JP4184156B2 - Endoscope device - Google Patents

Description

Translated fromJapanese

【０００１】
【発明の属する技術分野】
この発明は、内視鏡装置、特に、２つの対物光学系と１つの固体撮像素子とを備え、各々の対物光学系を介して得た物体の像を前記固体撮像素子上の異なる部分に結像させるようにした内視鏡装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
近年、内視鏡において病変等の精密診断を行うため、通常の観察に加えて拡大観察を行い得るようにすることが要求されている。このような要求を満たすため、ズーム機構を備えた内視鏡装置（例えば、特許文献１参照）、あるいは、先端に倍率の異なる２つの対物光学系を配置し、各々の対物光学系により結像された像を各々の対物光学系に対応する固体撮像素子上に結像させ、拡大観察と通常観察の２つの画像を同時に観察できる内視鏡装置が提案されている（例えば、特許文献２参照）。
【０００３】
これらの技術においては、ズーム機構を備えた内視鏡装置の場合、可動部が必要となることで構造が複雑となり、先端硬質部が長くなるとともに挿入部径が大きくなるため、製造コストが増加する。また、固体撮像素子を２つ備えた内視鏡装置の場合、固体撮像素子の占有する空間が大きくなることで、ズーム機構を備えた内視鏡装置と同様に製造コストが増加する。そこで、構造をより簡略化しあるいは固体撮像素子の占有空間を縮小して製造コストを削減する内視鏡装置として、先端部を倍率の異なる２つの対物光学系と１つの固体撮像素子とを備え、各々の対物光学系により結像された像を１つの固体撮像素子上の各々の異なる領域に結像させ、倍率の異なる像を同時に観察可能な内視鏡装置が提案されている（例えば、特許文献３参照）。
【０００４】
内視鏡装置の先端に設けられた倍率の異なる２つの対物光学系について、例えば体腔内を観察する場合、高倍率を有する第１の対物光学系は、内視鏡装置の先端を体腔内に挿入してその体腔内の拡大観察を行うために必要な拡大倍率を有している。一方、低倍率を有する第２の対物光学系は、内視鏡装置の先端を体腔内に挿入する際のガイド用あるいは体腔内の拡大観察を行いたい部位に第１の対物光学系の視野範囲を導くためのオリエンテーション用の役割を負うように、広い視野角を有している。
また、高倍率を有する第１の対物光学系の被写界深度は、対象物を見失うことなく、その観察窓の先端と観察対象の距離によってピントが合うように、低倍率を有する第２の対物光学系の被写界深度と少なくとも一部が重なるようになっている。
【０００５】
また、近年の医療分野では、例えば早期癌の検査等において、所謂通常の可視光すなわち白色光下での観察だけではなく、発見率向上のため正常組織と癌組織による自家蛍光の差異を観察する方法、インドシアニングリーン（ＩＣＧ）という薬剤を造影剤として注入し、ＩＣＧの吸収帯域の赤外光により観察を行う方法、あるいは特定の波長領域の光のみを照射することで白色光では得られない画像情報から観察や診断を行う方法等、特殊光を用いた観察が内視鏡装置によって行われている。
【０００６】
このＩＣＧを用いて赤外光による観察を行う方法の具体例としては、センチネルリンパ節の観察がある。センチネルリンパ節は、腫瘍から最初にリンパ流を受けるリンパ節であり、ここに最初の微小転移が生ずると言われている。つまり、センチネルリンパ節を調べれば、その症例のリンパ節転移状況を把握できる。したがって、センチネルリンパ節の同定を内視鏡装置によって行うことは、医学的に重要と言える。
【０００７】
【特許文献１】
特開平１１−３１６３３９号公報（第１２−１３頁、第１図）
【特許文献２】
特開平１−１９７７１６号公報（第２−３頁、第１図）
【特許文献３】
特開平９−１２２０６８号公報（第２−３頁、第１図）
【０００８】
【発明が解決しようとする課題】
ところで、上記従来の内視鏡装置において、高倍率を有する第１の対物光学系は、体腔内等の拡大観察に用いられており、高倍率になるほど被写界深度が浅くなるため、観察窓と被写体までの距離が僅かでもずれると観察像がいわゆるピンボケになってしまうという問題があった。したがって、必要な拡大倍率を確保しつつ被写界深度をなるべく広く取る必要があり、そのためには、第１の対物光学系の開口比Ｆｍをなるべく大きくする必要がある。ただし、第１の対物光学系の開口比Ｆｍを大きくしすぎると、光の回折の影響で解像力が劣化してしまう。
【０００９】
また、低倍率を有する第２の対物光学系は、内視鏡先端を体腔内に挿入する際のガイド用、高倍率を有する第１の対物光学系の視野範囲を導くためのオリエンテーション用、といった役割を負うように、体腔内を観察できる十分な明るさを有している。
しかしながら、２つの対物光学系の明るさの違いが大きいと、例えば第１の対物光学系による像に対して最適な明るさ調整がなされた際、第２の対物光学系の観察像がハレーションを起こし、あるいは暗くて観察しづらくなってしまうという問題があった。
【００１０】
また、このような先端に倍率の異なる２つの対物光学系と１つの固体撮像素子を備えた内視鏡装置では、２つの対物光学系が平行に並ぶように配置されるため、光軸が平行であると、２つの対物光学系それぞれの視野中心には若干のずれが生じてしまうという問題があった。
すなわち、被写体の拡大観察のため、第１の対物光学系の先端と被写体とを近づけると、２つの対物光学系それぞれの視野中心のずれも拡大されてしまう。したがって、第２の対物光学系によって映し出された画面を見ながら、第１の対物光学系によって拡大観察したい部位を視野中心に導いても、その部位が第１の対物光学系によって実際に拡大されて見える部位に一致しない。
そこで、上記問題点を解決するために、対物光学系に備えられた対物レンズの光軸を傾けて視野中心を合わせようとした場合、対物レンズを保持する枠の構造が複雑となってしまうため、組立作業の難易度が増し、製造コストが上がってしまう。
【００１１】
また、特殊光観察用の内視鏡装置においては、特殊光観察により発見された病変部や処置を行いたい部位に対して白色光に切り替えて観察を行う場合、その内視鏡装置を一度体内から取り出し、通常観察用の内視鏡装置を再度挿入したり、光源やカメラコントロールユニットを特殊光観察用のものから通常光観察用のものに切り替えたりする操作が必要となる。また、特殊光観察と拡大観察とを組み合わせて行う場合においても、特殊光により拡大観察して発見した病変部や処置を行いたい部位に対して位置確認や処置のため白色光に切り替えて観察を行う場合、一旦スコープを体内から取りだし、通常観察用のスコープを挿入し直して観察部位を再度探す操作あるいは光源やカメラコントロールユニットを通常光観察用のものに切り替える操作に加えて、スコープ先端を観察部位より遠ざけ視野範囲を広く取る操作が必要となる。この方法では、倍率の大きな変化は望めない。
【００１２】
本発明は、上記のような問題点に鑑み、高倍率と低倍率との明るさのバランスが取れていて、２つの画像の視野中心のずれがなく、煩雑な操作をすることなく拡大観察あるいは特殊光観察と通常観察とを同時に行うことが可能な内視鏡装置を提供することを目的とする。
【００１３】
【課題を解決するための手段】
この発明は、上記課題を解決するため、以下の手段を採用する。
請求項１に係る発明は、第１の対物光学系及び前記第１の対物光学系より低倍率である第２の対物光学系からなる２つの対物光学系と、１つの固体撮像素子とを備え、前記第１の対物光学系あるいは前記第２の対物光学系の前方にある被写体を前記第１の対物光学系あるいは前記第２の対物光学系を介して前記固体撮像素子の各々異なる領域に結像して、前記第１の対物光学系の視野範囲が前記第２の対物光学系の視野範囲内に含まれ若しくはそれらの視野範囲が重なっている内視鏡装置であって、前記固体撮像素子上における前記第１の対物光学系の結像の大きさが、前記固体撮像素子上における前記第２の対物光学系の結像の大きさの２倍以上５倍未満の条件を満たすことを特徴とする。
【００１４】
この発明によれば、固体撮像素子上における第１の対物光学系の結像の大きさが、固体撮像素子上における第２の対物光学系の結像の大きさの２倍以上の条件を満たすことにより、例えば内視鏡装置によって体腔内を撮像する場合、内視鏡の先端を体腔内に挿入する際のガイド用として、あるいは拡大観察を行いたい体腔内の部位に第１の対物光学系の視野範囲を導くためのオリエンテーション用として第２の対物光学系を用い、その第２の対物光学系の拡大観察用として第１の対物光学系を用いるのに適当な倍率となる。
また、固体撮像素子上における第１の対物光学系の結像の大きさが、固体撮像素子上における第２の対物光学系の結像の大きさの５倍未満の条件を満たすことにより、第１の対物光学系の被写界深度が狭くなることが回避され、第１の対物光学系の実用上必要な被写界深度が得られることとなる。
【００１５】
請求項２に係る発明は、請求項１記載の内視鏡装置において、前記固体撮像素子がモノクロの場合、前記固体撮像素子の画素ピッチＰ（μｍ）、波長λ（μｍ）、前記第１の対物光学系の開口比Ｆｍとすると、１×Ｐ＜１．２２×λ×Ｆｍ＜２．２×Ｐの条件を満たすことを特徴とする。
【００１６】
請求項３に係る発明は、請求項１記載の内視鏡装置において、前記固体撮像素子がカラーの場合、前記固体撮像素子の画素ピッチＰ（μｍ）、波長λ（μｍ）、前記第１の対物光学系の開口比Ｆｍとすると、１．５×Ｐ＜１．２２×λ×Ｆｍ＜３．３×Ｐの条件を満たすことを特徴とする。
【００１７】
一般に、固体撮像素子で２つの点像を識別するためには、少なくとも、点像の距離に対して、モノクロの固体撮像素子で２画素、カラーの固体撮像素子では３画素が必要である。一方、レンズによる結像の際、回折の影響を受けるため、光学系に収差がなくても、接近した２つの点像を別々の像として識別できる距離には限界がある。Ｒａｙｌｅｉｇｈの分解能の式によると、２つの点像が接近した時、別々の像として識別できる限界の距離は、波長λ（＝０．５８８（μｍ））、第１の対物光学系の開口比Ｆｍとすると、１．２２×λ×Ｆｍで表される。したがって、２つの点像を識別するために必要な画素数分の距離よりも、１．２２×λ×Ｆｍの値が大きくなると、固体撮像素子の画素数を生かせず、被写体の細部がぼけたように見えてしまう。実際には、対物レンズの収差の影響等を考慮すると、２つの点像を識別するために必要な画素数は、モノクロの固体撮像素子では２．２画素分、カラーの固体撮像素子では３．３画素分とするのが適当である。したがって、これらの発明によれば、固体撮像素子の画素ピッチＰ（μｍ）とすると、１．２２×λ×Ｆｍの値がモノクロの固体撮像素子で２．２×Ｐ以下、カラーの固体撮像素子で３．３×Ｐ以下となることにより、固体撮像素子の画素数を生かして被写体の細部が鮮明に映し出されることとなる。
【００１８】
しかしながら、これらの条件を満たしていても、むやみにＦｍを小さくしすぎてしまうと、第１の対物光学系では被写界深度が非常に狭くなってしまい、観察窓と被写体までの距離が僅かでもずれると観察像がいわゆるピンボケになってしまうため、Ｆｍをある程度大きく設定する必要がある。したがって、１．２２×λ×Ｆｍの値が、モノクロの固体撮像素子で１×Ｐ以上、カラーの固体撮像素子で１．５×Ｐ以上となることにより、観察像のピンボケが回避されることとなる。
【００１９】
請求項４に係る発明は、請求項２または３記載の内視鏡装置において、前記第１の対物光学系の開口比Ｆｍ、前記第２の対物光学系の開口比Ｆｏとすると、１＜Ｆｍ^２／Ｆｏ^２＜２の条件を満たすことを特徴とする。
【００２０】
一般に、電子式の内視鏡装置においては、得られる像の明るさに応じて照明光を自動的に調光し、最適な像の明るさで観察が行えるようになっている。したがって、１つの固体撮像素子上に２つの対物光学系の像がそれぞれ同時に結像する場合、第１及び第２の対物光学系の明るさをそれぞれ１／Ｆｍ^２，１／Ｆｏ^２とし、Ｆｍ^２／Ｆｏ^２＜２、すなわち第２の対物光学系の明るさを第１の対物光学系の明るさの２倍以内に設定することにより、２つの画像に対して同時に最適な明るさが得られるとともに、ハレーションが回避されることとなる。
【００２１】
しかしながら、例えば内視鏡装置によって体腔内を撮像する場合において、内視鏡装置の先端を体腔内の観察したい部位に導く際は、第２の体物光学系の画像を見ながら行うことになるため、このとき、ある程度遠方まで明るく見えないと第２の体物光学系がオリエンテーションとしての役割を果たせない。したがって、１＜Ｆｍ^２／Ｆｏ^２となり、すなわち第２の対物光学系は第１の対物光学系よりも明るく設定されることとなる。
【００２２】
請求項５に係る発明は、請求項１から４のいずれかに記載の内視鏡装置において、前記２つの対物光学系が平行に並んで配置され、前記２つの対物光学系の少なくとも一方の光軸を結像範囲中心からずらして配置して、前記第１の対物光学系の視野中心を被写界深度内において前記第２の対物光学系の視野中心とほぼ一致させることを特徴とする。
【００２３】
この発明によれば、２つの対物光学系が平行に並んで配置され、２つの対物光学系の少なくとも一方の光軸を結像範囲中心からずらして配置して、第１の対物光学系の視野中心を被写界深度内において第２の対物光学系の視野中心とほぼ一致させることにより、第１及び第２の対物光学系の組立作業を行う際、第１及び第２の対物光学系を保持する枠の構造を複雑にすることがないため、容易に組立てられる。
また、第１及び第２の対物光学系の光軸のずらし量に応じて視野方向が傾くため、拡大観察を行いたい部位に第１の対物光学系の画面を導く作業を容易な操作で行えるようになる。
【００２４】
請求項６に係る発明は、請求項１から５のいずれかに記載の内視鏡装置において、前記第１の対物光学系あるいは前記第２の対物光学系の内部あるいは後方には、赤外光観察用の可視光カットフィルタ、狭帯域光観察用のバンドパスフィルタ、もしくは蛍光観察用の励起光カットフィルタが設けられていることを特徴とする。
【００２５】
この発明によれば、従来の体腔内の観察に用いられる内視鏡装置のように、観察中に一旦特殊光観察用の内視鏡装置を体腔内から取り出して、通常光観察用として別の内視鏡装置を再度挿入し、あるいは光源の切替えを行うといった煩雑な操作を行うことなく、赤外光、狭帯域光、あるいは蛍光による特殊光観察により病変部を探しながら、通常光観察で同時に位置確認や処置を行い、あるいは特殊光観察による観察像と通常の白色光による像と対比させて観察することが可能となる。
【００２６】
請求項７に係る発明は、請求項６記載の内視鏡装置において、前記固体撮像素子に近傍に２つの切り通し部を有する視野マスクが配置されていることを特徴とする。
