JP2009195601A - Imaging system and endoscope system - Google Patents

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Abstract

<P>PROBLEM TO BE SOLVED: To reduce a size of a part where a solid-state image sensor is embedded and to perform transmission with high noise resistance. <P>SOLUTION: An electronic endoscope 10 incorporates the solid-state image sensor 42 of a CCD type which performs analog output in a distal end portion, and a processor apparatus 11 receives output signals from the solid-state image sensor 42 through a signal line 49d and generates an image. A differentiating circuit 77 which outputs an output signal VoutN obtained by amplifying an alternating-current component of an output signal Vout of the solid-state image sensor 42 at a prescribed amplifying rate without amplifying a direct-current component and makes the signal line 49d transmit the output signal VoutN is provided at the distal end portion of the electronic endoscope 10. The differentiating circuit 77 comprises an operational amplifier which has an output terminal connected to an inverting input terminal through a feedback resistance, and the inverting input terminal connected to ground through the resistance and a capacitor with the output signals Vout input to a non-inverting input terminal. <P>COPYRIGHT: (C)2009,JPO&INPIT

Description

本発明は、固体撮像素子と外部装置とが信号線を介して電気的に接続された撮像システム及び内視鏡システムに関するものである。   The present invention relates to an imaging system and an endoscope system in which a solid-state imaging device and an external device are electrically connected via a signal line.

内視鏡システムは、体腔内（被検体内）を撮像する固体撮像素子を備えた内視鏡と、固体撮像素子の動作を制御するとともに、固体撮像素子の出力信号を受信して画像を生成する外部装置（プロセッサ装置）とを備えた一種の撮像システムである。この固体撮像素子と外部装置とは、複数の信号線によって電気的に接続されており、これら複数の信号線を介して、外部装置から固体撮像素子への電源電圧や駆動信号の伝送と、固体撮像素子から外部装置への出力信号の伝送が行われる。   An endoscope system controls an operation of an endoscope provided with a solid-state image sensor that images a body cavity (inside a subject) and the solid-state image sensor, and generates an image by receiving an output signal of the solid-state image sensor. It is a kind of imaging system provided with the external device (processor device) which performs. The solid-state imaging device and the external device are electrically connected by a plurality of signal lines, and the power supply voltage and the driving signal are transmitted from the external device to the solid-state imaging device via the plurality of signal lines. An output signal is transmitted from the image sensor to an external device.

内視鏡システムに限られず、一般的に、ＣＣＤ（Charge Coupled Device）型イメージセンサ等のアナログ出力を行う固体撮像素子を備えた撮像システムでは、固体撮像素子の出力信号は、結合コンデンサを通し、交流結合（ＡＣカップリング）により直流成分を除去したうえで外部装置に伝送されている（例えば、特許文献１参照）。これは、外部装置内で出力信号を増幅する際に、撮像情報を含む交流成分とともに、撮像情報を含まない直流成分も増幅してしまうためである。
特開２００６−２７０９２０号公報 In an imaging system including a solid-state imaging device that performs analog output, such as a CCD (Charge Coupled Device) type image sensor, the output signal of the solid-state imaging device passes through a coupling capacitor. The DC component is removed by AC coupling (AC coupling) and then transmitted to an external device (see, for example, Patent Document 1). This is because, when the output signal is amplified in the external device, the DC component not including the imaging information is amplified together with the AC component including the imaging information.
JP 2006-270920 A

しかしながら、上記のように固体撮像素子の出力信号を交流結合させて伝送する場合には、出力信号の周波数特性が劣化して、出力信号にサグ（電圧の低下）が発生し、画像に輝度ムラが生じるという問題がある。このサグの発生を防止するには、結合コンデンサを大容量としなければならい。   However, when the output signal of the solid-state imaging device is AC-coupled and transmitted as described above, the frequency characteristic of the output signal deteriorates, a sag (decrease in voltage) occurs in the output signal, and luminance unevenness appears in the image. There is a problem that occurs. To prevent this sag from occurring, the coupling capacitor must have a large capacity.

この結合コンデンサは、予め出力信号のＳ／Ｎ比を向上させて、耐ノイズ性の高い伝送を行うために、固体撮像素子の近傍に設けることが好ましい。しかし、内視鏡システムのように、固体撮像素子が内蔵される部分を可能な限り小型化したいという要請がある撮像システムでは、固体撮像素子の近傍に大容量で大型の結合コンデンサを設けることは好ましくない。   This coupling capacitor is preferably provided in the vicinity of the solid-state imaging device in order to improve the S / N ratio of the output signal in advance and perform transmission with high noise resistance. However, in an imaging system such as an endoscope system where there is a demand to miniaturize the part in which the solid-state imaging device is built in, it is not possible to provide a large-capacity and large coupling capacitor in the vicinity of the solid-state imaging device. It is not preferable.

本発明は、上記課題を鑑みてなされたものであり、固体撮像素子を内蔵する部分を小型化し、かつ耐ノイズ性の高い伝送を行うことができる撮像システム及び内視鏡システムを提供することを目的とする。   The present invention has been made in view of the above problems, and provides an imaging system and an endoscope system that can reduce the size of a part that incorporates a solid-state imaging device and perform transmission with high noise resistance. Objective.

上記目的を達成するために、本発明の撮像システムは、アナログ出力を行う固体撮像素子と、前記固体撮像素子と信号線により接続され、前記信号線を介して前記固体撮像素子からの出力信号を受信して画像を生成する外部装置とからなる撮像システムにおいて、前記固体撮像素子の出力信号を、直流成分は増幅せず、交流成分を所定の増幅率で増幅して前記信号線に伝送させる微分回路を備えることを特徴とする。   In order to achieve the above object, an imaging system of the present invention is connected to a solid-state imaging device that performs analog output, the solid-state imaging device and a signal line, and outputs an output signal from the solid-state imaging device via the signal line. In an imaging system including an external device that receives and generates an image, the output signal of the solid-state imaging device is not amplified by a DC component, but is amplified by a predetermined amplification factor and transmitted to the signal line. A circuit is provided.

