JP2008125821A - Electronic endoscope apparatus - Google Patents

Abstract

<P>PROBLEM TO BE SOLVED: To provide an electronic endoscope apparatus system for PDT (Photodynamic Therapy) capable of providing image signals generating no halation without using a laser cut filter even if laser lights are continuously irradiated. <P>SOLUTION: An image signal level detection circuit 34 and a timing circuit 30 calculate an electronic shutter speed at which the picture signal generates no halation by comparing with a prescribed reference value based on the strength of picture signals output from a CCD 17. A CCD driving circuit 11 inputs an electronic shutter pulse for resetting a photodiode at a timing when a time for inputting a read timing signal in the CCD 17 is accorded with the electronic shutter speed, for transmitting charges accumulated in each photodiode constituting a light receiving section in the CCD 17. <P>COPYRIGHT: (C)2008,JPO&INPIT

Description

本発明は、被検者に腫瘍親和性光感受性物質を投与した状態で、被検者の腫瘍に対して比較的低出力のレーザー光を照射することによって腫瘍を滅失させるＰＤＴ（Photodynamic Therapy：光線力学的治療）に用いられる電子内視鏡装置に、関する。   The present invention relates to a PDT (Photodynamic Therapy: light beam) that destroys a tumor by irradiating the tumor of the subject with a relatively low-power laser beam in a state where a tumor-affinity photosensitive substance is administered to the subject. The present invention relates to an electronic endoscope apparatus used for mechanical therapy.

内視鏡を通じて患者の体腔内に導入されたレーザー光を用いて、当該患者の体腔内壁に生じた腫瘍部位を治療する治療法として、ＰＤＴ（Photodynamic Therapy：光線力学的治療）が開発されている。このＰＤＴとは、例えばヘマトポルフィリン誘導体のような物質が腫瘍に親和性を有すとともに、特定波長のレーザー光（以下、単に「レーザー光」という）を照射されると活性酸素発生に因り殺細胞作用を生じることを利用した治療法である（なお、このような性質を持った物質は、一般的に、「腫瘍親和性光感受性物質」と呼ばれている）。   PDT (Photodynamic Therapy) has been developed as a treatment method for treating a tumor site formed on the inner wall of a patient's body cavity using a laser beam introduced into the patient's body cavity through an endoscope. . This PDT, for example, a substance such as a hematoporphyrin derivative has affinity for tumors, and when irradiated with laser light of a specific wavelength (hereinafter simply referred to as “laser light”), it kills cells due to generation of active oxygen. It is a treatment method utilizing the action (a substance having such a property is generally called a “tumor affinity photosensitizer”).

具体的には、ＰＤＴによる治療を行う場合には、術者は、予め患者に腫瘍親和性光感受性物質を静脈内注射する。すると、この腫瘍親和性光感受性物質は腫瘍部位により多く取り込まれるとともに、正常組織に取り込まれた腫瘍親和性光感受性物質は比較的短時間で排出されるので、所定時間経過後には、腫瘍部位にのみ腫瘍親和性光感受性物質が蓄積されていることになる。そこで、術者は、患者の体腔内に電子内視鏡の体腔内挿入部を挿入して、腫瘍部にその先端を対向させる。そして、この電子内視鏡の処置具チャンネルにレーザープローブを挿入して、その先端を体腔内挿入部の先端に開口した鉗子口から突出させて、腫瘍部にレーザー光を照射する。すると、腫瘍部位に蓄積している腫瘍親和性光感受性物質は、ＰＤＴ用レーザー光の作用によって一重項酸素などの活性酸素を生成して、腫瘍部位の細胞に対して殺細胞作用を及ぼすのである。   Specifically, when performing treatment with PDT, the surgeon injects a tumor-affinity photosensitive substance intravenously into the patient in advance. Then, a large amount of this tumor affinity photosensitizer is taken up by the tumor site, and the tumor affinity photosensitizer taken up by the normal tissue is excreted in a relatively short time. Only tumor-affinity photosensitizers will be accumulated. Therefore, the surgeon inserts the insertion part of the electronic endoscope into the body cavity of the patient and makes the distal end thereof face the tumor part. Then, a laser probe is inserted into the treatment instrument channel of the electronic endoscope, the tip of the laser probe is projected from the forceps opening opened at the tip of the body cavity insertion portion, and the tumor portion is irradiated with laser light. Then, the tumor-affinity photosensitive substance accumulated in the tumor site generates active oxygen such as singlet oxygen by the action of the laser light for PDT, and has a cytocidal action on the cells at the tumor site. .

以上の作用が有効に生じるにはある程度の時間の経過（１０〜３０分）を要するので、その間、レーザー光が腫瘍部位から逸れないように、術者は、電子内視鏡を把持したまま、当該電子内視鏡の先端に組み込まれた撮像素子によって撮像されてＴＶモニター上に表示される映像を、監視し続けなければならない。   Since a certain amount of time (10 to 30 minutes) is required for the above action to occur effectively, the surgeon holds the electronic endoscope so that the laser beam does not deviate from the tumor site. The video image picked up by the image pickup device incorporated at the tip of the electronic endoscope and displayed on the TV monitor must be continuously monitored.

ところが、このレーザー光の出力は、レーザーメスと異なり腫瘍部を焼き切るものではないので２００ｍＷ程度で足りるものの、電子内視鏡において通常観察用に用いられる照明光よりも、十分にエネルギー密度が大きい。そのため、かかる照明光の強度に合わせてＦナンバーが設定されている対物レンズを通じてレーザー光の反射光が撮像素子に入射すると、図６（ｂ）のグラフに示すように、当該撮像素子の受光部を構成する各フォトダイオード（画素）に蓄積する電荷が即時に飽和してしまうことにより、ＴＶモニター上に表示される映像にハレーションが生じてしまって、肝心の腫瘍部位もレーザープローブの先端も見えなくなってしまうという問題がある。   However, unlike laser scalpels, the output of this laser light does not burn out the tumor part and is about 200 mW. However, the energy density is sufficiently larger than the illumination light used for normal observation in an electronic endoscope. Therefore, when the reflected light of the laser beam enters the image sensor through the objective lens whose F number is set in accordance with the intensity of the illumination light, as shown in the graph of FIG. 6B, the light receiving unit of the image sensor. As the charges accumulated in the photodiodes (pixels) that make up the device immediately saturate, halation occurs in the image displayed on the TV monitor, and the important tumor site and the tip of the laser probe are visible. There is a problem of disappearing.

この問題を解決する対策としては、例えば、ＰＤＴ用レーザー光と同じ波長の波長帯域の光のみを遮断するレーザーカットフィルタ（バンドパスフィルター）を対物レンズと撮像素子との間の光路中に介在させることが考えられる。   As a countermeasure for solving this problem, for example, a laser cut filter (band pass filter) that blocks only light in the wavelength band of the same wavelength as the laser light for PDT is interposed in the optical path between the objective lens and the image sensor. It is possible.

しかしながら、ＰＤＴ用レーザー光として機能する光の波長は、腫瘍親和性光感受性物質の物性に依存するところ、現在発見されている腫瘍親和性光感受性物質に対して活性酸素生成作用を生じさせるレーザー光の波長は、何れの物質に対するもの（６３０ｎｍ，６６４ｎｍ）も、可視帯域（赤色帯域）に含まれている（波長が６６４ｎｍであるレーザー光の分光特性を図７ｂに示す）。従って、このような帯域の光を遮断するために、図７ａに示すような透過率特性を有するレーザーカットフィルタを、対物レンズと撮像素子との間に固定的に設けると、撮像素子によって通常観察時に撮像される映像は、遮断される帯域の情報を含まない色再現性の悪いものとなってしまう。しかも、上述した６３０ｎｍ，６６４ｎｍを含む赤色帯域は、内視鏡検査において重要な情報源である赤の色を含んでいるので、撮像される映像は、血管の状態や出血の状態すら写り込まないものとならざるを得ない。結局、かかるレーザーカットフィルターを対物レンズと撮像素子との間に組み込んだ内視鏡は、ＰＤＴ用にしか利用できないものとなっていたのである。   However, the wavelength of light that functions as a laser beam for PDT depends on the physical properties of the tumor-affinity photosensitizer, so that a laser beam that produces an active oxygen generating action on the currently discovered tumor-affinity photosensitizer. Are included in the visible band (red band) (spectral characteristics of laser light having a wavelength of 664 nm are shown in FIG. 7b). Accordingly, in order to block light in such a band, if a laser cut filter having transmittance characteristics as shown in FIG. 7a is fixedly provided between the objective lens and the image sensor, normal observation is performed by the image sensor. Sometimes images captured have poor color reproducibility and do not include information on the blocked band. In addition, since the red band including 630 nm and 664 nm described above includes a red color that is an important information source in the endoscopy, the captured image does not reflect even the state of blood vessels or the state of bleeding. It must be a thing. After all, an endoscope in which such a laser cut filter is incorporated between an objective lens and an image pickup device can only be used for PDT.

