JPH064060B2 - Electronic endoscopic device - Google Patents
Electronic endoscopic deviceInfo
- Publication number
- JPH064060B2 JPH064060B2 JP61252576A JP25257686A JPH064060B2 JP H064060 B2 JPH064060 B2 JP H064060B2 JP 61252576 A JP61252576 A JP 61252576A JP 25257686 A JP25257686 A JP 25257686A JP H064060 B2 JPH064060 B2 JP H064060B2
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- light source
- connector
- endoscope
- solid
- source device
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Expired - Fee Related
Links
Landscapes
- Closed-Circuit Television Systems (AREA)
- Instruments For Viewing The Inside Of Hollow Bodies (AREA)
- Endoscopes (AREA)
Description
【発明の詳細な説明】 〔産業上の利用分野〕 この発明は内視鏡の挿入部の先端に固体撮像素子を設け
た電子内視鏡装置に関し、特に、外部に設けた信号処理
装置により、固体撮像素子への駆動パルスを発生すると
ともに、固体撮像素子から得られる信号を処理する電子
内視鏡装置において、駆動パルスが固体撮像素子まで伝
送される時の波形歪みの補償に関する。Description: TECHNICAL FIELD The present invention relates to an electronic endoscope apparatus having a solid-state image pickup device provided at the tip of an insertion portion of an endoscope, and particularly, by an external signal processing apparatus, The present invention relates to compensation of waveform distortion when a drive pulse is transmitted to a solid-state image sensor in an electronic endoscope apparatus that generates a drive pulse to the solid-state image sensor and processes a signal obtained from the solid-state image sensor.
近年、固体撮像素子の発達に伴い、内視鏡先端に電荷結
合素子(CCD)等の固体撮像素子を内蔵して体腔内を
撮像し、固体撮像素子からの画像を外部に設けた表示装
置で表示する電子内視鏡が開発されている。In recent years, with the development of solid-state imaging devices, a display device in which a solid-state imaging device such as a charge-coupled device (CCD) is built into the tip of an endoscope to capture an image inside a body cavity and an image from the solid-state imaging device is provided outside Electronic endoscopes for displaying have been developed.
通常、内視鏡の光源は本体とは別体の光源装置として設
けられていて、内視鏡は本体から分岐された光源コネク
タを介して光源装置に接続される。そして、光源装置か
らの照明光はライトガイドファイバを介して被写体に照
射される。Usually, the light source of the endoscope is provided as a light source device separate from the main body, and the endoscope is connected to the light source device via a light source connector branched from the main body. Then, the illumination light from the light source device is applied to the subject through the light guide fiber.
上述したような電子内視鏡では固体撮像素子を駆動する
ための駆動パルスを発生する駆動パルス発生回路や、固
体撮像素子からの画像信号を映像処理する映像処理回路
等が必要であり、通常、これらの回路ユニットは光源装
置と同じく内視鏡本体とは別体のビデオプロセッサ内に
設けられている。固体撮像素子への駆動パルスは内視鏡
本体内の信号線を介して固体撮像素子に供給される。In the electronic endoscope as described above, a drive pulse generating circuit that generates a drive pulse for driving the solid-state image sensor, a video processing circuit that processes an image signal from the solid-state image sensor, and the like are required. Like the light source device, these circuit units are provided in a video processor separate from the endoscope body. The drive pulse to the solid-state image sensor is supplied to the solid-state image sensor via a signal line in the endoscope body.
一般に、内視鏡は挿入される部位により種々の長さ、径
のものが用意されているが、どの種類の電子内視鏡にも
このような回路ユニットが共通して使用できるように、
どの種類の電子内視鏡にも同一の固体撮像素子が使われ
ている。しかしながら、内視鏡の長さが異なると、それ
に応じて、光源装置内の回路ユニットから内視鏡先端の
固体撮像素子までの信号線の距離も異なり、次のような
不具合が生じる。一般に、信号伝送線の長さが長くなる
と、駆動回路から固体撮像素子へ供給されるクロックパ
ルスの波形が歪み、正確な矩形の波形ではなくなり、固
体撮像素子が正確に駆動されなくなる。この信号の伝送
中の波形の歪みの影響は各内視鏡の長さ毎に異なるの
で、1台の駆動回路に長さの異なる複数の電子内視鏡を
接続することが不可能であった。In general, endoscopes are available in various lengths and diameters depending on the insertion site, so that such a circuit unit can be commonly used for any type of electronic endoscope,
The same solid-state image sensor is used for all types of electronic endoscopes. However, if the length of the endoscope is different, the distance of the signal line from the circuit unit in the light source device to the solid-state image sensor at the tip of the endoscope is also different accordingly, and the following problems occur. Generally, when the length of the signal transmission line becomes long, the waveform of the clock pulse supplied from the drive circuit to the solid-state image pickup device is distorted, the waveform is not an accurate rectangular waveform, and the solid-state image pickup device cannot be driven accurately. The influence of the distortion of the waveform during the transmission of this signal varies depending on the length of each endoscope, so that it is impossible to connect a plurality of electronic endoscopes having different lengths to one drive circuit. .
