JPS63286130A - Image pickup apparatus of endoscope - Google Patents
Image pickup apparatus of endoscopeInfo
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- Instruments For Viewing The Inside Of Hollow Bodies (AREA)
- Endoscopes (AREA)
Abstract
Description
【発明の詳細な説明】
［産業上の利用分野］
本発明は周波数特性を改善する手段を設けた内視鏡撮像
装置に関する。DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION [Field of Industrial Application] The present invention relates to an endoscopic imaging device provided with means for improving frequency characteristics.
［従来の技術］
近年、細長の挿入部を挿入することによって、挿入部先
端側に設けた観察手段を用いて切開を必要とすることな
く生体内を観察したり、必要に応じ処置具を用いて治療
処置のできる内視鏡が広く用いられるようになった。[Prior Art] In recent years, by inserting an elongated insertion section, it is possible to observe the inside of a living body without requiring an incision using an observation means provided at the distal end of the insertion section, and to use treatment tools as necessary. Endoscopes, which can perform therapeutic procedures, have become widely used.
また最近、ファイババンドルによるイメージガイドを用
いることなく対物レンズにより固体撮像素子の撮像面に
光学像を結び、光電変換した映像信号を信号ケーブルに
て信号処理手段に導くようにした電子式の内視鏡（以下
電子内視鏡又は電子スコープと記す。）が実用化される
状況にある。Recently, electronic endoscopic vision systems have been developed in which an optical image is formed on the imaging surface of a solid-state image sensor using an objective lens without using an image guide using a fiber bundle, and the photoelectrically converted video signal is guided to a signal processing means using a signal cable. Mirrors (hereinafter referred to as electronic endoscopes or electronic scopes) are on the verge of being put into practical use.
上記固体撮像素子（以下ＳＩＤと記す。）の出力信号を
伝送する伝送系としての信号ケーブルは、一般に第１１
図に示すような整合がとられる。The signal cable as a transmission system that transmits the output signal of the solid-state image sensor (hereinafter referred to as SID) is generally the 11th
The alignment shown in the figure is achieved.
ＳＩ［）としての電荷結合素子（ＣＯＤと記す。〉の出
力は、抵抗１を介してエミッタフォロワを形成するトラ
ンジスタ２のベースに印加される。このトランジスタ２
のコレクタは電源端ＶＣに接続され、そのエミッタは小
さい抵抗値の抵抗３を介して接地されると共に、抵抗ｒ
を介して伝送用同軸ケーブル４の一方の端部に接続され
る。The output of a charge-coupled device (denoted as COD) as SI[) is applied via a resistor 1 to the base of a transistor 2 forming an emitter follower.
Its collector is connected to the power supply end VC, and its emitter is grounded via a resistor 3 with a small resistance value, and a resistor r
It is connected to one end of the transmission coaxial cable 4 via.
上記抵抗ｒ（その抵抗値がｒである）は、同軸ケーブル
４の特性インピーダンスｒと等しい値のものを用いてマ
ツチングさせである。つまり、送り出し側はその出力イ
ンピーダンスを十分低く、つまりローインピーダンスに
して、同軸ケーブル４゛の特性インピーダンスｒと等し
い抵抗ｒを介して同軸ケーブル４と接続して、マツチン
グさせている。The resistor r (its resistance value is r) is matched by using one having a value equal to the characteristic impedance r of the coaxial cable 4. That is, the output impedance of the sending side is made sufficiently low, that is, low impedance, and is connected to the coaxial cable 4 through a resistance r equal to the characteristic impedance r of the coaxial cable 4' for matching.
またこの同軸ケーブル４の出力側端部は、この同軸ケー
ブル４と等しいインピーダンスｒの抵抗ｒを介して接地
すると共に、入力インピーダンスが高い、つまりハイイ
ンピーダンスのプリアンプ等の入力端と接続して、受は
側においてもマツチングさせている。The output side end of this coaxial cable 4 is grounded via a resistor r with an impedance r equal to that of this coaxial cable 4, and is connected to the input end of a high impedance preamplifier or the like to receive the signal. The sides are also matched.