【００２７】
この発明によれば、固体撮像素子に近傍に２つの切り通し部を有する視野マスクを配置したことにより、２つの対物光学系の視野周辺から視野外にかけての領域から固体撮像素子に入射する光線が、それぞれ視野マスクで制限されるので、撮像素子の受光面上で互いの像に対してゴーストフレアなどの悪影響を与えることを防ぐことができる。
【００２８】
【発明の実施の形態】
以下、本発明の実施の形態について、図面を参照して説明する。
図１は、本発明におけるの実施の形態を示す図であって、この発明を適用した内視鏡装置を示す図である。
内視鏡装置は、フレキシブルな挿入部２と硬質の先端部３とを備えた内視鏡１と、この内視鏡１に接続された図示しないテレビモニタとからなり、内視鏡１により形成された物体像をそのテレビモニタに表示して観察できるようになっている。
【００２９】
図２は、先端部３の構成を示す光軸に沿う断面図である。内視鏡１の先端部３の内部には、第１の対物光学系４及び第１の対物光学系４より低倍率である第２の対物光学系５からなり、それら第１の対物光学系４及び第２の対物光学系５が平行に並んで配置された２つの対物光学系と、１つの固体撮像素子としてのＣＣＤ６とが設けられている。
【００３０】
第１の対物光学系４は、肉厚及び曲率半径の異なる複数のレンズ４ａ〜４ｃを備えている。また、第２の対物光学系５は、肉厚及び曲率半径の異なる複数のレンズ５ａ〜５ｃを備えている。また、レンズ４ｂ，４ｃ間には明るさ絞り４’が設けられ、レンズ５ｂ，５ｃ間には明るさ絞り５’が設けられている。
内視鏡１によって撮像された被写体が第１の対物光学系４あるいは第２の対物光学系５を介してＣＣＤ６の各々異なる領域に結像し、第１の対物光学系４の視野範囲が、前記第２の対物光学系の視野範囲内に含まれ、若しくはそれらの視野範囲が重なって、テレビモニタに映し出されるようになっている。このとき、第１の対物光学系４及び第２の対物光学系５のそれぞれの光軸がＣＣＤ６の結像面に対して垂直とされている。
【００３１】
このＣＣＤ６上における第１の対物光学系４の結像の大きさが、ＣＣＤ６上における第２の対物光学系５の結像の大きさの２倍以上５倍未満となっている。
ここで、ＣＣＤ６がモノクロの場合、ＣＣＤ６の画素ピッチＰ（μｍ）、波長λ、第１の対物光学系４の開口比Ｆｍとすると、
１×Ｐ＜１．２２×λ×Ｆｍ＜２．２×Ｐ
とされている。また、ＣＣＤ６がカラーの場合、
１．５×Ｐ＜１．２２×λ×Ｆｍ＜３．３×Ｐ
とされている。さらに、第１の対物光学系４の開口比Ｆｍ、第２の対物光学系５の開口比Ｆｏとすると、
１＜Ｆｍ^２／Ｆｏ^２＜２
とされている。
【００３２】
また、内視鏡１の先端部３の内部には、第１の対物光学系４及び第２の対物光学系５の前方には、カバーガラス９ａ，９ｂがそれぞれ設けられ、第１の対物光学系４及び第２の対物光学系５とＣＣＤ６との間には、カバーガラス１０が設けられている。
また、ＣＣＤ６とカバーガラス１０との間には視野マスク１１が設けられている。この視野マスク１１の形状の一例を図３に示す。第１の対物光学系４及び第２の対物光学系５を通った光は、この視野マスク１１により光束の通る範囲を制限され、図４に示すＣＣＤ６上の結像領域７，８内にそれぞれ結像するようになっている。
【００３３】
図５は、図２と同じ構成の内視鏡１の先端部３の断面図である。この先端部３において、第２の対物光学系５の光軸がＣＣＤ６の結像面に垂直のまま結像範囲中心からずらして配置されており、第１の対物光学系４の視野中心と第２の対物光学系５の視野中心とが被写界深度内においてほぼ一致するようになっている。ここで、図２のように光軸と結像範囲中心が一致している場合の視野の概念図を図６に示す。図６において、（ａ）は第２の対物光学系５の視野の中心を示し、（ｂ）は第１の対物光学系４の視野の中心を示す。
また、図５のように光軸が結像範囲中心からずらして配置された場合の視野の概念図を図７に示す。図７において、（ａ）は第２の対物光学系５の視野の中心を示し、（ｂ）は第１の対物光学系４の視野の中心を示す。
【００３４】
次に、上記の構成からなる内視鏡装置の作用について説明する。
この内視鏡装置を用いて被写体、例えば体腔内を観察する場合、第２の対物光学系５を用いて拡大観察を行いたい体腔内の部位を見つけ出すとともに、同時にほぼ同じ部位を撮像している第１の対物光学系４によって拡大観察を行う。
【００３５】
この場合、ＣＣＤ６上における第１の対物光学系４の結像の大きさが、ＣＣＤ６上における第２の対物光学系５の結像の大きさの２倍以上の条件を満たすことにより、例えば内視鏡装置によって体腔内を撮像する場合、内視鏡１の先端部３を体腔内に挿入する際のガイド用として、あるいは拡大観察を行いたい体腔内の部位に第１の対物光学系の視野範囲を導くためのオリエンテーション用として第２の対物光学系を用い、その第２の対物光学系の拡大観察用として第１の対物光学系を用いるのに適当な倍率となる。
【００３６】
また、ＣＣＤ６上における第１の対物光学系４の結像の大きさが、ＣＣＤ６上における第２の対物光学系５の結像の大きさの５倍未満の条件を満たすことにより、第１の対物光学系４の被写界深度が狭くなることが回避され、第１の対物光学系４の実用上必要な被写界深度が得られることとなる。
【００３７】
また、ＣＣＤ６で２つの点像を識別するためには、少なくとも、点像の距離に対して、モノクロのＣＣＤ６で２画素、カラーのＣＣＤ６では３画素が必要である。一方、第１の対物光学系４及び第２の対物光学系５による結像の際、回折の影響を受けるため、光学系に収差がなくても、接近した２つの点像を別々の像として識別できる距離には限界があり、その距離は、波長λ（＝０．５８８（μｍ））、第１の対物光学系の開口比Ｆｍとすると、１．２２×λ×Ｆｍで表される。
【００３８】
したがって、２つの点像を識別するために必要な画素数分の距離よりも、１．２２×λ×Ｆｍの値が大きくなると、ＣＣＤ６の画素数を生かせず、被写体の細部がぼけたように見えてしまうため、モノクロのＣＣＤ６では２．２画素分、カラーのＣＣＤ６では３．３画素分の画素数が必要である。したがって、ＣＣＤ６の画素ピッチＰ（μｍ）とすると、１．２２×λ×Ｆｍの値がモノクロのＣＣＤ６で２．２×Ｐ以下、カラーのＣＣＤ６で３．３×Ｐ以下となることにより、ＣＣＤ６の画素数を生かして被写体の細部が鮮明に映し出されることとなる。
【００３９】
しかしながら、Ｆｍを小さくしすぎてしまうと、第１の対物光学系４では被写界深度が非常に狭くなってしまい、観察窓と被写体までの距離が僅かでもずれると観察像がいわゆるピンボケになってしまうため、Ｆｍをある程度大きく設定する必要がある。したがって、１．２２×λ×Ｆｍの値が、モノクロのＣＣＤ６で１×Ｐ以上、カラーのＣＣＤ６で１．５×Ｐ以上となることにより、観察像のピンボケが回避されることとなる。
【００４０】
また、電子式の内視鏡装置においては、得られる像の明るさに応じて照明光を自動的に調光し、最適な像の明るさで観察が行えるようになっている。したがって、１つのＣＣＤ６上に第１の対物光学系４及び第２の対物光学系５の像がそれぞれ同時に結像する場合、第１の対物光学系４及び第２の対物光学系５の明るさをそれぞれ１／Ｆｍ^２，１／Ｆｏ^２とし、Ｆｍ^２／Ｆｏ^２＜２、すなわち第２の対物光学系５の明るさを第１の対物光学系４の明るさの２倍以内に設定することにより、２つの画像に対して同時に最適な明るさが得られるとともに、ハレーションが回避されることとなる。
【００４１】
しかしながら、例えば内視鏡装置によって体腔内を撮像する場合において、内視鏡装置の先端部３を体腔内の観察したい部位に導く際は、第２の対物光学系５の画像を見ながら行うことになるため、このとき、ある程度遠方まで明るく見えないと第２の体物光学系５がオリエンテーションとしての役割を果たせない。したがって、１＜Ｆｍ^２／Ｆｏ^２となり、すなわち第２の対物光学系５は第１の対物光学系４よりも明るく設定されることとなる。
【００４２】
また、図５に示すように、第１の対物光学系４及び第２の対物光学系５が平行に並んで配置され、第２の対物光学系５の光軸を結像範囲中心からずらして配置して、第１の対物光学系４の視野中心を被写界深度内において第２の対物光学系５の視野中心とほぼ一致させることにより、第１の対物光学系４及び第２の対物光学系５の組立作業を行う際、第１の対物光学系４及び第２の対物光学系５を保持する枠の構造を複雑にすることがないため、容易に組立てられる。
また、第２の対物光学系５の光軸のずらし量に応じて視野方向が傾くため、拡大観察を行いたい部位に第１の対物光学系４の画面を導く作業を容易な操作で行えるようになる。
【００４３】
また、ＣＣＤ６に近い位置に２つの切り通し部を有する視野マスク１１を配置することにより、２つの対物光学系の視野周辺から視野外にかけての領域からＣＣＤ６に入射する光線が、それぞれ視野マスクで制限されるので、撮像素子の受光面上で互いの像に対してゴーストフレアなどの悪影響を与えることを防ぐことができる。
【００４４】
上記の構成によれば、例えば内視鏡装置によって体腔内を撮像する場合、内視鏡の先端を体腔内に挿入する際のガイド用として、あるいは拡大観察を行いたい体腔内の部位に第１の対物光学系４の視野範囲を導くためのオリエンテーション用として第２の対物光学系５を用い、その第２の対物光学系５の拡大観察用として第１の対物光学系４を用いるのに適当な倍率となるとともに、第１の対物光学系４の被写界深度が狭くなることが回避され、第１の対物光学系４の実用上必要な被写界深度が得られることとなるので、拡大観察と通常観察とを同時に行うことができる。
【００４５】
また、ＣＣＤ６の画素ピッチＰ（μｍ）とすると、１．２２×λ×Ｆｍの値がモノクロのＣＣＤ６で１×Ｐ以上２．２×Ｐ以下、カラーのＣＣＤ６で１．５×Ｐ以上３．３×Ｐ以下となることにより、ＣＣＤ６の画素数を生かして被写体の細部が鮮明に映し出されることとなるので、拡大観察と通常観察とを同時に行うことができる。
【００４６】
また、第２の対物光学系５の明るさを第１の対物光学系４より明るく設定し、かつその明るさを２倍以内に設定することにより、２つの画像に対して同時に最適な明るさが得られるとともに、ハレーションが回避されることとなるので、高倍率と低倍率との明るさのバランスが取れていて、拡大観察と通常観察とを同時に行うことができる。
【００４７】
第１の対物光学系４及び第２の対物光学系５の組立作業を行う際、第１の対物光学系４及び第２の対物光学系５を保持する枠の構造を複雑にすることがないため、容易に組立てられるので、煩雑な操作をすることなく拡大観察あるいは特殊光観察と通常観察とを同時に行うことができる。
また、第１の対物光学系４及び第２の対物光学系５の光軸のずらし量に応じて視野方向が傾くため、拡大観察を行いたい部位に第１の対物光学系４の画面を導く作業を容易な操作で行えるようになるので、２つの画像の視野中心のずれがなく拡大観察と通常観察とを同時に行うことができる。
【００４８】
なお、上記実施の形態においては、第１の対物光学系４の内部あるいは後方に、赤外光観察用の可視光カットフィルタ、狭帯域光観察用のバンドパスフィルタ、もしくは蛍光観察用の励起光カットフィルタが設けられてもよい。これにより、従来の体腔内の観察に用いられる内視鏡装置のように、観察中に一旦特殊光観察用の内視鏡装置を体腔内から取り出して、通常光観察用として別の内視鏡装置を再度挿入し、あるいは光源の切替えを行うといった煩雑な操作を行うことなく、赤外光、狭帯域光、あるいは蛍光による特殊光観察により病変部を探しながら、通常光観察で同時に位置確認や処置を行い、あるいは特殊光観察による観察像と通常の白色光による像と対比させて観察することが可能となる。
【００４９】
特に、第１の対物光学系４の後方に可視光の一部を遮断するフィルタを設けることで、例えばセンチネルリンパ管の観察を行う場合、組織にインドシアニングリーン（ＩＣＧ）の注入を行い、第２の対物光学系５の通常光観察により観察を行いたい部位まで視野範囲を導き、第１の対物光学系４の近接拡大画面による赤外光観察にて、ＩＣＧが蓄積されたセンチネルリンパ節の同定を行い、第２の対物光学系５の通常光観察画面を見ながら必要な処置を行うといった操作を容易に行えるようになる。さらに、センチネルリンパ節を切除した後に切除部位周辺組織の蛍光観察を行い、病変組織の取り残しの有無を確認することが可能である。
【００５０】
また、視野マスク１１を、半導体製造プロセスで使用されるエッチング手法におけるブラックシリコン化処理を応用して製作してもよい。それによって、視野マスク１１の表面の反射率をほぼゼロ％にすることが可能である。また、視野マスク１１の表面に入射した光は全て吸収されるので、例えば撮像素子の受光面で反射して視野マスク１１へ入射した光が、視野マスク１１で反射して再び受光面に入射し、ゴーストフレアとなるのを防ぐことができる。
【００５１】
【実施例】
本発明の内視鏡装置について、内視鏡１の先端部３に設けられた第１の対物光学系４及び第２の対物光学系５のデータ及び断面図を実施例として示す。以下の実施例における断面図については、第１の対物光学系４、第２の対物光学系５、及びカバーガラス１０の構成のみ示すものとする。ただし、第１の対物光学系４の開口比Ｆｍ、第２の対物光学系５の開口比Ｆｏ、最大像高ＩＨ、各レンズ面の曲率半径Ｒ、各レンズの肉厚及びレンズ間隔Ｄ、ｄ線での屈折率Ｎｄ、アッベ数Ｖｄ、波長λ＝０．５８８（μｍ）とする。
【００５２】
［実施例１］
図８は、本実施例の第１の対物光学系４、第２の対物光学系５及びカバーガラス１０の構成を示す概略断面図である。
第１の対物光学系４は、３つのレンズ４ａ，４ｂ，４ｃを備えている。また、第２の対物光学系５は、４つのレンズ５ａ，５ｂ，５ｃ，５ｄを備えている。さらに、カバーガラス１０は、３つのカバーガラス１０ａ，１０ｂ，１０ｃを備えている。なお、カバーガラス１０ｃの後方には、図示しないモノクロのＣＣＤが設けられている。また、レンズ４ｂの後端には明るさ絞り４’が設けられ、レンズ５ｄの先端には明るさ絞り５’が設けられている。
このとき、表１に示すように、第１の対物光学系４の開口比Ｆｍ、第２の対物光学系５の開口比Ｆｏ、最大像高ＩＨ、各レンズ面の曲率半径Ｒ、各レンズの肉厚及びレンズ間隔Ｄ、ｄ線での屈折率Ｎｄ、アッベ数Ｖｄを設定すると、第１の対物光学系４の結像の大きさが、第２の対物光学系５の結像の大きさの２倍以上５倍未満となる。また、ＣＣＤがモノクロの場合、ＣＣＤの画素ピッチＰ（μｍ）、波長λ、第１の対物光学系４の開口比Ｆｍとすると、
１×Ｐ＜１．２２×λ×Ｆｍ＜２．２×Ｐ
となり、第１の対物光学系４の開口比Ｆｍ、第２の対物光学系５の開口比Ｆｏとすると、
１＜Ｆｍ^２／Ｆｏ^２＜２
となる。
【００５３】
【表１】

