続されている。トランジスタＭ１のドレイン端子は、出力端子Ｔｏｕｔに接続されている。トランジスタＭ１のゲート端子は、電源Ｖ１に接続されている。電源Ｖ１は、電源ＶＤＤと同一であってもよい。
電流源ＣＳ１は、第１の端子と第２の端子とを有する。電流源ＣＳ１の第１の端子は、入力端子Ｔｉｎに接続されている。電流源ＣＳ１の第２の端子は、グランドＧＮＤに接続されている。電流源ＣＳ１は、定電流源である。電流源ＣＳ１が出力する電流の電流値はＩ１である。電流源ＣＳ２は、第１の端子と第２の端子とを有する。電流源ＣＳ２の第１の端子は、電源ＶＤＤに接続されている。電流源ＣＳ２の第２の端子は、出力端子Ｔｏｕｔに接続されている。電流源ＣＳ２は、定電流源である。電流源ＣＳ２が出力する電流の電流値はＩ２である。電源ＶＤＤとグランドＧＮＤとの間に、電流源ＣＳ１と、トランジスタＭ１と、電流源ＣＳ２とが直列に接続されている。
入力端子Ｔｉｎは、第１の端子Ｔ１に電気的に接続されている。バッファ２７によって生成された第１の電流が入力端子Ｔｉｎに入力される。第１の電流は、入力端子Ｔｉｎを介してトランジスタＭ１のソース端子に入力される。インピーダンス変換回路５１１に入力される電流値ＩＩＮと、電流源ＣＳ２に流れる電流値Ｉ２と、出力端子Ｔｏｕｔから出力される電流値ＩＯＵＴとの和は、電流源ＣＳ１に流れる電流値Ｉ１と同一である。つまり、式（１）が満たされる。図４において、出力端子Ｔｏｕｔから出力される電流の方向は、出力端子Ｔｏｕｔに入力される電流値が正になる方向に設定されている。電流値ＩＩＮと電流値ＩＯＵＴとは、互いに異なる。
ＩＩＮ＋Ｉ２＋ＩＯＵＴ＝Ｉ１ ・・・（１）
インピーダンス変換回路５１１は、電流値がＩＯＵＴである第２の電流を出力端子Ｔｏｕｔから出力する。インピーダンス変換回路５１１は、低入力インピーダンスかつ高出力インピーダンスの電流変換回路である。インピーダンス変換回路５１１が、第１の電流を変換した第２の電流を出力することによって、電流−電圧変換回路５１２の設計が容易になる。
回路基板５１０は、信号線Ｓ１を有する。信号線Ｓ１の第１端は、入力端子Ｔｉｎに接続されている。信号線Ｓ１の第２端は、第２の端子Ｔ２に接続されている。入力端子Ｔｉｎは、信号線Ｓ１により第２の端子Ｔ２に電気的に接続されている。入力端子Ｔｉｎに入力される第１の電流に応じた第２の電圧が第２の端子Ｔ２から出力される。第２の端子Ｔ２は、ケーブル３１の第２の導体３１２に電気的に接続されている。このため、第２の端子Ｔ２から出力された第２の電圧は、ケーブル３１の第２の導体３１２に入力される。ケーブル３１の第１の導体３１０の電圧と第２の導体３１２の電圧とは、ほぼ同一になる。
第１の電流の変化に応じて、ケーブル３１の第１の導体３１０の電圧が変化する。ケーブル３１の第２の導体３１２がグランドＧＮＤに接続されている場合、ケーブル３１の第１の導体３１０の電圧の変化に応じて、第１の導体３１０と第２の導体３１２との間の寄生容量が充電および放電される。このため、第１の導体３１０と第２の導体３１２との間の寄生容量は、インピーダンス変換回路５１１の負荷となる。トランジスタＭ１のトランスコンダクタンスが小さい場合、上記の寄生容量の充電と放電とに、より長い時間が必要である。トランジスタＭ１のトランスコンダクタンスが大きい場合、上記の寄生容量の充電と放電とに要する時間が短縮される。しかし、トランジスタＭ１により生成される電流のノイズが大きくなる。
内視鏡システム１において、ケーブル３１の第１の導体３１０の電圧と第２の導体３１２の電圧とは、ほぼ同一になる。これによって、第１の導体３１０と第２の導体３１２との間の寄生容量の充電と放電とが抑制される。つまり、ドリブンシールドの効果が得られる。この結果、第１の導体３１０と第２の導体３１２との間の負荷が低減される。第１の導体３１０と第２の導体３１２との間の負荷が低減されることにより、内視鏡システム１は、撮像信号をより高速に伝送することができる。