ところで、電子内視鏡のように体腔内等に挿入される細
長の挿入部を有し、この挿入部の先端にＣＯＤ等のＳＩ
Ｄと、増幅用アンプ等のデバイスを内蔵する場合、先端
部をできるだけ細径にすることが、挿入の際における患
者に与える苦痛を軽減できるし、また細い挿入経路内に
も挿入して診断できるという利点がある。By the way, like an electronic endoscope, it has an elongated insertion section that is inserted into a body cavity, etc., and an SI such as COD is attached to the tip of this insertion section.
When incorporating devices such as D and an amplifier for amplification, making the tip part as thin as possible can reduce the pain caused to the patient during insertion, and it can also be inserted into narrow insertion paths for diagnosis. There is an advantage.
このため、電子内視鏡においては、第１２図に示すよう
に送り出し側では抵抗ｒを省いて、電流増幅用トランジ
スタ２のエミッタを直接同軸ケーブル４の端部に接続し
た従来例がある。For this reason, in electronic endoscopes, there is a conventional example in which the resistor r is omitted on the sending side and the emitter of the current amplifying transistor 2 is directly connected to the end of the coaxial cable 4, as shown in FIG.
この従来例では同軸ケーブル４の終端は、トランジスタ
２のエミッタ抵抗ｒ１を介して接地し、且つ抵抗ｒ１と
並列となり、コンデンサＣ及び抵抗ｒ２の直列回路とを
介して接地すると共に、入力インピーダンスが７のプリ
アンプ６の入力端に接続して、これら抵抗ｒ１、コンデ
ンサＣ及び抵抗ｒ２、プリアンプ６の入力インピーダン
スＺとの並列接続による合成インピーダンスが同軸ケー
ブル４の特性インピーダンスに等しくなるように整合が
とられていた。In this conventional example, the terminal end of the coaxial cable 4 is grounded via the emitter resistor r1 of the transistor 2, is connected in parallel with the resistor r1, is grounded via a series circuit of the capacitor C and the resistor r2, and has an input impedance of 7. The coaxial cable 4 is connected to the input terminal of the preamplifier 6, and matched so that the composite impedance of the resistor r1, capacitor C, resistor r2, and parallel connection with the input impedance Z of the preamplifier 6 is equal to the characteristic impedance of the coaxial cable 4. was.
［発明が解決しようとする問題点］
上記第１２図に示す従来例では、第１１図に示すものＪ
：りは挿入部先端側部分での部品点数を削減でき、小型
化できるため電子内視鏡に適するものであるが、同軸ケ
ーブル４の送り出し側の抵抗が設けてないため、マツチ
ングが十分でなくなり、ＣＣＤ７から画素信号を読出す
のに用いるＣＯＤ駆動クロックを、ＣＣＤ７に印加する
ＣＣＤクロック周波数ｆｏに反射が生じる。このため第
１３図に示すように上記クロック周波数ｆＯにおいてケ
ーブルの周波数特性及び群遅延特性にピークを生じてし
まい、周波数に対し、フラットな特性を得ることができ
なくなり、被写体を忠実に再生できなくなるという欠点
があった。[Problems to be Solved by the Invention] In the conventional example shown in FIG. 12 above, the problem J shown in FIG.
:This is suitable for electronic endoscopes because it can reduce the number of parts on the distal end side of the insertion tube and can be made smaller, but since there is no resistance on the sending side of the coaxial cable 4, matching is not sufficient. , a reflection occurs in the CCD clock frequency fo that applies the COD drive clock used to read out pixel signals from the CCD 7 to the CCD 7. For this reason, as shown in Fig. 13, a peak occurs in the frequency characteristics and group delay characteristics of the cable at the above clock frequency fO, making it impossible to obtain flat characteristics with respect to frequency, making it impossible to faithfully reproduce the subject. There was a drawback.
本発明は上述した点にかんがみてなされたもので伝送ケ
ーブルに対し、周波数特性及び群遅延特性にピークが生
じることなく、フラットな特性にすることができる内視
鏡撮像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-mentioned points, and an object of the present invention is to provide an endoscope imaging device that can make frequency characteristics and group delay characteristics of a transmission cable flat without peaks. shall be.