このため、従来は第3図に示すような構成で内視鏡の長
さ、すなわちビデオプロセッサから内視鏡先端の固体撮
像素子までの信号線の距離が異なることによるクロック
パルスの波形歪みを補償していた。Therefore, conventionally, with the configuration shown in FIG. 3, the waveform distortion of the clock pulse due to the length of the endoscope, that is, the distance of the signal line from the video processor to the solid-state image sensor at the tip of the endoscope is compensated. Was.
内視鏡10の先端部に固体撮像素子としての電荷結合素子
(CCD)12が内蔵され、体腔内が撮像される。内視鏡
10とは別体の光源装置14からの照明光がライトガイドフ
ァイバ16を介して体腔内を照明するようになっている。
光源装置14は光源ランプ18と、ランプ18からの光をライ
トガイドファイバ16の端部に集光するレンズ20を有す
る。A charge-coupled device (CCD) 12 as a solid-state image sensor is built in the tip of the endoscope 10 to image the inside of a body cavity. Endoscope
Illumination light from a light source device 14 separate from 10 illuminates the inside of the body cavity via a light guide fiber 16.
The light source device 14 has a light source lamp 18 and a lens 20 for condensing the light from the lamp 18 on the end portion of the light guide fiber 16.
一方、内視鏡10の先端部のCCD12から得られた信号が
ビデオプロセッサ24内の差動増幅器26を介して映像信号
処理回路28に供給される。映像信号処理回路28の出力が
表示装置(例えば、CRTディスプレイ)30で表示され
る。On the other hand, the signal obtained from the CCD 12 at the tip of the endoscope 10 is supplied to the video signal processing circuit 28 via the differential amplifier 26 in the video processor 24. The output of the video signal processing circuit 28 is displayed on the display device (eg, CRT display) 30.
ビデオプロセッサ24はさらに駆動パルス発生回路32、定
電圧電源回路34を具備している。定電圧電源回路34の出
力信号が基板バイアス電圧VsubとしてCCD12に供給
される。駆動パルス発生回路32は水平駆動パルスφ
H1,φH2、リセットパルスφR、垂直駆動パルスφ
V1,φV2を発生する。水平駆動パルスφH1,φH
2、リセットパルスφR、垂直駆動パルスφV1,φV
2はそれぞれ水平駆動回路40,42、リセットパルス駆動
回路44、垂直駆動回路46,48を介してCCD12に供給さ
れる。各駆動回路40,42,44,46,48は各パルスの電圧
を所定の電圧まで増幅する回路である。The video processor 24 further includes a drive pulse generation circuit 32 and a constant voltage power supply circuit 34. The output signal of the constant voltage power supply circuit 34 is supplied to the CCD 12 as the substrate bias voltage Vsub. The drive pulse generation circuit 32 uses a horizontal drive pulse φ
H 1 , φH 2 , reset pulse φR, vertical drive pulse φ
V 1 and φV 2 are generated. Horizontal drive pulse φH 1 , φH
2 , reset pulse φR, vertical drive pulse φV 1 , φV
2 is supplied to the CCD 12 through the horizontal drive circuits 40 and 42, the reset pulse drive circuit 44, and the vertical drive circuits 46 and 48, respectively. Each drive circuit 40, 42, 44, 46, 48 is a circuit that amplifies the voltage of each pulse to a predetermined voltage.