電流−電圧変換回路５１２は、帰還抵抗Ｒ２とオペアンプＯＰ１とを有する。帰還抵抗Ｒ２は、第１の端子と第２の端子とを有する。オペアンプＯＰ１は、非反転入力端子と、反転入力端子と、出力端子とを有する。帰還抵抗Ｒ２の第１の端子は、オペアンプＯＰ１の反転入力端子に接続されている。帰還抵抗Ｒ２の第２の端子は、オペアンプＯＰ１の出力端子に接続されている。オペアンプＯＰ１の反転入力端子は、インピーダンス変換回路５１１の出力端子Ｔｏｕｔに接続されている。オペアンプＯＰ１の非反転入力端子は、基準電圧ＶＲＥＦを出力する電源に接続されている。
インピーダンス変換回路５１１から出力された第２の電流が電流−電圧変換回路５１２に入力される。電流−電圧変換回路５１２は、インピーダンス変換回路５１１から出力される第２の電流を第３の電圧に変換する。電流−電圧変換回路５１２は、第３の電圧を出力信号ＶＯＵＴとしてオペアンプＯＰ１の出力端子から出力する。
出力信号ＶＯＵＴの電圧値ＶＯＵＴは、式（２）で表される。式（２）において、ＶＲＥＦは、電流−電圧変換回路５１２の基準電圧の電圧値である。式（２）において、Ｒは帰還抵抗Ｒ２の抵抗値である。
ＶＯＵＴ＝ＶＲＥＦ＋Ｒ×ＩＯＵＴ ・・・（２）
上記のように、インピーダンス変換回路５１１と電流−電圧変換回路５１２とは、回路基板５１０に配置されている。基準信号と撮像信号との差を演算する回路は、回路基板５１０の後段に配置されている。回路基板５１０は、ＡＦＥ部５１とは別体に構成され、かつＡＦＥ部５１の前段に配置されてもよい。
同軸ケーブルにより第１の電流が理想的な電流モードで伝送され、かつ伝送された第１の電流が電流−電圧変換回路５１２に直接入力される場合、オペアンプＯＰ１の反転入力端子の電圧は、ほぼ一定に保たれる。このため、第１の電流に応じた第２の電圧が第２の導体３１２に入力される必要はない。しかし、第１の電流はインピーダンス変換回路５１１に入力され、かつインピーダンス変換回路５１１の入力インピーダンスはゼロではない。このため、第１の電流が変化することにより入力端子Ｔｉｎの電圧が変化する。この電圧の変化による寄生容量の充電と放電との影響を低減するため、入力端子Ｔｉｎに入力される第１の電流に応じた第２の電圧がケーブル３１の第２の導体３１２に入力される。
バッファ２７とインピーダンス変換回路５１１とに使用される各トランジスタの導電型は、上記の導電型と逆であってもよい。バッファ２７とインピーダンス変換回路５１１とにおいてＭＯＳ（Ｍｅｔａｌ Ｏｘｉｄｅ Ｓｅｍｉｃｏｎｄｕｃｔｏｒ）トランジスタが使用されているが、バイポーラトランジスタが使用されてもよい。
本発明の各態様の内視鏡システムは、操作部４と、プロセッサ６と、表示装置７との少なくとも１つに対応する構成を有していなくてもよい。本発明の各態様の内視鏡システムは、前処理部５２と制御信号生成部５３との少なくとも１つに対応する構成を有していなくてもよい。本発明の各態様の内視鏡システムは、ケーブル３２とケーブル３３とケーブル３４との少なくとも１つに対応する構成を有していなくてもよい。本発明の各態様の内視鏡システムは、電流−電圧変換回路５１２を有していなくてもよい。
撮像信号はアナログ信号に限らない。撮像信号はデジタル信号であっても構わない。撮像信号がデジタル信号である場合、コネクタ部５は、ＡＦＥ部５１の代わりに、Ｈｉｇｈ／Ｌｏｗ電圧を検出できるコンパレータのような回路を備える。
上記のように、内視鏡システム１は、撮像部２０（撮像素子）と、バッファ２７（電圧−電流変換回路）と、ケーブル３１（第１の同軸ケーブル）と、インピーダンス変換回路５１１とを有する。撮像部２０は、第１の電圧（撮像信号）を生成する。バッファ２７は、撮像部２０の内部または外部に配置され、かつ第１の電圧を第１の電流に変換する。ケーブル３１は、第１の導体３１０および第２の導体３１２を有する。第２の導体３１２は第１の導体３１０の外側に配置されている。第１の電流は、第１の導体３１０を伝送する。第１の導体３１０によって伝送された第１の電流がインピーダンス変換回路５１１に入力される。インピーダンス変換回路５１１は、第１の電流に応じた第２の電流を出力する。第１の電流に応じた第２の電圧が第２の導体３１２に入力される。
第１の実施形態では、第１の電流に応じた第２の電圧が第２の導体３１２に入力される。これによって、内視鏡システム１は、撮像部２０からの信号をより高速に伝送することができる。