だからといって、かかる固定式のレーザーカットフィルターの代わりに、下記特許文献１に記載されたような可変式のフィルターを組み込んで、ＰＤＴ処置時と通常観察時とで切り換えることは、体腔内挿入部の先端におけるスペース上の限界に因り、現実的ではない。   However, in place of such a fixed laser cut filter, a variable filter as described in Patent Document 1 below is incorporated, and switching between PDT treatment and normal observation is performed at the tip of the body cavity insertion portion. Due to space limitations, it is not realistic.

一方、本出願人の出願にかかる下記特許文献２に記載の電子内視鏡装置では、撮像素子によって撮像タイミングに同期させて、各フレームにおける第１フィールドでのみ照明光をを照射するとともに第２フィールドでのみレーザー光を照射することとし、第１フィールドの画像信号のみに基づいて、ＴＶモニター上に映像を表示させるためのビデオ信号を生成している。このシステムによれば、通常の電子内視鏡を使用できるにも拘わらず映像にハレーションが全く生じないというメリットがあるが、レーザー光の照射が断続的になってしまうので、レーザー光の強度が同じであれば、トータルの処置時間が倍に伸びてしまうという問題がある。
特開平１１−９７０７号公報 特開２００６−１３０１８３号公報 On the other hand, in the electronic endoscope apparatus described in the following Patent Document 2 according to the application of the present applicant, the illumination light is irradiated only in the first field in each frame in synchronization with the imaging timing by the imaging element and the second. The laser beam is irradiated only in the field, and a video signal for displaying an image on the TV monitor is generated based only on the image signal of the first field. According to this system, there is a merit that no halation occurs in the image even though a normal electronic endoscope can be used. However, since the laser light irradiation is intermittent, the intensity of the laser light is reduced. If they are the same, there is a problem that the total treatment time is doubled.
Japanese Patent Laid-Open No. 11-9707 JP 2006-130183 A

そこで、本発明は、電子シャッター機能を備えるＣＣＤを電子内視鏡の撮像素子として用い、この電子シャッター機能を利用することにより、レーザーカットフィルターを用いることなくハレーションの生じない映像信号を得ることができ、しかも、レーザー光を連続的に照射することによってトータルの処置時間を最短に抑えることができる電子内視鏡装置システムの提供を、課題とする。   Therefore, the present invention can obtain a video signal free from halation without using a laser cut filter by using a CCD having an electronic shutter function as an image pickup element of an electronic endoscope and using this electronic shutter function. Further, an object of the present invention is to provide an electronic endoscope apparatus system that can minimize the total treatment time by continuously irradiating laser light.

上記課題を解決するために案出された本発明による電子内視鏡装置は、腫瘍親和性光感受性物質が蓄積した被検者の腫瘍部位に対してＰＤＴ用レーザー光を照射することによって治療を行うために用いられる電子内視鏡装置であって、対物レンズが嵌め込まれた撮像窓が先端部に形成されているとともに、全体として長尺状に形成された体腔内挿入部と、前記対物レンズによる像の形成位置に面状に配置された多数の画素からなる受光部，及び、前記受光部の全画素に蓄積された電荷が転送される転送部を有し、電子シャッターパルスが入力されると前記受光部の各画素に蓄積された電荷を前記転送部に転送することなくリセットし、読み出しタイミング信号が入力されるとその時点で前記受光部の各画素に蓄積されていた電荷を一挙に前記転送部に転送し、その後入力される読み出し信号に応じて前記転送部に転送されている各画素の電荷を映像信号として出力するＣＣＤと、前記対物レンズの前方に可視帯域のレーザー光を照射するレーザー光学系と、前記ＣＣＤから出力される映像信号に基づいて、当該映像信号がハレーションを生じないレベルとなる電子シャッタースピードを算出する電子シャッタースピード算出部と、所定の周期で前記読み出しタイミング信号及び読み出し信号を生成して夫々前記ＣＣＤに入力するとともに、前記読み出しタイミング信号のパルスの入力タイミングまでの時間が前記電子シャッタースピード算出部によって算出された電子シャッタースピードと合致するタイミングで、前記電子シャッターパルスを生成して前記ＣＣＤに入力するＣＣＤ駆動回路とを、備えたことを特徴とする。   The electronic endoscope apparatus according to the present invention devised to solve the above-described problems is treated by irradiating a tumor site of a subject in which a tumor-affinity photosensitive substance is accumulated with a laser beam for PDT. An electronic endoscope device used for performing an imaging window in which an objective lens is fitted is formed at a distal end portion, and a body cavity insertion portion formed in a long shape as a whole, and the objective lens And a transfer unit that transfers charges accumulated in all the pixels of the light receiving unit, and receives an electronic shutter pulse. The charge accumulated in each pixel of the light receiving unit is reset without being transferred to the transfer unit, and when a read timing signal is input, the charges accumulated in each pixel of the light receiving unit at that time are collectively Above A CCD that outputs the charge of each pixel transferred to the transfer unit as a video signal in accordance with a readout signal that is transferred to the sending unit and then is irradiated with laser light in the visible band in front of the objective lens A laser optical system; an electronic shutter speed calculation unit that calculates an electronic shutter speed at which the video signal is at a level that does not cause halation based on a video signal output from the CCD; and the readout timing signal and a predetermined cycle A read signal is generated and input to the CCD, and the time until the pulse input timing of the read timing signal coincides with the electronic shutter speed calculated by the electronic shutter speed calculation unit. CCD to generate and input to the CCD A dynamic circuit, characterized by comprising.

このように構成された電子内視鏡装置によれば、ＰＤＴによる処置を行うために、レーザー光学系によって可視帯域のレーザー光が、腫瘍親和性光感受性物質が蓄積している腫瘍部に照射され、その反射光が、この腫瘍部を撮像しているＣＣＤの受光部に入射した場合には、このＣＣＤから出力される映像信号のレベルが一時的に飽和してハレーションを生じそうになるが、電子シャッタースピード算出部が、この映像信号の強度に基づいてハレーションを生じない電子シャッタースピードを算出して、ＣＣＤ駆動回路に伝達する。すると、このＣＣＤ駆動回路は、読み出しタイミング信号のパルスの入力タイミングまでの時間が前記電子シャッタースピード算出部によって算出された電子シャッタースピードと合致するタイミングで、電子シャッターパルスを生成して、ＣＣＤに入力する。すると、ＣＣＤでは、電子シャッターパルスが入力されることにより、それまでに受光部を構成する各画素において蓄積され（しかも、多くの場合飽和し）ている電荷がリセットされ、それ以後次の読み出しタイミング信号のパルスが入力されるまでの間に、受光される光に基づいて、電荷が蓄積される。この蓄積時間は、電子シャッタースピード算出部によって算出されたシャッタースピードと合致しているので、ＣＣＤからの映像信号は、映像信号がハレーションを生じないレベルに抑えられるのである。   According to the electronic endoscope apparatus configured as described above, in order to perform the treatment by PDT, the laser beam in the visible band is irradiated to the tumor part in which the tumor-affinitive photosensitive substance is accumulated by the laser optical system. When the reflected light is incident on the light receiving part of the CCD that is imaging the tumor part, the level of the video signal output from the CCD is temporarily saturated, and halation is likely to occur. The electronic shutter speed calculation unit calculates an electronic shutter speed that does not cause halation based on the intensity of the video signal, and transmits it to the CCD drive circuit. Then, this CCD drive circuit generates an electronic shutter pulse at a timing that matches the electronic shutter speed calculated by the electronic shutter speed calculation unit and inputs it to the CCD. To do. Then, in the CCD, when an electronic shutter pulse is input, charges accumulated in each pixel constituting the light receiving unit (and in many cases saturated) are reset, and thereafter the next readout timing is reset. Charges are accumulated based on the received light until a signal pulse is input. Since this accumulation time coincides with the shutter speed calculated by the electronic shutter speed calculation unit, the video signal from the CCD is suppressed to a level at which the video signal does not cause halation.