水平駆動パルスφH1,φH2、リセットパルスφRは
信号線の伝送中に波形が歪むので、波形の歪みを予め補
償しておくための波形補償回路50,52,54に供給され
る。波形補償回路50,52,54は入力パルスを微分して信
号伝送中の歪み成分を駆動パルスに重畳するもので、こ
れにより、CCD12に到達するときに駆動パルスは正確
な矩形波になる。ここで、ビデオプロセッサ24が異なる
種類(長さ)の複数の内視鏡に接続可能とするために、
各波形補償回路は異なる時定数の複数の微分回路を具備
している。入力パルスが各微分回路に入力され、全部の
微分回路の出力が切換え回路56,58,60に供給され、図
示してはいない内視鏡の種類(長さ)判別信号によりい
ずれか1つの信号が選択される。切換え回路56,58,60
は各微分回路の出力に接続されるリレースイッチ等を具
備する。Since the waveforms of the horizontal drive pulses φH 1 and φH 2 and the reset pulse φR are distorted during the transmission of the signal line, they are supplied to the waveform compensating circuits 50, 52 and 54 for preliminarily compensating for the waveform distortion. The waveform compensating circuits 50, 52 and 54 differentiate the input pulse and superimpose the distortion component during signal transmission on the drive pulse, whereby the drive pulse becomes an accurate rectangular wave when reaching the CCD 12. Here, in order to enable the video processor 24 to connect to a plurality of endoscopes of different types (lengths),
Each waveform compensation circuit comprises a plurality of differentiating circuits with different time constants. The input pulse is input to each differentiating circuit, the outputs of all the differentiating circuits are supplied to the switching circuits 56, 58, 60, and one of the signals is determined by the endoscope type (length) discrimination signal (not shown). Is selected. Switching circuit 56, 58, 60
Includes a relay switch connected to the output of each differentiating circuit.
垂直駆動パルスφV1,φV2は水平駆動パルスφ
H1,φH2、リセットパルスφRに比べて周波数の低
い信号であるので、信号線の伝送中の波形歪みの影響が
少ないので、ここでは波形補償回路は設けていない。Vertical drive pulses φV 1 and φV 2 are horizontal drive pulses φ
Since the signal has a frequency lower than that of H 1 , φH 2 , and reset pulse φR, the influence of waveform distortion during transmission of the signal line is small, and therefore a waveform compensation circuit is not provided here.
ところが、この従来例によると、もし内視鏡の種類がn
種類であると、3n個の微分回路と、3n個のリレース
イッチが必要になり、ビデオロセッサ24の大形化を招
き、コスト高になっていた。However, according to this conventional example, if the type of endoscope is n
In terms of types, 3n differentiating circuits and 3n relay switches are required, which leads to an increase in size of the video processor 24, resulting in high cost.
さらに、CCD12に供給する直流電圧(Vsub)はCC
Dの製造上のバラツキにより最適電圧値が素子毎に異な
る。しかし、従来はこれを無視して、代表的な電圧に設
定されていたので、CCD12の性能を充分に発揮できな
かった。Furthermore, the DC voltage (Vsub) supplied to the CCD 12 is CC
The optimum voltage value varies from element to element due to manufacturing variations in D. However, in the past, this was ignored and the voltage was set to a typical value, so that the performance of the CCD 12 could not be fully exhibited.
この発明は上述した事情に対処すべくなされたもので、
その目的は上述したような電子内視鏡装置において、簡
単な構成で駆動パルスの波形の歪みを補償することであ
る。This invention has been made to deal with the above-mentioned circumstances,
The purpose is to compensate the distortion of the waveform of the drive pulse with a simple configuration in the electronic endoscope apparatus as described above.
この発明による電子内視鏡装置は、先端部に固体撮像素
子を有する内視鏡と、観察部位を照明する照明光を発生
する光源装置と、内視鏡と光源装置とを接続する光源装
置用コネクタと、固体撮像素子の駆動パルスを発生する
とともに、固体撮像素子から出力される信号を処理する
信号処理装置と、光源装置用コネクタと信号処理装置と
を接続することにより、光源装置用コネクタを介して内
視鏡と信号処理装置とを接続する信号処理装置用コネク
タと、光源装置用コネクタ内に設けられ、駆動パルスと
固体撮像素子への伝送中の波形の歪みを予め補償する波
形補償手段とを具備することを特徴とする。The electronic endoscope apparatus according to the present invention is for an endoscope having a solid-state image sensor at the tip, a light source apparatus for generating illumination light for illuminating an observation site, and a light source apparatus for connecting the endoscope and the light source apparatus. By connecting the connector, the signal processing device that generates a drive pulse of the solid-state imaging device and processes the signal output from the solid-state imaging device, and the light source device connector and the signal processing device, the light source device connector is formed. A signal processing device connector for connecting an endoscope and a signal processing device via a light source device, and a light source device connector. The waveform compensating means is provided in advance to compensate for drive pulse and waveform distortion during transmission to the solid-state imaging device. And is provided.