内視鏡システム１は、撮像部２０（撮像素子）に供給される電源電圧を伝送するケーブル３３（第２の同軸ケーブル）を有してもよい。第１の電流に応じた第２の電圧が第２の導体３１２に入力されることにより、第２の導体３１２とケーブル３３との間に寄生容量が形成される。第２の電圧の変化により、寄生容量を介してケーブル３３にノイズが伝わる可能性がある。ケーブル３３が同軸ケーブルで構成されているため、ケーブル３３を伝送する電源電圧にノイズが伝わりにくい。ケーブル３２およびケーブル３４も同軸ケーブルで構成されている。このため、ケーブル３２を伝送する駆動信号と、ケーブル３４を伝送するグランド電圧とにノイズが伝わりにくい。
（第１の実施形態の変形例）
図５は、第１の実施形態の変形例の内視鏡システム１ａの主要部の構成を示している。図５では、バッファ２７（電圧−電流変換回路）と、伝送ケーブル３と、回路基板５１０ａとが示されている。図５に示す構成について、図４に示す構成と異なる点を説明する。
図４に示す回路基板５１０が図５に示す回路基板５１０ａに変更される。回路基板５１０ａにおいて、図４に示すインピーダンス変換回路５１１がインピーダンス変換回路５１１ａに変更され、かつ図４に示す電流−電圧変換回路５１２が電流−電圧変換回路５１２ａに変更される。
インピーダンス変換回路５１１ａにおいて、インピーダンス変換回路５１１における電流源ＣＳ２が削除されている。
電流−電圧変換回路５１２ａは、抵抗Ｒ３を有する。抵抗Ｒ３は、第１の端子と第２の端子とを有する。抵抗Ｒ３の第１の端子は、インピーダンス変換回路５１１ａの出力端子Ｔｏｕｔに接続されている。抵抗Ｒ３の第２の端子は、電源ＶＤＤに接続されている。
インピーダンス変換回路５１１ａから出力された第２の電流が電流−電圧変換回路５１２ａに入力される。電流−電圧変換回路５１２ａは、第２の電流を第３の電圧に変換し、かつ第３の電圧を出力信号ＶＯＵＴとして抵抗Ｒ３の第１の端子から出力する。
上記以外の点については、図５に示す構成は、図４に示す構成と同様である。図５に示す構成以外の構成については、既に説明した構成と同様である。
図４に示すインピーダンス変換回路５１１と図５に示す電流−電圧変換回路５１２ａとが回路基板に配置されてもよい。図５に示すインピーダンス変換回路５１１ａと図４に示す電流−電圧変換回路５１２とが回路基板に配置されてもよい。
（第２の実施形態）
図６は、第２の実施形態の内視鏡システム１ｂの主要部の構成を示している。図６では、バッファ２７（電圧−電流変換回路）と、伝送ケーブル３と、回路基板５１０ｂとが示されている。図６に示す構成について、図４に示す構成と異なる点を説明する。
図４に示す回路基板５１０が図６に示す回路基板５１０ｂに変更される。回路基板５１０ｂは、インピーダンス変換回路５１１と、電流−電圧変換回路５１２と、バッファ５１３とを有する。
バッファ５１３は、入力端子と出力端子とを有する。バッファ５１３の入力端子は、インピーダンス変換回路５１１の入力端子Ｔｉｎに接続されている。したがって、第１の電流に応じた第２の電圧がバッファ５１３に入力される。バッファ５１３の出力端子は、第２の端子Ｔ２に接続されている。したがって、バッファ５１３は、第２の電圧を第２の端子Ｔ２に出力する。
例えば、バッファ５１３は、ボルテージフォロワである。バッファ５１３は、ＭＯＳトランジスタを使用するソースフォロワであってもよい。バッファ５１３は、バイポーラトランジスタを使用するエミッタフォロワであってもよい。バッファ５１３は、これらの回路以外の回路であってもよい。バッファ５１３の出力インピーダンスを小さくすることは比較的容易である。このため、外乱によるノイズに対するシールド効果を十分に確保できる。
上記以外の点については、図６に示す構成は、図４に示す構成と同様である。図６に示す構成以外の構成については、既に説明した構成と同様である。図５に示す回路基板５１０ａがバッファ５１３を有してもよい。
上記のように、内視鏡システム１ｂは、第１の電流に応じた第２の電圧を出力するバッファ５１３を有する。駆動能力があるバッファ５１３が配置されることにより、トランジスタＭ１のトランスコンダクタンスを小さくすることができる。
