JPH0796009B2 - Shield device for endoscopic imaging device - Google Patents

Description

【発明の詳細な説明】 ［産業上の利用分野］ 本発明は患者回路部とその数段の信号処理部とを別々に
シールドした内視鏡撮像装置のシールド装置に関する。Description: TECHNICAL FIELD The present invention relates to a shield device for an endoscope imaging apparatus in which a patient circuit section and several signal processing sections thereof are separately shielded.

［従来技術］ 近年、イメージガイドを像伝達手段に用いた光学式内視
鏡の代りに、CCD等の撮像手段を用いた電子式内視鏡
（以下、電子スコープと記す。）が実用化された。[Prior Art] In recent years, an electronic endoscope (hereinafter, referred to as an electronic scope) using an image pickup means such as a CCD has been put into practical use instead of an optical endoscope using an image guide as an image transmission means. It was

この電子スコープは、体内に挿入されるものでは、信号
処理を行う装置と電気的に接続して使用されるので、そ
の安全性を確保するため、第11図に示す内視鏡撮像装置
１の構成にしたものがある。When the electronic scope is inserted into the body, it is used by being electrically connected to a device that performs signal processing. Therefore, in order to ensure its safety, the electronic scope of the endoscope imaging apparatus 1 shown in FIG. There is one configured.

この装置１は、基本的には生体内に挿入される、つまり
直接患者と接触する電子スコープ２と電気的に導通する
患者回路部３と、固体撮像素子４から得られた信号を信
号処理し、処理した信号を周辺機器に送り出したり、周
辺機器から信号を入力する為の信号入出力部５とから成
り、患者回路部３と信号入出力部５とのインタフェース
として固体撮像素子４からの出力映像信号は高周波トラ
ンスによるアイソレーション回路７でアイソレーション
し、固体撮像素子４を駆動する駆動パルスは高周波トラ
ンス又はフォトカプラ等によるアイソレーション回路６
でアイソレーションすることにより、患者回路部３と信
号入出力部５とを電気的に絶縁し、周辺機器から患者へ
の漏れ電流の流れ込みを防止しているものである。This device 1 basically processes a signal obtained from a solid-state image pickup device 4 and a patient circuit portion 3 which is inserted into a living body, that is, electrically connected to an electronic scope 2 which is in direct contact with a patient. An output from the solid-state image sensor 4 as an interface between the patient circuit section 3 and the signal input / output section 5 and a signal input / output section 5 for sending a processed signal to the peripheral apparatus or inputting a signal from the peripheral apparatus. The video signal is isolated by the isolation circuit 7 using a high frequency transformer, and the drive pulse for driving the solid-state imaging device 4 is isolated by the isolation circuit 6 using a high frequency transformer or a photocoupler.
The isolation is performed to electrically insulate the patient circuit section 3 and the signal input / output section 5 and prevent leakage current from flowing from the peripheral device to the patient.

この装置では商用電源が入力される１次回路12と、筐体
13が大地に接地される信号入出力部５と、この信号入出
力部５のグラウンドと絶縁された患者回路部（患者がそ
の回路の一部になる電気回路）３とに区別され、各々の
関係に対し絶縁耐圧と漏れ電流を規制するようになって
いる。In this device, the primary circuit 12 to which commercial power is input and the housing
13 is divided into a signal input / output section 5 grounded to the ground and a patient circuit section (electric circuit where the patient becomes a part of the circuit) 3 insulated from the ground of the signal input / output section 5 With respect to the relationship, the withstand voltage and the leakage current are regulated.

電子スコープ２の先端部には、固体撮像素子（以下SID
と記す。）４が内蔵され、このSID4には本体処理装置18
側のSIDドライバ19から複数のドライブ信号が印加され
る。このドライブ信号は、例えば同軸ケーブル21,21で
伝送される。又、このドライブ信号の印加により、SID4
から出力される信号は、アンプ22で増幅された後、同軸
ケーブル23を経て伝送され、筐体13内のアンプ24で増幅
された後、アイソレーションドライバ25を経てアイソレ
ーション回路７を駆動する。At the tip of the electronic scope 2, a solid-state image sensor (hereinafter referred to as SID
Is written. ) 4 built-in, this SID 4 main processing unit 18
A plurality of drive signals are applied from the side SID driver 19. This drive signal is transmitted by, for example, the coaxial cables 21 and 21. Also, by applying this drive signal, SID4
The signal output from is amplified by the amplifier 22, transmitted through the coaxial cable 23, amplified by the amplifier 24 in the housing 13, and then drives the isolation circuit 7 via the isolation driver 25.

ところで、上記両ドライバ19,25は、患者回路電源26に
より電力が供給される。又、この電源26は、SID4にも駆
動電力を供給する。By the way, the both drivers 19 and 25 are supplied with electric power from the patient circuit power supply 26. The power supply 26 also supplies drive power to SID4.

又、上記SID4にドライブ信号を出力するドライバ19は、
アイソレーション回路６を介してSIDタイミング信号発
生回路28からのタイミング信号が供給される。Further, the driver 19 which outputs the drive signal to the above SID4,
A timing signal from the SID timing signal generation circuit 28 is supplied via the isolation circuit 6.

