【発明の詳細な説明】［発明の目的］（産業上の利用分野）この発明は、体内の病変等の凹凸を認識することができ
る計測内視鏡に関する。DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION [Object of the Invention] (Industrial Application Field) The present invention relates to a measurement endoscope that can recognize irregularities such as lesions in the body.
（従来の技術）内視鏡による体内の凹凸を認識することができる第１の
従来技術として、例えば第７図ないし第１０図に示すよ
うな装置を用いたもの（Ｇａｓｔｒｏｅｎｌｅｒｏｔｏｇｌｃａｌ Ｅｎｄ
ｏｓｃｏｐｙ、Ｖｏｌ。(Prior art) A first conventional technology that can recognize the unevenness inside the body using an endoscope is a method using a device as shown in FIGS. 7 to 10, for example.
oscopy, Vol.
（２５）６． Ｊｕｎ、１９８３．ｐｐｓ ６ｇ〜８
７４）が知られている。(25)6. Jun, 1983. pps 6g~8
74) is known.
第７図中、３１はレーザ光源、３２は二次元の透過形フ
ァイバ回折格子であり、二次元の透過形ファイバ回折格
子３２は、第８図に示すように、それぞれグラスファイ
バ３３ａ、３４ａを平面状に並べて構成した一次元ファ
イバ回折格子３３．３４の２枚を、そのグラスファイバ
３３ａ１３４ａが互いに直交するように重ね合わせて構
成されている。In FIG. 7, 31 is a laser light source, 32 is a two-dimensional transmission type fiber diffraction grating, and the two-dimensional transmission type fiber diffraction grating 32, as shown in FIG. It is constructed by overlapping two one-dimensional fiber diffraction gratings 33 and 34 arranged in a shape such that their glass fibers 33a and 134a are orthogonal to each other.
レーザ光源３１からのレーザ光が透過形ファイバ回折格
子３２に垂直に入射されると、行列状に配列された二次
元のスポット状の回折光（以下スポット光ともいう）３
５が得られ、これをスクリーン上に投影すると、第９図
に示すような行列上の二次元のスポット光パターンが得
られる。When the laser light from the laser light source 31 is perpendicularly incident on the transmission type fiber diffraction grating 32, two-dimensional spot-shaped diffracted lights (hereinafter also referred to as spot lights) 3 are arranged in a matrix.
5 is obtained, and when it is projected onto a screen, a two-dimensional spot light pattern on a matrix as shown in FIG. 9 is obtained.
第１０図において、透過形ファイバ回折格子の配設点Ｇ
と対物レンズまたは撮像索子等の配設点である観測点Ａ
との間に視差に対応した一定の間隔をとって被検査対象
３６にスポット光３５を投影すると、スポット光パター
ンに視差に対応した規則的なパターンずれが生じるので
、この現象を利用することにより観測点Ａと病変等の生
じている被検査対象３６上の各スポットとの距離を測定
し、凹凸を認識することができることを示している。In Figure 10, the arrangement point G of the transmission type fiber grating
and observation point A, which is the installation point for the objective lens or imaging probe, etc.
When the spot light 35 is projected onto the object to be inspected 36 with a fixed interval corresponding to the parallax between the two, regular pattern shifts corresponding to the parallax occur in the spot light pattern. It is shown that it is possible to measure the distance between the observation point A and each spot on the object to be inspected 36 where a lesion or the like has occurred, and to recognize irregularities.
第２の従来技術として本願発明者により特許出願中の特
願昭６２−２０５０５１号がある。この出願について以
下第１１図ないし第１３図を使って説明する。第１１図
においてレーザ光源（図示省略）からのレーザ光を導く
ためのファイバおよび次に述べる固体撮像素子に接続さ
れた信号線等が一体に束ねられて、体内に挿入されるス
コープ４１が構成されている。そして、スコープ４１先
端側におけるレーザ光を導く光ファイバの出射端面に臨
む部位に、後述するような構造からなる二次元の透過形
回折格子４６が装着されている。また、この透過形回折
格子４６とは視差に対応した間隔Ｐａをおいて撮像手段
としてのＣＣＤからなる固体撮像素子４２が装着されて
いる。As a second prior art, there is Japanese Patent Application No. 62-205051, which is currently pending patent application by the inventor of the present invention. This application will be explained below using FIGS. 11 to 13. In FIG. 11, a fiber for guiding laser light from a laser light source (not shown) and a signal line connected to a solid-state imaging device, which will be described next, are bundled together to form a scope 41 that is inserted into the body. ing. A two-dimensional transmission diffraction grating 46 having a structure as described later is attached to a portion facing the output end face of the optical fiber that guides the laser beam on the distal end side of the scope 41. Further, a solid-state imaging device 42 made of a CCD as an imaging means is attached to the transmission diffraction grating 46 at an interval Pa corresponding to parallax.
固体撮像索子４２の出力信号線には、図示省略の次のよ
うな各機器が接続されている。即ち、その出力信号線に
は、カメラコントロールユニット、デコーダ、フレーム
メモリおよびモニタ等が接続され、またカメラコントロ
ールユニットから分岐された輝度信号出力線には、被検
査対象４３に投影されたスポットの各中心点、“即ち各
ピクセルおよびこのピクセルの座標を検出するためのノ
イズ処理部、２値化処理部、細線化処理部およびピクセ
ル座標検出部等が接続されている。The following devices (not shown) are connected to the output signal line of the solid-state imaging cable 42. That is, the camera control unit, decoder, frame memory, monitor, etc. are connected to the output signal line, and each of the spots projected on the object to be inspected 43 is connected to the luminance signal output line branched from the camera control unit. A noise processing unit, a binarization processing unit, a thinning processing unit, a pixel coordinate detection unit, etc. for detecting the center point, that is, each pixel and the coordinates of this pixel are connected.