第１の実施形態における回路基板５１０は、第１の端子Ｔ１と第２の端子Ｔ２とを有する。ケーブル３１の第１の導体３１０によって伝送された第１の電流が第１の端子Ｔ１に入力される。第１の端子Ｔ１は、インピーダンス変換回路５１１に電気的に接続されている。第２の端子Ｔ２は、インピーダンス変換回路５１１に電気的に接続され、かつ第２の電圧を出力する。
第１の端子Ｔ１と第２の端子Ｔ２とが設けられることにより、インピーダンス変換回路５１１の入力端子Ｔｉｎと第２の端子Ｔ２との間にバッファ５１３を挿入することが容易となる。
（第３の実施形態）
図７は、第３の実施形態の内視鏡システム１ｃの主要部の構成を示している。図７では、バッファ２７（電圧−電流変換回路）と、伝送ケーブル３と、回路基板５１０ｃとが示されている。図７に示す構成について、図４に示す構成と異なる点を説明する。
図４に示す回路基板５１０が図７に示す回路基板５１０ｃに変更される。回路基板５１０ｃにおいて、図４に示すインピーダンス変換回路５１１がインピーダンス変換回路５１１ｃに変更される。
インピーダンス変換回路５１１ｃは、電流源ＣＳ１と、電流源ＣＳ２と、トランジスタＭ２と、トランジスタＭ３とを有する。
電流源ＣＳ１は、第１の端子と第２の端子とを有する。電流源ＣＳ１の第１の端子は、電源ＶＤＤに接続されている。電流源ＣＳ１の第２の端子は、入力端子Ｔｉｎに接続されている。電流源ＣＳ１は、定電流源である。電流源ＣＳ１が出力する電流の電流値はＩ１である。電流源ＣＳ２は、第１の端子と第２の端子とを有する。電流源ＣＳ２の第１の端子は、電源ＶＤＤに接続されている。電流源ＣＳ２の第２の端子は、出力端子Ｔｏｕｔに接続されている。電流源ＣＳ２は、定電流源である。電流源ＣＳ２が出力する電流の電流値はＩ２である。
トランジスタＭ２とトランジスタＭ３とは、カレントミラーを構成する。トランジスタＭ２とトランジスタＭ３とは、ＮＭＯＳトランジスタである。トランジスタＭ２とトランジスタＭ３とは、ソース端子と、ドレイン端子と、ゲート端子とを有する。トランジスタＭ２のドレイン端子は、入力端子Ｔｉｎに接続されている。トランジスタＭ２のソース端子は、グランドＧＮＤに接続されている。トランジスタＭ２のゲート端子は、トランジスタＭ２のドレイン端子に接続されている。トランジスタＭ３のドレイン端子は、出力端子Ｔｏｕｔに接続されている。トランジスタＭ３のソース端子は、グランドＧＮＤに接続されている。トランジスタＭ３のゲート端子は、トランジスタＭ２のゲート端子に接続されている。トランジスタＭ３は、出力端子Ｔｏｕｔを介して電流−電圧変換回路５１２に接続されている。電源ＶＤＤとグランドＧＮＤとの間に、電流源ＣＳ１とトランジスタＭ２とが直列に接続され、かつ電流源ＣＳ２とトランジスタＭ３とが直列に接続されている。
バッファ２７によって生成された第１の電流が入力端子Ｔｉｎに入力される。第１の電流は、入力端子Ｔｉｎを介してトランジスタＭ２に入力される。第１の電流は、トランジスタＭ２のドレイン端子とソース端子との間に流れる。トランジスタＭ２とトランジスタＭ３とのミラー比に応じた電流がトランジスタＭ３のドレイン端子とソース端子との間に流れる。トランジスタＭ２とトランジスタＭ３とのＷ／Ｌ比が同じであると仮定する。トランジスタＭ２の係数がｍであり、トランジスタＭ３の係数がｎである場合、トランジスタＭ３に流れる電流の電流値は、トランジスタＭ２に流れる電流の電流値の（ｎ／ｍ）倍である。トランジスタＭ２とトランジスタＭ３との係数が同一である場合、トランジスタＭ２とトランジスタＭ３とに流れる電流は同一である。インピーダンス変換回路５１１ｃは、電流値がＩＯＵＴである第２の電流を出力端子Ｔｏｕｔから出力する。インピーダンス変換回路５１１ｃは、低入力インピーダンスかつ高出力インピーダンスの電流変換回路である。
入力端子Ｔｉｎは、第１の端子Ｔ１に電気的に接続されている。バッファ２７によって生成された第１の電流が入力端子Ｔｉｎに入力される。第１の電流は、入力端子Ｔｉｎを介してトランジスタＭ２に入力される。説明を容易にするために、トランジスタＭ２とトランジスタＭ３とのミラー比は１であると仮定する。トランジスタＭ２に流れる電流の電流値はＩＭ２である。トランジスタＭ３は、トランジスタＭ２に流れる電流と電流値が同一である電流を出力する。トランジスタＭ３に流れる電流の電流値はＩＭ３である。