なお、本発明において、レーザー光学系は、体腔内挿入部の先端部に埋め込まれたレーザーダイオードから構成されていても良いし、被検者の体外に配置されたレーザー装置によって射出されたレーザー光を、光ファイバー（バンドル）によって体腔内挿入部の先端部まで導光する構成であっても良い。後者の場合、光ファイバー（バンドル）は、体腔内挿入部に内蔵されていても良いし、体腔内挿入部に引き通された処置具チャンネル内に挿入された光プローブであっても良い。   In the present invention, the laser optical system may be constituted by a laser diode embedded in the distal end portion of the body cavity insertion portion, or laser light emitted by a laser device arranged outside the body of the subject. The light may be guided to the distal end portion of the body cavity insertion portion by an optical fiber (bundle). In the latter case, the optical fiber (bundle) may be incorporated in the body cavity insertion section, or may be an optical probe inserted into the treatment instrument channel passed through the body cavity insertion section.

以上のように構成された本発明の電子内視鏡装置によると、レーザーカットフィルターを用いることなくハレーションの生じない映像信号を得ることができ、しかも、レーザー光を連続的に照射することによってトータルの処置時間を最短に抑えることができる。   According to the electronic endoscope apparatus of the present invention configured as described above, a video signal that does not cause halation can be obtained without using a laser cut filter, and the total amount can be obtained by continuously irradiating laser light. The treatment time can be minimized.

以下、添付図面に基づいて、本発明を実施するための形態について、説明する。   DESCRIPTION OF EMBODIMENTS Hereinafter, embodiments for carrying out the present invention will be described with reference to the accompanying drawings.

図１は、本発明の一実施例である電子内視鏡装置の外観図であり、図２は、その内部構造を示す概略図である。図１に示されるように、この電子内視鏡装置１は、電子内視鏡１０，光源プロセッサ装置１２，レーザー装置１３，レーザープローブ１４及び、ＴＶモニター６０を、備えている。   FIG. 1 is an external view of an electronic endoscope apparatus according to an embodiment of the present invention, and FIG. 2 is a schematic diagram showing an internal structure thereof. As shown in FIG. 1, the electronic endoscope apparatus 1 includes an electronic endoscope 10, a light source processor device 12, a laser device 13, a laser probe 14, and a TV monitor 60.

図１及び図２に示される電子内視鏡１０は、具体的には、体腔内に挿入されるために細長く形成されている体腔内挿入部１０ａ，その体腔内挿入部１０ａの先端部分を湾曲操作するためのアングルノブや切換スイッチ５６等を有する操作部１０ｂ，操作部１０ｂと光源プロセッサ装置１２とを接続するための可撓管１０ｃ，及び、この可撓管１０ｃの基端に設けられたコネクタ１０ｄを、備えている。そして、体腔内挿入部１０ａの先端面には、配光レンズ１６が組み込まれた照明窓と、対物レンズ１５が嵌め込まれた撮影窓とが、形成されている。そして、この体腔内挿入部１０ａの内部には、対物レンズ１５によって形成された被検部の像を撮影して画像信号に変換するＣＣＤ（受光部における各画素上にＣＧＭＹカラーモザイクフィルターが被せられたカラーＣＣＤ）１７が、組み込まれている。このＣＣＤ１７は、対物レンズによる像の形成位置に面状に配置された多数の画素からなる受光部，及び、受光部の全画素に蓄積された電荷が伝送させる伝送部を、有している。   Specifically, the electronic endoscope 10 shown in FIGS. 1 and 2 has a body cavity insertion portion 10a that is elongated to be inserted into a body cavity, and a distal end portion of the body cavity insertion portion 10a is curved. An operation unit 10b having an angle knob for operation, a changeover switch 56, and the like, a flexible tube 10c for connecting the operation unit 10b and the light source processor device 12, and a base end of the flexible tube 10c are provided. A connector 10d is provided. An illumination window in which the light distribution lens 16 is incorporated and an imaging window in which the objective lens 15 is fitted are formed on the distal end surface of the body cavity insertion portion 10a. The body cavity insertion portion 10a has a CCD (CGMY color mosaic filter on each pixel in the light receiving portion) that captures an image of the subject portion formed by the objective lens 15 and converts it into an image signal. A color CCD) 17 is incorporated. The CCD 17 has a light receiving unit composed of a large number of pixels arranged in a plane at an image forming position by the objective lens, and a transmission unit for transmitting charges accumulated in all the pixels of the light receiving unit.

ＣＣＤ１７から出力された画像信号を伝送するための画像信号ケーブル１９は、体腔内挿入部１０ａ，操作部１０ｂ及び可撓管１０ｃ内を引き通されて、コネクタ１０ｄの端面から突出する電気コネクタ１０ｆに含まれる何れかの端子に導通している。   An image signal cable 19 for transmitting the image signal output from the CCD 17 is passed through the body cavity insertion portion 10a, the operation portion 10b, and the flexible tube 10c to the electrical connector 10f protruding from the end face of the connector 10d. It is electrically connected to any of the included terminals.

この画像信号ケーブル１９と並行して、体腔内挿入部１０ａ，操作部１０ｂ及び可撓管１０ｃ内には、ガラス製光ファイバを束ねてなるライトガイドファイババンドル（以下、単に「ライトガイド」という）２０が、引き通されている。このライトガイド２０の先端は、体腔内挿入部１０ａの先端部内において配光レンズ１６に対向し、その基端は、コネクタ１０ｄの端面から突出した金属製のパイプである口金２１内に、挿入されて固定されている。   In parallel with the image signal cable 19, a light guide fiber bundle (hereinafter simply referred to as “light guide”) in which glass optical fibers are bundled in the body cavity insertion portion 10a, the operation portion 10b, and the flexible tube 10c. 20 has been passed. The distal end of the light guide 20 faces the light distribution lens 16 in the distal end portion of the body cavity insertion portion 10a, and the proximal end thereof is inserted into a base 21 that is a metal pipe protruding from the end face of the connector 10d. Is fixed.

さらに、これら信号ケーブル１９及びライトガイド２０と並行して、体腔内挿入部１０ａからコネクタ１０ｄまで、コネクタ１０ｄ内に組み込まれたＣＣＤ駆動回路（電子シャッタードライバ）１１からＣＣＤ１７に対して撮像素子駆動信号（電子シャッターパルス，読み出しタイミング信号，読み出し信号［垂直駆動信号，水平駆動信号］，等）を供給するための複数本の駆動信号ケーブル１８が、引き通されている。   Further, in parallel with the signal cable 19 and the light guide 20, from the body cavity insertion portion 10a to the connector 10d, a CCD drive circuit (electronic shutter driver) 11 incorporated in the connector 10d from the CCD drive circuit 11 to the CCD 17 receives an image sensor drive signal. A plurality of drive signal cables 18 for supplying (electronic shutter pulse, readout timing signal, readout signal [vertical drive signal, horizontal drive signal], etc.) are passed.

撮像素子駆動信号及び映像信号とＣＣＤ１７の各端子との入出力関係を図３に示し、そのタイミングを図４乃至図６のタイミングチャートに示す。   FIG. 3 shows the input / output relationship between the image sensor drive signal and video signal and each terminal of the CCD 17, and the timing thereof is shown in the timing charts of FIGS.