又、上記アンプ24の出力信号が入力されるドライバ25の
出力もアイソレーション回路７を介して信号処理回路31
に入力され、信号処理された映像信号は信号出力端32か
ら周辺機器側に出力される。In addition, the output of the driver 25 to which the output signal of the amplifier 24 is input also passes through the isolation circuit 7 and the signal processing circuit 31.
The video signal input to and processed by the signal is output from the signal output terminal 32 to the peripheral device side.

上記SIDタイミング信号発生回路28、信号処理回路31
は、信号入出力回路電源33から電力が供給される。又、
アイソレーション回路6,7は、信号入出力部５側に属す
る部分は信号入出力回路電源33から電力が供給され、患
者回路部３側に属する部分は患者回路電源26から電力が
供給される。尚、患者回路電源26及び信号入出力回路電
源33は電源トランス34により互いに絶縁された２次側コ
イル34a,34bから商用交流電力が供給される。The SID timing signal generation circuit 28, the signal processing circuit 31
Is supplied with power from the signal input / output circuit power supply 33. or,
In the isolation circuits 6 and 7, power is supplied from the signal input / output circuit power supply 33 to the portion belonging to the signal input / output unit 5 side, and power is supplied from the patient circuit power supply 26 to the portion belonging to the patient circuit unit 3 side. The patient circuit power supply 26 and the signal input / output circuit power supply 33 are supplied with commercial AC power from secondary coils 34a, 34b insulated from each other by a power transformer 34.

ところで、電気メス35は、発振器36の出力信号を絶縁ト
ランス37を介して切除用電極38に供給する。尚、この切
除用電極38に供給された高周波出力信号は広い面積で患
者に接触されるプレート39を介してトランス37に戻るよ
うにしてある。By the way, the electric knife 35 supplies the output signal of the oscillator 36 to the ablation electrode 38 via the insulating transformer 37. The high frequency output signal supplied to the ablation electrode 38 is returned to the transformer 37 via a plate 39 which is in contact with the patient over a wide area.

尚、発振器36とトランス37はシールド枠40でシールドさ
れている。The oscillator 36 and the transformer 37 are shielded by a shield frame 40.

一方、本出願人は、特開昭60−220034号において、第12
図及び第13図に示す光源装置41を提案した。On the other hand, the applicant of the present invention has disclosed that in JP-A-60-220034,
A light source device 41 shown in FIGS. 13 and 14 was proposed.

この装置41の本体42の内にはランプ発光等の各種制御を
行うための電気回路を組込む複数枚の電気回路基板44,4
5が互いに間をあけて平行に配置されている。In the main body 42 of this device 41, a plurality of electric circuit boards 44, 4 incorporating an electric circuit for performing various controls such as lamp light emission.
Fives are arranged in parallel with each other.

各電気回路基板44,45は、本体42の底板46に対して立設
された前後一対の支柱47,48に対して取付けられてい
る。尚、両基板44,45間には電気的に遮蔽するシールド
板49が取付けてある。その他の部材については上記公報
に記載されている。Each of the electric circuit boards 44, 45 is attached to a pair of front and rear columns 47, 48 which are erected on the bottom plate 46 of the main body 42. A shield plate 49 for electrically shielding is attached between the two substrates 44 and 45. The other members are described in the above publication.

しかして、第12図の基板44,45を上記第11図の患者回路
部３と、信号入出力部５に相当するとした場合、以下の
問題点が生じる。If the substrates 44 and 45 shown in FIG. 12 correspond to the patient circuit section 3 and the signal input / output section 5 shown in FIG. 11, the following problems will occur.

［発明が解決しようとする問題点］ このように対応させた場合、基板44,45間の飛び込みノ
イズ（すなわち信号入出力部５内のコントロール部にお
いて発生するクロックノイズ）が患者回路部３の映像信
号ラインに混入し、画質を劣化させる原因になる。[Problems to be Solved by the Invention] When the above measures are taken, jump noise between the substrates 44 and 45 (that is, clock noise generated in the control unit in the signal input / output unit 5) is generated in the image of the patient circuit unit 3. It mixes in the signal line and causes deterioration of image quality.

本発明は上述した点にかんがみてなされたもので、患者
回路部の映像信号ラインにノイズが混入すること等を防
止できる内視鏡撮像装置のシールド装置を提供すること
を目的とする。The present invention has been made in view of the above points, and an object of the present invention is to provide a shield device for an endoscope imaging apparatus that can prevent noise from being mixed in a video signal line of a patient circuit section.

［問題点を解決する手段及び作用］ 本発明では患者回路部と、信号入出力部とを電気的に絶
縁した撮像装置において、前記患者回路部と信号入出力
部とを別々にシールドするシールド手段を設けることに
より、信号入出力部のノイズが患者回路部の映像信号ラ
インに混入すること等を防止できるようにしている。[Means and Actions for Solving Problems] In the present invention, in an imaging device in which a patient circuit section and a signal input / output section are electrically insulated, a shield means for separately shielding the patient circuit section and the signal input / output section. By providing the above, it is possible to prevent noise of the signal input / output unit from mixing into the video signal line of the patient circuit unit.

［実施例］ 以下、図面を参照して本発明を具体的に説明する。EXAMPLES The present invention will be specifically described below with reference to the drawings.