この発明による電子内視鏡装置によれば、波形補償手段
を内視鏡の光源コネクタ内に設けたので、どの内視鏡も
共通の信号処理装置に接続できる。かつ、この波形補償
手段は内視鏡固有のものであるので、簡単な構成であ
る。According to the electronic endoscope apparatus of the present invention, since the waveform compensating means is provided in the light source connector of the endoscope, any endoscope can be connected to the common signal processing apparatus. Moreover, since this waveform compensating means is unique to the endoscope, it has a simple structure.
以下図面を参照してこの発明による電子内視鏡装置の一
実施例を説明する。第1図は第1実施例のブロック図で
ある。第1実施例は内視鏡10、光源装置14、ビデオプロ
セッサ24、表示装置30からなる。内視鏡10は光源装置1
4、ビデオプロセッサ24とはそれぞれ光源コネクタ66、
プロセッサコネクタ68を介して接続される。ビデオプロ
セッサ24からの信号線はプロセッサコネクタ68、さらに
は光源コネクタ66を介してCCD12に接続される。ビデ
オプロセッサ24に表示装置(例えば、CRTディスプレ
イ)30が接続される。An embodiment of an electronic endoscope apparatus according to the present invention will be described below with reference to the drawings. FIG. 1 is a block diagram of the first embodiment. The first embodiment comprises an endoscope 10, a light source device 14, a video processor 24, and a display device 30. The endoscope 10 is a light source device 1
4, the video processor 24 and the light source connector 66,
Connected via the processor connector 68. The signal line from the video processor 24 is connected to the CCD 12 through the processor connector 68 and the light source connector 66. A display device (eg, CRT display) 30 is connected to the video processor 24.
光源装置14内の光源ランプ18からの光は集光レンズ20を
介してライトガイドファイバ16に入射され、ライトガイ
ドファイバ16を介して内視鏡10の先端まで導かれ体腔内
を照明する。Light from the light source lamp 18 in the light source device 14 is incident on the light guide fiber 16 through the condenser lens 20, is guided to the tip of the endoscope 10 through the light guide fiber 16, and illuminates the inside of the body cavity.
内視鏡10の先端部のCCD12から得られた信号が光源コ
ネクタ66からプロセッサコネクタ68を介してビデオプロ
セッサ24に供給され、差動増幅器26を介して映像信号処
理回路28に供給される。映像信号処理回路28の出力が表
示装置30で表示される。A signal obtained from the CCD 12 at the tip of the endoscope 10 is supplied from the light source connector 66 to the video processor 24 via the processor connector 68 and to the video signal processing circuit 28 via the differential amplifier 26. The output of the video signal processing circuit 28 is displayed on the display device 30.
ビデオプロセッサ24はさらに駆動パルス発生回路32、定
電圧電源回路34を具備している。定電圧電源回路34の出
力信号Voがプロセッサコネクタ68を介して光源コネク
タ66内の可変電圧電源回路76に供給される。可変電圧電
源回路76の出力Vsubが基板バイアス電圧としてCCD1
2に供給される。可変電圧電源回路76は外付けの可変抵
抗rを調整することによりCCD12固有の基板バイアス
電圧を発生するように、調整されている。The video processor 24 further includes a drive pulse generation circuit 32 and a constant voltage power supply circuit 34. The output signal Vo of the constant voltage power supply circuit 34 is supplied to the variable voltage power supply circuit 76 in the light source connector 66 via the processor connector 68. The output Vsub of the variable voltage power supply circuit 76 is used as the substrate bias voltage in CCD1.
Supplied to 2. The variable voltage power supply circuit 76 is adjusted so as to generate a substrate bias voltage specific to the CCD 12 by adjusting an external variable resistor r.
駆動パルス発生回路32は水平駆動パルスφH1,φ
H2、リセットパルスφR、垂直駆動パルスφV1,φ
V2を発生する。垂直駆動パルスφV1,φV2はそれ
ぞれ垂直駆動回路46,48を介して所定の電圧まで増幅さ
れた後、プロセッサコネクタ68から光源コネクタ66を介
してCCD12に供給される。The drive pulse generating circuit 32 uses horizontal drive pulses φH 1 and φ
H 2 , reset pulse φR, vertical drive pulse φV 1 , φ
Generate V 2 . The vertical drive pulses φV 1 and φV 2 are amplified to predetermined voltages via the vertical drive circuits 46 and 48, respectively, and then supplied from the processor connector 68 to the CCD 12 via the light source connector 66.