［問題点を解決する手段及び作用コ
本発明では固体撮像素子からの出力信号を同軸ケーブル
によって、この同軸ケーブルの終端側に設けた信号処理
系に伝送する場合、この同軸ケーブルの終端に駆動クロ
ック周波数でインピーダンスが低くなる直列的共振回路
を設けるマツチング手段を形成することによって、周波
数特性及び群遅延特性にピークが生じるのを防止し、フ
ラットな周波数特性及び群遅延特性を得られるようにし
ている。[Means and effects for solving the problem] In the present invention, when an output signal from a solid-state image sensor is transmitted via a coaxial cable to a signal processing system provided at the terminal end of the coaxial cable, a drive clock is provided at the terminal end of the coaxial cable. By forming a matching means that includes a series resonant circuit whose impedance decreases with frequency, it is possible to prevent peaks from occurring in the frequency characteristics and group delay characteristics, and to obtain flat frequency characteristics and group delay characteristics. .
［実施例］ 以下、図面を参照して本発明を具体的に説明する。[Example] Hereinafter, the present invention will be specifically described with reference to the drawings.
第１図ないし第５図は本発明の第１実施例に係り、第１
図は第１実施例の主要部の構成を示し、第２図は第１実
施例の全体の構成を示し、第３図は直列回路の合成イン
ピーダンスを示し、第４図は直列回路を設けた場合にお
ける同軸ケーブルの終端部での合成インピーダンスを示
し、第５図は終端回路を設けた場合における伝送系の周
波数特性及び群遅延特性を示す。FIGS. 1 to 5 relate to the first embodiment of the present invention.
The figure shows the configuration of the main parts of the first embodiment, Figure 2 shows the overall configuration of the first embodiment, Figure 3 shows the combined impedance of the series circuit, and Figure 4 shows the configuration of the series circuit. FIG. 5 shows the frequency characteristics and group delay characteristics of the transmission system when a termination circuit is provided.
第１実施例の内視ｍ撮像装置１１は第２図に示すように
細長の挿入部１２を有する電子内視鏡（電子スコープと
も記す。）１３と、この電子スコープ１３から延出され
たユニバーサルコード１４の端部を接続可能とし、光源
部１５及び信号処理部１６を収納したカメラコントロー
ルユニット（又はビデオプロセッサユニット）１７と、
このカメラコントロールユニット（以下ＣＣＵと記ず。As shown in FIG. 2, the endoscopic imaging device 11 of the first embodiment includes an electronic endoscope (also referred to as an electronic scope) 13 having an elongated insertion section 12, and a universal A camera control unit (or video processor unit) 17 that can connect the end of the cord 14 and houses a light source section 15 and a signal processing section 16;
This camera control unit (hereinafter referred to as CCU).
〉１７から出力される映像信号を取込み、カラー表示す
るカラーモニタ１８とから構成される。17, and a color monitor 18 that takes in the video signal output from the monitor 17 and displays it in color.
上記挿入部１２及びユニバーサルコード１４内には照明
光を伝送するためのライトガイド１９が挿通され、この
ライトガ、イド１９の入射端面には光源部１５から照明
光が供給される。この光源部１５は、白色ランプ２１の
白色光をモータ２２で回転駆動される回転フィルタ２３
を通し、コンデンサレンズ２４でライトガイド１９の入
射端面に集光照ｔＪＪする。上記回転フィルタ２３は、
赤、緑。A light guide 19 for transmitting illumination light is inserted into the insertion section 12 and the universal cord 14, and illumination light is supplied from a light source section 15 to the incident end surface of the light guide and the guide 19. This light source section 15 converts white light from a white lamp 21 into a rotary filter 23 which is rotationally driven by a motor 22.
The condenser lens 24 condenses the light onto the incident end surface of the light guide 19 through the condenser lens 24. The rotary filter 23 is
Red-green.
青透過フィルタが設けてあり（図示路）、これら透過フ
ィルタが光路中に順次介装されることになり、赤、緑、
青の照明光で被写体を照明することになる。A blue transmission filter is provided (as shown in the diagram), and these transmission filters are sequentially inserted in the optical path, so that red, green,
The subject will be illuminated with blue illumination light.