第１図ないし第３図は本発明の第１実施例に係り、第１
図は第１実施例のシールド装置を含むビデオプロセッサ
を示し、第２図はこのビデオプロセッサにおけるシール
ドケースの取付け部分を示し、第３図は第１実施例を供
えた内視鏡撮像装置の構成を示す。1 to 3 relate to a first embodiment of the present invention.
FIG. 1 shows a video processor including the shield device of the first embodiment, FIG. 2 shows an attachment portion of a shield case in this video processor, and FIG. 3 is a configuration of an endoscope image pickup device having the first embodiment. Indicates.

第１実施例を供えた内視鏡撮像装置51は、第１図に示す
ように電子スコープ52と、この電子スコープ52に照射光
を供給する光源ユニット53と、電子スコープ52で撮像さ
れた信号を処理するビデオプロセッサ54と、このビデオ
プロセッサ54に接続されるモニタ55とで構成されてい
る。The endoscope imaging apparatus 51 provided with the first embodiment includes an electronic scope 52, a light source unit 53 for supplying irradiation light to the electronic scope 52, and a signal imaged by the electronic scope 52, as shown in FIG. And a monitor 55 connected to the video processor 54.

上記電子スコープ52は、細長で例えば可撓性の挿入部56
を備え、この挿入部56の後端に太径の操作部57が連接さ
れている。上記操作部57からは、側方に可撓性のユニバ
ーサルコード58、ライトガイド59が延設され、このユニ
バーサルコード58の先端に、前記ビデオプロセッサ54に
接続可能なコネクタ61が設けられている。The electronic scope 52 has an elongated and flexible insertion portion 56, for example.
The operation portion 57 having a large diameter is connected to the rear end of the insertion portion 56. A flexible universal cord 58 and a light guide 59 are laterally extended from the operation portion 57, and a connector 61 connectable to the video processor 54 is provided at the tip of the universal cord 58.

上記挿入部56の先端側には、硬性の先端部62及びこの先
端部62に隣接する後方側に湾曲可能な湾曲部63が順次設
けられている。また、上記操作部57には図示しない湾曲
操作ノブが設けられ、この湾曲操作ノブを回動操作する
ことによって、上記湾曲部63を上下／左右方向に湾曲で
きるようになっている。また、上記操作部57には、挿入
部56内に設けられた処置具チャンネル64（第３図参照）
に連通する挿入口（図示略）が設けられている。On the distal end side of the insertion portion 56, a rigid distal end portion 62 and a curving portion 63 adjacent to the distal end portion 62 and capable of curving toward the rear side are sequentially provided. Further, the operation section 57 is provided with a bending operation knob (not shown), and by rotating the bending operation knob, the bending section 63 can be bent in the vertical / horizontal directions. Further, the operation portion 57 has a treatment instrument channel 64 provided in the insertion portion 56 (see FIG. 3).
Is provided with an insertion opening (not shown).

上記挿入部56の先端部62内には、第３図に示すように対
物レンズ66と固体撮像素子67が配設されている。また、
前記挿入部56内には、照明光を伝送するライトガイド68
が挿通されている。As shown in FIG. 3, an objective lens 66 and a solid-state image sensor 67 are arranged in the tip portion 62 of the insertion portion 56. Also,
A light guide 68 for transmitting illumination light is provided in the insertion portion 56.
Has been inserted.

上記光源ユニット53は、キセノンランプ等の白色光源72
を備え、この白色光源72から出射された白色光は、レン
ズ73で集光され、ビデオ信号のフレーム周波数（NTSC方
式では29.97Hz）に同期して回転する回転フィルタ74に
より、R,G,Bの順次光にされ、前記ライトガイド68、及
び配光レンズ69を介して、観察すべき体内臓器等の被写
体71に照射される。尚、上記回転フィルタ74を回転する
モータ75は、回転サーボ回路76によって、ビデオ信号の
フレーム周波数に同期するように回転が制御される。The light source unit 53 is a white light source 72 such as a xenon lamp.
The white light emitted from the white light source 72 is condensed by the lens 73 and is rotated by the rotary filter 74 which rotates in synchronization with the frame frequency of the video signal (29.97 Hz in the NTSC system). The light is sequentially emitted to the subject 71 such as an internal organ to be observed through the light guide 68 and the light distribution lens 69. The rotation of the motor 75 for rotating the rotary filter 74 is controlled by the rotary servo circuit 76 so as to synchronize with the frame frequency of the video signal.

上記被写体71からの反射光は、対物レンズ66を介して、
固体撮像素子67の撮像面に結像され、ドライバ77による
読出しクロック信号によって、光電変換され、R,G,Bの
順次信号が出力される。The reflected light from the subject 71 is passed through the objective lens 66,
An image is formed on the image pickup surface of the solid-state image pickup device 67, photoelectrically converted by a read clock signal from the driver 77, and R, G, B sequential signals are output.

上記ドライバ77には同期信号発生器78の基準クロックが
入力されるSIDタイミング信号発生器79からのSIDドライ
ブ信号がアイソレーション用フォトカプラ80を介して入
力される。又、回転サーボ回路76にも、同期信号発生器
78から基準信号が供給される。これによって全ての信号
（動作）は位相同期したものとなる。The SID drive signal from the SID timing signal generator 79 to which the reference clock of the synchronization signal generator 78 is input is input to the driver 77 via the isolation photocoupler 80. In addition, the rotation servo circuit 76 also has a synchronization signal generator.
Reference signal is supplied from 78. As a result, all signals (operations) are in phase synchronization.