なお、前記微分回路は、出力端子がフィードバック抵抗を介して反転入力端子に接続され、反転入力端子が抵抗及びコンデンサを介して接地されたオペアンプからなり、このオペアンプの非反転入力端子に前記出力信号が入力されることが好ましい。   The differential circuit is composed of an operational amplifier whose output terminal is connected to the inverting input terminal via a feedback resistor, and whose inverting input terminal is grounded via a resistor and a capacitor. The output signal is connected to the non-inverting input terminal of the operational amplifier. Is preferably input.

また、前記固体撮像素子は、ＣＣＤ型イメージセンサであることが好ましい。   The solid-state image sensor is preferably a CCD image sensor.

また、本発明の内視鏡システムは、アナログ出力を行う固体撮像素子を先端部に内蔵した内視鏡と、前記固体撮像素子と信号線により接続され、前記信号線を介して前記固体撮像素子からの出力信号を受信して画像を生成する外部装置とからなる内視鏡システムにおいて、前記固体撮像素子の出力信号を、直流成分は増幅せず、交流成分を所定の増幅率で増幅して前記信号線に伝送させる微分回路を前記先端部に備えることを特徴とする。   Further, the endoscope system of the present invention is connected to an endoscope having a solid-state image pickup device that performs analog output at a distal end portion, and the solid-state image pickup device via a signal line, and the solid-state image pickup device is connected via the signal line. In an endoscope system consisting of an external device that receives an output signal from and generates an image, the output signal of the solid-state imaging device is amplified by a predetermined amplification factor without a DC component being amplified. A differential circuit for transmitting to the signal line is provided at the tip portion.

本発明の撮像システムは、固体撮像素子の出力信号を、直流成分は増幅せず、交流成分を所定の増幅率で増幅する微分回路を備えるので、耐ノイズ性の高い伝送を行うことができ、ノイズの少ない画像を得ることができる。また、この微分回路は、交流結合のための結合コンデンサに比して極めて小さなコンデンサを用いるものであるため、固体撮像素子を内蔵する部分を小型化することができる。   Since the imaging system of the present invention includes a differentiation circuit that amplifies the AC component with a predetermined amplification factor without amplifying the DC component of the output signal of the solid-state imaging device, transmission with high noise resistance can be performed. An image with less noise can be obtained. In addition, since this differentiation circuit uses a very small capacitor as compared with a coupling capacitor for AC coupling, the portion incorporating the solid-state imaging device can be reduced in size.

また、本発明の内視鏡システムは、固体撮像素子の出力信号を、直流成分は増幅せず、交流成分を所定の増幅率で増幅する微分回路を内視鏡の先端部に備えるので、耐ノイズ性の高い伝送を行うことができ、ノイズの少ない画像を得ることができるとともに、内視鏡の先端部を小型化することができる。これにより、内視鏡が挿入される患者の負担が軽減される。   In addition, the endoscope system of the present invention includes a differential circuit that amplifies the AC component at a predetermined amplification factor without amplifying the DC component of the output signal of the solid-state imaging device. Transmission with high noise characteristics can be performed, an image with less noise can be obtained, and the distal end portion of the endoscope can be downsized. Thereby, the burden on the patient into which the endoscope is inserted is reduced.

図１において、内視鏡システム２は、電子内視鏡１０、プロセッサ装置１１、光源装置１２などから構成される。電子内視鏡１０は、体腔内に挿入される可撓性の挿入部１４と、挿入部１４の基端部分に連設された操作部１５と、プロセッサ装置１１及び光源装置１２に接続されるユニバーサルコード１６とを備えている。   In FIG. 1, an endoscope system 2 includes an electronic endoscope 10, a processor device 11, a light source device 12, and the like. The electronic endoscope 10 is connected to a flexible insertion portion 14 that is inserted into a body cavity, an operation portion 15 that is connected to a proximal end portion of the insertion portion 14, a processor device 11, and a light source device 12. And a universal cord 16.

挿入部１４の先端には、体腔内撮影用の固体撮像素子４２（図３参照）などが内蔵された先端部１７が連設されている。先端部１７の後方には、複数の湾曲駒を連結した湾曲部１８が設けられている。湾曲部１８は、操作部１５に設けられたアングルノブ１９が操作されて、挿入部１４内に挿設されたワイヤが押し引きされることにより、上下左右方向に湾曲動作する。これにより、先端部１７が体腔内の所望の方向に向けられる。   At the distal end of the insertion portion 14, a distal end portion 17 in which a solid-state imaging device 42 (see FIG. 3) for intra-body cavity photographing is incorporated is continuously provided. Behind the distal end portion 17 is provided a bending portion 18 connecting a plurality of bending pieces. The bending portion 18 is bent in the vertical and horizontal directions when the angle knob 19 provided in the operation portion 15 is operated and the wire inserted in the insertion portion 14 is pushed and pulled. Thereby, the front-end | tip part 17 is orient | assigned to the desired direction in a body cavity.

ユニバーサルコード１６の基端は、コネクタ２０に連結されている。コネクタ２０は、複合タイプのものであり、コネクタ２０にはプロセッサ装置１１が接続される他、光源装置１２が接続される。   The base end of the universal cord 16 is connected to the connector 20. The connector 20 is of a composite type, and the light source device 12 is connected to the connector 20 in addition to the processor device 11.