図３に示されたように、読み出しタイミング信号は、ＣＣＤ１７のＴＧ端子に入力され、ＣＣＤ１７に対して、図４ａ，図５ａ，図６ａに示すように、受光部を構成する各列の全画素（フォトダイオード）に蓄積された電荷を、夫々、各画素列に併設された垂直ＣＣＤ（転送部）に転送させる（インターライン・トランスファ方式の場合）。   As shown in FIG. 3, the readout timing signal is input to the TG terminal of the CCD 17, and, as shown in FIG. 4a, FIG. The charge accumulated in the (photodiode) is transferred to a vertical CCD (transfer unit) provided in each pixel column (in the case of the interline transfer method).

電子シャッタターパルスは、ＣＣＤ１７のＶｓｕｂ端子に入力され、ＣＣＤ１７の受光部の基板電圧に印加される。その結果、電子シャッターパルスの立ち上がりにより、受光部を構成する各フォトダイオードのアノード−カソード間電位差が無くなるので、そこに蓄積されていた電荷が除去される（リセットされる）。その後、電子シャッターパルスが立ち下がると、電荷の蓄積が再開される。   The electronic shutter pulse is input to the Vsub terminal of the CCD 17 and applied to the substrate voltage of the light receiving unit of the CCD 17. As a result, due to the rise of the electronic shutter pulse, the potential difference between the anode and the cathode of each photodiode constituting the light receiving unit disappears, so that the charge accumulated therein is removed (reset). Thereafter, when the electronic shutter pulse falls, charge accumulation is resumed.

垂直駆動信号は、ＣＣＤ１７のＶdriv.端子に入力されて、その立ち下がり毎に、ＣＣＤ１７に対して、上記各垂直ＣＣＤに転送された電荷を、各垂直ＣＣＤの末端に連続して設けられた一個の水平ＣＣＤ（転送部）に向けて、一画素づつシフトさせる。但し、この垂直駆動信号は、ＮＴＳＣにおける垂直帰線期間に相当する期間においてはＨｉｇｈの状態を保つ。この期間を垂直ブランキング期間と言い、その期間内に、上記読み出しタイミング信号が入力される。   The vertical drive signal is input to the Vdriv. Terminal of the CCD 17 and, at each falling edge, the charge transferred to each of the vertical CCDs is continuously provided to the end of each vertical CCD. The pixel is shifted pixel by pixel toward the horizontal CCD (transfer unit). However, this vertical drive signal maintains a high state in a period corresponding to a vertical blanking period in NTSC. This period is called a vertical blanking period, and the read timing signal is input within this period.

水平駆動信号は、ＣＣＤ１７のＨdriv.端子に入力されて、その立ち下がり毎に、水平ＣＣＤに転送されている各列の画素の電荷をその末端（Ｏｕｔ端子）に向けて、一画素づつシフトさせる。但し、この水平駆動信号は、ＮＴＳＣにおける水平帰線期間に相当する期間においてはＨｉｇｈの状態を保つ。この期間を水平ブランキング期間と言い、その期間内に、上記垂直駆動信号のパルスが一つ入力されるのである。図５（ｄ）に示すように、一の水平ブランキング期間と次の水平ブランキング期間との間の水平映像期間内において、水平駆動信号がＨｉｇｈ／Ｌｏｗする毎に、一画素分の画像信号がＯｕｔ端子から出力されることにより、結果として、一走査線の画像信号が出力されるのである。   The horizontal drive signal is input to the Hdriv. Terminal of the CCD 17, and at each fall, the charge of the pixels in each column transferred to the horizontal CCD is shifted pixel by pixel toward the end (Out terminal). . However, this horizontal drive signal maintains a high state during a period corresponding to the horizontal blanking period in NTSC. This period is called a horizontal blanking period, and one pulse of the vertical drive signal is inputted during this period. As shown in FIG. 5D, every time the horizontal drive signal becomes High / Low in the horizontal video period between one horizontal blanking period and the next horizontal blanking period, an image signal for one pixel is obtained. Is output from the Out terminal, and as a result, an image signal of one scanning line is output.

図２に戻り、ＣＣＤ駆動回路１１の図示せぬ入力端子は、信号線を通じ、コネクタ１０ｄの端面から突出する電気コネクタに含まれる何れかの端子に導通している。そして、電気コネクタを通じて後述するタイミング回路３０から伝達される同期信号及びシャッタースピードに従い、これら撮像素子駆動信号を生成して出力する。   Returning to FIG. 2, an input terminal (not shown) of the CCD drive circuit 11 is electrically connected to any terminal included in the electrical connector protruding from the end face of the connector 10d through the signal line. Then, these image sensor drive signals are generated and output in accordance with a synchronization signal and a shutter speed transmitted from a timing circuit 30 to be described later through an electrical connector.

操作部１０ｂ上に設けられた切換スイッチ５６は、オペレータにより押下される毎に、オン信号を信号線２２に印加する。この信号線２２は、操作部１０ｂ及び可撓管１０ｃ内を引き通されて、コネクタ１０ｄの端面から突出する電気コネクタに含まれる他の何れかの電極に導通している。   The changeover switch 56 provided on the operation unit 10b applies an ON signal to the signal line 22 every time it is pressed by the operator. The signal line 22 is led through the operation portion 10b and the flexible tube 10c, and is electrically connected to any other electrode included in the electrical connector protruding from the end face of the connector 10d.

また、コネクタ１０ｄ内には、この電子内視鏡１０の属性（撮像素子として電子シャッター機能を有するカラーＣＣＤが用いられていること等）を特定する情報を格納したＲＯＭ２３が内蔵されており、このＲＯＭ２３は、コネクタ１０ｄの端面から突出する電気コネクタに含まれる他の何れかの電極に導通している。   In addition, the connector 10d incorporates a ROM 23 that stores information for specifying the attributes of the electronic endoscope 10 (such as the use of a color CCD having an electronic shutter function as an image sensor). The ROM 23 is electrically connected to any other electrode included in the electrical connector protruding from the end face of the connector 10d.

また、体腔内挿入部１０ａ内には、イメージガイド２０と並行に、処置具チャンネル１０ｅが引き通されている。この処置具チャンネル１０ｅの先端は、体腔内挿入部１０ａの先端面に開口し、その基端は、操作部１０ｂの側面に突出して設けられた鉗子口１０ｆに連通している。   In addition, the treatment instrument channel 10e is passed through the body cavity insertion portion 10a in parallel with the image guide 20. The distal end of the treatment instrument channel 10e opens to the distal end surface of the body cavity insertion portion 10a, and the proximal end communicates with a forceps port 10f provided to project from the side surface of the operation portion 10b.

この処置具チャンネル１０ｅには、各種の処置具を挿入可能であるが、その一つが、レーザー装置１３に接続されているレーザープローブ１４である。即ち、この処理具チャンネル１０ｅは、ＰＤＴ用レーザー光を導光するレーザープローブ１４が挿通され得る内径を有している。   Various treatment tools can be inserted into the treatment tool channel 10 e, one of which is a laser probe 14 connected to the laser device 13. That is, the processing tool channel 10e has an inner diameter through which the laser probe 14 for guiding the PDT laser light can be inserted.

レーザープローブ１４は、シングルファイバー、若しくは多数の光ファイバーを束ねることによって構成されたものである。但し、ＰＤＴ用のレーザー光としては、可視帯域のレーザー光が用いられるので、レーザープローブ１４を構成する光ファイバーは、通常のガラス製で良い。   The laser probe 14 is configured by bundling a single fiber or multiple optical fibers. However, since visible-band laser light is used as the laser light for PDT, the optical fiber constituting the laser probe 14 may be made of ordinary glass.