【００５４】
【表２】

【００５５】
［実施例２］
図９は、本実施例の第１の対物光学系４、第２の対物光学系５及びカバーガラス１０の構成を示す概略断面図である。
第１の対物光学系４は、４つのレンズ４ａ，４ｂ，４ｃ，４ｄを備えている。また、第２の対物光学系５は、５つのレンズ５ａ，５ｂ，５ｃ，５ｄ，５ｅを備えている。さらに、カバーガラス１０は、２つのカバーガラス１０ａ，１０ｂを備えている。なお、カバーガラス１０ｂの後方には、図示しないカラーのＣＣＤが設けられている。また、レンズ４ｂの後端には明るさ絞り４’が設けられ、レンズ５ｄの先端には明るさ絞り５’が設けられている。
このとき、表２に示すように、第１の対物光学系４の開口比Ｆｍ、第２の対物光学系５の開口比Ｆｏ、最大像高ＩＨ、各レンズ面の曲率半径Ｒ、各レンズの肉厚及びレンズ間隔Ｄ、ｄ線での屈折率Ｎｄ、アッベ数Ｖｄを設定すると、第１の対物光学系４の結像の大きさが、第２の対物光学系５の結像の大きさの２倍以上５倍未満となる。また、ＣＣＤがカラーの場合、ＣＣＤの画素ピッチＰ（μｍ）、波長λ、第１の対物光学系４の開口比Ｆｍとすると、
１．５×Ｐ＜１．２２×λ×Ｆｍ＜３．３×Ｐ
となり、第１の対物光学系４の開口比Ｆｍ、第２の対物光学系５の開口比Ｆｏとすると、
１＜Ｆｍ^２／Ｆｏ^２＜２
となる。
【００５６】
【表３】

【００５７】
【表４】

【００５８】
［実施例３］
図１０は、本実施例の第１の対物光学系４、第２の対物光学系５及びカバーガラス１０の構成を示す概略断面図である。
第１の対物光学系４は、３つのレンズ４ａ，４ｂ，４ｃを備えている。また、第２の対物光学系５は、３つのレンズ５ａ，５ｂ，５ｃを備えている。さらに、カバーガラス１０は、３つのカバーガラス１０ａ，１０ｂ，１０ｃを備えている。なお、カバーガラス１０ｃの後方には、図示しないモノクロのＣＣＤが設けられている。また、レンズ４ａの後端には明るさ絞り４’が設けられ、レンズ５ｂの後端には明るさ絞り５’が設けられている。
このとき、表３に示すように、第１の対物光学系４の開口比Ｆｍ、第２の対物光学系５の開口比Ｆｏ、最大像高ＩＨ、各レンズ面の曲率半径Ｒ、各レンズの肉厚及びレンズ間隔Ｄ、ｄ線での屈折率Ｎｄ、アッベ数Ｖｄを設定すると、第１の対物光学系４の結像の大きさが、第２の対物光学系５の結像の大きさの２倍以上５倍未満となる。また、ＣＣＤがモノクロの場合、ＣＣＤの画素ピッチＰ（μｍ）、波長λ、第１の対物光学系４の開口比Ｆｍとすると、
１×Ｐ＜１．２２×λ×Ｆｍ＜２．２×Ｐ
となり、第１の対物光学系４の開口比Ｆｍ、第２の対物光学系５の開口比Ｆｏとすると、
１＜Ｆｍ^２／Ｆｏ^２＜２
となる。
なお、第２の対物光学系５の光軸を結像範囲中心からずらしており、これにより、第１の対物光学系４と第２の対物光学系５との視野中心を一致させている。このときの第１の対物光学系４及び第２の対物光学系５の光路図を図１１に示す。
【００５９】
【表５】

【００６０】
【表６】

【００６１】
［実施例４］
図１２は、本実施例の第１の対物光学系４、第２の対物光学系５及びカバーガラス１０の構成を示す概略断面図である。
第１の対物光学系４は、３つのレンズ４ａ，４ｂ，４ｃを備えている。また、第２の対物光学系５は、４つのレンズ５ａ，５ｂ，５ｃ，５ｄを備えている。さらに、カバーガラス１０は、５つのカバーガラス１０ａ〜１０ｅを備えている。なお、カバーガラス１０ｃの後方には、図示しないモノクロのＣＣＤが設けられている。また、第１の対物光学系４の後方のカバーガラス１０ｄ，１０ｅは、赤外観察のための可視光カットフィルタの機能を有している。
カバーガラス１０ｂ，１０ｃ間及びカバーガラス１０ｅ，１０ｃ間には、視野マスク１１が設けられている。また、レンズ４ａの後端には明るさ絞り４’が設けられ、レンズ５ｂの後端には明るさ絞り５’が設けられている。
赤外観察の詳細については後述する。
このとき、表４に示すように、第１の対物光学系４の開口比Ｆｍ、第２の対物光学系５の開口比Ｆｏ、最大像高ＩＨ、各レンズ面の曲率半径Ｒ、各レンズの肉厚及びレンズ間隔Ｄ、ｄ線での屈折率Ｎｄ、アッベ数Ｖｄを設定すると、第１の対物光学系４の結像の大きさが、第２の対物光学系５の結像の大きさの２倍以上５倍未満となる。また、ＣＣＤ６がモノクロの場合、ＣＣＤ６の画素ピッチＰ（μｍ）、波長λ、第１の対物光学系４の開口比Ｆｍとすると、
１×Ｐ＜１．２２×λ×Ｆｍ＜２．２×Ｐ
となり、第１の対物光学系４の開口比Ｆｍ、第２の対物光学系５の開口比Ｆｏとすると、
１＜Ｆｍ^２／Ｆｏ^２＜２
となる。
【００６２】
【表７】

【００６３】
【表８】

【００６４】
［実施例５］
図１３は、本実施例の第１の対物光学系４、第２の対物光学系５及びカバーガラス１０の構成を示す概略断面図である。
第１の対物光学系４は、７つのレンズ４ａ〜４ｇを備えている。また、第２の対物光学系５は、６つのレンズ５ａ〜５ｆを備えている。さらに、カバーガラス１０は、２つのカバーガラス１０ａ，１０ｂを備えている。なお、カバーガラス１０ｂの後方には、図示しないカラーのＣＣＤが設けられている。また、レンズ４ｄは、蛍光観察のための励起光カットフィルタの機能を有している。
カバーガラス１０ａ，１０ｂ間には、２つの切り通し部を有する視野マスク１１が配置されている。また、レンズ４ｄの後端には明るさ絞り４’が設けられ、レンズ５ｃの後端には明るさ絞り５’が設けられている。
このとき、表５に示すように、第１の対物光学系４の開口比Ｆｍ、第２の対物光学系５の開口比Ｆｏ、最大像高ＩＨ、各レンズ面の曲率半径Ｒ、各レンズの肉厚及びレンズ間隔Ｄ、ｄ線での屈折率Ｎｄ、アッベ数Ｖｄを設定すると、第１の対物光学系４の結像の大きさが、第２の対物光学系５の結像の大きさの２倍以上５倍未満となる。また、ＣＣＤ６がカラーの場合、ＣＣＤ６の画素ピッチＰ（μｍ）、波長λ、第１の対物光学系４の開口比Ｆｍとすると、
１．５×Ｐ＜１．２２×λ×Ｆｍ＜３．３×Ｐ
となり、第１の対物光学系４の開口比Ｆｍ、第２の対物光学系５の開口比Ｆｏとすると、
１＜Ｆｍ^２／Ｆｏ^２＜２
となる。
【００６５】
【表９】