上記固体撮像素子67から出力されるR,G,Bの順次信号
は、ビデオプロセッサ54のプリアンプ81で増幅され、ア
イソレーションドライブ回路82、患者に対する感電等か
らの保護のためのアイソレーション用高周波トランス83
を経て、リセットノイズ除去回路84でリセットノイズの
除去が行われる。更に、ローパスフィルタ85で不要成分
が除去され、垂直輪郭補正回路86で垂直輪郭補正が行わ
れ、γ補正回路87でｒ補正される。上記ｒ補正回路87の
出力信号は、A/D変換器88でデジタル信号に変換され、
面順次の照明に対応したフレームメモリ89R,89G,89B
に、R,G,Bの各照明光のもとでそれぞれ読出された信号
が１フレームメモリ分記憶される。上記フレームメモリ
89R,89G,89Bは、同時に読出されて、同時信号になり、
それぞれD/A変換器90で、アナログ信号に変換される。
尚、上記A/D変換器88の変換速度、各フレームメモリ89
R,89G,89Bへのデータの書込み及び読出しは、メモリ制
御回路91による出力信号で制御されるようになってい
る。The R, G, B sequential signals output from the solid-state imaging device 67 are amplified by the preamplifier 81 of the video processor 54, and are isolated by the isolation drive circuit 82 and a high frequency transformer for isolation for protecting the patient from electric shock. 83
After that, the reset noise removing circuit 84 removes the reset noise. Further, unnecessary components are removed by the low-pass filter 85, vertical contour correction is performed by the vertical contour correction circuit 86, and r correction is performed by the γ correction circuit 87. The output signal of the r correction circuit 87 is converted into a digital signal by the A / D converter 88,
Frame memory 89R, 89G, 89B for frame sequential lighting
The signals read out under the respective R, G, B illumination lights are stored for one frame memory. Frame memory above
89R, 89G, 89B are read simultaneously and become simultaneous signals,
Each is converted into an analog signal by the D / A converter 90.
The conversion speed of the A / D converter 88, each frame memory 89
Writing and reading of data to and from R, 89G, and 89B are controlled by output signals from the memory control circuit 91.

このアナログのR,G,B同時信号は、それぞれローパスフ
ィルタ92によって不要成分が除去され、水平輪郭補正回
路93で水平輪郭補正が行われた後、出力アンプ94で増幅
され、例えば75Ωの出力インピーダンスのR,G,B3原色信
号として出力端から、モニタ55へ出力される。The analog R, G, and B simultaneous signals have unnecessary components removed by a low-pass filter 92, horizontal contour correction is performed by a horizontal contour correction circuit 93, and then amplified by an output amplifier 94. R, G, B3 primary color signals are output from the output end to the monitor 55.

また、同時化され、水平輪郭補正を受けたR,G,B信号か
ら、Ｙマトリクス回路96で、輝度信号Ｙが生成され、Ｒ
−Ｙマトリクス回路97、Ｂ−Ｙマトリクス回路98で、そ
れぞれ、輝度信号Ｙと色信号Ｒから色差信号Ｒ−Ｙ、輝
度信号Ｙと色信号Ｂから色差信号Ｒ−Ｂが生成される。A luminance signal Y is generated by the Y matrix circuit 96 from the R, G, B signals which have been synchronized and have undergone horizontal contour correction.
In the −Y matrix circuit 97 and the BY matrix circuit 98, a color difference signal R−Y is generated from the luminance signal Y and the color signal R, and a color difference signal R−B is generated from the luminance signal Y and the color signal B, respectively.

上記色差信号Ｒ−Y,B−Ｙは、それぞれ、エンコーダ99,
100でサブキャリア（3.579545Hzの各々90度位相差信
号）で平衡変調され、加算器101でベクトル合成され、
クロミナンス信号Ｃが生成される。上記クロミナンス信
号Ｃは、混合出力アンプ102で、輝度信号Ｙと多重化さ
れ、更に、複合同期信号及びカラーバーストが付加され
て、NTSC方式の複合映像信号が生成され、コネクタ103
のNTSC出力端から出力される。The color difference signals R-Y and B-Y are supplied to encoders 99 and 99, respectively.
At 100, balanced modulation is performed with subcarriers (3.579545Hz, 90-degree phase difference signals each), and at adder 101, vector synthesis is performed.
A chrominance signal C is generated. The chrominance signal C is multiplexed with the luminance signal Y by the mixed output amplifier 102, and the composite sync signal and the color burst are added to generate the NTSC composite video signal, and the connector 103
It is output from the NTSC output terminal.