上記挿入部１２の先端部には結像光学系としての対物レ
ンズ２５が配設され、この対物レンズ２５の焦点面には
固体撮像素子としての電荷結合素子（ＣＯＤと記す。）
２６が配設されている。このＣ０Ｄ２６は複数本の同軸
ケーブル２７．２７゜・・・、２７を介して、ＣＣＵ１
７内のドライブ回路２８からのＣＯＤドライブ信号が印
加される。このドライブ信号の印加により、ＣＣＤ２６
により光電変換され、電荷として蓄積された信号が出力
される。このＣ０Ｄ２６から出力される信号は、第１図
に示すようにトランジスタ３１のベースに印加され、電
流増幅されてエミッタからこのエミッタに接続され、伝
送系を形成する同軸ケーブル３２を経て終端回路３３に
入力される。An objective lens 25 as an imaging optical system is disposed at the distal end of the insertion section 12, and a charge-coupled device (denoted as COD) as a solid-state image sensor is provided at the focal plane of the objective lens 25.
26 are arranged. This C0D26 is connected to the CCU1 via multiple coaxial cables 27.27°...,27.
A COD drive signal from a drive circuit 28 in 7 is applied. By applying this drive signal, the CCD26
A signal that is photoelectrically converted and accumulated as a charge is output. The signal output from this C0D 26 is applied to the base of a transistor 31 as shown in FIG. is input.
上記終端回路３３により周波数特性及び群遅延特性に対
するマツチングがとられた後、プリアンプ３４で増幅さ
れ、その後映像信号処理回路３５に入力されて複合映像
信号（又は３原色信号）が生成され、カラーモニタ１８
でカラー表示される。After the frequency characteristics and group delay characteristics are matched by the termination circuit 33, the preamplifier 34 amplifies the signal, and the signal is then input to the video signal processing circuit 35 to generate a composite video signal (or three primary color signals), which is then used as a color monitor. 18
is displayed in color.
ところで第１実施例の主要部となる終端回路３３は、第
１図に示すように、同軸ケーブル３２の終端をトランジ
スタ３１のバイアス抵抗Ｒ１で接地すると共に、この終
端はまた抵抗Ｒ１と並列でコンデンサＣ１、コイル（イ
ンダクタンス＞１１、抵抗Ｒ２の直列回路３６を介して
接地している。By the way, the termination circuit 33, which is the main part of the first embodiment, as shown in FIG. C1, a coil (inductance>11, resistor R2) connected to the ground via a series circuit 36.
上記同軸ケーブル３２の終端は、バイアス抵抗Ｒ１と、
コンデンサＣ１，インダクタンスＬ１゜抵抗Ｒ２の直列
回路３６とを介して接地すると共に、プリアンプ３４に
入力される。The terminal end of the coaxial cable 32 is connected to a bias resistor R1,
The signal is grounded via a capacitor C1, a series circuit 36 having an inductance L1 and a resistor R2, and is also input to a preamplifier 34.
上記バイアス抵抗Ｒ１と、コンデンサＣ１，インダクタ
ンスＬ１．抵抗Ｒ２の直列回路３６と、プリアンプ３４
の入力インピーダンスＺ１どのこれら３つの並列接続に
よる合成インピーダンスによって、同軸ケーブル３２と
マツチングを取る様にしている。The bias resistor R1, the capacitor C1, the inductance L1. Series circuit 36 of resistor R2 and preamplifier 34
The input impedance Z1 is matched with the coaxial cable 32 by the combined impedance of these three parallel connections.
例えば第１図において、インダクタンスＬ１がない場合
には第１３図に示すようにＣＯＤ駆動信号のクロック周
波数ｆＯにおいて反射が生じるためにピークを持つ。つ
まり、この時の終端のインピーダンスは周波数に対して
第４図の点線で示すようにＣＯＤ駆動信号のクロック周
波数ｆｏでピークを生じる。For example, in FIG. 1, if there is no inductance L1, there is a peak due to reflection occurring at the clock frequency fO of the COD drive signal, as shown in FIG. That is, the impedance at the terminal at this time has a peak at the clock frequency fo of the COD drive signal, as shown by the dotted line in FIG. 4 with respect to frequency.