【００６６】
【表１０】

【００６７】
ここで、赤外観察について以下に説明する。
赤外観察では、照明光として６８０ｎｍから１１００ｎｍの赤外波長範囲から任意の狭い波長範囲の光を選び、これを生体組織へ照射することによって、生体組織の粘膜下層からの情報を取得することができる。生体組織の粘膜下層付近には比較的太い血管やリンパ管が存在する。そこで、近赤外光に吸収ピークをもつインドシアニングリーン（ＩＣＧ）などを造影剤として上記血管やリンパ管に注入し、上記血管やリンパ管に陰影をつけることでこれらを明瞭に観察することができる。
【００６８】
例えば、センチネルリンパ節の同定および切除は、赤外観察画像を観察しながら内視鏡的に行うことができる。すでに述べたように、センチネルリンパ節は、癌などの病変からのリンパ液が流れ込んで、最初の微小転移が生じる場所であり、更に体内の別の場所への転移はセンチネルリンパ節を基点として起こるといわれている。つまり、センチネルリンパ節を調べれば、その症例のリンパ節転移状況を把握できる。また、早期癌の場合には、内視鏡下で病変部付近のセンチネルリンパ節を同定し、病変部とともにセンチネルリンパ節まで含めて切除することで、体内の別の場所への転移を防ぐことができる。
【００６９】
センチネルリンパ節の切除では、その付近を走行する血管を誤って傷つけて出血させないように、リンパ管と血管が明瞭に区別できるような赤外観察画像を提供する必要がある。本実施例の変形例として、ＩＣＧの吸収ピーク波長である８０５ｎｍ付近の近赤外光と、ＩＣＧの吸収率の低い９３０ｎｍ付近の近赤外光と、静脈血に含まれる酸化ヘモグロビンの吸収波長である５５０ｎｍ付近の可視光とを照明光として病変部付近の生体組織に照射し、生体組織からの反射光を撮像してリンパ管内のＩＣＧと血管の分布をそれぞれ擬似的に着色して表示するようにしたものを以下に示す。
【００７０】
図１４に酸化ヘモグロビン（ＨｂＯ_２）の吸光特性を示した。これによると、酸化ヘモグロビンは５５０ｎｍ付近の可視光を大きく吸収するのに比べて、８０５ｎｍおよび９３０ｎｍ付近の光の吸収は少なく、しかも８０５ｎｍおよび９３０ｎｍ付近ではほぼ同じような吸光特性を示すことがわかる。一方、ＩＣＧは体内において、８０５ｎｍ付近の近赤外光を大きく吸収するのに比べて、５５０ｎｍおよび９３０ｎｍ付近の光をほとんど吸収しない。そこで、画像処理する時点で上記３つの波長の光に対してそれぞれ青色、緑色、赤色を擬似的に割り当て、撮像素子の受光強度に応じて混色して画像表示することによって、リンパ管と血管を異なる色調として明瞭に区別できる赤外観察画像を提供することができる。
【００７１】
この場合、光源装置は内視鏡の照明ユニットを通して図１５に示した波長範囲の光を被写体に向けて順番に繰り返し照明する。図１５の分光強度曲線Ａは可視領域に属する５５０ｎｍを中心として半値幅で３０ｎｍの波長範囲の照明光である。また、分光強度曲線Ｂは近赤外領域に属する７９０ｎｍから８２０ｎｍの波長範囲の照明光である。また、分光強度曲線Ｃは近赤外領域に属する９２０ｎｍから９５０ｎｍの波長範囲の照明光である。
【００７２】
光源装置の光学系の構成を図１６に示した。上記光学系は、ランプ１００の開口窓の像を縮小して投影するレンズ系１０１ａと、前記ランプの光束を内視鏡のライトガイド入射端面１０２に集光するレンズ系１０１ｂから構成されている。ランプ１００から上記レンズ系を通って内視鏡のライトガイド入射端面１０２に至るまでの光路中に設置されたターレット１０３と回転ディスク１０４がそれぞれ配置されている。
【００７３】
ターレット１０３および回転ディスク１０４には数種類の光学フィルタが取付けられており、ターレット１０３および回転ディスク１０４が光源光学系の光軸に対して垂直な面にそって移動し、かつ光軸に平行な回転軸を中心にして回転することによって、光源光学系の光束中に光学フィルタを挿入するようになっている。赤外光観察時にはターレット１０３が回転して図１７の光学フィルタ１１１が光路中に挿入される。また、回転ディスク１０４が移動して上記回転ディスクの外周部が光路中に挿入される。そして、上記回転ディスクが回転して、外周部に取付けられた図１７の光学フィルタ１１５、１１６、１１７が一定の周期で繰り返し挿入される。
【００７４】
図１７の光学フィルタ１１１は、５３５ｎｍから５６５ｎｍと７９０ｎｍから９５０ｎｍの透過範囲を持つフィルタである。また、図１８の光学フィルタ１１５は、３８５ｎｍから４９５ｎｍの透過範囲を持ち、かつ９２０ｎｍ以上の光を透過するフィルタであり、光学フィルタ１１５が光路中に挿入されているときには、９２０ｎｍから９５０ｎｍの波長範囲の赤外領域の照明光が生成される。
【００７５】
図１８の光学フィルタ１１６は、５００ｎｍから５７５ｎｍの透過範囲を持つフィルタであり、光学フィルタ１１６が光路中に挿入されているときには、５３５ｎｍから５６５ｎｍの波長範囲の可視領域の照明光が生成される。
図１８の光学フィルタ１１７は、５８５ｎｍから６５５ｎｍの透過範囲を持ち、かつ７４５ｎｍから８２０ｎｍの透過範囲をもつフィルタであり、光学フィルタ１１７が光路中に挿入されているときには、７９０ｎｍから８２０ｎｍの波長範囲の赤外領域の照明光が生成される。
また、内視鏡の高倍側の対物光学系には、図１９の光学フィルタ１３０が配置されている。光学フィルタ１３０は５００ｎｍより長波長側の光を透過する特性をもつフィルタである。したがって、生体組織を反射した上記３種類の波長範囲の照明光は、対物光学系を通して撮像素子の撮像面に到達する。
【００７６】
上記の内視鏡は、内視鏡下で病変部とその付近のセンチネルリンパ節を切除した後にそれらが確実に除去できているかどうかを確認するために、切除された部分に励起光を照射して生体組織の自家蛍光を観察することもできる。正常な生体組織が発する蛍光の分光強度分布と癌などの病変部が発する蛍光の分光強度分布を比較すると、上記病変部の生体組織が発する蛍光の強度が相対的に低下することが知られている。
【００７７】
そこで、上記のような蛍光強度の差を利用して生体組織から病変部分を分離して表示するようにビデオプロセッサで画像処理した蛍光画像を観察することで病変の取り残しの有無を確認することができる。この場合、光源装置のターレット１０３が回転して図１７の光学フィルタ１１２が光路中に挿入される。光学フィルタ１１２は４４０ｎｍより短波長側の光を透過する特性をもつフィルタであり、回転ディスク１０４に取付けられた光学フィルタ１１５が光路中に挿入されたときに、３８５ｎｍから４４０ｎｍの波長範囲の励起光が生成される。上記励起光によって、生体組織は５１０ｎｍ付近に強度ピークを持つ蛍光を発するので、内視鏡の高倍側の対物光学系は、励起光をカットして生体組織の自家蛍光のみを撮像素子の撮像面に到達させることができる。
【００７８】
一方、内視鏡の低倍側の対物光学系には、図１９の光学フィルタ１３１が配置されている。図１９の光学フィルタ１３１は、４５５ｎｍから６８０ｎｍの波長範囲の光を透過する特性をもつフィルタである。このため、低倍側の対物光学系を通して励起光が撮像素子の撮像面に到達することはない。通常観察時には、光源装置のターレット１０３が回転して図１７の光学フィルタ１１３が光路中に挿入される。
【００７９】
図１７の光学フィルタ１１３は、３９０ｎｍから６９５ｎｍの透過範囲をもつバンドパスフィルタであり、図１８の光学フィルタ１１５、１１６、１１７と組み合わされて、３８５ｎｍから４９５ｎｍの青色光、５００ｎｍから５７５ｎｍの緑色光、５８５ｎｍから６５５ｎｍの赤色光がそれぞれ生成される。したがって、生体組織を反射した青色光は、対物光学系を通して４５５ｎｍから４９５ｎｍの波長成分の光のみが撮像素子の撮像面に到達する。
なお、光学フィルタの透過特性を表す場合、透過率T＝５０％となる波長λ_１とλ２を使って、λ_１からλ_２の透過範囲をもつバンドパスフィルタとかλ_１以上の光を透過するフィルタとかλ_１からλ_２の光をカットするフィルタのように表した。
【００８０】
【発明の効果】
以上説明したこの発明の内視鏡装置においては、以下の効果を奏する。
請求項１に係る発明によれば、例えば内視鏡装置によって体腔内を撮像する場合、内視鏡の先端を体腔内に挿入する際のガイド用として、あるいは拡大観察を行いたい体腔内の部位に第１の対物光学系の視野範囲を導くためのオリエンテーション用として第２の対物光学系を用い、その第２の対物光学系の拡大観察用として第１の対物光学系を用いるのに適当な倍率となるとともに、第１の対物光学系の被写界深度が狭くなることが回避され、第１の対物光学系の実用上必要な被写界深度が得られることとなるので、拡大観察と通常観察とを同時に行うことができる。
【００８１】
請求項２に係る発明によれば、固体撮像素子の画素ピッチＰ（μｍ）とすると、１．２２×λ×Ｆｍの値がモノクロの固体撮像素子で１×Ｐ以上２．２×Ｐ以下となることにより、固体撮像素子の画素数を生かして被写体の細部が鮮明に映し出されることとなるので、拡大観察と通常観察とを同時に行うことができる。
【００８２】
請求項３に係る発明によれば、固体撮像素子の画素ピッチＰ（μｍ）とすると、１．２２×λ×Ｆｍの値がカラーの固体撮像素子で１．５×Ｐ以上３．３×Ｐ以下となることにより、固体撮像素子の画素数を生かして被写体の細部が鮮明に映し出されることとなるので、拡大観察と通常観察とを同時に行うことができる。
【００８３】
請求項４に係る発明によれば、第２の対物光学系の明るさを第１の対物光学系より明るく設定され、かつその明るさを２倍以内に設定することにより、２つの画像に対して同時に最適な明るさが得られるとともに、ハレーションが回避されることとなるので、高倍率と低倍率との明るさのバランスが取れていて、拡大観察と通常観察とを同時に行うことができる。
【００８４】
請求項５に係る発明によれば、第１及び第２の対物光学系の組立作業を行う際、第１及び第２の対物光学系を保持する枠の構造を複雑にすることがないため、容易に組立てられるので、煩雑な操作をすることなく拡大観察あるいは特殊光観察と通常観察とを同時に行うことができる。
また、第１及び第２の対物光学系の光軸のずらし量に応じて視野方向が傾くため、拡大観察を行いたい部位に第１の対物光学系の画面を導く作業を容易な操作で行えるようになるので、２つの画像の視野中心のずれがなく拡大観察と通常観察とを同時に行うことができる。
【００８５】
請求項６に係る発明によれば、従来の体腔内の観察に用いられる内視鏡装置のように、観察中に一旦特殊光観察用の内視鏡装置を体腔内から取り出して、通常光観察用として別の内視鏡装置を再度挿入し、あるいは光源の切替えを行うといった煩雑な操作を行うことなく、赤外光、狭帯域光、あるいは蛍光による特殊光観察により病変部を探しながら、通常光観察で同時に位置確認や処置を行い、あるいは特殊光観察による観察像と通常の白色光による像と対比させて観察することが可能となるので、煩雑な操作をすることなく特殊光観察と通常観察とを同時に行うことができる。
【００８６】
請求項７に係る発明によれば、２つの対物光学系の視野周辺から視野外にかけての領域から固体撮像素子に入射する光線が、それぞれ視野マスクで制限されるので、撮像素子の受光面上で互いの像に対してゴーストフレアなどの悪影響を与えることを防いで拡大観察あるいは特殊光観察と通常観察とを同時に行うことができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】 本発明における実施の形態に係る内視鏡装置の部分側面図である。
【図２】 本発明における実施の形態に係る内視鏡装置の先端部の部分断面図である。
【図３】 本発明における実施の形態に係る視野マスクの一例を示す図である。
【図４】 本発明における実施の形態に係る固体撮像素子とその結像領域を示す図である。
【図５】 本発明における実施の形態に係る内視鏡装置の先端部の部分断面図である。
【図６】 本発明における実施の形態に係る内視鏡装置によって光軸と結像範囲中心とを一致させて撮像された視野範囲の概念図である。
【図７】 本発明における実施の形態に係る内視鏡装置によって光軸を結像中心からずらして撮像された視野範囲の概念図である。
【図８】 本発明における実施例１に係る内視鏡装置に備えられた対物光学系の概略断面図である。
【図９】 本発明における実施例２に係る内視鏡装置に備えられた対物光学系の概略断面図である。
【図１０】 本発明における実施例３に係る内視鏡装置に備えられた対物光学系の概略断面図である。
【図１１】 本発明における実施例３に係る内視鏡装置に備えられた対物光学系の光路図である。
【図１２】 本発明における実施例４に係る内視鏡装置に備えられた対物光学系の概略断面図である。
【図１３】 本発明における実施例５に係る内視鏡装置に備えられた対物光学系の概略断面図である。
【図１４】 本発明における実施例４に係る赤外観察における酸化ヘモグロビンの吸光特性を示す図である。
【図１５】 本発明における実施例４に係る赤外観察における分光強度曲線を示す図である。
【図１６】 本発明における実施例４に係る赤外観察における光源装置の光学系の構成を示す図である。
【図１７】 本発明における実施例４に係る赤外観察における分光強度曲線を示す図である。
【図１８】 本発明における実施例４に係る赤外観察における分光強度曲線を示す図である。
【図１９】 本発明における実施例４に係る赤外観察における分光強度曲線を示す図である。
【符号の説明】
１ 内視鏡
２ 挿入部
３ 先端部
４ 第１の対物光学系
５ 第２の対物光学系
６ ＣＣＤ（固体撮像素子）[0001]
BACKGROUND OF THE INVENTION
The present invention includes an endoscope apparatus, in particular, two objective optical systems and one solid-state image sensor, and an object image obtained through each objective optical system is connected to different portions on the solid-state image sensor. The present invention relates to an endoscope apparatus configured to form an image.
[0002]
[Prior art]
In recent years, in order to perform precise diagnosis of lesions and the like with an endoscope, it has been required to be able to perform magnified observation in addition to normal observation. In order to satisfy such a requirement, an endoscope apparatus equipped with a zoom mechanism (see, for example, Patent Document 1) or two objective optical systems having different magnifications are arranged at the tip, and an image is formed by each objective optical system. An endoscope apparatus has been proposed in which the formed image is formed on a solid-state imaging device corresponding to each objective optical system, and two images of enlarged observation and normal observation can be observed simultaneously (for example, see Patent Document 2). ).
[0003]
In these technologies, in the case of an endoscope apparatus equipped with a zoom mechanism, the structure is complicated by the necessity of a movable part, the distal end hard part becomes longer and the insertion part diameter becomes larger, which increases the manufacturing cost. To do. Further, in the case of an endoscope apparatus provided with two solid-state image sensors, the space occupied by the solid-state image sensor increases, so that the manufacturing cost increases as in the case of an endoscope apparatus provided with a zoom mechanism. Therefore, as an endoscope apparatus that further simplifies the structure or reduces the manufacturing space by reducing the space occupied by the solid-state imaging device, the distal end portion includes two objective optical systems having different magnifications and one solid-state imaging device, There has been proposed an endoscope apparatus capable of simultaneously observing images having different magnifications by forming images formed by the respective objective optical systems in different regions on one solid-state imaging device (for example, patents). Reference 3).
[0004]
For example, when observing a body cavity with respect to two objective optical systems having different magnifications provided at the distal end of the endoscope apparatus, the first objective optical system having a high magnification places the distal end of the endoscope apparatus into the body cavity. It has a magnification that is necessary for inserting and performing magnified observation inside the body cavity. On the other hand, the second objective optical system having a low magnification is used as a guide when inserting the distal end of the endoscope apparatus into the body cavity or a field of view range of the first objective optical system at a site where magnified observation in the body cavity is desired. It has a wide viewing angle so that it can serve as an orientation for guiding.
In addition, the depth of field of the first objective optical system having a high magnification is the second depth having a low magnification so that the object can be focused by the distance between the tip of the observation window and the observation object without losing sight of the object. At least a part of the depth of field of the objective optical system overlaps.
[0005]
Also, in recent medical fields, for example, in early cancer screening, not only observation under so-called normal visible light, that is, white light, but also observation of the difference in autofluorescence between normal tissue and cancer tissue in order to improve the detection rate. Method, Indocyanine Green (ICG) is injected as a contrast agent and observed with infrared light in the absorption band of ICG, or white light cannot be obtained by irradiating only light in a specific wavelength region Observation using special light, such as a method of performing observation and diagnosis from image information, is performed by an endoscope apparatus.
[0006]
A specific example of a method of performing observation with infrared light using this ICG is observation of sentinel lymph nodes. The sentinel lymph node is the lymph node that first receives lymph flow from the tumor, where the first micrometastasis is said to occur. In other words, if the sentinel lymph node is examined, the lymph node metastasis status of the case can be grasped. Therefore, it can be said that it is medically important to identify the sentinel lymph node using an endoscope apparatus.
[0007]
[Patent Document 1]
JP-A-11-316339 (pages 12-13, FIG. 1)
[Patent Document 2]
JP-A-1-197716 (page 2-3, FIG. 1)
[Patent Document 3]
Japanese Patent Laid-Open No. 9-12068 (page 2-3, FIG. 1)
[0008]
[Problems to be solved by the invention]
By the way, in the conventional endoscope apparatus, the first objective optical system having a high magnification is used for magnifying observation in a body cavity or the like, and the depth of field becomes shallower as the magnification becomes higher. When the distance to the subject is slightly shifted, there is a problem that the observation image becomes so-called out of focus. Therefore, it is necessary to make the depth of field as wide as possible while securing the necessary magnification, and for that purpose, it is necessary to increase the aperture ratio Fm of the first objective optical system as much as possible. However, if the aperture ratio Fm of the first objective optical system is increased too much, the resolving power deteriorates due to the influence of light diffraction.
[0009]
In addition, the second objective optical system having a low magnification is used for guiding when the endoscope tip is inserted into a body cavity, for orientation for guiding the visual field range of the first objective optical system having a high magnification, etc. It is bright enough to observe the inside of the body cavity so as to assume a role.
However, if the difference in brightness between the two objective optical systems is large, for example, when the optimum brightness adjustment is performed on the image by the first objective optical system, the observation image of the second objective optical system halates. There was a problem that it would wake up or become difficult to observe because it was too dark.
[0010]
Further, in such an endoscope apparatus provided with two objective optical systems having different magnifications and one solid-state imaging device at the tip, the two objective optical systems are arranged in parallel, so that the optical axes are parallel. In this case, there is a problem that a slight shift occurs in the center of the field of view of each of the two objective optical systems.
That is, if the tip of the first objective optical system is brought close to the subject for magnified observation of the subject, the deviation of the center of the field of view between the two objective optical systems is also enlarged. Therefore, even if the part to be magnified and observed by the first objective optical system is guided to the center of the visual field while viewing the screen projected by the second objective optical system, the part is actually magnified by the first objective optical system. Does not match the visible part.
Therefore, in order to solve the above problems, when the optical axis of the objective lens provided in the objective optical system is tilted to align the center of the field of view, the structure of the frame that holds the objective lens becomes complicated. This increases the difficulty of assembling work and increases the manufacturing cost.
[0011]
In addition, in an endoscope apparatus for special light observation, when performing observation while switching to white light for a lesioned part or a part to be treated that has been discovered by special light observation, the endoscope apparatus is once in the body. And an operation for switching the light source and the camera control unit from those for special light observation to those for normal light observation are necessary. In addition, even when special light observation and magnified observation are combined, observation is performed by switching to white light for position confirmation and treatment for lesions found by magnifying observation with special light and parts to be treated. When doing this, first remove the scope from the body, reinsert the normal observation scope and search for the observation site again, or switch the light source and camera control unit to those for normal light observation, and observe the scope tip. An operation for taking a wider field of view away from the site is required. With this method, a large change in magnification cannot be expected.