レーザー装置１３は、光源プロセッサ装置１２を構成する後述するシステムコントロール回路４０に接続され、このシステムコントロール回路４０からの指示によって励起する図示せぬレーザー光源（半導体レーザー等）を内蔵し、このレーザー光源から発したレーザー光を、レーザープローブ１４の基端面に導入する。このようにして、レーザープローブ１４の基端面に導入されたレーザー光は、このレーザープローブ１４によって導光されて、その先端面から射出される。これらレーザー装置１３及びレーザープローブが、対物レンズ１５の前方に可視帯域のレーザー光を照射するレーザー光学系を構成する。   The laser device 13 is connected to a system control circuit 40, which will be described later, constituting the light source processor device 12, and incorporates a laser light source (not shown) (semiconductor laser or the like) that is excited by an instruction from the system control circuit 40. The laser beam emitted from is introduced into the base end face of the laser probe 14. In this manner, the laser light introduced to the base end face of the laser probe 14 is guided by the laser probe 14 and emitted from the front end face. The laser device 13 and the laser probe constitute a laser optical system that emits laser light in the visible band in front of the objective lens 15.

光源プロセッサ装置１２は、内視鏡１０のライトガイド２０の基端面に照明光を導入する機能，及び、電子内視鏡１０の電気コネクタを通じて撮像素子１７から受信した画像信号に対して画像処理を行うことによってビデオ信号を生成してＴＶモニター６０へ出力する機能を、基本的な機能として備えている。   The light source processor device 12 has a function of introducing illumination light to the proximal end surface of the light guide 20 of the endoscope 10 and performs image processing on the image signal received from the image sensor 17 through the electric connector of the electronic endoscope 10. A function of generating a video signal and outputting it to the TV monitor 60 is provided as a basic function.

光源プロセッサ装置１２の筐体の正面のパネルには、内視鏡１０の口金２１がその外面側から挿入されて保持される貫通孔であるソケット１２ａが、設けられている。このソケット１２ａの貫通孔は、光源プロセッサ装置１２の内部空間に通じている。この光源プロセッサ装置１２の内部空間内には、ソケット１２ａの中心線に沿って順番に、集光レンズ２８，シャッタ２５及びキセノンランプ３３が、配置されている。   The front panel of the housing of the light source processor device 12 is provided with a socket 12a that is a through hole in which the cap 21 of the endoscope 10 is inserted and held from the outer surface side. The through hole of the socket 12 a communicates with the internal space of the light source processor device 12. In the inner space of the light source processor device 12, a condenser lens 28, a shutter 25, and a xenon lamp 33 are arranged in order along the center line of the socket 12a.

キセノンランプ３３は、ほぼ白色の分光特性を有する照明光を、集光レンズ２８に向けて射出する。   The xenon lamp 33 emits illumination light having substantially white spectral characteristics toward the condenser lens 28.

シャッター２５は、キセノンランプ３３から射出された照明光の光路に図示せぬ羽根を断続的且つ高速に挿入することにより、照明光の通過を断続させるとともに、後述する自動調光回路３６からの指示に従い、当該羽根が光路へ挿入される時間の退避時間に対する比率を変化させることより、通過する照明光の単位時間当たりの平均光量を調整する。   The shutter 25 intermittently and rapidly passes the illumination light by inserting blades (not shown) into the optical path of the illumination light emitted from the xenon lamp 33, and instructs the automatic light control circuit 36 to be described later. Accordingly, the average light quantity per unit time of the passing illumination light is adjusted by changing the ratio of the time when the blade is inserted into the optical path to the retreat time.

集光レンズ２８は、その光軸に沿って入射した照明光を、ソケット１２ａに挿入された口金２１内に保持されているライトガイド２０の基端面に、収束させる。   The condenser lens 28 converges the illumination light incident along the optical axis onto the base end surface of the light guide 20 held in the base 21 inserted in the socket 12a.

また、光源プロセッサ装置１２の筐体の正面側パネルには、内視鏡１０の口金２１がソケット１２ａに挿入された状態において内視鏡１０の電気コネクタに設けられた各端子と夫々導通する多数の端子からなる電気ソケット（図示略）が、設けられている。   In addition, the front panel of the housing of the light source processor device 12 is electrically connected to each terminal provided on the electrical connector of the endoscope 10 when the cap 21 of the endoscope 10 is inserted into the socket 12a. An electrical socket (not shown) is provided.

上述した信号線２２及びＲＯＭ２３に導通した信号線は、電気ソケット（図示略）を構成する個々の端子を通じて、システムコントロール回路４０に接続される。このシステムコントロール回路４０には、更に、タイミング回路３０及びレーザー装置１３が、接続されている。   The signal line 22 and the signal line conducted to the ROM 23 are connected to the system control circuit 40 through individual terminals constituting an electrical socket (not shown). The system control circuit 40 is further connected with a timing circuit 30 and a laser device 13.

上述した画像信号ケーブル１９は、電気コネクタ（図示略）を構成する端子を通じて、初期映像信号処理回路３１に接続される。この初期映像信号処理回路３１は、更に、ホワイトバランス回路３２及び映像信号レベル検出回路３４に接続されている。このホワイトバランス回路３２は、更に、後段映像信号処理回路３５に接続されている。後段映像信号処理回路３５は、ＴＶモニター６０に接続されているとともに、タイミング回路３０及び自動調光回路３６に接続されている。タイミング回路３０は、電気コネクタ（図示略）を構成する端子を通じてＣＣＤ駆動回路１１に接続される他、初段映像信号処理回路３１及び映像信号レベル検出回路３４に接続されている。自動調光回路３６は、上述したシャッター２５に接続されている。   The image signal cable 19 described above is connected to the initial video signal processing circuit 31 through a terminal constituting an electrical connector (not shown). The initial video signal processing circuit 31 is further connected to a white balance circuit 32 and a video signal level detection circuit 34. The white balance circuit 32 is further connected to a post-stage video signal processing circuit 35. The post-stage video signal processing circuit 35 is connected to the TV monitor 60 and is also connected to the timing circuit 30 and the automatic light control circuit 36. The timing circuit 30 is connected to the CCD drive circuit 11 through terminals constituting an electrical connector (not shown), and is also connected to the first-stage video signal processing circuit 31 and the video signal level detection circuit 34. The automatic light control circuit 36 is connected to the shutter 25 described above.

システムコントロール回路４０は、ソケット１２ａに電子内視鏡１０が接続されると、この電子内視鏡１０のＲＯＭ２３からその属性情報を読み出し、この電子内視鏡１０のＣＣＤ１７が電子シャッター機能を備えているか否かを確認する。そして、電子シャッター機能を備えているＣＣＤ１７である場合には、切換スイッチ５６からオン信号が入力される毎に、光源プロセッサ装置１２全体の動作モードを、通常撮影モードとレーザー照射モードとの間で交互に切り換え、切換後の動作モードをタイミング回路３０に通知する。なお、切換スイッチ５６は、光源プロセッサ装置１２の筐体の正面側パネルに設けられていても良いし、フットスイッチであっても良い。また、電子内視鏡１０のＣＣＤ１７が電子シャッター機能を備えていない場合には、システムコントロール回路４０は、常時、通常モードで動作する。   When the electronic endoscope 10 is connected to the socket 12a, the system control circuit 40 reads the attribute information from the ROM 23 of the electronic endoscope 10, and the CCD 17 of the electronic endoscope 10 has an electronic shutter function. Check if it exists. In the case of the CCD 17 having the electronic shutter function, every time an ON signal is input from the changeover switch 56, the operation mode of the entire light source processor device 12 is changed between the normal photographing mode and the laser irradiation mode. It switches alternately and notifies the timing circuit 30 of the operation mode after switching. The changeover switch 56 may be provided on the front panel of the housing of the light source processor device 12, or may be a foot switch. When the CCD 17 of the electronic endoscope 10 does not have an electronic shutter function, the system control circuit 40 always operates in the normal mode.

システムコントローラ２４は、レーザー装置１３に対して，通常撮影モード下においてはレーザー光の射出を停止させ、レーザー照射モード下においてはレーザー光を射出させる。   The system controller 24 causes the laser device 13 to stop emitting laser light under the normal photographing mode and to emit laser light under the laser irradiation mode.