ところで、上記ビデオプロセッサ54内における上記ドラ
イバ77、プリアンプ81、アイソレーションドライブ回路
82により構成される患者回路部104はシールドケース105
でシールドされている。また、この患者回路部104と、
アイソレーション手段としてのフォトカプラ80,高周波
トランス83でアイソレーションされた信号入出力部106
も、上記シールドケース105と別体でシールドケース107
でシールドされていることが第１実施例の特徴となって
いる。By the way, the driver 77, the preamplifier 81, and the isolation drive circuit in the video processor 54.
The patient circuit section 104 composed of 82 is a shield case 105.
It is shielded by. Also, with this patient circuit unit 104,
A signal input / output unit 106 isolated by a photo coupler 80 and a high frequency transformer 83 as isolation means.
Also, the shield case 107 is a separate body from the above shield case 105.
The feature of the first embodiment is that it is shielded by.

上記ビデオプロセッサ54内の患者回路104及び信号入出
力部106は、例えば第１図に示す如くに実装されてい
る。The patient circuit 104 and the signal input / output unit 106 in the video processor 54 are mounted, for example, as shown in FIG.

電子スコープ52から得られた出力映像信号はビデオプロ
セッサ54内の信号線111を通して親基板112に接続する。
親基板112には、パターンが走っており、この親基板112
にコネクタ113,113により接続された子基板114,115を経
由してかつ親基板112に実装されている高周波トランス8
3（フォトカプラ80は、このトランス83の向う側に実装
されている。）により患者回路部104と信号入出力部106
とのアイソレーションが行われる。信号入出力部106
も、親基板112に、コネクタ113,…,113を介して子基板1
16,117,118が実装され、親基板112から延設した信号線1
19はコネクタ103に導かれ、モニタ55等の外部周辺機器
へと出力される。The output video signal obtained from the electronic scope 52 is connected to the main board 112 through the signal line 111 in the video processor 54.
A pattern runs on the parent board 112, and this parent board 112
The high frequency transformer 8 mounted on the parent board 112 via the child boards 114, 115 connected to the connector 113, 113 by the
3 (the photocoupler 80 is mounted on the side opposite to the transformer 83), the patient circuit section 104 and the signal input / output section 106.
Is isolated. Signal input / output unit 106
Also to the parent board 112 through the connectors 113, ..., 113, the child board 1
Signal line 1 with 16,117,118 mounted and extending from the main board 112
19 is led to the connector 103 and output to external peripheral devices such as the monitor 55.

又、信号入出力部106内のSIDタイミング信号発生器79か
らのSIDドライブ信号は、フォトカプラ80によりアイソ
レーションが行われて、電子スコープ52に内蔵されてい
る固体撮像素子67を駆動する。Further, the SID drive signal from the SID timing signal generator 79 in the signal input / output unit 106 is isolated by the photocoupler 80 and drives the solid-state image pickup device 67 built in the electronic scope 52.

又、患者回路部104には、患者回路部シールドケース105
により信号入出力部106からの飛び込みノイズと、ビデ
オプロセッサ54の外部からの外部ノイズの混入を防ぐよ
うにしている。又、信号入出力部106には信号入出力部
シールドケース107により、SIDタイミング信号発生器79
からのクロックノイズを患者回路部104に飛び込ませる
のを防ぐようにしている。Further, the patient circuit unit 104 includes a patient circuit unit shield case 105.
This prevents the noise from the signal input / output unit 106 and the external noise from the outside of the video processor 54 from entering. In addition, the signal input / output unit 106 is provided with a signal input / output unit shield case 107 so that the SID timing signal generator 79
It is designed to prevent the clock noise from (4) from jumping into the patient circuit section 104.

尚、親基板112には各シールドケース（例えば107）が第
２図に示すようにしてねじ止めされる。Each shield case (for example, 107) is screwed to the parent board 112 as shown in FIG.

すなわち、親基板112（この場合４層であるが何層でも
かまわない）の内層にGND層121と電源層122が存在し、
金属のシールドケース107と親基板112の接合部分は、図
示した様にGND層121がむき出しになっており、ネジ123
によるねじ止めによりシールドケース107とGND層121の
ベタアースが接合することにより密閉した状態となり、
更にいっそうのシールド効果をもたらすようにしてあ
る。That is, the GND layer 121 and the power supply layer 122 are present in the inner layer of the parent board 112 (in this case, four layers, but any number of layers may be used).
At the joint between the metal shield case 107 and the parent board 112, the GND layer 121 is exposed as shown in the drawing, and the screw 123
The shield case 107 and the solid ground of the GND layer 121 are joined by screwing with to create a sealed state,
It is designed to bring about a further shielding effect.

尚、ねじ止め以外でも両部材を接合させる手段であれば
他の手段でも良い。又、このことは患者回路部104及び
信号入出力部106のいずれについても適用できることで
ある。Incidentally, other than screwing, any other means may be used as long as it is a means for joining both members. Further, this is applicable to both the patient circuit section 104 and the signal input / output section 106.

このように構成された第１実施例によれば両シールドケ
ース105,107で患者回路部104及び信号入出力部106とを
それぞれ別々にシールドしているので、患者回路部104
の映像信号ラインに信号入出力部106からのノイズの飛
び込みを防止できると供に、信号入出力部106以外の外
部からの飛び込みノイズの混入も防止でき、画質の劣化
を生じない。又、患者回路部104及び信号入出力部106で
発生するノイズを撮像装置51の外部に放射するのも防止
できる。According to the first embodiment configured as described above, the patient circuit unit 104 and the signal input / output unit 106 are separately shielded by the two shield cases 105 and 107, so that the patient circuit unit 104 is shielded.
The noise from the signal input / output unit 106 can be prevented from entering the video signal line, and the noise from the outside other than the signal input / output unit 106 can be prevented from being mixed, so that the image quality is not deteriorated. Further, it is possible to prevent the noise generated in the patient circuit unit 104 and the signal input / output unit 106 from being radiated to the outside of the imaging device 51.