プロセッサ装置１１は、ユニバーサルコード１６内に挿通された信号線４９（図３参照）を介して電子内視鏡１０に給電を行い、固体撮像素子４２の駆動を制御するとともに、固体撮像素子４２からの出力信号を信号線４９を介して受信し、受信した出力信号に各種信号処理を施して画像データに変換する。プロセッサ装置１１で変換された画像データは、プロセッサ装置１１にケーブル接続されたモニタ２１に内視鏡画像として表示される。また、プロセッサ装置１１は、コネクタ２０を介して光源装置１２と電気的に接続され、内視鏡システム２の動作を統括的に制御する。   The processor device 11 supplies power to the electronic endoscope 10 through a signal line 49 (see FIG. 3) inserted into the universal cord 16 to control the driving of the solid-state image sensor 42, and from the solid-state image sensor 42. The output signal is received via the signal line 49, and the received output signal is subjected to various signal processing to be converted into image data. The image data converted by the processor device 11 is displayed as an endoscopic image on a monitor 21 connected to the processor device 11 by a cable. The processor device 11 is electrically connected to the light source device 12 via the connector 20 and controls the operation of the endoscope system 2 in an integrated manner.

図２において、先端部１７の前面１７ａには、観察窓３０、照明窓３１、鉗子出口３２、及び送気・送水用ノズル３３が設けられている。観察窓３０は、先端部１７の片側中央に配置されている。照明窓３１は、観察窓３０に関して対称な位置に２個配され、体腔内の被観察部位に光源装置１２からの照明光を照射する。鉗子出口３２は、挿入部１４内に配設された鉗子チャンネル５０（図３参照）に接続され、操作部１５に設けられた鉗子口２２（図１参照）に連通している。鉗子口２２には、注射針や高周波メスなどが先端に配された各種処置具が挿通され、各種処置具の先端が鉗子出口３２から露呈される。送気・送水用ノズル３３は、操作部１５に設けられた送気・送水ボタン２３（図１参照）の操作に応じて、光源装置１２に内蔵された送気・送水装置から供給される洗浄水や空気を、観察窓３０や体腔内に向けて噴射する。   In FIG. 2, an observation window 30, an illumination window 31, a forceps outlet 32, and an air / water supply nozzle 33 are provided on the front surface 17 a of the distal end portion 17. The observation window 30 is disposed at the center on one side of the tip portion 17. Two illumination windows 31 are arranged at symmetrical positions with respect to the observation window 30 and irradiate the observation site in the body cavity with illumination light from the light source device 12. The forceps outlet 32 is connected to a forceps channel 50 (see FIG. 3) disposed in the insertion portion 14 and communicates with a forceps port 22 (see FIG. 1) provided in the operation portion 15. Various treatment tools having an injection needle, a high-frequency knife or the like disposed at the tip are inserted into the forceps port 22, and the tips of the various treatment tools are exposed from the forceps outlet 32. The air supply / water supply nozzle 33 is cleaned supplied from the air supply / water supply device built in the light source device 12 in accordance with the operation of the air supply / water supply button 23 (see FIG. 1) provided in the operation unit 15. Water or air is jetted toward the observation window 30 or the body cavity.

図３において、観察窓３０の奥には、体腔内の被観察部位の像光を取り込むための対物光学系４０を保持する鏡筒４１が配設されている。鏡筒４１は、挿入部１４の中心軸に対物光学系４０の光軸が平行となるように取り付けられている。鏡筒４１の後端には、対物光学系４０を経由した被観察部位の像光を、略直角に曲げて固体撮像素子４２に向けて導光するプリズム４３が接続されている。   In FIG. 3, a lens barrel 41 that holds an objective optical system 40 for taking in image light of a site to be observed in the body cavity is disposed behind the observation window 30. The lens barrel 41 is attached so that the optical axis of the objective optical system 40 is parallel to the central axis of the insertion portion 14. Connected to the rear end of the lens barrel 41 is a prism 43 that guides the image light of the site to be observed via the objective optical system 40 toward the solid-state image sensor 42 by bending it at a substantially right angle.

固体撮像素子４２は、半導体チップからなるＣＣＤ（Charge Coupled Device）型イメージセンサであり、その表面には撮像面４２ａが表面に設けられている。固体撮像素子４２は、撮像面４２ａがプリズム４３の出射面と対向し、撮像面４２ａが対物光学系４０の光軸と平行となるように配置されている。撮像面４２ａ上には、四角枠状のスペーサ４４を介して矩形板状のカバーガラス４５が取り付けられている。固体撮像素子４２、スペーサ４４、及びカバーガラス４５は、接着剤を介して組み付けられている。これにより、塵埃などの侵入から撮像面４２ａが保護されている。   The solid-state imaging device 42 is a CCD (Charge Coupled Device) type image sensor made of a semiconductor chip, and an imaging surface 42a is provided on the surface thereof. The solid-state imaging device 42 is disposed such that the imaging surface 42 a faces the emission surface of the prism 43 and the imaging surface 42 a is parallel to the optical axis of the objective optical system 40. On the imaging surface 42a, a rectangular plate-like cover glass 45 is attached via a square frame-like spacer 44. The solid-state imaging device 42, the spacer 44, and the cover glass 45 are assembled through an adhesive. Thereby, the imaging surface 42a is protected from intrusion of dust or the like.

固体撮像素子４２は、回路基板４６に実装されている。回路基板４６は、固体撮像素子４２の下面、および側面を覆うように、固体撮像素子４２を保持している。回路基板４６には、固体撮像素子４２の他、固体撮像素子４２からの出力信号を外部に伝送させる周辺回路４７が形成されている。挿入部１４の後端に向けて延設された回路基板４６の後端部には、複数の入出力端子４８が回路基板４６の幅方向に並べて設けられている。入出力端子４８には、ユニバーサルコード１６を介してプロセッサ装置１１との各種信号の遣り取りを媒介するための信号線４９（図６に示す信号線４９ａ〜４９ｄからなる）が接合されており、入出力端子４８は、周辺回路４７及び固体撮像素子４２に電気的に接続されている。信号線４９は、挿入部１４、操作部１５、及びユニバーサルコード１６の各内部を挿通し、コネクタ２０に接続されている。   The solid-state image sensor 42 is mounted on the circuit board 46. The circuit board 46 holds the solid-state image sensor 42 so as to cover the lower surface and side surfaces of the solid-state image sensor 42. In addition to the solid-state image sensor 42, a peripheral circuit 47 that transmits an output signal from the solid-state image sensor 42 to the outside is formed on the circuit board 46. A plurality of input / output terminals 48 are arranged in the width direction of the circuit board 46 at the rear end of the circuit board 46 extending toward the rear end of the insertion portion 14. A signal line 49 (consisting of signal lines 49a to 49d shown in FIG. 6) is joined to the input / output terminal 48 to mediate exchange of various signals with the processor device 11 via the universal cord 16. The output terminal 48 is electrically connected to the peripheral circuit 47 and the solid-state image sensor 42. The signal line 49 is inserted through each of the insertion portion 14, the operation portion 15, and the universal cord 16 and is connected to the connector 20.