このピークが生じないように第１実施例ではさらにイン
ダクタンスＬ１を、コンデンサＣ１と直列に介装して、
このコンデンサＣ１、インダクタンスＬ１、抵抗Ｒ２に
よる直列回路３６を形成しである。しかして、コンデン
サＣ１とインダクタンスＬ１とをクロック周波数ｆＯで
直列共振させて、第３図に示すようにインピーダンスを
下げると共に、必要以上にインピーダンスが小さくなる
のを抵抗Ｒ２で防止して第４図における点線で示すイン
ピーダンスのピーク部分を補正し、同図の実線で示すよ
うに周波数に対しほぼ一定のインピーダンスとなるよう
にマツチングさせている。このようにして第５図に示す
ようにこの第１実施例における終端回路３３を備えた場
合における同軸ケーブル３２の伝送系における周波数特
性及び群遅延特性は周波数に対しフラットになり周波数
依存しないように改善している。In order to prevent this peak from occurring, in the first embodiment, an inductance L1 is further interposed in series with the capacitor C1.
A series circuit 36 is formed by this capacitor C1, inductance L1, and resistor R2. Therefore, the capacitor C1 and the inductance L1 are made to resonate in series at the clock frequency fO to lower the impedance as shown in FIG. 3, and the resistor R2 prevents the impedance from becoming smaller than necessary. The impedance peak portion shown by the dotted line is corrected, and matching is performed so that the impedance is approximately constant with respect to frequency, as shown by the solid line in the figure. In this way, as shown in FIG. 5, the frequency characteristics and group delay characteristics of the transmission system of the coaxial cable 32 when equipped with the termination circuit 33 in the first embodiment are flat with respect to frequency and are not frequency dependent. It's improving.
尚、終端回路３３におけるコンデンサＣ１とインダクタ
ンスＬ１の値はコンデンサＣ１とインダクタンスＬ１の
共振周波数がＣ０Ｄ２６のクロック周波数ｆｏとなるよ
うに設定する。Note that the values of the capacitor C1 and the inductance L1 in the termination circuit 33 are set so that the resonance frequency of the capacitor C1 and the inductance L1 becomes the clock frequency fo of the C0D26.
すなわち、Ｃ０Ｄ２６の駆動信号のクロック周波数ｆＯ
の場合での終端回路の合成インピーダンスはＲ１／／Ｒ
２／／Ｚ ｉとなる。ここで／／は並列接続で合成する
ことを示す。尚、直列回路３６の合成インピーダンスＺ
Ｔは
となり、周波数ｆがｆｏの時にはＸＬ ＝ＸＣとなるよ
うに設定しであるので、ＺＴ＝Ｒ２となる。That is, the clock frequency fO of the drive signal of C0D26
The combined impedance of the termination circuit in this case is R1//R
2//Z i. Here, // indicates synthesis by parallel connection. In addition, the composite impedance Z of the series circuit 36
Since T is set so that XL=XC when the frequency f is fo, ZT=R2.
ここで、ＸＬはコイルの誘導リアクタンスであり、ＸＣ
はコンデンサの容量リアクタンスである。Here, XL is the inductive reactance of the coil, and XC
is the capacitive reactance of the capacitor.
このようにして同軸ケーブル３２の終端部にコンデンサ
Ｃ１、インダクタンスＬ１及び抵抗Ｒ２による直列回路
３６を設けることにより、同軸ケーブル３２を用いた場
合における周波数特性及び群遅延特性をフラットにする
ことができ、撮像した被写体を周波数成分に依存するこ
となく忠実に再生できる。By providing the series circuit 36 including the capacitor C1, inductance L1, and resistor R2 at the end of the coaxial cable 32 in this way, the frequency characteristics and group delay characteristics when using the coaxial cable 32 can be flattened. Captured objects can be faithfully reproduced without depending on frequency components.
第６図）ま本発明の第２実施例の主要部を示す。FIG. 6) shows the main parts of a second embodiment of the present invention.