尚、両シールドケース105,107は、スペース及びコスト
の兼ね合いで患者回路部104にだけ設けても良いし、
又、信号入出力部106にだけ設けても良い。又、患者回
路部104と信号入出力部106のノイズ発生部分にのみ別々
にシールドしても良い。尚、アイソレーション手段は、
第１実施例のものに限定されるものではなく、公知のア
イソレーション手段を用いることができる。Both shield cases 105 and 107 may be provided only in the patient circuit section 104 in consideration of space and cost,
Further, it may be provided only in the signal input / output unit 106. Further, only the noise generating portions of the patient circuit unit 104 and the signal input / output unit 106 may be shielded separately. The isolation means is
The isolation means is not limited to that of the first embodiment, and known isolation means can be used.

第４図は本発明の第２実施例を示す。FIG. 4 shows a second embodiment of the present invention.

上記第１実施例では、アイソレーション手段として高周
波トランス83又はフォトカプラ80の両側でそれぞれシー
ルドしていたが、この第２実施例ではアイソレーション
手段としての高周波トランス又はフォトカプラ（以下、
アイソレーション素子121で代表する。）の一部を患者
回路部シールドケース105′及び信号入出力部シールド
ケース107′で覆い、アイソレーション素子121の入出力
端子への飛び込みノイズを防止し、画質の劣化を生じな
い様にしたものである。In the first embodiment, the high frequency transformer 83 or the photocoupler 80 is shielded on both sides as isolation means, but in the second embodiment, the high frequency transformer or photocoupler (hereinafter, referred to as isolation means) is used.
It is represented by the isolation element 121. ) Is covered with a patient circuit shield case 105 'and a signal input / output shield case 107' to prevent noise from jumping into the input / output terminals of the isolation element 121 and to prevent deterioration of image quality. Is.

その他は上記第１実施例と同様の構成であり、その説明
を省略する。Others are the same as those in the first embodiment, and the description thereof will be omitted.

第５図は本発明の第３実施例を示す。FIG. 5 shows a third embodiment of the present invention.

この実施例では、一つのシールドケース131により、患
者回路部104と、信号入出力部106をシールドし更に患者
回路部104と信号入出力部106の間に境界シールド132を
設けることにより飛び込みノイズの混入を防止する。但
し、境界シールド132はシールドケース131と一体型であ
っても又別体型であっても良い。In this embodiment, one shield case 131 shields the patient circuit section 104 and the signal input / output section 106, and further, a boundary shield 132 is provided between the patient circuit section 104 and the signal input / output section 106 to prevent the noise from jumping in. Prevent contamination. However, the boundary shield 132 may be integrated with the shield case 131 or may be a separate type.

第６図は本発明の第４実施例を示す。FIG. 6 shows a fourth embodiment of the present invention.

この実施例では、アイソレーション素子121を患者回路
部シールドケース141内に含んだシールド方式にしたも
のである。当然のことながら（図示しないが）アイソレ
ーション素子121を信号入出力部シールドケース107内に
含んだシールド方式でも同様の効果が得られるのは言う
までもない。又、第６図に示したアイソレーション素子
121を患者回路部104及び信号入出力部106のどちらかの
シールドケースに含んだ型でかつ（第５図）の様に境界
シールド132により分離した方式でも良い。In this embodiment, the isolation device 121 is of a shield type that is included in the patient circuit shield case 141. Of course (not shown), it is needless to say that the same effect can be obtained by the shield system including the isolation element 121 in the signal input / output unit shield case 107. In addition, the isolation element shown in FIG.
A method in which 121 is included in the shield case of either the patient circuit section 104 or the signal input / output section 106 and separated by a boundary shield 132 as shown in FIG. 5 may be used.

第７図は本発明の第５実施例を示す。FIG. 7 shows a fifth embodiment of the present invention.

この実施例では、アイソレーション素子121を患者回路
部104の子基板115′に実装させて、患者回路部104及び
信号入出力部106それぞれにシールドトケース105,107を
設けている。In this embodiment, the isolation element 121 is mounted on the child board 115 ′ of the patient circuit section 104, and the patient circuit section 104 and the signal input / output section 106 are provided with shielded cases 105 and 107, respectively.

この図に示すように、別々のシールドケース105,107に
したものに限らず第５図に示すように境界シールド132
を用いても良い。As shown in this figure, it is not limited to the separate shield cases 105 and 107, but as shown in FIG.
May be used.

又、第７図に示すものの変形例として、当然のことなが
らアイソレーション素子121を信号入出力部106の子基板
に実装させても同様の効果が得られるのは言うまでもな
い。Further, it goes without saying that, as a modification of the one shown in FIG. 7, even if the isolation element 121 is mounted on the daughter board of the signal input / output unit 106, the same effect can be obtained.