水平駆動パルスφH1,φH2、リセットパルスφRは
プロセッサコネクタ68を介して光源コネクタ66に供給さ
れ、その中の水平駆動回路40,42、リセット駆動回路44
によりそれぞれ所定の電圧まで増幅される。水平駆動回
路40,42、リセット駆動回路44の出力はそれぞれ波形補
償用の微分回路70,72,74に供給され、波形の歪みが予
め補償される。微分回路70,72,74の時定数は内視鏡10
の長さに応じて決定されている。微分回路70,72,74の
出力がCCD12に供給される。The horizontal drive pulses φH 1 and φH 2 and the reset pulse φR are supplied to the light source connector 66 through the processor connector 68, and the horizontal drive circuits 40 and 42 and the reset drive circuit 44 among them are supplied.
Are amplified to a predetermined voltage. The outputs of the horizontal drive circuits 40, 42 and the reset drive circuit 44 are supplied to the differentiating circuits 70, 72, 74 for waveform compensation, respectively, and the waveform distortion is compensated in advance. The time constant of the differentiating circuit 70, 72, 74 is the endoscope 10
Is determined according to the length of. The outputs of the differentiating circuits 70, 72, 74 are supplied to the CCD 12.
このように第1実施例によれば、光源コネクタ66内に水
平駆動パルスφH1,φH2、リセットパルスφRの波
形補償用の微分回路70,72,74が設けられているので、
内視鏡毎に波形の歪みが補償される。また、この補償回
路は内視鏡固有のものであるので、簡単な構成である。
そのため、ビデオプロセッサ24内に内視鏡の種類の3倍
の個数の微分回路とリレースイッチを設ける必要がな
く、どの内視鏡も共通のビデオプロセッサ(駆動パルス
発生回路)により駆動される。さらに、光源コネクタ66
内に可変電圧電源回路76が設けられているので、内視鏡
(CCD12)毎に基板バイアス電圧Vsubが調整され
る。そのため、CCD12の製造中のP層、N層の厚さの
バラツキがあっても、常に最適な直流基板バイアス電圧
がCCD12に印加され、効率よくCCD12が駆動され
る。Thus, according to the first embodiment, since the light source connector 66 is provided with the differential circuits 70, 72 and 74 for waveform compensation of the horizontal drive pulses φH 1 and φH 2 and the reset pulse φR,
The waveform distortion is compensated for each endoscope. Further, since this compensation circuit is unique to the endoscope, it has a simple configuration.
Therefore, it is not necessary to provide three times as many differentiating circuits and relay switches as the types of endoscopes in the video processor 24, and any endoscope is driven by a common video processor (driving pulse generating circuit). In addition, the light source connector 66
Since the variable voltage power supply circuit 76 is provided inside, the substrate bias voltage Vsub is adjusted for each endoscope (CCD 12). Therefore, even if there are variations in the thicknesses of the P layer and the N layer during manufacture of the CCD 12, the optimum DC substrate bias voltage is always applied to the CCD 12 and the CCD 12 is efficiently driven.
次に、この発明による電子内視鏡の第2実施例を説明す
る。第2図は第2実施例の要部のブロック図である。第
1実施例では説明しなかったが、信号線の長さが変る
と、波形だけではなく振幅まで減衰する。この減衰の度
合いは高い周波数の信号の方が大きいので、水平駆動パ
ルス、リセットパルス、垂直駆動パルスを同じ振幅でC
CD12に印加するには、水平駆動回路40,42、リセット
駆動回路44の出力振幅を垂直駆動回路のそれよりも大き
くしなければならない。そのため、第2実施例では、水
平駆動回路40,42、リセット駆動回路44に供給される電
源電圧VH1,VH2、VRをそれぞれビデオプロセッ
サ24内に設けた選択電圧電源回路80,82,84から発生し
ている。Next, a second embodiment of the electronic endoscope according to the present invention will be described. FIG. 2 is a block diagram of the essential parts of the second embodiment. Although not described in the first embodiment, if the length of the signal line changes, not only the waveform but also the amplitude is attenuated. Since the degree of this attenuation is greater for signals of high frequency, horizontal drive pulse, reset pulse, and vertical drive pulse are C
In order to apply to the CD 12, the output amplitude of the horizontal drive circuits 40 and 42 and the reset drive circuit 44 must be made larger than that of the vertical drive circuit. Therefore, in the second embodiment, the selection voltage power supply circuits 80, 82, 84 provided in the video processor 24 with the power supply voltages VH 1 , VH 2 , VR supplied to the horizontal drive circuits 40, 42 and the reset drive circuit 44, respectively. Is generated from.