初期映像信号処理回路３１は、ＣＣＤ１７から入力される映像信号（ＣＧＭＹカラーアナログ信号）をＡ／Ｄ変換した後に、ＣＧＭＹ−ＲＧＢマトリックス演算を施すことにより、ＲＧＢカラーデジタル信号に変換して、ホワイトバランス回路３２及び映像信号検出回路３４に夫々伝達する。ホワイトバランス回路３２は、入力されたＲＧＢデジタル信号に対して所定のホワイトバランス補正処理を施すことにより、ホワイトバランス調整をした後に、後段映像信号処理回路３５に伝達する。後段映像信号処理回路３５は、入力されたＲＧＢデジタル信号に対してガンマ補正処理，エンハンス（輪郭強調）処理を施した後に、Ａ／Ｄ変換処理し、変換後のＲＧＢアナログ信号に対してＹ，Ｒ−Ｙ，Ｂ−Ｙマトリクス処理を行うことによりコンポーネント映像信号（Ｙ，Ｃｂ，Ｃｒ）に変換し、更に、二つの色差信号（Ｃｂ，Ｃｒ）に対してクロマ処理を行うことによりＹ／Ｃセパレート信号に変換し、更に、ＮＴＳＣコンポジット信号に変換する。そして、後段映像信号処理回路３５は、ＴＶモニター６０の種類に応じて、ＲＧＢデジタル信号，ＲＧＢアナログ信号，Ｙ／Ｃセパレート信号，ＮＴＳＣコンポジット信号（Video信号）を、当該ＴＶモニター６０に繋がる映像出力端子に、出力する。また、後段映像信号処理回路３５は、コンポーネント映像信号中のＹ信号を、自動調光回路３６へ伝達する。   The initial video signal processing circuit 31 performs A / D conversion on the video signal (CGMY color analog signal) input from the CCD 17 and then performs a CGMY-RGB matrix operation to convert it into an RGB color digital signal for white balance. The signal is transmitted to the circuit 32 and the video signal detection circuit 34, respectively. The white balance circuit 32 performs a predetermined white balance correction process on the input RGB digital signal to adjust the white balance, and then transmits the signal to the subsequent video signal processing circuit 35. The post-stage video signal processing circuit 35 performs gamma correction processing and enhancement (outline emphasis) processing on the input RGB digital signal, then A / D conversion processing, and Y, Conversion to component video signals (Y, Cb, Cr) by performing RY and BY matrix processing, and further Y / C by performing chroma processing on the two color difference signals (Cb, Cr). The signal is converted into a separate signal, and further converted into an NTSC composite signal. The rear-stage video signal processing circuit 35 outputs an RGB digital signal, an RGB analog signal, a Y / C separate signal, and an NTSC composite signal (Video signal) to the TV monitor 60 according to the type of the TV monitor 60. Output to the terminal. Further, the post-stage video signal processing circuit 35 transmits the Y signal in the component video signal to the automatic light control circuit 36.

自動調光回路３６は、入力された１フレーム分のＹ信号のピーク値，平均値，若しくは中心近傍部のピーク値又は平均値と所定の参照値とを比較して、前者が後者よりも高ければシャッター２５の羽根が光路へ挿入される時間の退避時間に対する比率を下げ、前者が後者よりも低ければ上記比率を上げる。   The automatic dimming circuit 36 compares the peak value or average value of the input Y signal for one frame or the peak value or average value near the center with a predetermined reference value, and the former is higher than the latter. For example, the ratio of the time during which the blades of the shutter 25 are inserted into the optical path is reduced, and the ratio is increased if the former is lower than the latter.

他方、映像信号検出回路３４は、前段映像信号処理回路３１から入力されたＲ信号と所定の参照値とを比較して、タイミング回路３０に対して、前者が後者よりも高ければ電子シャッタースピード（上述した電子シャッターパルスの立ち上がりに因る電荷のリセット後読み出しタイミング信号の立ち上がりまでの電荷の蓄積時間）を短くするように指示し、前者が後者よりも低ければ電子シャッタースピードを長くするように指示する。映像信号検出回路３４に入力される映像信号がＹ信号でなくＲ信号で足りる理由は、レーザー照射時には、レーザー光の光量が照明光よりも大きいために、映像の分光特性が赤に偏るからである。   On the other hand, the video signal detection circuit 34 compares the R signal input from the previous video signal processing circuit 31 with a predetermined reference value, and if the former is higher than the latter, the electronic shutter speed ( Instructed to shorten the charge accumulation time from the reset of the charge due to the rise of the electronic shutter pulse described above until the rise of the read timing signal), and to increase the electronic shutter speed if the former is lower than the latter To do. The reason why the video signal input to the video signal detection circuit 34 is not the Y signal but the R signal is sufficient when the laser is irradiated because the amount of laser light is larger than that of the illumination light, and the spectral characteristics of the video are biased to red. is there.

タイミング信号回路３０は、ＣＣＤ駆動回路１１，前段映像信号処理回路３１及び後段映像信号処理回路３５に対して、処理の同期を取る基準となり１フレームに相当する時間を画する１／３０周期の同期信号を伝達するとともに、ＣＣＤ駆動回路１１に対して、システムコントロール回路４０から通知された動作モードが通常撮影モードである間は、電子シャッターパルスの生成を停止させ、レーザー照射モードである間は、映像信号レベル検出回路３４が指示に応じて電子シャッタースピードを決定し、決定した電子シャッタースピードをＣＣＤ駆動回路１１に通知する。これら映像信号レベル検出回路３４及びタイミング信号回路３０が、ＣＣＤ１７から出力される映像信号に基づいて、当該映像信号がハレーションを生じないレベルとなる電子シャッタースピードを算出する電子シャッタースピード算出部を、構成する。   The timing signal circuit 30 serves as a reference for synchronizing the processing with respect to the CCD driving circuit 11, the preceding video signal processing circuit 31, and the subsequent video signal processing circuit 35, and is synchronized with a 1/30 period that defines a time corresponding to one frame. While transmitting the signal, the generation of the electronic shutter pulse is stopped while the operation mode notified from the system control circuit 40 to the CCD drive circuit 11 is the normal photographing mode, and while the operation mode is the laser irradiation mode, The video signal level detection circuit 34 determines the electronic shutter speed according to the instruction, and notifies the determined electronic shutter speed to the CCD drive circuit 11. The video signal level detection circuit 34 and the timing signal circuit 30 constitute an electronic shutter speed calculation unit that calculates an electronic shutter speed at which the video signal is at a level that does not cause halation based on the video signal output from the CCD 17. To do.

ＣＣＤ駆動回路１１は、タイミング回路３０から伝達された同期信号に基づいて垂直駆動信号及び水平駆動信号を生成し、夫々、ＣＣＤ１７のＶdriv端子及びＨdriv端子に入力する。また、各垂直帰線期間中のタイミング，及び、各垂直帰線期間同士の中間のタイミングで、夫々、各フレームを二つのフィールドに区切る読み出しタイミング信号を生成して、ＣＣＤ１７のＴＧ端子に入力する。   The CCD drive circuit 11 generates a vertical drive signal and a horizontal drive signal based on the synchronization signal transmitted from the timing circuit 30, and inputs them to the Vdriv terminal and Hdriv terminal of the CCD 17, respectively. In addition, a read timing signal for dividing each frame into two fields is generated at a timing during each vertical blanking period and an intermediate timing between the vertical blanking periods, and is input to the TG terminal of the CCD 17. .