第８図は本発明の第６実施例を示す。FIG. 8 shows a sixth embodiment of the present invention.

この実施例では、図示のように電子部品161及びアイソ
レーション素子121等が実装された患者基板162と電子部
品163等が実装された信号入出力基板164のそれぞれにシ
ールドケース165,166を設け、お互いのインターフェー
スをコネクタ又はハーネス167により接続したものであ
る。In this embodiment, shield cases 165 and 166 are provided on the patient board 162 on which the electronic component 161, the isolation element 121 and the like are mounted, and on the signal input / output board 164 on which the electronic component 163 and the like are mounted, as shown in FIG. The interface is connected by a connector or harness 167.

又、当然のことながらアイソレーション素子121を信号
入出力基板164側に実装しても良いし、シールドケース1
65,166は第５図に示す様な境界シールド132を用いた方
式としても良い。又、以上説明したシールドケースはス
ペース及びコストの兼ね合いで患者回路部104及び信号
入出力部106のいずれか一方のみ設けても良い。Further, as a matter of course, the isolation element 121 may be mounted on the signal input / output board 164 side, and the shield case 1
65 and 166 may be a system using a boundary shield 132 as shown in FIG. Further, the shield case described above may be provided with only one of the patient circuit section 104 and the signal input / output section 106 in consideration of space and cost.

以上のシールド方式により信号入出力部106から発生す
るクロックの飛び込みノイズが患者回路部104の映像信
号ラインに混入して画質の劣化が生じるのを有効に防止
することができる。By the shield method described above, it is possible to effectively prevent the clock jumping noise generated from the signal input / output unit 106 from being mixed into the video signal line of the patient circuit unit 104 and degrading the image quality.

尚、上述の各実施例では親基板112のGND層をシールドケ
ースの一部に用いているが、第10図に示すようなシール
ド機構でも良い。Although the GND layer of the parent board 112 is used as part of the shield case in each of the above-described embodiments, a shield mechanism as shown in FIG. 10 may be used.

第９図に示す様に、患者回路部104及び信号入出力部106
のそれぞれの底部にも底シールドケース171,172を設
け、更にいっそうのシールド効果をもたらす。As shown in FIG. 9, the patient circuit section 104 and the signal input / output section 106.
Bottom shield cases 171 and 172 are also provided on the respective bottoms of the to provide a further shielding effect.

以上の内容は、患者回路部104と信号入出力部106のいず
れか一方にシールドケースを設けて飛び込みノイズの混
入を防止し、画質の劣化を防ぐものである。In the above description, a shield case is provided in either one of the patient circuit section 104 and the signal input / output section 106 to prevent the entry of noise and prevent the deterioration of image quality.

一方、第10図に示す様に患者回路部104と信号入出力部1
06とを耐圧が十分取れかつ漏れ電流の少ないコンデンサ
Ｃにてお互いのGNDを接地することにより、高周波的に
は同電位に近い状態とし、ノイズの混入を防止しても良
い。On the other hand, as shown in FIG. 10, the patient circuit section 104 and the signal input / output section 1
It is also possible to prevent noise from entering by connecting 06 and 06 to a state in which they are close to the same potential in terms of high frequency by grounding their GNDs with a capacitor C that has a sufficient withstand voltage and a small leakage current.

以上説明した内容は患者回路部104と、信号入出力部106
とにおけるシールド手段ないしはシールド方式について
であるが、アナログ部とデジタル部との間に於てのシー
ルドにも全く同じ様に応用可能であることは言うまでも
ない。つまり、アナログ部とデジタル部とを別々にシー
ルドケースでシールドし、これらシールドケースをマザ
ーボートのベタアースに接続して、特にアナログ部にデ
ジタル部の信号がノイズとして混入するのを有効に防止
することにも適用できる。The contents described above are the patient circuit unit 104 and the signal input / output unit 106.
Regarding the shield means or the shield system in and, it is needless to say that the same can be applied to the shield between the analog part and the digital part. In other words, shield the analog part and the digital part separately with a shield case, and connect these shield cases to the solid ground of the mother boat to effectively prevent the signal of the digital part from mixing into the analog part as noise. Can also be applied to.

尚、上述の説明では、面順次式方式の撮像装置について
説明してあるが、白色光のもとでカラーフィルタを有す
る固体撮像素子でカラー撮像を行い、このカラー撮像信
号に対する信号処理する同時式の撮像装置の場合にも同
様に適用できる。In the above description, the frame-sequential imaging device has been described. However, a simultaneous imaging system that performs color imaging with a solid-state imaging device having a color filter under white light and performs signal processing on this color imaging signal The same can be applied to the case of the image pickup device.

［発明の効果］ 以上説明したように本発明によれば、患者回路部と信号
入出力部とを別々にシールドしているので、信号入出力
部等から患者回路部の映像信号ラインにノイズが混入す
ることを有効に防止でき、画質の劣化を防ぐことができ
る。As described above, according to the present invention, since the patient circuit section and the signal input / output section are shielded separately, noise may be generated from the signal input / output section to the video signal line of the patient circuit section. Mixing can be effectively prevented, and deterioration of image quality can be prevented.