また、照明窓３１の奥には、照明レンズ８２（図６参照）が設けられている。照明レンズ８２には、光源装置１２からの照明光を導くライトガイド８１（図６参照）の出射端が面している。ライトガイド８１は、信号線４９と同様に、挿入部１４、操作部１５、及びユニバーサルコード１６の各内部を挿通し、コネクタ２０に入射端が接続されている。光源装置１２からライトガイド８１によって照明レンズ８２まで導かれた光は、照明窓３１を通して体腔内へ照射される。   In addition, an illumination lens 82 (see FIG. 6) is provided in the back of the illumination window 31. The illumination lens 82 faces the emission end of a light guide 81 (see FIG. 6) that guides illumination light from the light source device 12. Similarly to the signal line 49, the light guide 81 is inserted through each of the insertion portion 14, the operation portion 15, and the universal cord 16, and the incident end is connected to the connector 20. The light guided from the light source device 12 to the illumination lens 82 by the light guide 81 is irradiated into the body cavity through the illumination window 31.

図４において、固体撮像素子４２は、インターライン転送方式のＣＣＤ型イメージセンサである。固体撮像素子４２は、２次元マトリクス状に配置され、光電変換により入射光に応じた信号電荷を生成して蓄積する複数の受光素子（フォトダイオード）６０と、受光素子６０の垂直列ごとに設けられ、受光素子６０から信号電荷を読み出し、読み出した信号電荷を垂直方向に転送する複数の垂直ＣＣＤ６１と、各垂直ＣＣＤ６１の出力端に共通に接続され、垂直ＣＣＤ６１から出力された信号電荷を水平方向に転送する水平ＣＣＤ６２と、水平ＣＣＤ６２の出力端に接続され、水平ＣＣＤ６２から出力された信号電荷を電圧に変換して外部に出力する出力部６３とから構成されている。垂直ＣＣＤ６１は、４相ＣＣＤであり、位相が異なる４種の垂直ＣＣＤ駆動パルスφＶ１〜φＶ４により駆動される。また、水平ＣＣＤ１３は、２相ＣＣＤであり、位相が異なる２種の水平ＣＣＤ駆動パルスφＨ１，φＨ２により駆動される。   In FIG. 4, a solid-state image sensor 42 is an interline transfer type CCD image sensor. The solid-state imaging device 42 is arranged in a two-dimensional matrix, and is provided for each of a plurality of light receiving elements (photodiodes) 60 that generate and store signal charges corresponding to incident light by photoelectric conversion, and for each vertical column of the light receiving elements 60. The plurality of vertical CCDs 61 that read the signal charges from the light receiving element 60 and transfer the read signal charges in the vertical direction, and the signal charges output from the vertical CCDs 61 are connected in common to the output terminals of the vertical CCDs 61 in the horizontal direction. The horizontal CCD 62 is connected to the output terminal of the horizontal CCD 62, and an output unit 63 that converts the signal charge output from the horizontal CCD 62 into a voltage and outputs the voltage to the outside. The vertical CCD 61 is a four-phase CCD and is driven by four types of vertical CCD drive pulses φV1 to φV4 having different phases. The horizontal CCD 13 is a two-phase CCD and is driven by two types of horizontal CCD drive pulses φH1 and φH2 having different phases.

出力部６３は、水平ＣＣＤ６２の出力端から順に配設された出力ゲート６４、フローティングディフュージョン（ＦＤ）部６５、リセットゲート６６、及びリセットドレイン６７と、ＦＤ部６５に入力端子が接続されたソースフォロア回路６８とから構成されている。出力ゲート６４には、所定のゲート電圧ＶＯＧが印加されており、水平ＣＣＤ駆動パルスφＨ１，φＨ２に応じて水平ＣＣＤ６２の出力端から出力される信号電荷を、ＦＤ部６５へ通過させる。   The output unit 63 includes an output gate 64, a floating diffusion (FD) unit 65, a reset gate 66, a reset drain 67, and a source follower having an input terminal connected to the FD unit 65. And a circuit 68. A predetermined gate voltage VOG is applied to the output gate 64, and the signal charge output from the output terminal of the horizontal CCD 62 according to the horizontal CCD drive pulses φH 1 and φH 2 is passed to the FD unit 65.

ＦＤ部６５は、出力ゲート６４を介して水平ＣＣＤ６２から転送された信号電荷を蓄積し、信号電荷の蓄積電荷量に応じた電圧を生成する。ソースフォロア回路６８は、ＦＤ部６５での電荷電圧変換により生じた電圧を検出し、検出した電圧を緩衝増幅（インピーダンス変換）して出力する。リセットゲート６６には、外部からリセットパルスφＲＧが印加され、水平ＣＣＤ６２からＦＤ部６５に次の画素の信号電荷が転送される前に、ＦＤ部６５内に蓄積された電荷電圧変換後の信号電荷を、所定のリセットドレイン電圧ＶＲＤが印加されたリセットドレイン６７へ破棄する。   The FD unit 65 accumulates the signal charge transferred from the horizontal CCD 62 via the output gate 64 and generates a voltage corresponding to the amount of accumulated signal charge. The source follower circuit 68 detects a voltage generated by the charge-voltage conversion in the FD unit 65, buffers the amplified voltage (impedance conversion), and outputs the detected voltage. A reset pulse φRG is applied to the reset gate 66 from the outside, and the signal charge after voltage-voltage conversion accumulated in the FD unit 65 is transferred before the signal charge of the next pixel is transferred from the horizontal CCD 62 to the FD unit 65. Are discarded to the reset drain 67 to which a predetermined reset drain voltage VRD is applied.