インピーダンス変換回路５１１ｃに入力される電流値ＩＩＮと、電流源ＣＳ１に流れる電流値Ｉ１との和は、トランジスタＭ２に流れる電流値ＩＭ２と同一である。つまり、式（３）が満たされる。
ＩＩＮ＋Ｉ１＝ＩＭ２ ・・・（３）
電流源ＣＳ２に流れる電流値Ｉ２と、出力端子Ｔｏｕｔから出力される電流値ＩＯＵＴとの和は、トランジスタＭ３に流れる電流値ＩＭ３と同一である。つまり、式（４）が満たされる。図７において、出力端子Ｔｏｕｔから出力される電流の方向は、出力端子Ｔｏｕｔに入力される電流値が正になる方向に設定されている。
Ｉ２＋ＩＯＵＴ＝ＩＭ３ ・・・（４）
上記以外の点については、図７に示す構成は、図４に示す構成と同様である。図７に示す構成以外の構成については、既に説明した構成と同様である。インピーダンス変換回路５１１ｃは、図６に示すバッファ５１３を有してもよい。
バッファ２７とインピーダンス変換回路５１１ｃとに使用される各トランジスタの導電型は、上記の導電型と逆であってもよい。バッファ２７とインピーダンス変換回路５１１ｃとにおいてＭＯＳトランジスタが使用されているが、バイポーラトランジスタが使用されてもよい。
第３の実施形態では、第１の電流に応じた第２の電圧が第２の導体３１２に入力される。これによって、内視鏡システム１ｃは、撮像部２０からの信号をより高速に伝送することができる。
（第３の実施形態の変形例）
図８は、第３の実施形態の変形例の内視鏡システム１ｄの主要部の構成を示している。図８では、バッファ２７（電圧−電流変換回路）と、伝送ケーブル３と、回路基板５１０ｄとが示されている。図８に示す構成について、図７に示す構成と異なる点を説明する。
図７に示す回路基板５１０ｃが図８に示す回路基板５１０ｄに変更される。回路基板５１０ｄにおいて、図７に示すインピーダンス変換回路５１１ｃがインピーダンス変換回路５１１ｄに変更され、かつ図７に示す電流−電圧変換回路５１２が電流−電圧変換回路５１２ａに変更される。
インピーダンス変換回路５１１ｄにおいて、インピーダンス変換回路５１１ｃにおける電流源ＣＳ２が削除されている。電流−電圧変換回路５１２ａは、図５に示す電流−電圧変換回路５１２ａと同一である。トランジスタＭ３に流れる電流と同一の電流が第２の電流として出力端子Ｔｏｕｔから出力される。
インピーダンス変換回路５１１ｄから出力された第２の電流が電流−電圧変換回路５１２ａに入力される。電流−電圧変換回路５１２ａは、第２の電流を第３の電圧に変換し、かつ第３の電圧を出力信号ＶＯＵＴとして抵抗Ｒ３の第１の端子から出力する。
上記以外の点については、図８に示す構成は、図７に示す構成と同様である。図８に示す構成以外の構成については、既に説明した構成と同様である。インピーダンス変換回路５１１ｄは、図６に示すバッファ５１３を有してもよい。
図７に示すインピーダンス変換回路５１１ｃと図８に示す電流−電圧変換回路５１２ａとが回路基板に配置されてもよい。図８に示すインピーダンス変換回路５１１ｄと図７に示す電流−電圧変換回路５１２とが回路基板に配置されてもよい。
以上、本発明の好ましい実施形態を説明したが、本発明はこれら実施形態およびその変形例に限定されることはない。本発明の趣旨を逸脱しない範囲で、構成の付加、省略、置換、およびその他の変更が可能である。また、本発明は前述した説明によって限定されることはなく、添付のクレームの範囲によってのみ限定される。
本発明の各実施形態によれば、内視鏡システムは、撮像素子からの信号をより高速に伝送することができる。
１，１ａ，１ｂ，１ｃ，１ｄ 内視鏡システム
２ 内視鏡スコープ
３ 伝送ケーブル
４ 操作部
５ コネクタ部
６ プロセッサ
７ 表示装置
２０ 撮像部
２１ 第１のチップ
２２ 第２のチップ
２３ 受光部
２４ 読み出し部
２５ タイミング生成部
２６，２７，５１３ バッファ
３１，３２，３３，３４ ケーブル
５１ アナログ・フロント・エンド部
５２ 前処理部
５３ 制御信号生成部
６１ 電源部
６２ 画像信号処理部
６３ クロック生成部
７０ 挿入部