そして、ＣＣＤ駆動回路１１は、通常撮影モードにおいては、電子シャッターパルスの生成を停止する。その結果、ＣＣＤ１７の受光部における各フォトダイオードにおける電荷の蓄積は、図６（ｂ）に示すように、読み出しタイミング信号（パルス）の立ち下がりによって開始され、受光量に応じて、次のパルスの立ち上がり時点までの間になされる。即ち、この場合における蓄積時間（レーザー照射モードにおけるシャッタースピードに相当）は、（１／６０−パルス幅）秒となる。なお、上述したように、図６（ｂ）は、従来例においてフォトダイオードが飽和する状態を示しているものであるが、通常撮影モードにおいて自動調光回路３６が正常に機能している場合には、電荷蓄積量が、パルスの立ち上がりの時点までに飽和してしまうことはない。   The CCD drive circuit 11 stops generating the electronic shutter pulse in the normal shooting mode. As a result, as shown in FIG. 6B, charge accumulation in each photodiode in the light receiving portion of the CCD 17 is started by the fall of the readout timing signal (pulse), and the next pulse is changed according to the amount of received light. This is done until the rising point. That is, the accumulation time (corresponding to the shutter speed in the laser irradiation mode) in this case is (1 / 60-pulse width) seconds. Note that, as described above, FIG. 6B shows a state in which the photodiode is saturated in the conventional example, but when the automatic light control circuit 36 functions normally in the normal photographing mode. Does not saturate the amount of accumulated charge by the rising edge of the pulse.

一方、ＣＣＤ駆動回路１１は、レーザー射出モードにおいては、読み出しタイミング信号のパルスの入力タイミングまでの蓄積時間がタイミング信号回路３０によって通知されたシャッタースピードと合致するタイミングで、電子シャッターパルスを生成して、ＣＣＤ１７のＶsub端子に入力する。即ち、図４に示すように、読み出しタイミングがLowである期間内に（図４ａ）、電子シャッターパルスが入力された場合（図４ｂ）、通常撮影モードの場合と同様に読み出しタイミング信号のパルスの立ち下がりによって電荷の蓄積が開始されるが、上述したように、電子シャッターパルスの立ち上がりによって一旦リセットされ、その下がりによって電荷蓄積がゼロから再開され、次の読み出しタイミング信号のパルスの立ち下がりまでの間に蓄積された電荷が、伝送部に伝送される（図４ｃ）。従って、この場合における蓄積時間（シャッタースピード）は、電子シャッターパルスの立ち下がりから次の読み出しタイミング信号の立ち上がりまでの時間となる。但し、読み出しタイミング信号の立ち下がりから電子シャッターパルスの立ち上がりまでの間が開くと、その間に、電荷が飽和してしまって、その状態が長時間にわたって維持されることに因り、ＣＣＤが劣化したり、蓄積時間始期時に電荷を完全にリセットできないというという問題が生じる。そのため、図５ｂ〜ｄに示すように、ＣＣＤ駆動回路１１は、蓄積時間外においても、水平帰線期間（水平ブランキング期間）毎に、電子シャッターパルスを生成してＣＣＤ１７のＶsub端子に入力することにより、フォトダイオードをリセットして電荷の飽和を防止し、これにより、上述した問題の発生を防止しているのである。なお、このように多数の電子シャッターパルスがＣＣＤ１７に入力されても、図５ｃ〜ｅに示されるように、最後の電子シャッターパルス（即ち、蓄積期間の始期を画する電子シャッターパルス）を除いて、その入力タイミングは水平帰線期間（水平ブランキング期間）内に収まっているので、出力端子から出力される出力信号にノイズ（スパイク）が混入する問題は、生じることがない。   On the other hand, in the laser emission mode, the CCD drive circuit 11 generates an electronic shutter pulse at a timing at which the accumulation time until the input timing of the read timing signal pulse matches the shutter speed notified by the timing signal circuit 30. , Input to the Vsub terminal of the CCD 17. That is, as shown in FIG. 4, when an electronic shutter pulse is input (FIG. 4b) within a period when the readout timing is low (FIG. 4a), the pulse of the readout timing signal is the same as in the normal photographing mode. Charge accumulation is started by the falling edge, but as described above, the charge accumulation is temporarily reset by the rising edge of the electronic shutter pulse, and the charge accumulation is restarted from zero by the falling edge until the falling edge of the next readout timing signal pulse. The charge accumulated in the meantime is transmitted to the transmission section (FIG. 4c). Accordingly, the accumulation time (shutter speed) in this case is the time from the fall of the electronic shutter pulse to the rise of the next readout timing signal. However, if the period from the fall of the readout timing signal to the rise of the electronic shutter pulse is opened, the charge is saturated during that period, and the CCD is deteriorated because the state is maintained for a long time. This causes a problem that the charge cannot be completely reset at the beginning of the accumulation time. Therefore, as shown in FIGS. 5b to 5d, the CCD drive circuit 11 generates an electronic shutter pulse and inputs it to the Vsub terminal of the CCD 17 every horizontal blanking period (horizontal blanking period) even outside the accumulation time. This resets the photodiode to prevent charge saturation, thereby preventing the above-described problems. Even if a large number of electronic shutter pulses are input to the CCD 17 in this way, the last electronic shutter pulse (that is, the electronic shutter pulse that marks the beginning of the accumulation period) is excluded as shown in FIGS. Since the input timing is within the horizontal blanking period (horizontal blanking period), there is no problem that noise (spike) is mixed into the output signal output from the output terminal.

以上のように構成された本実施形態を用いてＰＤＴを行う場合、術者は、ＴＶモニター６０上に表示されている可視像を見ながら、電子内視鏡１０を操作することによって、その体腔内挿入部１０ａの先端面を腫瘍部位を内包する体腔内壁に対向させる。次に、術者は、切換スイッチ５６を押下することによって、光源プロセッサ装置１２の動作モードを通常撮影モードからレーザー照射モードに切り換える。   When performing PDT using the present embodiment configured as described above, the surgeon operates the electronic endoscope 10 while viewing a visible image displayed on the TV monitor 60, thereby The distal end surface of the body cavity insertion portion 10a is opposed to the body cavity inner wall that encloses the tumor site. Next, the surgeon presses the changeover switch 56 to switch the operation mode of the light source processor device 12 from the normal imaging mode to the laser irradiation mode.

すると、レーザープローブの先端から、照明光よりも十分に光量の大きい赤色帯域のレーザー光が射出され、それによって腫瘍部位に対するＰＤＴの処置がなされるが、体腔内壁にて反射した当該レーザー光の反射光の一部が、電子内視鏡１１の対物レンズ１５を介してＣＣＤ１７の受光部に入射するので、そのままでは、ＣＣＤ１７から出力される出力信号にハレーションが生じてしまう。   Then, the laser beam in the red band having a light quantity sufficiently larger than the illumination light is emitted from the tip of the laser probe, thereby performing PDT treatment on the tumor site, but the reflection of the laser light reflected on the inner wall of the body cavity Since a part of the light enters the light receiving portion of the CCD 17 through the objective lens 15 of the electronic endoscope 11, halation occurs in the output signal output from the CCD 17 as it is.

しかしながら、ＣＣＤ１７のＶｓｕｂ端子には、各フィールド毎に、その始期を区切る読出タイミング信号の立ち下がり後の水平帰線期間（水平ブランキング期間）毎に電子シャッターパルスが入力され、更に、その終期を区切る読出タイミング信号の立ち上がり時点を基準として所定蓄積時間（タイミング回路３０によって指示されたシャッタースピードに相当する蓄積時間）だけ遡ったタイミングにて電子シャッターパルスが入力される。従って、蓄積期間の開始までにＣＣＤ１７の受光部を構成する各フォトダイオードが飽和することはなく、蓄積期間は各フォトダイオードがリセットされた状態から開示する。この蓄積時間は、映像信号レベル検出回路３４がＲ信号の強度を所定参照値と比較することに依って決定した指示に応じてタイミング回路３０が決定したシャッタースピード（即ち、各フォトダイオードが飽和しない為にハレーションを生じることのないシャッタースピード）と合致している。なお、この蓄積時間中に電子シャッターパルスが生成されることはない。よって、この蓄積時間中に各フォトダイオードが飽和することはないので、その間に蓄積された電荷が後者の読み出しタイミング信号によって転送部に転送され、その後出力端子から出力されても、その出力信号がハレーションを生じることはない。   However, an electronic shutter pulse is input to the Vsub terminal of the CCD 17 for each field every horizontal blanking period (horizontal blanking period) after the fall of the readout timing signal that divides the start period. The electronic shutter pulse is input at a timing that is back by a predetermined accumulation time (accumulation time corresponding to the shutter speed instructed by the timing circuit 30) with reference to the rising timing of the readout timing signal to be divided. Therefore, each photodiode constituting the light receiving unit of the CCD 17 is not saturated before the start of the accumulation period, and the accumulation period is disclosed from a state in which each photodiode is reset. This accumulation time is determined by the shutter speed determined by the timing circuit 30 according to the instruction determined by the video signal level detection circuit 34 comparing the intensity of the R signal with a predetermined reference value (that is, each photodiode is not saturated). Therefore, it matches the shutter speed that does not cause halation. Note that no electronic shutter pulse is generated during this accumulation time. Therefore, since each photodiode does not saturate during this accumulation time, even if the charge accumulated during that time is transferred to the transfer unit by the latter read timing signal and then output from the output terminal, the output signal is not Does not cause halation.