この第２実施例では終端回路４１を、抵抗Ｒ１と並列の
直列回路４２として、上記第１実施例における抵抗Ｒ２
を有しないコンデンサＣ２とコイル（そのインダクタン
スを兼ねてＬ２で記ず。）を用いている。In this second embodiment, the termination circuit 41 is a series circuit 42 in parallel with the resistor R1, and the resistor R2 in the first embodiment is
A capacitor C2 and a coil (noted by L2, which also serves as its inductance) are used.
上記コンデンサＣ２とコイルＬ２の直列共振周波数ｆＲ
は、第７図に示すようにクロック周波数ｆＯよりも高い
値に設定してあり、クロック周波数ｆＯより低い方から
このクロック周波数ｆＯに近づ（につれ、この直列回路
４２により、従来例における伝送系のインピーダンスに
ピークが生じる（第７図の点線で示す）のを補償するよ
うに設定し、第８図に示すようにクロック周波数ｆＯに
至るまでフラットなインピーダンスになるようにマツチ
ングさせている。尚、このクロック周波数ｆＯより高い
周波数ではマツチングしてないが、読み出される信号帯
域はＱ−ｆｏの周波数帯であるため殆んど問題にならな
い。Series resonance frequency fR of the above capacitor C2 and coil L2
As shown in FIG. 7, is set to a value higher than the clock frequency fO, and approaches this clock frequency fO from lower than the clock frequency fO. The setting is made to compensate for the occurrence of a peak in the impedance (as shown by the dotted line in Fig. 7), and the matching is made so that the impedance becomes flat up to the clock frequency fO as shown in Fig. 8. , matching is not achieved at frequencies higher than this clock frequency fO, but since the signal band to be read out is the frequency band of Q-fo, this hardly causes any problem.
尚、上記第２実施例では、コンデンサＣ２とコイルＬ２
との直列回路４２を用いたが、第９図に示寸ようにさら
に抵抗Ｒ３を直列にした直列回路５１にした終端回路５
２にしてこの直列回路５１の合成インピーダンスを第１
０図に示寸ように設定して少くともクロック周波数ｆＯ
までマツチングさせるようにしても良い。In addition, in the second embodiment, the capacitor C2 and the coil L2
The termination circuit 5 is a series circuit 51 in which a resistor R3 is further connected in series as shown in FIG.
2 and the combined impedance of this series circuit 51 is
Set as shown in figure 0 and set at least the clock frequency fO.
It may also be possible to match up to.
尚、クロック周波数より低い周波数において、凸部とか
凹部がある場合には、第１実施例とか並列共振回路的な
ものを設けて補償することができる。Incidentally, if there is a convex portion or a concave portion at a frequency lower than the clock frequency, it can be compensated for by providing something like the first embodiment or a parallel resonant circuit.
［発明の効果］
以上述べたように本発明によれば、同軸ケーブルの終端
側に、共振回路を設けて、所定帯域の周波数に対し、イ
ンピーダンスがフラットにあるようにしているので固体
撮像素子から出力される信号を歪みなく伝送できる。[Effects of the Invention] As described above, according to the present invention, a resonant circuit is provided at the terminal end of the coaxial cable so that the impedance is flat for frequencies in a predetermined band, so that it is possible to The output signal can be transmitted without distortion.
第１図ないし第５図は本発明の第１実施例に係り、第１
図は第１実施例の主要部を示す回路図、第２図は第１実
施例の全体を示す構成図、第３図は直列回路の合成イン
ピーダンスを示す特性図、第４図は第１実施例において
、周波数に対する伝送系のインピーダンスを示す特性図
、第５図は第１実施例における伝送系の周波数特性及び
群遅延特性を示す特性図、第６図は本発明の第２実施例
の主要部を示す回路図、第７図は第２実施例における直
列回路のインピーダンスを示す特性図、第８図は第２実
施例における伝送系のインピーダンスを示す特性図、第
９図は本発明の第３実施例の主要部を示す回路図、第１
０図は本発明の第３実施例における直列回路の合成イン
ピーダンスを示す特性図、第１１図は従来例における主
要部の構成図、第１２図は他の従来例における主要部を
示す構成図、第１３図は第１２図における伝送系の特性
図である。
１１・・・内視鏡撮像装置 １３・・・電子スコープ１
５・・・光源部 １６・・・信号処理部１７・
・・ＣＣＵ １８・・・カラーモニタ２６・
・・ＣＣＤ ３１・・・トランジスタ３２・
・・同軸ケーブル ３３・・・終端回路３４・・・プ
リアンプ ３６・・・直列回路ｒ−’１℃−’ｈ−
）Ｋ
！・内−ト・へにFIGS. 1 to 5 relate to the first embodiment of the present invention.