ソースフォロア回路６８から出力される出力信号Ｖｏｕｔは、図５に示すように、１画素期間ごとに、出力ゲート６４にリセットパルスφＲＧが印加された期間に対応するリセット部Ｖ１と、リセットパルスφＲＧの印加によりＦＤ部６５がリセットされた期間に対応するフィールドスルー部Ｖ２と、ＦＤ部６５に信号電荷が蓄積された期間に対応する画素信号部Ｖ３とに分けられる。   As shown in FIG. 5, the output signal Vout output from the source follower circuit 68 includes, for each pixel period, a reset unit V1 corresponding to a period in which the reset pulse φRG is applied to the output gate 64, and the reset pulse φRG. It is divided into a field through portion V2 corresponding to a period in which the FD portion 65 is reset by application and a pixel signal portion V3 corresponding to a period in which signal charges are accumulated in the FD portion 65.

なお、図示は省略するが、固体撮像素子４２は、複数の色セグメントからなるカラーフィルタ（例えば、ベイヤー配列の原色カラーフィルタ）を備えた単板カラー撮像方式の固体撮像素子である。   Although not shown, the solid-state image sensor 42 is a solid-state image sensor of a single plate color imaging system provided with a color filter composed of a plurality of color segments (for example, a primary color filter with a Bayer array).

図６において、プロセッサ装置１１は、ＣＰＵ７０、電源回路７１、タイミングジェネレータ（ＴＧ）７２、ＣＣＤドライバ７３、相関二重サンプリング（ＣＤＳ）回路７４、アナログ／デジタル（Ａ／Ｄ）変換器７５、及び画像処理回路７６から構成されている。プロセッサ装置１１は、信号線４９ａ〜４９ｄを介して電子内視鏡１０内の固体撮像素子４２と電気的に接続されている。   In FIG. 6, a processor device 11 includes a CPU 70, a power supply circuit 71, a timing generator (TG) 72, a CCD driver 73, a correlated double sampling (CDS) circuit 74, an analog / digital (A / D) converter 75, and an image. The processing circuit 76 is configured. The processor device 11 is electrically connected to the solid-state imaging device 42 in the electronic endoscope 10 via signal lines 49a to 49d.

ＣＰＵ７０は、プロセッサ装置１１内の各部を制御するとともに、内視鏡システム２の全体を統括的に制御する。電源回路７１は、電源電圧ＶＤＤ及び接地電圧ＶＳＳを生成し、生成した電源電圧ＶＤＤ及び接地電圧ＶＳＳを、プロセッサ装置１１内の各部に供給するとともに、信号線４９ａ，４９ｂを介して固体撮像素子４２に供給する。   The CPU 70 controls each part in the processor device 11 and controls the entire endoscope system 2 in an integrated manner. The power supply circuit 71 generates the power supply voltage VDD and the ground voltage VSS, supplies the generated power supply voltage VDD and the ground voltage VSS to each part in the processor device 11, and also uses the solid-state imaging element 42 via the signal lines 49a and 49b. To supply.

ＴＧ７２は、クロック信号を生成してＣＣＤドライバ７３に供給する。また、ＴＧ７２は、相関二重サンプリング用のクランプパルス及びサンプルホールドパルスを生成してＣＤＳ回路７４に供給するとともに、Ａ／Ｄ変換用のクロック信号を生成してＡ／Ｄ変換器７５に供給する。   The TG 72 generates a clock signal and supplies it to the CCD driver 73. Further, the TG 72 generates a clamp pulse and a sample hold pulse for correlated double sampling and supplies them to the CDS circuit 74, and also generates a clock signal for A / D conversion and supplies it to the A / D converter 75. .

ＣＣＤドライバ７３は、ＴＧ７２から入力されたクロック信号に基づき、前述の垂直ＣＣＤ駆動パルスφＶ１〜φＶ４、水平ＣＣＤ駆動パルスφＨ１，φＨ２、リセットパルスφＲＧなどの駆動信号を生成し、複数の信号線４９ｃを介して、電子内視鏡１０内の固体撮像素子４２に伝送する。固体撮像素子４２は、入力された駆動信号に従い、撮像動作を行う。   Based on the clock signal input from the TG 72, the CCD driver 73 generates drive signals such as the vertical CCD drive pulses φV1 to φV4, the horizontal CCD drive pulses φH1 and φH2, the reset pulse φRG, and the like, and sends a plurality of signal lines 49c. To the solid-state imaging device 42 in the electronic endoscope 10. The solid-state image sensor 42 performs an imaging operation according to the input drive signal.

ＣＤＳ回路７４には、固体撮像素子４２の出力信号Ｖｏｕｔが後述する微分回路７７により変換されてなる出力信号ＶｏｕｔＮが入力される。ＣＤＳ回路７４は、ノイズ除去回路であり、ＴＧ７２から供給されるクランプパルスに基づいて、出力信号ＶｏｕｔＮのフィールドスルー部の電圧をクランプし、ＴＧ７２から供給されるサンプルホールドパルスに基づいて出力信号ＶｏｕｔＮの画素信号部の電圧をサンプルホールドし、フィールドスルー部と画素信号部との差分値（電圧差）を信号として出力する。   The CDS circuit 74 receives an output signal VoutN obtained by converting the output signal Vout of the solid-state imaging device 42 by a differentiation circuit 77 described later. The CDS circuit 74 is a noise removal circuit, clamps the voltage of the field through portion of the output signal VoutN based on the clamp pulse supplied from the TG 72, and outputs the output signal VoutN based on the sample hold pulse supplied from the TG 72. The voltage of the pixel signal portion is sampled and held, and a difference value (voltage difference) between the field through portion and the pixel signal portion is output as a signal.