[0012]
In view of the above problems, the present invention balances the brightness between the high magnification and the low magnification, and there is no deviation of the center of the field of view between the two images. An object of the present invention is to provide an endoscope apparatus capable of performing special light observation and normal observation at the same time.
[0013]
[Means for Solving the Problems]
The present invention employs the following means in order to solve the above problems.
The invention according to claim 1 includes two objective optical systems including a first objective optical system and a second objective optical system having a lower magnification than the first objective optical system, and one solid-state imaging device. The object in front of the first objective optical system or the second objective optical system is connected to different regions of the solid-state imaging device via the first objective optical system or the second objective optical system. An endoscope apparatus in which the visual field range of the first objective optical system is included in or overlaps the visual field range of the second objective optical system, the solid-state imaging device The size of the image of the first objective optical system above satisfies the condition that the size of the image of the second objective optical system on the solid-state imaging device is not less than 2 times and less than 5 times. And
[0014]
According to the present invention, the size of the image of the first objective optical system on the solid-state image sensor satisfies the condition that the image size of the second objective optical system on the solid-state image sensor is twice or more. Thus, for example, when the inside of a body cavity is imaged by an endoscope apparatus, the first objective optical system is used as a guide when inserting the distal end of the endoscope into the body cavity or at a site in the body cavity where enlargement observation is desired. The magnification is appropriate for using the second objective optical system for orientation for deriving the visual field range and for using the first objective optical system for magnification observation of the second objective optical system.
In addition, the first imaging optical system on the solid-state imaging device satisfies the condition that the imaging size of the first objective optical system is less than 5 times the imaging size of the second objective optical system on the solid-state imaging device. It is avoided that the depth of field of the first objective optical system becomes narrow, and the depth of field necessary for practical use of the first objective optical system is obtained.
[0015]
According to a second aspect of the present invention, in the endoscope apparatus according to the first aspect, when the solid-state image sensor is monochrome, the pixel pitch P (μm), the wavelength λ (μm) of the solid-state image sensor, the first When the aperture ratio Fm of the objective optical system is satisfied, the condition of 1 × P <1.22 × λ × Fm <2.2 × P is satisfied.
[0016]
According to a third aspect of the present invention, in the endoscope apparatus according to the first aspect, when the solid-state image sensor is a color, the pixel pitch P (μm), the wavelength λ (μm) of the solid-state image sensor, the first When the aperture ratio Fm of the objective optical system is satisfied, the condition of 1.5 × P <1.22 × λ × Fm <3.3 × P is satisfied.
[0017]
In general, in order to distinguish two point images with a solid-state image sensor, at least two pixels are required for a monochrome solid-state image sensor and three pixels are required for a color solid-state image sensor with respect to the distance between the point images. On the other hand, since it is affected by diffraction when forming an image with a lens, there is a limit to the distance at which two close point images can be identified as separate images even if there is no aberration in the optical system. According to the Rayleigh resolution equation, when two point images approach each other, the limit distance that can be identified as separate images is the wavelength λ (= 0.588 (μm)), the aperture ratio Fm of the first objective optical system. Then, it is expressed by 1.22 × λ × Fm. Therefore, if the value of 1.22 × λ × Fm is larger than the distance of the number of pixels necessary to distinguish two point images, the number of pixels of the solid-state image sensor cannot be used and the details of the subject are blurred. It looks like this. Actually, in consideration of the influence of the aberration of the objective lens, etc., the number of pixels necessary to distinguish two point images is 2.2 pixels for a monochrome solid-state image sensor, and 3. It is appropriate to use 3 pixels. Therefore, according to these inventions, assuming that the pixel pitch P (μm) of the solid-state image sensor is 1.22 × λ × Fm, a monochrome solid-state image sensor is 2.2 × P or less. Therefore, the details of the subject are clearly displayed by making use of the number of pixels of the solid-state imaging device.
[0018]
However, even if these conditions are satisfied, if Fm is excessively decreased, the depth of field becomes very narrow in the first objective optical system, and the distance from the observation window to the subject is slightly small. However, if the image is shifted, the observation image becomes so-called out-of-focus, so it is necessary to set Fm to be large to some extent. Therefore, when the value of 1.22 × λ × Fm is 1 × P or more for the monochrome solid-state image sensor and 1.5 × P or more for the color solid-state image sensor, the out-of-focus image is avoided. It becomes.
[0019]
According to a fourth aspect of the present invention, in the endoscope apparatus according to the second or third aspect, assuming that the aperture ratio Fm of the first objective optical system and the aperture ratio Fo of the second objective optical system are 1 <Fm² / Fo² <2 is satisfied.
[0020]
In general, in an electronic endoscope apparatus, illumination light is automatically adjusted according to the brightness of an obtained image so that observation can be performed with the optimum image brightness. Therefore, when the images of the two objective optical systems are simultaneously formed on one solid-state imaging device, the brightness of the first and second objective optical systems is set to 1 / Fm, respectively.² , 1 / Fo² Fm² / Fo² <2, that is, by setting the brightness of the second objective optical system to be within twice the brightness of the first objective optical system, it is possible to obtain optimum brightness for two images at the same time, and to perform halation Will be avoided.
[0021]
However, for example, when the inside of a body cavity is imaged by an endoscope apparatus, when the tip of the endoscope apparatus is guided to a site to be observed in the body cavity, it is performed while viewing the image of the second body optical system. Therefore, at this time, the second body optical system cannot play the role of orientation unless it looks bright to some distance. Therefore, 1 <Fm² / Fo² That is, the second objective optical system is set brighter than the first objective optical system.
[0022]
The invention according toclaim 5 is the endoscope apparatus according to any one of claims 1 to 4, wherein the two objective optical systems are arranged in parallel, and at least one light of the two objective optical systems. The axis is shifted from the center of the imaging range, and the field center of the first objective optical system is substantially matched with the field center of the second objective optical system within the depth of field.
[0023]
According to the present invention, the two objective optical systems are arranged in parallel, and at least one optical axis of the two objective optical systems is shifted from the center of the imaging range, so that the field of view of the first objective optical system is obtained. By making the center substantially coincide with the center of the field of view of the second objective optical system within the depth of field, the first and second objective optical systems are moved when the first and second objective optical systems are assembled. Since the structure of the holding frame is not complicated, it can be easily assembled.
In addition, since the visual field direction is tilted according to the shift amount of the optical axes of the first and second objective optical systems, the operation of guiding the screen of the first objective optical system to the site where the magnified observation is desired can be performed with an easy operation. It becomes like this.
[0024]
According to a sixth aspect of the present invention, in the endoscope apparatus according to any one of the first to fifth aspects, infrared light is provided inside or behind the first objective optical system or the second objective optical system. A visible light cut filter for observation, a band pass filter for narrow band light observation, or an excitation light cut filter for fluorescence observation is provided.
[0025]
According to the present invention, the endoscope apparatus for special light observation is once taken out from the body cavity during observation, as in the conventional endoscope apparatus used for observation in the body cavity, and is separately used for normal light observation. Simultaneously with normal light observation while searching for lesions by special light observation with infrared light, narrow band light, or fluorescence without performing complicated operations such as reinserting the endoscope device or switching the light source It is possible to perform position confirmation and treatment, or to compare the observation image by special light observation with the image by normal white light.
[0026]
The invention according to claim 7 is the endoscope apparatus according toclaim 6, characterized in that a visual field mask having two cut-out portions is arranged in the vicinity of the solid-state imaging device.
[0027]
According to this invention, by arranging the field mask having two cut-out portions in the vicinity of the solid-state image sensor, the light rays incident on the solid-state image sensor from the region from the periphery of the field of view of the two objective optical systems to the outside of the field of view, Since each is limited by the field mask, it is possible to prevent an adverse effect such as a ghost flare on each image on the light receiving surface of the image sensor.
[0028]
DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION
Embodiments of the present invention will be described below with reference to the drawings.
FIG. 1 is a diagram showing an embodiment of the present invention, and is a diagram showing an endoscope apparatus to which the present invention is applied.
The endoscope apparatus includes an endoscope 1 having aflexible insertion portion 2 and a harddistal end portion 3, and a television monitor (not shown) connected to the endoscope 1, and is formed by the endoscope 1. The object image thus displayed can be displayed on the television monitor for observation.
[0029]
FIG. 2 is a cross-sectional view along the optical axis showing the configuration of thetip 3. Thedistal end portion 3 of the endoscope 1 includes a first objectiveoptical system 4 and a second objectiveoptical system 5 having a lower magnification than the first objectiveoptical system 4, and the first objective optical system. There are provided two objective optical systems in which the 4 and second objectiveoptical systems 5 are arranged in parallel, and aCCD 6 as one solid-state imaging device.
[0030]
The first objectiveoptical system 4 includes a plurality oflenses 4a to 4c having different thicknesses and curvature radii. The second objectiveoptical system 5 includes a plurality oflenses 5a to 5c having different thicknesses and curvature radii. In addition, anaperture stop 4 ′ is provided between thelenses 4b and 4c, and anaperture stop 5 ′ is provided between thelenses 5b and 5c.
A subject imaged by the endoscope 1 is imaged on different regions of theCCD 6 via the first objectiveoptical system 4 or the second objectiveoptical system 5, and the visual field range of the first objectiveoptical system 4 is It is included in the field of view of the second objective optical system, or the fields of view overlap and are projected on the television monitor. At this time, the optical axes of the first objectiveoptical system 4 and the second objectiveoptical system 5 are perpendicular to the imaging plane of theCCD 6.
[0031]
The image size of the first objectiveoptical system 4 on theCCD 6 is not less than twice and less than 5 times the image size of the second objectiveoptical system 5 on theCCD 6.
Here, when theCCD 6 is monochrome, assuming that the pixel pitch P (μm) of theCCD 6, the wavelength λ, and the aperture ratio Fm of the first objectiveoptical system 4,
1 × P <1.22 × λ × Fm <2.2 × P
It is said that. If theCCD 6 is color,
1.5 × P <1.22 × λ × Fm <3.3 × P
It is said that. Furthermore, when the aperture ratio Fm of the first objectiveoptical system 4 and the aperture ratio Fo of the second objectiveoptical system 5 are given,
1 <Fm² / Fo² <2
It is said that.
[0032]
In addition,cover glasses 9a and 9b are provided in front of the first objectiveoptical system 4 and the second objectiveoptical system 5 inside thedistal end portion 3 of the endoscope 1, respectively. Acover glass 10 is provided between thesystem 4 and the second objectiveoptical system 5 and theCCD 6.
Afield mask 11 is provided between theCCD 6 and thecover glass 10. An example of the shape of thefield mask 11 is shown in FIG. The light passing through the first objectiveoptical system 4 and the second objectiveoptical system 5 is limited in the range through which the luminous flux passes by thefield mask 11 and is respectively formed in theimaging regions 7 and 8 on theCCD 6 shown in FIG. An image is formed.
[0033]