７１ 先端
３１０ 第１の導体
３１１ 絶縁体
３１２ 第２の導体
３１３ 外皮
５１０，５１０ａ，５１０ｂ，５１０ｃ，５１０ｄ 回路基板
５１１，５１１ａ，５１１ｃ，５１１ｄ インピーダンス変換回路
５１２，５１２ａ 電流−電圧変換回路

Claims (4)

  1. 第１の電圧を生成する撮像素子と、
    前記撮像素子の内部または外部に配置され、かつ前記第１の電圧を第１の電流に変換する電圧−電流変換回路と、
    第１の導体および第２の導体を有し、前記第２の導体は前記第１の導体の外側に配置され、前記第１の電流は前記第１の導体を伝送する第１の同軸ケーブルと、
    前記第１の導体によって伝送された前記第１の電流が入力され、かつ前記第１の電流に応じた第２の電流を出力するインピーダンス変換回路と、
    を有し、
    前記第１の電流に応じた第２の電圧が前記第２の導体に入力される
    内視鏡システム。
  2. 前記第１の電流に応じた前記第２の電圧を出力するバッファをさらに有する
    請求項１に記載の内視鏡システム。
  3. 前記撮像素子に供給される電源電圧を伝送する第２の同軸ケーブルをさらに有する
    請求項１に記載の内視鏡システム。
  4. 前記インピーダンス変換回路から出力される前記第２の電流を第３の電圧に変換する電流−電圧変換回路と、
    前記インピーダンス変換回路および前記電流−電圧変換回路が配置された回路基板と、
    をさらに有し、
    前記回路基板は、
    前記第１の導体によって伝送された前記第１の電流が入力され、かつ前記インピーダンス変換回路に電気的に接続された第１の端子と、
    前記インピーダンス変換回路に電気的に接続され、かつ前記第２の電圧を出力する第２の端子と、
    を有する
    請求項１に記載の内視鏡システム。
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Citations (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH08186850A (ja) * 1994-12-30 1996-07-16 Sony Corp 信号伝送回路
JP2002131656A (ja) * 2000-10-30 2002-05-09 Olympus Optical Co Ltd 撮像装置
JP2010523226A (ja) * 2007-04-05 2010-07-15 ニューヨーク ユニバーシティー 痛み検出の装置、方法、及び痛み定量指数の算定

Family Cites Families (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH07184854A (ja) 1993-12-28 1995-07-25 Olympus Optical Co Ltd 電子内視鏡
US7449821B2 (en) * 2005-03-02 2008-11-11 Research Triangle Institute Piezoelectric micromachined ultrasonic transducer with air-backed cavities
CN103491880B (zh) * 2012-02-01 2015-02-25 奥林巴斯医疗株式会社 超声波诊断装置

Patent Citations (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH08186850A (ja) * 1994-12-30 1996-07-16 Sony Corp 信号伝送回路
JP2002131656A (ja) * 2000-10-30 2002-05-09 Olympus Optical Co Ltd 撮像装置
JP2010523226A (ja) * 2007-04-05 2010-07-15 ニューヨーク ユニバーシティー 痛み検出の装置、方法、及び痛み定量指数の算定

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