【図面の簡単な説明】[Brief description of drawings]

第１図ないし第３図は本発明の第１実施例に係り、第１
図は第１実施例のシールド装置部分を示す概略構成図、
第２図はシールドケースの取付け部分を示す説明図、第
３図は第１実施例を備えた内視鏡撮像装置の構成図、第
４図は本発明の第２実施例の構成を示す概略構成図、第
５図は本発明の第３実施例の構成を示す概略構成図、第
６図は本発明の第４実施例の構成を示す概略構成図、第
７図は本発明の第５実施例の構成を示す概略構成図、第
８図は本発明の第６実施例の構成を示す概略構成図、第
９図は本発明の第７実施例の構成を示す概略構成図、第
10図は本発明の第８実施例の構成を示す概略構成図、第
11図は従来の撮像装置の構成図、第12図及び第13図は他
の従来例における光源装置を示す断面図である。 51……内視鏡撮像装置、52……電子スコープ 53……光源ユニット 54……ビデオプロセッサ 55……モニタ、67……固体撮像素子 80……フォトカプラ、83……高周波トランス 104……患者回路部 105,107……シールドケース 106……信号入出力部、112……親基板 113……コネクタ 114,115,116,117,118……子基板1 to 3 relate to a first embodiment of the present invention.
FIG. 1 is a schematic configuration diagram showing a shield device portion of the first embodiment,
FIG. 2 is an explanatory view showing a mounting portion of the shield case, FIG. 3 is a configuration diagram of an endoscope image pickup apparatus having the first embodiment, and FIG. 4 is a schematic diagram showing a configuration of the second embodiment of the present invention. Configuration diagram, FIG. 5 is a schematic configuration diagram showing a configuration of a third embodiment of the present invention, FIG. 6 is a schematic configuration diagram showing a configuration of a fourth embodiment of the present invention, and FIG. 7 is a fifth configuration of the present invention. FIG. 8 is a schematic configuration diagram showing a configuration of an embodiment, FIG. 8 is a schematic configuration diagram showing a configuration of a sixth embodiment of the present invention, and FIG. 9 is a schematic configuration diagram showing a configuration of a seventh embodiment of the present invention.
FIG. 10 is a schematic configuration diagram showing the configuration of an eighth embodiment of the present invention,
FIG. 11 is a configuration diagram of a conventional image pickup device, and FIGS. 12 and 13 are sectional views showing a light source device in another conventional example. 51 …… Endoscope imaging device, 52 …… Electronic scope 53 …… Light source unit 54 …… Video processor 55 …… Monitor, 67 …… Solid-state imaging device 80 …… Photo coupler, 83 …… High frequency transformer 104 …… Patient Circuit part 105,107 …… Shield case 106 …… Signal input / output part, 112 …… Parent board 113 …… Connector 114,115,116,117,118 …… Child board

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 長谷川 潤 東京都渋谷区幡ケ谷２丁目43番２号 オリ ンパス光学工業株式会社内 (72)発明者 佐々木 雅彦 東京都渋谷区幡ケ谷２丁目43番２号 オリ ンパス光学工業株式会社内 (72)発明者 菅野 正秀 東京都渋谷区幡ケ谷２丁目43番２号 オリ ンパス光学工業株式会社内 (72)発明者 笹川 克義 東京都渋谷区幡ケ谷２丁目43番２号 オリ ンパス光学工業株式会社内 (72)発明者 山下 真司 東京都渋谷区幡ケ谷２丁目43番２号 オリ ンパス光学工業株式会社内 (72)発明者 中川 雄大 東京都渋谷区幡ケ谷２丁目43番２号 オリ ンパス光学工業株式会社内 ─────────────────────────────────────────────────── ─── Continuation of the front page (72) Inventor Jun Hasegawa 2-43-2 Hatagaya, Shibuya-ku, Tokyo Inside Olympus Optical Co., Ltd. (72) Masahiko Sasaki 2-43-2 Hatagaya, Shibuya-ku, Tokyo Olympus Optical Co., Ltd. (72) Inventor Masahide Kanno 2-43-2 Hatagaya, Shibuya-ku, Tokyo Olympus Optical Co., Ltd. (72) Inventor Katsuyoshi Sasakawa 2-43-2 Hatagaya, Shibuya-ku, Tokyo Olympus Optical Co., Ltd. (72) Inventor Shinji Yamashita 2-43-2 Hatagaya, Shibuya-ku, Tokyo Olympus Optical Co., Ltd. (72) Inventor Yudai Nakagawa 2-43-2 Hatagaya, Shibuya-ku, Tokyo Olympus Optical Co., Ltd.

Claims (1)

【特許請求の範囲】[Claims] 【請求項１】生体内で使用可能な内視鏡と電気的に接続
される患者回路部と、この患者回路部とをアイソレーシ
ョン手段を介して接続した信号入出力部とを有する内視
鏡撮像装置において、 前記患者回路部と前記信号入出力部とを別々にシールド
するシールド手段を設けたことを特徴とする内視鏡撮像
装置のシールド装置。1. An endoscope having a patient circuit section electrically connected to an endoscope usable in a living body, and a signal input / output section connecting the patient circuit section through an isolation means. In the imaging apparatus, a shield device for separately shielding the patient circuit section and the signal input / output section is provided, and the shield apparatus for the endoscope imaging apparatus is provided.