Ａ／Ｄ変換器７５は、ＴＧ７２から供給されるＡ／Ｄ変換用のクロック信号に基づいて、ＣＤＳ回路７４から出力された信号を量子化して、例えば８ビット（２５６階調）のデジタル信号に変換し、変換したデジタル信号を画像処理回路７６に入力する。   The A / D converter 75 quantizes the signal output from the CDS circuit 74 based on the A / D conversion clock signal supplied from the TG 72, for example, into a digital signal of 8 bits (256 gradations). The converted digital signal is input to the image processing circuit 76.

画像処理回路７６は、入力されたデジタル信号に対し、ホワイトバランス調整、ゲイン補正、色補間、輪郭強調、ガンマ補正、カラーマトリックス演算等の画像処理を行い、画像データを生成する。また、画像処理回路７６は、画像データをモニタ２１に表示するための信号形式に変換し、モニタ２１に画像表示を行う。   The image processing circuit 76 performs image processing such as white balance adjustment, gain correction, color interpolation, edge enhancement, gamma correction, and color matrix calculation on the input digital signal to generate image data. The image processing circuit 76 converts the image data into a signal format for displaying on the monitor 21 and displays the image on the monitor 21.

光源装置１２は、キセノンランプやハロゲンランプなどの光源７８と、光源７８を駆動するための光源ドライバ７９と、光源７８から発せられた光を集光する集光レンズ８０とを備えている。光源７８から発せられた光は、集光レンズ８０によって集光され、ライトガイド８１の入射端に導かれ、上述のように照明窓３１から体腔内へ照射される。   The light source device 12 includes a light source 78 such as a xenon lamp or a halogen lamp, a light source driver 79 for driving the light source 78, and a condensing lens 80 that condenses light emitted from the light source 78. The light emitted from the light source 78 is collected by the condenser lens 80, guided to the incident end of the light guide 81, and irradiated from the illumination window 31 into the body cavity as described above.

前述の周辺回路４７には、固体撮像素子４２から出力された出力信号Ｖｏｕｔを、直流成分は増幅せず、交流成分を所定の増幅率で増幅したものを出力信号ＶｏｕｔＮとして出力し、信号線４９ｄに伝送させる微分回路７７が形成されている。微分回路７７は、図７に示すように、出力端子がフィードバック抵抗９１を介して反転入力端子（−端子）に接続され、反転入力端子が抵抗９２及びコンデンサ９３を介して接地されたオペアンプ９０からなり、オペアンプ９０の非反転入力端子（＋端子）には、出力信号Ｖｏｕｔが入力される。   The aforementioned peripheral circuit 47 outputs the output signal Vout output from the solid-state imaging device 42 as the output signal VoutN without amplifying the DC component but amplifying the AC component with a predetermined amplification factor. A differentiation circuit 77 is formed for transmission. As shown in FIG. 7, the differentiation circuit 77 includes an operational amplifier 90 whose output terminal is connected to an inverting input terminal (− terminal) via a feedback resistor 91 and whose inverting input terminal is grounded via a resistor 92 and a capacitor 93. Thus, the output signal Vout is input to the non-inverting input terminal (+ terminal) of the operational amplifier 90.

微分回路７７は、コンデンサ９３の作用により、図８に示すように、入力信号（出力信号Ｖｏｕｔ）を周波数の高域側で増幅させるゲイン特性を有する。抵抗９２の抵抗値をＲ１、コンデンサ９３の容量値をＣ、フィードバック抵抗９１の抵抗値をＲ２と設定すると、微分回路７７のゲインは、カットオフ周波数ｆ０（＝１／（２πＣＲ１））より高域側でＧＨ＝１＋Ｒ２／Ｒ１となり、カットオフ周波数ｆ０より低域側でＧＬ＝１となる。例えば、Ｒ１＝１ｋΩ、Ｒ２＝１ｋΩ、Ｃ＝１００ｐＦとすると、ｆ０≒１．６ＭＨｚ、ＧＨ＝２（約６ｄＢ）となる。出力信号Ｖｏｕｔは、周波数が１５ＭＨｚ程度であるため、上記設定では、微分回路７７により、出力信号Ｖｏｕｔの交流成分のみが約２倍に増幅された出力信号ＶｏｕｔＮが出力される。 The differentiation circuit 77 has a gain characteristic that amplifies the input signal (output signal Vout) on the high frequency side as shown in FIG. When the resistance value of the resistor 92 is set to R1, the capacitance value of the capacitor 93 is set to C, and the resistance value of the feedback resistor 91 is set to R2, the gain of the differentiating circuit 77 is higher than the cutoff frequency f 0 (= 1 / (2πCR1)). G H = 1 + R2 / R1 on the band side, and G L = 1 on the lower band side than the cut-off frequency f 0 . For example, when R1 = 1 kΩ, R2 = 1 kΩ, and C = 100 pF, f 0 ≈1.6 MHz and G H = 2 (about 6 dB). Since the output signal Vout has a frequency of about 15 MHz, in the above setting, the differentiation circuit 77 outputs the output signal VoutN obtained by amplifying only the AC component of the output signal Vout by about twice.

微分回路７７の出力端子には、終端抵抗９４が接続されており、この終端抵抗９４を介して前述の信号線４９ｄの一端側が接続されている。信号線４９ｄの他端側は、ＣＤＳ回路７４の手前で抵抗９５及びコンデンサ９６により交流終端がなされている。信号線４９ｄは、例えば、５０Ωの特性インピーダンスを有する同軸ケーブルである。この場合、抵抗９４，９５の抵抗値は、信号線４９ｄの特性インピーダンスと等しくそれぞれ５０Ωとする。   A terminal resistor 94 is connected to the output terminal of the differentiating circuit 77, and one end of the signal line 49 d is connected via the terminal resistor 94. The other end side of the signal line 49 d is AC-terminated by a resistor 95 and a capacitor 96 before the CDS circuit 74. The signal line 49d is a coaxial cable having a characteristic impedance of 50Ω, for example. In this case, the resistance values of the resistors 94 and 95 are set to 50Ω, which is equal to the characteristic impedance of the signal line 49d.