各選択電圧電源回路80,82,84は切換え回路86、n個の
抵抗R1,R2,…,Rn、可変電圧レギュレータ88か
らなる。切換え回路86は外部から供給される切換え信号
X1,X2,X3によりn(使用される内視鏡の数)個
の抵抗R1,R2,…,Rnのいずれか1つを有効に
し、他を無効にするものである。可変電圧レギュレータ
88は有効にされた抵抗の抵抗値によって出力電圧が決定
される。そのため、抵抗R1,R2,…,Rnの抵抗値
は使用される内視鏡の長さに応じた値に決定されてい
る。Each selection voltage power supply circuit 80, 82, 84 comprises a switching circuit 86, n resistors R 1 , R 2 , ..., R n , and a variable voltage regulator 88. The switching circuit 86 switches one of n (the number of endoscopes used) resistors R 1 , R 2 , ..., R n according to switching signals X 1 , X 2 , and X 3 supplied from the outside. It enables one and disables the others. Variable voltage regulator
The output voltage of 88 is determined by the resistance value of the enabled resistor. Therefore, the resistance value of the resistors R 1 , R 2 , ..., R n is determined to a value according to the length of the endoscope used.
切換え信号X1,X2,X3は次のように発生されてい
る。プロセッサコネクタ68内に接点ピンP1,P2,P
3,Pgが設けられる。接点ピンP1,P2,P3はそ
れぞれ抵抗Rp1,Rp2,Rp3を介して電源Eに接続され
る。接点ピンPgは接地される。接点ピンP1,P2,
P3と抵抗Rp1,Rp2,Rp3の接続点からそれぞれ切換
え信号X1,X2,X3が発生されている。プロセッサ
コネクタ68内の接点ピンP1,P2,P3は内視鏡の種
類(長さ)に応じて開放、あるいは接地(接点ピンPg
に接続)されている。例えば、接点ピンP1,P2,P
3が全て開放している場合は、切換え信号X1,X2,
X3は全て電源レベル(ハイレベル)になる。接点ピン
P1,P2,P3のいずれか接地されている場合は、接
地されている接点ピンP1,P2,P3に対応した切換
え信号X1,X2,X3が接地レベル(ローレベル)に
なる。そのため、切換え信号X1,X2,X3は全部で
23=8通りの状態をとり得る。そのため、計8種類の
内視鏡に対応できる。図示していないその他の部分は第
1実施例と同一である。The switching signals X 1 , X 2 , X 3 are generated as follows. Contact pins P 1 , P 2 , P in the processor connector 68
3 , P g are provided. The contact pins P 1 , P 2 , P 3 are connected to the power source E via resistors R p1 , R p2 , R p3 , respectively. The contact pin P g is grounded. Contact pins P 1 , P 2 ,
Switching signals X 1 , X 2 , and X 3 are generated from the connection points of P 3 and resistors R p1 , R p2 , and R p3 , respectively. The contact pins P 1 , P 2 , P 3 in the processor connector 68 are opened or grounded (contact pin P g depending on the type (length) of the endoscope).
It is connected to the. For example, the contact pins P 1 , P 2 , P
When all 3 are open, the switching signals X 1 , X 2 ,
All of X 3 become the power supply level (high level). If it is grounded either contact pins P 1, P 2, P 3, the switching signal X 1 corresponding to the contact pins P 1, P 2, P 3 which is grounded, X 2, X 3 is a ground level (Low level). Therefore, the switching signals X 1 , X 2 , and X 3 can take a total of 2 3 = 8 states. Therefore, a total of eight types of endoscopes can be supported. The other parts not shown are the same as in the first embodiment.
このように第2実施例によれば、信号線を伝送される時
の波形の歪みとともに振幅の減衰も補償できる。As described above, according to the second embodiment, it is possible to compensate not only the distortion of the waveform when transmitted through the signal line but also the attenuation of the amplitude.