FIG. 5 is a cross-sectional view of thedistal end portion 3 of the endoscope 1 having the same configuration as that of FIG. At thetip 3, the optical axis of the second objectiveoptical system 5 is arranged so as to be shifted from the center of the imaging range while being perpendicular to the imaging surface of theCCD 6. The center of the field of view of the second objectiveoptical system 5 is substantially matched within the depth of field. Here, FIG. 6 shows a conceptual view of the visual field when the optical axis and the center of the imaging range coincide as shown in FIG. 6A shows the center of the field of view of the second objectiveoptical system 5, and FIG. 6B shows the center of the field of view of the first objectiveoptical system 4.
FIG. 7 shows a conceptual view of the visual field when the optical axis is shifted from the center of the imaging range as shown in FIG. 7A shows the center of the field of view of the second objectiveoptical system 5, and FIG. 7B shows the center of the field of view of the first objectiveoptical system 4.
[0034]
Next, the operation of the endoscope apparatus having the above configuration will be described.
When observing a subject, for example, the inside of a body cavity using this endoscope apparatus, the second objectiveoptical system 5 is used to find a part in the body cavity to be magnified and simultaneously image almost the same part. The first objectiveoptical system 4 performs magnified observation.
[0035]
In this case, the size of the image of the first objectiveoptical system 4 on theCCD 6 satisfies the condition that the image size of the second objectiveoptical system 5 on theCCD 6 is at least twice as large as When the inside of a body cavity is imaged by the endoscope apparatus, the field of view of the first objective optical system is used as a guide when inserting thedistal end portion 3 of the endoscope 1 into the body cavity or at a site in the body cavity where enlargement observation is desired. The magnification is appropriate for using the second objective optical system for orientation for deriving the range, and for using the first objective optical system for magnification observation of the second objective optical system.
[0036]
Further, the first imagingoptical system 4 on theCCD 6 has an image size that is less than five times the imaging size of the second objectiveoptical system 5 on theCCD 6. It is avoided that the depth of field of the objectiveoptical system 4 becomes narrow, and the depth of field necessary for practical use of the first objectiveoptical system 4 is obtained.
[0037]
Further, in order to identify two point images by theCCD 6, at least two pixels are required for themonochrome CCD 6 and three pixels are required for thecolor CCD 6 with respect to the distance of the point image. On the other hand, when image formation is performed by the first objectiveoptical system 4 and the second objectiveoptical system 5, since it is affected by diffraction, even if there is no aberration in the optical system, two close point images are separated as separate images. There is a limit to the distance that can be identified, and the distance is expressed as 1.22 × λ × Fm, where wavelength λ (= 0.588 (μm)) and aperture ratio Fm of the first objective optical system.
[0038]
Therefore, if the value of 1.22 × λ × Fm is larger than the distance required for identifying the two point images, the number of pixels of theCCD 6 cannot be used and the details of the subject are blurred. Therefore, themonochrome CCD 6 needs 2.2 pixels, and thecolor CCD 6 needs 3.3 pixels. Therefore, assuming that the pixel pitch P (μm) of theCCD 6 is 1.22 × λ × Fm, themonochrome CCD 6 has a value of 2.2 × P or less, and thecolor CCD 6 has a value of 3.3 × P or less. By taking advantage of the number of pixels, the details of the subject are projected clearly.
[0039]
However, if Fm is made too small, the depth of field becomes very narrow in the first objectiveoptical system 4, and if the distance between the observation window and the subject is slightly shifted, the observation image becomes so-called defocused. Therefore, it is necessary to set Fm to a certain extent. Therefore, when the value of 1.22 × λ × Fm is 1 × P or more for themonochrome CCD 6 and 1.5 × P or more for thecolor CCD 6, the out-of-focus image is avoided.
[0040]
Further, in an electronic endoscope apparatus, illumination light is automatically adjusted according to the brightness of an obtained image so that observation can be performed with optimum image brightness. Therefore, when the images of the first objectiveoptical system 4 and the second objectiveoptical system 5 are simultaneously formed on oneCCD 6, the brightness of the first objectiveoptical system 4 and the second objectiveoptical system 5 is determined. Each 1 / Fm² , 1 / Fo² Fm² / Fo² <2, that is, by setting the brightness of the second objectiveoptical system 5 within twice the brightness of the first objectiveoptical system 4, optimum brightness can be obtained simultaneously for two images. , Halation will be avoided.
[0041]
However, for example, when the inside of a body cavity is imaged by an endoscope apparatus, when thedistal end portion 3 of the endoscope apparatus is guided to a site to be observed in the body cavity, it is performed while viewing the image of the second objectiveoptical system 5. Therefore, at this time, the second bodyoptical system 5 cannot play the role of orientation unless it looks bright to some distance. Therefore, 1 <Fm² / Fo² That is, the second objectiveoptical system 5 is set brighter than the first objectiveoptical system 4.
[0042]
Further, as shown in FIG. 5, the first objectiveoptical system 4 and the second objectiveoptical system 5 are arranged in parallel, and the optical axis of the second objectiveoptical system 5 is shifted from the center of the imaging range. The first objectiveoptical system 4 and the second objective are arranged so that the field center of the first objectiveoptical system 4 substantially coincides with the field center of the second objectiveoptical system 5 within the depth of field. When theoptical system 5 is assembled, the structure of the frame that holds the first objectiveoptical system 4 and the second objectiveoptical system 5 is not complicated, so that theoptical system 5 can be easily assembled.
In addition, since the visual field direction is inclined according to the shift amount of the optical axis of the second objectiveoptical system 5, the operation of guiding the screen of the first objectiveoptical system 4 to the site where the magnified observation is desired can be performed with an easy operation. become.
[0043]
In addition, by arranging thefield mask 11 having two cut-out portions at a position close to theCCD 6, light beams incident on theCCD 6 from the area from the periphery of the field of view of the two objective optical systems to the outside of the field of view are limited by the field mask. Therefore, it is possible to prevent adverse effects such as ghost flare on the images on the light receiving surface of the image sensor.
[0044]
According to the above configuration, for example, when imaging the inside of a body cavity by an endoscope apparatus, the first is used as a guide when inserting the distal end of the endoscope into the body cavity, or at a site in the body cavity where the enlarged observation is desired. Suitable for using the second objectiveoptical system 5 for orientation for deriving the field of view of the objectiveoptical system 4 and for using the first objectiveoptical system 4 for magnifying observation of the second objectiveoptical system 5 And a reduction in the depth of field of the first objectiveoptical system 4 is avoided, and a practical depth of field of the first objectiveoptical system 4 is obtained. Magnification observation and normal observation can be performed simultaneously.
[0045]
Further, assuming that the pixel pitch P (μm) of theCCD 6 is 1.22 × λ × Fm, themonochrome CCD 6 has a value of 1 × P to 2.2 × P, and thecolor CCD 6 has a value of 1.5 × P to 3. By setting the number to 3 × P or less, the details of the subject are clearly displayed by making use of the number of pixels of theCCD 6, so that the enlarged observation and the normal observation can be performed simultaneously.
[0046]
In addition, the brightness of the second objectiveoptical system 5 is set to be brighter than that of the first objectiveoptical system 4 and the brightness is set to be twice or less, so that the optimum brightness can be simultaneously obtained for two images. In addition, since halation is avoided, the brightness balance between the high magnification and the low magnification is balanced, and the magnification observation and the normal observation can be performed simultaneously.
[0047]
When assembling the first objectiveoptical system 4 and the second objectiveoptical system 5, the structure of the frame that holds the first objectiveoptical system 4 and the second objectiveoptical system 5 is not complicated. Therefore, since it is easily assembled, magnified observation or special light observation and normal observation can be performed at the same time without complicated operations.
In addition, since the visual field direction is tilted according to the shift amount of the optical axes of the first objectiveoptical system 4 and the second objectiveoptical system 5, the screen of the first objectiveoptical system 4 is guided to a site where magnified observation is desired. Since the operation can be performed with an easy operation, there is no deviation of the center of the field of view of the two images, and the enlarged observation and the normal observation can be performed simultaneously.
[0048]
In the above embodiment, a visible light cut filter for infrared light observation, a bandpass filter for narrow band light observation, or excitation light for fluorescence observation is provided inside or behind the first objectiveoptical system 4. A cut filter may be provided. As a result, the endoscope apparatus for special light observation is once taken out from the body cavity during observation as in the conventional endoscope apparatus used for observation in the body cavity, and another endoscope is used for normal light observation. Without having to perform complicated operations such as re-inserting the device or switching the light source, it is possible to confirm the position simultaneously with normal light observation while searching for the lesion by special light observation using infrared light, narrow band light, or fluorescence. It is possible to perform observation or to compare an observation image obtained by special light observation with an image obtained by normal white light.
[0049]
In particular, by providing a filter that blocks a part of visible light behind the first objectiveoptical system 4, for example, when observing the sentinel lymphatic vessel, indocyanine green (ICG) is injected into the tissue, The visual field range is guided to the site to be observed by the normal light observation of the objectiveoptical system 2 and the sentinel lymph node where the ICG is accumulated by the infrared light observation by the close-up enlarged screen of the first objectiveoptical system 4. It becomes possible to easily perform an operation such as performing identification and performing necessary treatment while viewing the normal light observation screen of the second objectiveoptical system 5. Further, after excision of the sentinel lymph node, it is possible to perform fluorescence observation of the tissue around the excision site and confirm whether or not the lesioned tissue is left behind.
[0050]
Further, thefield mask 11 may be manufactured by applying a black siliconization process in an etching method used in a semiconductor manufacturing process. As a result, the reflectance of the surface of thefield mask 11 can be made almost zero%. In addition, since all the light incident on the surface of thefield mask 11 is absorbed, for example, the light reflected on the light receiving surface of the image sensor and incident on thefield mask 11 is reflected on thefield mask 11 and again enters the light receiving surface. , Can prevent ghost flare.
[0051]
【Example】
About the endoscope apparatus of this invention, the data and sectional drawing of the 1st objectiveoptical system 4 and the 2nd objectiveoptical system 5 which were provided in the front-end | tippart 3 of the endoscope 1 are shown as an Example. For the cross-sectional views in the following examples, only the configurations of the first objectiveoptical system 4, the second objectiveoptical system 5, and thecover glass 10 are shown. However, the aperture ratio Fm of the first objectiveoptical system 4, the aperture ratio Fo of the second objectiveoptical system 5, the maximum image height IH, the radius of curvature R of each lens surface, the thickness of each lens, and the lens interval D, d The refractive index Nd at the line, the Abbe number Vd, and the wavelength λ = 0.588 (μm).
[0052]
[Example 1]
FIG. 8 is a schematic cross-sectional view showing configurations of the first objectiveoptical system 4, the second objectiveoptical system 5, and thecover glass 10 of the present embodiment.
The first objectiveoptical system 4 includes threelenses 4a, 4b, and 4c. The second objectiveoptical system 5 includes fourlenses 5a, 5b, 5c, and 5d. Furthermore, thecover glass 10 includes threecover glasses 10a, 10b, and 10c. A monochrome CCD (not shown) is provided behind thecover glass 10c. Further, anaperture stop 4 ′ is provided at the rear end of thelens 4b, and anaperture stop 5 ′ is provided at the tip of thelens 5d.
At this time, as shown in Table 1, the aperture ratio Fm of the first objectiveoptical system 4, the aperture ratio Fo of the second objectiveoptical system 5, the maximum image height IH, the radius of curvature R of each lens surface, When the thickness, the lens interval D, the refractive index Nd at the d-line, and the Abbe number Vd are set, the image size of the first objectiveoptical system 4 is the image size of the second objectiveoptical system 5. 2 times or more and less than 5 times. If the CCD is monochrome, assuming that the pixel pitch P (μm) of the CCD, the wavelength λ, and the aperture ratio Fm of the first objectiveoptical system 4,
1 × P <1.22 × λ × Fm <2.2 × P
When the aperture ratio Fm of the first objectiveoptical system 4 and the aperture ratio Fo of the second objectiveoptical system 5 are given,
1 <Fm² / Fo² <2
It becomes.
[0053]
[Table 1]