上記のように構成された内視鏡システム２で体腔内を観察する際には、電子内視鏡１０、プロセッサ装置１１、光源装置１２、及びモニタ２１の電源をオンにして、電子内視鏡１０の挿入部１４を体腔内に挿入し、光源装置１２からの照明光で体腔内を照明しながら、固体撮像素子４２により撮像される体腔内の画像をモニタ２１で観察する。   When observing the inside of a body cavity with the endoscope system 2 configured as described above, the electronic endoscope 10, the processor device 11, the light source device 12, and the monitor 21 are turned on, and the electronic endoscope is turned on. The insertion unit 14 is inserted into the body cavity, and an image in the body cavity imaged by the solid-state imaging device 42 is observed on the monitor 21 while illuminating the body cavity with illumination light from the light source device 12.

固体撮像素子４２から撮像動作に応じて出力される出力信号Ｖｏｕｔは、周辺回路４７内の微分回路７７により交流成分のみが増幅され、出力信号ＶｏｕｔＮとして周辺回路４７から出力される。出力信号ＶｏｕｔＮは、信号線４９ｄを介してプロセッサ装置１１に伝送される。   Only the AC component of the output signal Vout output from the solid-state imaging device 42 according to the imaging operation is amplified by the differentiation circuit 77 in the peripheral circuit 47 and output from the peripheral circuit 47 as the output signal VoutN. The output signal VoutN is transmitted to the processor device 11 through the signal line 49d.

信号線４９ｄを介してプロセッサ装置１１に入力された出力信号ＶｏｕｔＮは、ＣＤＳ回路７４によりノイズが除去され、Ａ／Ｄ変換器７５によりデジタル信号に変換される。そして、Ａ／Ｄ変換器７５により変換されたデジタル信号は、画像処理回路７６により画像データに変換され、モニタ２１に画像表示が行われる。   Noise is removed from the output signal VoutN input to the processor device 11 via the signal line 49d by the CDS circuit 74, and converted into a digital signal by the A / D converter 75. The digital signal converted by the A / D converter 75 is converted into image data by the image processing circuit 76 and an image is displayed on the monitor 21.

以上説明したように、内視鏡システム２では、固体撮像素子４２からの出力信号Ｖｏｕｔを、従来のような交流結合を行わずに、微分回路７７により撮像情報を含む交流成分のみを増幅したうえで伝送を行っているので、耐ノイズ性の高い伝送を行うことができ、ノイズの少ない画像を得ることができる。   As described above, in the endoscope system 2, the output signal Vout from the solid-state imaging device 42 is amplified by the differentiation circuit 77 only for the AC component including the imaging information without performing the AC coupling as in the prior art. Therefore, transmission with high noise resistance can be performed, and an image with little noise can be obtained.

また、微分回路７７で用いるコンデンサ９３は、カットオフ周波数ｆ０を決定するためのものであり、コンデンサ９３の容量は、交流結合に用いる結合コンデンサに比して極めて小容量でよい。また、近年、オペアンプ９０は、電子内視鏡１０の先端部１７に十分に実装できる程度まで小型化が可能となっている。このため、固体撮像素子４２を内蔵する電子内視鏡１０の先端部１７を小型化することができる。これにより、電子内視鏡１０が挿入される患者の負担が軽減される。 Further, the capacitor 93 used in the differentiating circuit 77 is for determining the cut-off frequency f 0 , and the capacitance of the capacitor 93 may be very small compared to the coupling capacitor used for AC coupling. In recent years, the operational amplifier 90 can be reduced in size to such an extent that it can be sufficiently mounted on the distal end portion 17 of the electronic endoscope 10. For this reason, the distal end portion 17 of the electronic endoscope 10 incorporating the solid-state imaging element 42 can be reduced in size. Thereby, the burden on the patient into which the electronic endoscope 10 is inserted is reduced.

なお、上記実施形態では、固体撮像素子４２をＣＣＤ型イメージセンサとしているが、本発明はこれに限定されず、アナログ出力を行うものであれば、ＣＭＯＳ（Complementary Metal Oxide Semiconductor）型イメージセンサを適用することも可能である。   In the above embodiment, the solid-state imaging device 42 is a CCD type image sensor. However, the present invention is not limited to this, and a CMOS (Complementary Metal Oxide Semiconductor) type image sensor is applied as long as it performs analog output. It is also possible to do.

また、上記実施形態では、カットオフ周波数ｆ０を１．６ＭＨｚ、カットオフ周波数ｆ０より高域側でのゲインＧＨを２倍（約６ｄＢ）とするように微分回路７７中の抵抗９１，９２の抵抗値とコンデンサ９３の容量値とを設定しているが、本発明はこれに限定されず、これらの抵抗値及び容量値は、出力信号Ｖｏｕｔの周波数や伝送に要求されるＳ／Ｎ比に応じて適宜設定して良い。また、複数種類の抵抗及びコンデンサを設け、微分回路のカットオフ周波数及びゲインを切り替え可能としても良い。 In the above embodiment, the cut-off frequency f 0 to 1.6 MHz, the cut-off frequency f 2 times the gain G H at higher frequency side than 0 (approximately 6 dB) and the resistance in the differentiation circuit 77 to 91, Although the resistance value 92 and the capacitance value of the capacitor 93 are set, the present invention is not limited to this, and these resistance value and capacitance value are the S / N required for the frequency and transmission of the output signal Vout. You may set suitably according to ratio. A plurality of types of resistors and capacitors may be provided so that the cutoff frequency and gain of the differentiation circuit can be switched.