Figure 2 is a circuit diagram showing the main parts of the first embodiment, Figure 2 is a configuration diagram showing the entire first embodiment, Figure 3 is a characteristic diagram showing the combined impedance of the series circuit, and Figure 4 is the first embodiment. In the example, a characteristic diagram showing the impedance of the transmission system with respect to frequency, FIG. 5 is a characteristic diagram showing the frequency characteristics and group delay characteristics of the transmission system in the first embodiment, and FIG. 6 is a characteristic diagram showing the main characteristics of the second embodiment of the present invention. 7 is a characteristic diagram showing the impedance of the series circuit in the second embodiment, FIG. 8 is a characteristic diagram showing the impedance of the transmission system in the second embodiment, and FIG. 9 is a characteristic diagram showing the impedance of the series circuit in the second embodiment. Circuit diagram showing main parts of 3rd embodiment, 1st
0 is a characteristic diagram showing the composite impedance of the series circuit in the third embodiment of the present invention, FIG. 11 is a configuration diagram of the main parts in the conventional example, and FIG. 12 is a configuration diagram showing the main parts in another conventional example, FIG. 13 is a characteristic diagram of the transmission system in FIG. 12. 11... Endoscope imaging device 13... Electronic scope 1
5... Light source section 16... Signal processing section 17.
・・CCU 18・・Color monitor 26・
・・CCD 31・・Transistor 32・
... Coaxial cable 33 ... Termination circuit 34 ... Preamplifier 36 ... Series circuit r-'1℃-'h-
)K!・Inside・Heni
Claims (1)
、同軸ケーブルを介してこの同軸ケーブルの終端に接続
された信号処理回路側に伝送する内視鏡撮像装置におい
て、 前記同軸ケーブルの終端に共振回路を有する整合手段を
形成したことを特徴とする内視鏡撮像装置。[Scope of Claims] An endoscope imaging device that transmits an output signal of a solid-state imaging device through a current amplification amplifier and then to a signal processing circuit connected to the terminal end of the coaxial cable via a coaxial cable, An endoscope imaging device characterized in that a matching means having a resonant circuit is formed at an end of the coaxial cable.
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP62121752A JP2565903B2 (en) | 1987-05-19 | 1987-05-19 | Endoscopic imaging device |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP62121752A JP2565903B2 (en) | 1987-05-19 | 1987-05-19 | Endoscopic imaging device |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS63286130A true JPS63286130A (en) | 1988-11-22 |
| JP2565903B2 JP2565903B2 (en) | 1996-12-18 |
Family
ID=14819010
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP62121752A Expired - Lifetime JP2565903B2 (en) | 1987-05-19 | 1987-05-19 | Endoscopic imaging device |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP2565903B2 (en) |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPH0424018A (en) * | 1990-05-21 | 1992-01-28 | Fuji Photo Optical Co Ltd | Electronic endoscope |
Citations (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS61254918A (en) * | 1985-05-07 | 1986-11-12 | Asahi Optical Co Ltd | Endoscope incorporating solid-state image pickup element |
| JPS6254215A (en) * | 1985-05-02 | 1987-03-09 | Olympus Optical Co Ltd | Electronic type endoscope device |
-
1987
- 1987-05-19 JP JP62121752A patent/JP2565903B2/en not_active Expired - Lifetime
Patent Citations (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS6254215A (en) * | 1985-05-02 | 1987-03-09 | Olympus Optical Co Ltd | Electronic type endoscope device |
| JPS61254918A (en) * | 1985-05-07 | 1986-11-12 | Asahi Optical Co Ltd | Endoscope incorporating solid-state image pickup element |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPH0424018A (en) * | 1990-05-21 | 1992-01-28 | Fuji Photo Optical Co Ltd | Electronic endoscope |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JP2565903B2 (en) | 1996-12-18 |
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