[0054]
[Table 2]

[0055]
[Example 2]
FIG. 9 is a schematic cross-sectional view showing configurations of the first objectiveoptical system 4, the second objectiveoptical system 5, and thecover glass 10 of the present embodiment.
The first objectiveoptical system 4 includes fourlenses 4a, 4b, 4c, and 4d. The second objectiveoptical system 5 includes fivelenses 5a, 5b, 5c, 5d, and 5e. Furthermore, thecover glass 10 includes twocover glasses 10a and 10b. A color CCD (not shown) is provided behind thecover glass 10b. Further, anaperture stop 4 ′ is provided at the rear end of thelens 4b, and anaperture stop 5 ′ is provided at the tip of thelens 5d.
At this time, as shown in Table 2, the aperture ratio Fm of the first objectiveoptical system 4, the aperture ratio Fo of the second objectiveoptical system 5, the maximum image height IH, the radius of curvature R of each lens surface, When the thickness, the lens interval D, the refractive index Nd at the d-line, and the Abbe number Vd are set, the image size of the first objectiveoptical system 4 is the image size of the second objectiveoptical system 5. 2 times or more and less than 5 times. Further, when the CCD is a color, assuming that the pixel pitch P (μm) of the CCD, the wavelength λ, and the aperture ratio Fm of the first objectiveoptical system 4,
1.5 × P <1.22 × λ × Fm <3.3 × P
When the aperture ratio Fm of the first objectiveoptical system 4 and the aperture ratio Fo of the second objectiveoptical system 5 are given,
1 <Fm² / Fo² <2
It becomes.
[0056]
[Table 3]

[0057]
[Table 4]

[0058]
[Example 3]
FIG. 10 is a schematic cross-sectional view showing configurations of the first objectiveoptical system 4, the second objectiveoptical system 5, and thecover glass 10 of the present embodiment.
The first objectiveoptical system 4 includes threelenses 4a, 4b, and 4c. The second objectiveoptical system 5 includes threelenses 5a, 5b, and 5c. Furthermore, thecover glass 10 includes threecover glasses 10a, 10b, and 10c. A monochrome CCD (not shown) is provided behind thecover glass 10c. Further, anaperture stop 4 'is provided at the rear end of thelens 4a, and an aperture stop 5' is provided at the rear end of thelens 5b.
At this time, as shown in Table 3, the aperture ratio Fm of the first objectiveoptical system 4, the aperture ratio Fo of the second objectiveoptical system 5, the maximum image height IH, the radius of curvature R of each lens surface, When the thickness, lens interval D, refractive index Nd at d-line, and Abbe number Vd are set, the image size of the first objectiveoptical system 4 is the image size of the second objectiveoptical system 5. 2 times or more and less than 5 times. If the CCD is monochrome, assuming that the pixel pitch P (μm) of the CCD, the wavelength λ, and the aperture ratio Fm of the first objectiveoptical system 4,
1 × P <1.22 × λ × Fm <2.2 × P
When the aperture ratio Fm of the first objectiveoptical system 4 and the aperture ratio Fo of the second objectiveoptical system 5 are given,
1 <Fm² / Fo² <2
It becomes.
Note that the optical axis of the second objectiveoptical system 5 is shifted from the center of the imaging range, and thereby the center of the field of view of the first objectiveoptical system 4 and the second objectiveoptical system 5 is made coincident. FIG. 11 shows an optical path diagram of the first objectiveoptical system 4 and the second objectiveoptical system 5 at this time.
[0059]
[Table 5]

[0060]
[Table 6]

[0061]
[Example 4]
FIG. 12 is a schematic cross-sectional view showing configurations of the first objectiveoptical system 4, the second objectiveoptical system 5, and thecover glass 10 of the present embodiment.
The first objectiveoptical system 4 includes threelenses 4a, 4b, and 4c. The second objectiveoptical system 5 includes fourlenses 5a, 5b, 5c, and 5d. Furthermore, thecover glass 10 includes fivecover glasses 10a to 10e. A monochrome CCD (not shown) is provided behind thecover glass 10c. Moreover, thecover glasses 10d and 10e behind the first objectiveoptical system 4 have a function of a visible light cut filter for infrared observation.
Afield mask 11 is provided between thecover glasses 10b and 10c and between thecover glasses 10e and 10c. Further, anaperture stop 4 'is provided at the rear end of thelens 4a, and an aperture stop 5' is provided at the rear end of thelens 5b.
Details of the infrared observation will be described later.
At this time, as shown in Table 4, the aperture ratio Fm of the first objectiveoptical system 4, the aperture ratio Fo of the second objectiveoptical system 5, the maximum image height IH, the radius of curvature R of each lens surface, When the thickness, the lens interval D, the refractive index Nd at the d-line, and the Abbe number Vd are set, the image size of the first objectiveoptical system 4 is the image size of the second objectiveoptical system 5. 2 times or more and less than 5 times. When theCCD 6 is monochrome, assuming that the pixel pitch P (μm) of theCCD 6, the wavelength λ, and the aperture ratio Fm of the first objectiveoptical system 4,
1 × P <1.22 × λ × Fm <2.2 × P
When the aperture ratio Fm of the first objectiveoptical system 4 and the aperture ratio Fo of the second objectiveoptical system 5 are given,
1 <Fm² / Fo² <2
It becomes.
[0062]
[Table 7]

[0063]
[Table 8]

[0064]
[Example 5]
FIG. 13 is a schematic cross-sectional view showing configurations of the first objectiveoptical system 4, the second objectiveoptical system 5, and thecover glass 10 of the present embodiment.
The first objectiveoptical system 4 includes sevenlenses 4a to 4g. The second objectiveoptical system 5 includes sixlenses 5a to 5f. Furthermore, thecover glass 10 includes twocover glasses 10a and 10b. A color CCD (not shown) is provided behind thecover glass 10b. Thelens 4d has a function of an excitation light cut filter for fluorescence observation.
Afield mask 11 having two cut-out portions is disposed between thecover glasses 10a and 10b. Further, anaperture stop 4 ′ is provided at the rear end of thelens 4d, and anaperture stop 5 ′ is provided at the rear end of thelens 5c.
At this time, as shown in Table 5, the aperture ratio Fm of the first objectiveoptical system 4, the aperture ratio Fo of the second objectiveoptical system 5, the maximum image height IH, the radius of curvature R of each lens surface, When the thickness, the lens interval D, the refractive index Nd at the d-line, and the Abbe number Vd are set, the image size of the first objectiveoptical system 4 is the image size of the second objectiveoptical system 5. 2 times or more and less than 5 times. Further, when theCCD 6 is a color, assuming that the pixel pitch P (μm) of theCCD 6, the wavelength λ, and the aperture ratio Fm of the first objectiveoptical system 4,
1.5 × P <1.22 × λ × Fm <3.3 × P
When the aperture ratio Fm of the first objectiveoptical system 4 and the aperture ratio Fo of the second objectiveoptical system 5 are given,
1 <Fm² / Fo² <2
It becomes.
[0065]
[Table 9]

[0066]
[Table 10]