また、上記実施形態では、ＣＤＳ回路７４をプロセッサ装置１１内に設けているが、本発明はこれに限定されず、リセット部抽出回路７７及びＣＤＳ回路７４は、操作部１５などの電子内視鏡１０の内部に設けても良い。   In the above embodiment, the CDS circuit 74 is provided in the processor device 11. However, the present invention is not limited to this, and the reset unit extraction circuit 77 and the CDS circuit 74 are electronic endoscopes such as the operation unit 15. 10 may be provided.

また、上記実施形態では、撮像システムとして内視鏡システムを例示して説明したが、本発明はこれに限定されず、固体撮像素子と外部装置とが信号線を介して接続され、該信号線を介して固体撮像素子の出力信号を伝送するものであれば、電子内視鏡と超音波プローブを複合した超音波内視鏡システムや、撮像機能を備える鏡筒が本体に着脱可能なデジタルカメラ、カメラとパソコンとからなるＷｅｂカメラシステム等、いかなる撮像システムにも適用可能である。   In the above embodiment, the endoscope system is described as an example of the imaging system. However, the present invention is not limited to this, and the solid-state imaging device and an external device are connected via a signal line. If the output signal of the solid-state image sensor is transmitted via a digital endoscope, an ultrasonic endoscope system that combines an electronic endoscope and an ultrasonic probe, or a digital camera in which a lens barrel having an imaging function can be attached to and detached from the main body The present invention can be applied to any imaging system such as a Web camera system including a camera and a personal computer.

内視鏡システムの概略構成を示す図である。It is a figure which shows schematic structure of an endoscope system. 電子内視鏡の先端部の前面を示す図である。It is a figure which shows the front surface of the front-end | tip part of an electronic endoscope. 電子内視鏡の先端部の構成を示す拡大部分断面図である。It is an expanded partial sectional view which shows the structure of the front-end | tip part of an electronic endoscope. 固体撮像素子の構成を示す回路図である。It is a circuit diagram which shows the structure of a solid-state image sensor. 固体撮像素子からの出力信号の波形を説明するタイミングチャートである。It is a timing chart explaining the waveform of the output signal from a solid-state image sensor. 内視鏡システムの構成を示すブロック図である。It is a block diagram which shows the structure of an endoscope system. 微分回路の構成を示す回路図である。It is a circuit diagram which shows the structure of a differentiation circuit. 微分回路のゲイン特性を説明するグラフである。It is a graph explaining the gain characteristic of a differentiation circuit.

符号の説明Explanation of symbols

２ 内視鏡システム
１０ 電子内視鏡
１１ プロセッサ装置（外部装置）
１４ 挿入部
１７ 先端部
４２ 固体撮像素子
４７ 周辺回路
４９ 信号線
４９ａ〜４９ｄ 信号線
７７ 微分回路
９０ オペアンプ
９１ フィードバック抵抗
９２ 抵抗
９３ コンデンサ
９４ 終端抵抗 2 Endoscope system 10 Electronic endoscope 11 Processor device (external device)
DESCRIPTION OF SYMBOLS 14 Insertion part 17 Tip part 42 Solid-state image sensor 47 Peripheral circuit 49 Signal line 49a-49d Signal line 77 Differentiation circuit 90 Operational amplifier 91 Feedback resistance 92 Resistance 93 Capacitor 94 Termination resistance

Claims (4)

アナログ出力を行う固体撮像素子と、前記固体撮像素子と信号線により接続され、前記信号線を介して前記固体撮像素子からの出力信号を受信して画像を生成する外部装置とからなる撮像システムにおいて、
前記固体撮像素子の出力信号を、直流成分は増幅せず、交流成分を所定の増幅率で増幅して前記信号線に伝送させる微分回路を備えることを特徴とする撮像システム。 In an imaging system comprising: a solid-state imaging device that performs analog output; and an external device that is connected to the solid-state imaging device via a signal line and that receives an output signal from the solid-state imaging device via the signal line and generates an image ,
An imaging system comprising: a differential circuit that amplifies an AC component with a predetermined amplification factor and transmits the output signal to the signal line without amplifying a DC component of an output signal of the solid-state imaging device. 前記微分回路は、出力端子がフィードバック抵抗を介して反転入力端子に接続され、反転入力端子が抵抗及びコンデンサを介して接地されたオペアンプからなり、このオペアンプの非反転入力端子に前記出力信号が入力されることを特徴とする請求項１に記載の撮像システム。   The differential circuit is composed of an operational amplifier whose output terminal is connected to an inverting input terminal via a feedback resistor and whose inverting input terminal is grounded via a resistor and a capacitor. The output signal is input to the non-inverting input terminal of the operational amplifier. The imaging system according to claim 1, wherein: 前記固体撮像素子は、ＣＣＤ型イメージセンサであることを特徴とする請求項１または２に記載の撮像システム。   The imaging system according to claim 1, wherein the solid-state imaging device is a CCD image sensor. アナログ出力を行う固体撮像素子を先端部に内蔵した内視鏡と、前記固体撮像素子と信号線により接続され、前記信号線を介して前記固体撮像素子からの出力信号を受信して画像を生成する外部装置とからなる内視鏡システムにおいて、
前記固体撮像素子の出力信号を、直流成分は増幅せず、交流成分を所定の増幅率で増幅して前記信号線に伝送させる微分回路を前記先端部に備えることを特徴とする内視鏡システム。 An endoscope having a solid-state imaging device for analog output built in at the tip, and connected to the solid-state imaging device by a signal line, and receiving an output signal from the solid-state imaging device via the signal line to generate an image In an endoscope system comprising an external device
An endoscope system comprising: a differential circuit at the distal end portion that does not amplify a direct current component of an output signal of the solid-state imaging device but amplifies an alternating current component at a predetermined amplification factor and transmits the amplified signal to the signal line. .
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