よって、本実施形態によると、対物レンズとＣＣＤ１７との間に赤色帯域の光を遮断するレーザーカットフィルターを介在させる必要はないので、電子内視鏡の通常観察時における色再現性が劣化することはないし、体腔内挿入部１１ａの先端が大径化することもない。また、ＴＶモニター上に映像を表示するための撮像をしている間もレーザー照射を継続できるので、ＰＤＴの処理時間が延びることもない。   Therefore, according to the present embodiment, there is no need to interpose a laser cut filter that blocks light in the red band between the objective lens and the CCD 17, so that color reproducibility during normal observation of the electronic endoscope is deteriorated. In addition, the diameter of the distal end of the body cavity insertion portion 11a does not increase. Further, since the laser irradiation can be continued while taking an image for displaying an image on the TV monitor, the processing time of the PDT does not increase.

本発明の実施形態である電子内視鏡装置の外観を示す外観図1 is an external view showing an external appearance of an electronic endoscope apparatus according to an embodiment of the present invention. 電子内視鏡装置を構成する電子内視鏡及び光源プロセッサ装置の内部構成を示す概略図Schematic which shows the internal structure of the electronic endoscope which comprises an electronic endoscope apparatus, and a light source processor apparatus. ＣＣＤの各端子を示す図The figure which shows each terminal of CCD ＣＣＤに入力される各信号のタイミング等を示すタイミングチャートTiming chart showing timing of each signal input to CCD ＣＣＤに入力される各信号のタイミング等を示すタイミングチャートTiming chart showing timing of each signal input to CCD 従来のフォトダイオードの蓄積を示すタイミングチャートTiming chart showing accumulation of conventional photodiodes レーザー光及びレーザーカットフィルタの分光特性図Spectral characteristics of laser light and laser cut filter

符号の説明Explanation of symbols

１ 電子内視鏡装置
１０ 電子内視鏡
１１ ＣＣＤ駆動回路
１２ 光源プロセッサ装置
１３ レーザー装置
１４ レーザープローブ
１５ 対物レンズ
１７ ＣＣＤ
３０ タイミング回路
３１ 前段映像信号処理回路
３４ 映像信号レベル検出回路
３５ 後段映像信号処理回路
６０ ＴＶモニター DESCRIPTION OF SYMBOLS 1 Electronic endoscope apparatus 10 Electronic endoscope 11 CCD drive circuit 12 Light source processor apparatus 13 Laser apparatus 14 Laser probe 15 Objective lens 17 CCD
30 Timing Circuit 31 Previous Video Signal Processing Circuit 34 Video Signal Level Detection Circuit 35 Rear Video Signal Processing Circuit 60 TV Monitor

Claims (4)

腫瘍親和性光感受性物質が蓄積した被検者の腫瘍部位に対してＰＤＴ用レーザー光を照射することによって治療を行うために用いられる電子内視鏡装置であって、
対物レンズを嵌め込まれた撮像窓が先端部に形成されているとともに、全体として長尺状に形成された体腔内挿入部と、
前記対物レンズによる像の形成位置に面状に配置された多数の画素からなる受光部，及び、前記受光部の全画素に蓄積された電荷が転送される転送部を有し、電子シャッターパルスが入力されると前記受光部の各画素に蓄積された電荷を前記転送部に転送することなくリセットし、読み出しタイミング信号が入力されるとその時点で前記受光部の各画素に蓄積されていた電荷を一挙に前記転送部に転送し、その後入力される読み出し信号に応じて前記転送部に転送されている各画素の電荷を映像信号として出力するＣＣＤと、
前記対物レンズの前方に可視帯域のレーザー光を照射するレーザー光学系と、
前記ＣＣＤから出力される映像信号に基づいて、当該映像信号がハレーションを生じないレベルとなる電子シャッタースピードを算出する電子シャッタースピード算出部と、
所定の周期で前記読み出しタイミング信号及び読み出し信号を生成して夫々前記ＣＣＤに入力するとともに、前記読み出しタイミング信号のパルスの入力タイミングまでの時間が前記電子シャッタースピード算出部によって算出された電子シャッタースピードと合致するタイミングで、前記電子シャッターパルスを生成して前記ＣＣＤに入力するＣＣＤ駆動回路と
を備えたことを特徴とする電子内視鏡装置。 An electronic endoscope apparatus used for performing treatment by irradiating a PDT laser beam to a tumor site of a subject in which a tumor-affinity photosensitive substance has accumulated,
An imaging window fitted with an objective lens is formed at the tip, and the body cavity insertion portion formed in a long shape as a whole,
A light receiving unit comprising a plurality of pixels arranged in a plane at an image forming position by the objective lens, and a transfer unit for transferring charges accumulated in all pixels of the light receiving unit, and an electronic shutter pulse When input, the charge accumulated in each pixel of the light receiving unit is reset without being transferred to the transfer unit, and when a read timing signal is input, the charge accumulated in each pixel of the light receiving unit at that time A CCD that outputs the charge of each pixel transferred to the transfer unit as a video signal in response to a readout signal that is subsequently input to the transfer unit,
A laser optical system for irradiating laser light in the visible band in front of the objective lens;
Based on the video signal output from the CCD, an electronic shutter speed calculation unit that calculates an electronic shutter speed at which the video signal does not cause halation;
The readout timing signal and readout signal are generated at a predetermined cycle and input to the CCD, respectively, and the time until the input timing of the readout timing signal pulse is calculated by the electronic shutter speed calculating unit. An electronic endoscope apparatus comprising: a CCD driving circuit that generates and inputs the electronic shutter pulse to the CCD at a matching timing. 前記電子シャッタースピード算出部は、前記映像信号の強度を所定の参照値と比較して、前者が後者よりも高ければシャッタースピードを短くし、前者が後者よりも低ければシャッタースピードを長くする
ことを特徴とする請求項１記載の電子内視鏡装置。 The electronic shutter speed calculation unit compares the intensity of the video signal with a predetermined reference value, shortens the shutter speed if the former is higher than the latter, and increases the shutter speed if the former is lower than the latter. The electronic endoscope apparatus according to claim 1, wherein: 前記ＣＣＤはカラーＣＣＤであり、
前記電子シャッタースピード算出部は、前記映像信号中の赤色成分の強度を前記参照値と比較する
ことを特徴とする請求項２記載の電子内視鏡装置。 The CCD is a color CCD,
The electronic endoscope apparatus according to claim 2, wherein the electronic shutter speed calculation unit compares the intensity of a red component in the video signal with the reference value. 前記ＣＣＤ駆動回路は、前記読み出し信号として垂直駆動信号のパルス及び水平駆動信号のパルスを生成して前記ＣＣＤに入力するとともに、前記読み出しタイミング信号のパルスを生成してから前記電子シャッターパルスを生成するまでの間にも、前記水平駆動信号のパルスを生成する毎に、前記電子シャッターパルスを生成して前記ＣＣＤに入力する
ことを特徴とする請求項１記載の電子内視鏡装置。 The CCD drive circuit generates a pulse of a vertical drive signal and a pulse of a horizontal drive signal as the read signal and inputs the pulse to the CCD, and generates the electronic shutter pulse after generating the pulse of the read timing signal. 2. The electronic endoscope apparatus according to claim 1, wherein the electronic shutter pulse is generated and input to the CCD every time the pulse of the horizontal drive signal is generated.