[0067]
Here, infrared observation will be described below.
In infrared observation, information from the submucosal layer of a living tissue can be acquired by selecting light in an arbitrary narrow wavelength range from an infrared wavelength range of 680 nm to 1100 nm as illumination light and irradiating it on the living tissue. it can. There are relatively thick blood vessels and lymphatic vessels near the submucosa of living tissue. Therefore, indocyanine green (ICG) having an absorption peak in near-infrared light can be injected into the blood vessels and lymph vessels as a contrast agent, and these can be clearly observed by shading the blood vessels and lymph vessels. it can.
[0068]
For example, identification and excision of sentinel lymph nodes can be performed endoscopically while observing an infrared observation image. As already mentioned, the sentinel lymph node is a place where lymph from cancer and other lesions flows and the first micrometastasis occurs, and further, the metastasis to another place in the body starts from the sentinel lymph node. It is said. In other words, if the sentinel lymph node is examined, the lymph node metastasis status of the case can be grasped. In the case of early-stage cancer, identify the sentinel lymph node near the lesion under endoscopy, and remove it to the sentinel lymph node together with the lesion to prevent metastasis to other parts of the body. Can do.
[0069]
In excision of the sentinel lymph node, it is necessary to provide an infrared observation image that can clearly distinguish the lymphatic vessel from the blood vessel so as not to injure the blood vessel running in the vicinity and cause bleeding. As a modification of the present embodiment, near infrared light near 805 nm which is the absorption peak wavelength of ICG, near infrared light near 930 nm where ICG has a low absorption rate, and absorption wavelength of oxyhemoglobin contained in venous blood A certain visible light near 550 nm is used as illumination light to irradiate the living tissue near the lesion, and the reflected light from the living tissue is imaged to display the ICG and the distribution of blood vessels in the lymph vessels in a pseudo colored manner. The followings are shown below.
[0070]
FIG. 14 shows oxygenated hemoglobin (HbO₂ ). According to this, it can be seen that oxyhemoglobin absorbs less visible light near 550 nm and absorbs less light near 805 nm and 930 nm, and shows almost the same light absorption characteristics near 805 nm and 930 nm. On the other hand, ICG hardly absorbs light in the vicinity of 550 nm and 930 nm as compared to the absorption of near infrared light in the vicinity of 805 nm greatly in the body. Thus, at the time of image processing, blue, green, and red are assigned to the light of the above three wavelengths in a pseudo manner, and the mixed color is displayed according to the light receiving intensity of the image sensor, thereby displaying lymphatic vessels and blood vessels. An infrared observation image that can be clearly distinguished as different color tones can be provided.
[0071]
In this case, the light source device sequentially and repeatedly illuminates light in the wavelength range shown in FIG. 15 toward the subject through the illumination unit of the endoscope. The spectral intensity curve A in FIG. 15 is illumination light having a half-value width of 30 nm centered on 550 nm belonging to the visible region. The spectral intensity curve B is illumination light having a wavelength range of 790 nm to 820 nm belonging to the near infrared region. The spectral intensity curve C is illumination light having a wavelength range of 920 nm to 950 nm belonging to the near infrared region.
[0072]
The configuration of the optical system of the light source device is shown in FIG. The optical system includes a lens system 101a that projects a reduced image of the aperture window of thelamp 100, and a lens system 101b that condenses the luminous flux of the lamp on the light guide incident end face 102 of the endoscope. A turret 103 and a rotating disk 104 are arranged in the optical path from thelamp 100 through the lens system to the light guide incident end face 102 of the endoscope.
[0073]
Several types of optical filters are attached to the turret 103 and the rotating disk 104, and the turret 103 and the rotating disk 104 move along a plane perpendicular to the optical axis of the light source optical system and rotate parallel to the optical axis. By rotating around the axis, an optical filter is inserted into the light beam of the light source optical system. At the time of infrared light observation, the turret 103 rotates and theoptical filter 111 in FIG. 17 is inserted into the optical path. Further, the rotating disk 104 moves and the outer periphery of the rotating disk is inserted into the optical path. Then, the rotating disk rotates, and theoptical filters 115, 116, and 117 shown in FIG. 17 attached to the outer periphery are repeatedly inserted at a constant period.
[0074]
Theoptical filter 111 in FIG. 17 is a filter having transmission ranges of 535 nm to 565 nm and 790 nm to 950 nm. 18 is a filter having a transmission range of 385 nm to 495 nm and transmitting light of 920 nm or more. When theoptical filter 115 is inserted in the optical path, the wavelength range of 920 nm to 950 nm is used. Illumination light in the infrared region is generated.
[0075]
Theoptical filter 116 in FIG. 18 is a filter having a transmission range of 500 nm to 575 nm. When theoptical filter 116 is inserted in the optical path, visible region illumination light in the wavelength range of 535 nm to 565 nm is generated.
Theoptical filter 117 in FIG. 18 is a filter having a transmission range of 585 nm to 655 nm and a transmission range of 745 nm to 820 nm. When theoptical filter 117 is inserted in the optical path, theoptical filter 117 has a wavelength range of 790 nm to 820 nm. Illumination light in the infrared region is generated.
Further, theoptical filter 130 of FIG. 19 is arranged in the objective optical system on the high magnification side of the endoscope. Theoptical filter 130 is a filter having a characteristic of transmitting light having a wavelength longer than 500 nm. Therefore, the illumination light in the above three wavelength ranges reflected from the living tissue reaches the imaging surface of the imaging device through the objective optical system.
[0076]
The above-mentioned endoscope irradiates the excised part with excitation light in order to confirm whether or not the lesioned part and the sentinel lymph node in the vicinity have been removed under the endoscope. It is also possible to observe autofluorescence of living tissue. Comparing the spectral intensity distribution of fluorescence emitted by normal living tissue with the spectral intensity distribution of fluorescence emitted by lesions such as cancer, it is known that the intensity of fluorescence emitted by living tissues of the above lesions is relatively reduced. Yes.
[0077]
Therefore, it is possible to confirm the presence or absence of a lesion by observing a fluorescent image image-processed by a video processor so as to separate and display a lesion from a living tissue using the difference in fluorescence intensity as described above. it can. In this case, the turret 103 of the light source device rotates and theoptical filter 112 shown in FIG. 17 is inserted into the optical path. Theoptical filter 112 has a characteristic of transmitting light having a wavelength shorter than 440 nm. When theoptical filter 115 attached to the rotating disk 104 is inserted in the optical path, excitation light having a wavelength range of 385 nm to 440 nm is used. Is generated. Since the living tissue emits fluorescence having an intensity peak near 510 nm by the excitation light, the objective optical system on the high magnification side of the endoscope cuts the excitation light and captures only the autofluorescence of the living tissue. Can be reached.
[0078]
On the other hand, theoptical filter 131 of FIG. 19 is arranged in the objective optical system on the low magnification side of the endoscope. Theoptical filter 131 in FIG. 19 is a filter having a characteristic of transmitting light in the wavelength range of 455 nm to 680 nm. For this reason, excitation light does not reach the imaging surface of the imaging device through the objective optical system on the low magnification side. During normal observation, the turret 103 of the light source device rotates and theoptical filter 113 shown in FIG. 17 is inserted into the optical path.
[0079]
Theoptical filter 113 in FIG. 17 is a bandpass filter having a transmission range of 390 nm to 695 nm. In combination with theoptical filters 115, 116, and 117 in FIG. 18, blue light from 385 nm to 495 nm and green light from 500 nm to 575 nm are combined. Red light of 585 nm to 655 nm is respectively generated. Therefore, only blue light having a wavelength component of 455 nm to 495 nm passes through the objective optical system and reaches the imaging surface of the imaging device.
When expressing the transmission characteristics of the optical filter, the wavelength λ at which the transmittance T = 50% is obtained.₁ And λ2 and λ₁ To λ₂ Bandpass filter with a transmission range of λ₁ Filters that transmit the above light or λ₁ To λ₂ It was expressed as a filter that cuts out light.
[0080]
【The invention's effect】
The endoscope apparatus of the present invention described above has the following effects.
According to the first aspect of the present invention, for example, when imaging the inside of a body cavity by an endoscope apparatus, it is used as a guide when inserting the distal end of the endoscope into the body cavity, or a part in the body cavity where enlargement observation is desired. Suitable for using the second objective optical system for orientation for deriving the visual field range of the first objective optical system, and for using the first objective optical system for magnification observation of the second objective optical system. In addition to magnification, it is avoided that the depth of field of the first objective optical system becomes narrow, and the depth of field necessary for practical use of the first objective optical system is obtained. Normal observation can be performed simultaneously.
[0081]
According to the second aspect of the present invention, assuming that the pixel pitch P (μm) of the solid-state imaging device is 1.22 × λ × Fm, the monochrome solid-state imaging device has a value of 1 × P or more and 2.2 × P or less. As a result, the details of the subject are clearly displayed by making use of the number of pixels of the solid-state imaging device, so that the enlarged observation and the normal observation can be performed simultaneously.
[0082]
According to the third aspect of the present invention, assuming that the pixel pitch P (μm) of the solid-state imaging device is 1.2 × X × Fm, the value of 1.22 × λ × Fm is 1.5 × P or more and 3.3 × P As a result of the following, the details of the subject are clearly displayed by making use of the number of pixels of the solid-state imaging device, so that the magnified observation and the normal observation can be performed simultaneously.
[0083]
According to the fourth aspect of the present invention, the brightness of the second objective optical system is set to be brighter than that of the first objective optical system, and the brightness is set within twice, so that two images can be obtained. Since the optimum brightness can be obtained at the same time and halation is avoided, the brightness balance between the high magnification and the low magnification is balanced, and the magnification observation and the normal observation can be performed simultaneously.
[0084]
According to the fifth aspect of the invention, when assembling the first and second objective optical systems, the structure of the frame that holds the first and second objective optical systems is not complicated. Since it is easily assembled, magnified observation or special light observation and normal observation can be performed at the same time without complicated operations.
In addition, since the visual field direction is tilted according to the shift amount of the optical axes of the first and second objective optical systems, the operation of guiding the screen of the first objective optical system to the site where the magnified observation is desired can be performed with an easy operation. As a result, there is no shift in the center of the field of view between the two images, and magnified observation and normal observation can be performed simultaneously.
[0085]
According to the invention ofclaim 6, like the conventional endoscope apparatus used for observation in a body cavity, the endoscope apparatus for special light observation is once taken out from the body cavity during observation, and normal light observation is performed. While searching for a lesion by special light observation using infrared light, narrowband light, or fluorescence, without re-inserting another endoscope device or switching the light source Because it is possible to perform position confirmation and treatment at the same time with light observation, or to compare the observation image with special light observation with the image with normal white light, special light observation and normal light can be done without complicated operations. Observation can be performed simultaneously.
[0086]
According to the seventh aspect of the present invention, the light rays incident on the solid-state image sensor from the region from the periphery of the field of view of the two objective optical systems to the outside of the field of view are limited by the field mask respectively. It is possible to perform magnified observation or special light observation and normal observation at the same time while preventing adverse effects such as ghost flare on each other's images.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a partial side view of an endoscope apparatus according to an embodiment of the present invention.
FIG. 2 is a partial cross-sectional view of the distal end portion of the endoscope apparatus according to the embodiment of the present invention.
FIG. 3 is a diagram showing an example of a field mask according to an embodiment of the present invention.
FIG. 4 is a diagram illustrating a solid-state imaging device according to an embodiment of the present invention and an imaging region thereof.
FIG. 5 is a partial cross-sectional view of the distal end portion of the endoscope apparatus according to the embodiment of the present invention.
FIG. 6 is a conceptual diagram of a visual field range imaged with the optical axis and the center of the imaging range being made coincident by the endoscope apparatus according to the embodiment of the present invention.
FIG. 7 is a conceptual diagram of a visual field range imaged by shifting the optical axis from the imaging center by the endoscope apparatus according to the embodiment of the present invention.
FIG. 8 is a schematic sectional view of an objective optical system provided in the endoscope apparatus according to Embodiment 1 of the present invention.
FIG. 9 is a schematic cross-sectional view of an objective optical system provided in an endoscope apparatus according toEmbodiment 2 of the present invention.
FIG. 10 is a schematic cross-sectional view of an objective optical system provided in an endoscope apparatus according toEmbodiment 3 of the present invention.
FIG. 11 is an optical path diagram of an objective optical system provided in an endoscope apparatus according toEmbodiment 3 of the present invention.
FIG. 12 is a schematic cross-sectional view of an objective optical system provided in an endoscope apparatus according toEmbodiment 4 of the present invention.
FIG. 13 is a schematic cross-sectional view of an objective optical system provided in an endoscope apparatus according toEmbodiment 5 of the present invention.
FIG. 14 is a graph showing the light absorption characteristics of oxyhemoglobin in infrared observation according to Example 4 of the present invention.
FIG. 15 is a diagram showing a spectral intensity curve in infrared observation according to Example 4 of the present invention.
FIG. 16 is a diagram showing a configuration of an optical system of a light source device in infrared observation according to Example 4 of the present invention.
FIG. 17 is a diagram showing a spectral intensity curve in infrared observation according to Example 4 of the present invention.
FIG. 18 is a diagram showing a spectral intensity curve in infrared observation according to Example 4 of the present invention.
FIG. 19 is a diagram showing a spectral intensity curve in infrared observation according to Example 4 of the present invention.
[Explanation of symbols]
1 Endoscope
2 Insertion part
3 Tip
4 First objective optical system
5 Second objective optical system
6 CCD (solid-state image sensor)

Claims (7)

Translated fromJapanese

第１の対物光学系及び前記第１の対物光学系より低倍率である第２の対物光学系からなる２つの対物光学系と、１つの固体撮像素子とを備え、前記第１の対物光学系あるいは前記第２の対物光学系の前方にある被写体を前記第１の対物光学系あるいは前記第２の対物光学系を介して前記固体撮像素子の各々異なる領域に結像して、前記第１の対物光学系の視野範囲が前記第２の対物光学系の視野範囲内に含まれ若しくはそれらの視野範囲が重なっている内視鏡装置であって、
前記固体撮像素子上における前記第１の対物光学系の結像の大きさが、前記固体撮像素子上における前記第２の対物光学系の結像の大きさの２倍以上５倍未満の条件を満たすことを特徴とする内視鏡装置。The first objective optical system includes two objective optical systems including a first objective optical system and a second objective optical system having a lower magnification than the first objective optical system, and one solid-state imaging device. Alternatively, the subject in front of the second objective optical system is imaged on different regions of the solid-state imaging device via the first objective optical system or the second objective optical system, and the first objective optical system is used. An endoscope apparatus in which the visual field range of the objective optical system is included in or overlaps the visual field range of the second objective optical system,
The condition that the imaging size of the first objective optical system on the solid-state imaging device is not less than 2 times and less than 5 times the imaging size of the second objective optical system on the solid-state imaging device. An endoscope apparatus characterized by satisfying.前記固体撮像素子がモノクロの場合、前記固体撮像素子の画素ピッチＰ（μｍ）、波長λ（μｍ）、前記第１の対物光学系の開口比Ｆｍとすると、
１×Ｐ＜１．２２×λ×Ｆｍ＜２．２×Ｐ
の条件を満たすことを特徴とする請求項１記載の内視鏡装置。When the solid-state image sensor is monochrome, the pixel pitch P (μm) of the solid-state image sensor, the wavelength λ (μm), and the aperture ratio Fm of the first objective optical system,
1 × P <1.22 × λ × Fm <2.2 × P
The endoscope apparatus according to claim 1, wherein the condition is satisfied.前記固体撮像素子がカラーの場合、前記固体撮像素子の画素ピッチＰ（μｍ）、波長λ（μｍ）、前記第１の対物光学系の開口比Ｆｍとすると、
１．５×Ｐ＜１．２２×λ×Ｆｍ＜３．３×Ｐ
の条件を満たすことを特徴とする請求項１記載の内視鏡装置。When the solid-state imaging device is a color, assuming that the pixel pitch P (μm) of the solid-state imaging device, the wavelength λ (μm), and the aperture ratio Fm of the first objective optical system,
1.5 × P <1.22 × λ × Fm <3.3 × P
The endoscope apparatus according to claim 1, wherein the condition is satisfied.前記第１の対物光学系の開口比Ｆｍ、前記第２の対物光学系の開口比Ｆｏとすると、
１＜Ｆｍ^２／Ｆｏ^２＜２
の条件を満たすことを特徴とする請求項２または３記載の内視鏡装置。Assuming that the aperture ratio Fm of the first objective optical system and the aperture ratio Fo of the second objective optical system,
^{1 <Fm 2 / Fo 2 <} 2
The endoscope apparatus according to claim 2, wherein the condition is satisfied.前記２つの対物光学系が平行に並んで配置され、前記２つの対物光学系の少なくとも一方の光軸を結像範囲中心からずらして配置して、前記第１の対物光学系の視野中心と前記第２の対物光学系の視野中心とを被写界深度内においてほぼ一致させることを特徴とする請求項１から４のいずれかに記載の内視鏡装置。The two objective optical systems are arranged in parallel, and at least one optical axis of the two objective optical systems is shifted from the center of the imaging range, and the field center of the first objective optical system and the The endoscope apparatus according to any one of claims 1 to 4, wherein a center of a field of view of the second objective optical system is substantially matched within a depth of field.前記第１の対物光学系あるいは前記第２の対物光学系の内部あるいは後方には、赤外光観察用の可視光カットフィルタ、狭帯域光観察用のバンドパスフィルタ、もしくは蛍光観察用の励起光カットフィルタが設けられていることを特徴とする請求項１から５のいずれかに記載の内視鏡装置。Inside or behind the first objective optical system or the second objective optical system, a visible light cut filter for infrared light observation, a bandpass filter for narrow band light observation, or excitation light for fluorescence observation The endoscope apparatus according to any one of claims 1 to 5, wherein a cut filter is provided.前記固体撮像素子に近傍に２つの切り通し部を有する視野マスクが配置されていることを特徴とする請求項６記載の内視鏡装置。The endoscope apparatus according to claim 6, wherein a visual field mask having two cut-out portions is disposed in the vicinity of the solid-state imaging device.

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