なお、この発明は上述した実施例に限定されず、発明の
要旨を逸脱しない範囲で種々変形可能である。例えば、
垂直駆動パルスについても同様に補償を行なってもよ
い。また、光源装置とビデオプロセッサが一体となって
いてもよい。The present invention is not limited to the above-described embodiments, but can be variously modified without departing from the gist of the invention. For example,
The vertical drive pulse may be similarly compensated. Further, the light source device and the video processor may be integrated.
以上説明したようにこの発明によれば、内視鏡の光源コ
ネクタ内に個々の内視鏡の長さによる駆動パルスの波形
歪みを補償する回路を設けたので、ビデオプロセッサ内
に全部の内視鏡に対する補償回路を設けることなく、簡
単な構成で駆動パルスの波形の歪みを補償できる電子内
視鏡装置が提供される。As described above, according to the present invention, since the circuit for compensating the waveform distortion of the driving pulse due to the length of each endoscope is provided in the light source connector of the endoscope, the entire endoscope is provided in the video processor. Provided is an electronic endoscope apparatus capable of compensating for distortion of a drive pulse waveform with a simple configuration without providing a compensating circuit for a mirror.
第1図はこの発明による電子内視鏡装置の第1実施例の
構成を示すブロック図、第2図はこの発明による電子内
視鏡装置の第2実施例の要部のブロック図、第3図は従
来の電子内視鏡装置のブロック図である。 12…CCD 14…光源装置 24…ビデオプロセッサ 30…表示装置 32…駆動パルス発生回路 40,42,44,46,48…駆動回路 66…光源コネクタ 68…プロセツサコネクタ 70,72,74…微分回路 76…可変電圧電源回路FIG. 1 is a block diagram showing the configuration of a first embodiment of an electronic endoscope apparatus according to the present invention, and FIG. 2 is a block diagram of the essential parts of a second embodiment of the electronic endoscope apparatus according to the present invention. The figure is a block diagram of a conventional electronic endoscope apparatus. 12 ... CCD 14 ... Light source device 24 ... Video processor 30 ... Display device 32 ... Drive pulse generation circuit 40, 42, 44, 46, 48 ... Drive circuit 66 ... Light source connector 68 ... Processor connector 70, 72, 74 ... Differentiation circuit 76 ... Variable voltage power supply circuit
Claims (4)
クタと、 前記固体撮像素子の駆動パルスを発生するとともに、前
記固体撮像素子から出力される信号を処理する信号処理
装置と、 前記光源装置用コネクタと前記信号処理装置とを接続す
ることにより、前記光源装置用コネクタを介して前記内
視鏡と前記信号処理装置とを接続する信号処理装置用コ
ネクタと、 前記光源装置用コネクタ内に設けられ、前記駆動パルス
の前記固体撮像素子への伝送中の波形の歪みを予め補償
する波形補償手段とを具備することを特徴とする電子内
視鏡装置。1. An endoscope having a solid-state imaging device at its tip, a light source device for generating illumination light for illuminating an observation site, and a light source device connector for connecting the endoscope and the light source device. For the light source device, by connecting a signal processing device that generates a drive pulse of the solid-state imaging device and processes a signal output from the solid-state imaging device, and the light source device connector and the signal processing device. A signal processing device connector that connects the endoscope and the signal processing device via a connector, and a waveform distortion that is provided in the light source device connector and is transmitted during transmission of the drive pulse to the solid-state imaging device. And a waveform compensating means for compensating the same in advance.
記固体撮像素子へ印加される直流電圧を発生する可変電
圧電源をさらに具備することを特徴とする特許請求の範
囲第1項に記載の電子内視鏡装置。2. The variable voltage power supply, which is provided in the connector for the light source device and generates a DC voltage applied to the solid-state image pickup device, according to claim 1. Electronic endoscope device.
記駆動パルスの前記固体撮像素子への伝送中の振幅の減
衰を予め補償するように前記駆動パルスの振幅を増幅す
る手段をさらに具備することを特徴とする特許請求の範
囲第1項または第2項に記載の電子内視鏡装置。3. A means for amplifying the amplitude of the drive pulse is provided in the connector for the light source device and amplifies the amplitude of the drive pulse so as to previously compensate for the attenuation of the amplitude during the transmission of the drive pulse to the solid-state imaging device. The electronic endoscope apparatus according to claim 1 or 2, wherein:
トパルスであることを特徴とする特許請求の範囲第1項
乃至第3項のいずれか一項に記載の電子内視鏡装置。4. The electronic endoscope apparatus according to claim 1, wherein the driving pulse is a horizontal driving pulse and a reset pulse.
Priority Applications (3)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP61252576A JPH064060B2 (en) | 1986-10-23 | 1986-10-23 | Electronic endoscopic device |
US07/109,799 US4807025A (en) | 1986-10-23 | 1987-10-16 | Electronic endoscope apparatus |
DE19873735946 DE3735946A1 (en) | 1986-10-23 | 1987-10-23 | ELECTRONIC ENDOSCOPE DEVICE |
Applications Claiming Priority (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP61252576A JPH064060B2 (en) | 1986-10-23 | 1986-10-23 | Electronic endoscopic device |
Publications (2)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
JPS63105735A JPS63105735A (en) | 1988-05-11 |
JPH064060B2 true JPH064060B2 (en) | 1994-01-19 |
Family
ID=17239294
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
JP61252576A Expired - Fee Related JPH064060B2 (en) | 1986-10-23 | 1986-10-23 | Electronic endoscopic device |
Country Status (1)
Country | Link |
---|---|
JP (1) | JPH064060B2 (en) |
Families Citing this family (4)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JPH05130815A (en) * | 1991-02-20 | 1993-05-28 | Katakura Kogyo Kk | Method for multiplying young seedling of wasabi and medium used therefor |
JPH04131202U (en) * | 1991-05-21 | 1992-12-02 | 日立電子株式会社 | Light source and control device for TV endoscopes |
JP2694753B2 (en) * | 1991-12-26 | 1997-12-24 | 富士写真光機株式会社 | Signal processing circuit of electronic endoscope device |
JP4504040B2 (en) * | 2004-02-05 | 2010-07-14 | オリンパス株式会社 | Endoscope device |
Family Cites Families (4)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US4539586A (en) * | 1983-10-07 | 1985-09-03 | Welch Allyn Inc. | Connector module for video endoscopic system |
JPS60244161A (en) * | 1984-05-18 | 1985-12-04 | Fuji Photo Optical Co Ltd | Endoscope |
JPS6133638A (en) * | 1984-07-26 | 1986-02-17 | オリンパス光学工業株式会社 | Endoscope photographing apparatus |
JPS6192080A (en) * | 1984-10-11 | 1986-05-10 | Olympus Optical Co Ltd | Endoscope of electronic image pickup type |
-
1986
- 1986-10-23 JP JP61252576A patent/JPH064060B2/en not_active Expired - Fee Related
Also Published As
Publication number | Publication date |
---|---|
JPS63105735A (en) | 1988-05-11 |
Similar Documents
Publication | Publication Date | Title |
---|---|---|
US4867137A (en) | Electronic endoscope | |
US4890159A (en) | Endoscope system and method of unifying picture images in an endoscope system | |
US4821116A (en) | Endoscope equipment | |
JPS61179129A (en) | Automatic condition setting apparatus for endoscope using solid image pick-up element | |
JPH0740739B2 (en) | Endoscope system | |
JPS63299581A (en) | Image sensing and display system and image sensing device suitable for the system | |
JPH064060B2 (en) | Electronic endoscopic device | |
US4807025A (en) | Electronic endoscope apparatus | |
JP2694753B2 (en) | Signal processing circuit of electronic endoscope device | |
JPH0739514A (en) | Electronic endoscope equipment | |
JP2003070735A (en) | Electronic endoscope unit | |
JP3499968B2 (en) | Electronic endoscope device | |
JPS63115535A (en) | Electronic endoscope apparatus | |
JP2002027335A (en) | Image signal sampling pulse automatically adjusting apparatus | |
JPH01297982A (en) | Solid-state image pickup device | |
JPS6138921A (en) | Endoscope device using solid state image pickup device | |
JP3002224B2 (en) | Electronic endoscope device | |
JPS62164383A (en) | Endoscope device | |
JPH0277227A (en) | Electronic endoscope device | |
JPH0375118B2 (en) | ||
JPH10262919A (en) | Electronic endoscope equipment | |
JPH02249527A (en) | Electronic endoscope device | |
WO1997008897A1 (en) | Remote video display system with liquid crystal colour filter | |
JPH08223477A (en) | Television camera | |
JPH0662413A (en) | Driving pulse transmission circuit for solid-state image pickup element |
Legal Events
Date | Code | Title | Description |
---|---|---|---|
LAPS | Cancellation because of no payment of annual fees |