第１２図は、二次元の透過形回折格子４６の構造を詳細
に示すものであり、二次元の透過形回折格子４６は、レ
ーザ光を列方向に回折する第１の一次元ファイバ回折格
子４４と、この第１の一次元ファイバ回折格子４４で回
折された回折光を行方向に回折するための第１の一次元
ファイバ回折格子４４とは回折角の異なる第２の一次元
ファイバ回折格子４５とを重ね合わせて構成されている
。FIG. 12 shows the structure of the two-dimensional transmission type diffraction grating 46 in detail, and the two-dimensional transmission type diffraction grating 46 is a first one-dimensional fiber grating 44 that diffracts laser light in the column direction. A second one-dimensional fiber diffraction grating 45 has a diffraction angle different from that of the first one-dimensional fiber grating 44 for diffracting the diffracted light diffracted by the first one-dimensional fiber grating 44 in the row direction. It is composed of overlapping.
第１の一次元ファイバ回折格子４４を構成しているグラ
スファイバ４４ａは、直径が例えば１００μｍ程度のも
のが用いられており、第２の一次元ファイバ回折格子を
構成しているグラスファイバ４５ａは、直径が例えば１
０μｍ程度のものが用いられている。The glass fiber 44a constituting the first one-dimensional fiber diffraction grating 44 has a diameter of, for example, about 100 μm, and the glass fiber 45a constituting the second one-dimensional fiber diffraction grating is For example, the diameter is 1
A material with a diameter of about 0 μm is used.
ここで−次元ファイバ回折格子の回折角φｈとその一次
元ファイバ回折格子を構成しているグラスファイバの直
径りとの間には次式の関係がある。Here, there is the following relationship between the diffraction angle φh of the -dimensional fiber diffraction grating and the diameter of the glass fiber constituting the one-dimensional fiber diffraction grating.
、−１φｈ−ｓｌｎ （ｈｅλ／Ｄ） （１）こ
こにｈ：回折光の次数（０，±１、±２・・・）λ：入射光
であるレーザ光の波長上記（１）式の関係から、−次元ファイバ回折格子の回
折角φｈは１．それを構成しているグラスファイバの直
径りが大になるほど小さくなり、例えばλ−４８８ｎｍ
とすると、直径が１００μｍのグラスファイバ４４ａを
用いた第１の一次元ファイバ回折格子４４では、回折角
φｈは０．２８°、直径が１０μｍのグラスファイバ４
５ａを用いた第２の一次元ファイバ回折格子４５では回
折角φｈは２．７５°となる。したがってレーザ光源か
らのレーザ光が透過形回折格子４６に入射されると、被
検査対象４３には、列方向のスポット間隔が短縮された
縦縞パターンに近似した二次元のスポット光パターンが
投影される。, -1 φh-sln (heλ/D) (1) where h: order of diffracted light (0, ±1, ±2...) λ: wavelength of laser light that is incident light From the relationship, the diffraction angle φh of the -dimensional fiber grating is 1. The larger the diameter of the glass fiber that makes up the fiber, the smaller it becomes, for example, λ-488nm.
Then, in the first one-dimensional fiber diffraction grating 44 using the glass fiber 44a with a diameter of 100 μm, the diffraction angle φh is 0.28°, and the glass fiber 4 with a diameter of 10 μm
In the second one-dimensional fiber diffraction grating 45 using 5a, the diffraction angle φh is 2.75°. Therefore, when the laser light from the laser light source is incident on the transmission type diffraction grating 46, a two-dimensional spot light pattern that approximates a vertical stripe pattern with shortened spot intervals in the column direction is projected onto the object to be inspected 43. .
第１３図は、固体撮像索子４２で撮像されたそのスポッ
ト光パターンの画像を示すものであり、被検査対象４３
の形状に応じてスポットの間隔に変化のある縦縞パター
ンに近似したスポット光パターンが得られ、被検査対象
の凹凸が認識される。FIG. 13 shows an image of the spot light pattern captured by the solid-state imaging probe 42, and shows an image of the spot light pattern captured by the solid-state imaging probe 42.
A spot light pattern resembling a vertical stripe pattern with a spot interval varying depending on the shape of the spot is obtained, and the unevenness of the object to be inspected can be recognized.
（発明が解決しようとする課題）第１の従来技術では透過形回折格子を構成している２枚
の一次元ファイバ回折格子の回折角が同一となっていた
ためスポット光が離散的となり凹凸情報が視覚的に分り
にくいという課題があった。(Problems to be Solved by the Invention) In the first prior art, the diffraction angles of the two one-dimensional fiber gratings constituting the transmission type diffraction grating are the same, so the spot light becomes discrete and unevenness information is lost. The problem was that it was difficult to understand visually.
上記の課題を補うようにした第２の従来技術では、被検
査対象の凹凸情報が視覚的に分りやすくなってはいるが
第１の従来技術同様、形状を計測するためには各スポッ
ト光の回折次数を求めなければならず、スポット光が固
体撮像索子２によってとらえられない場合や、被検査対
象の粘膜によリスポット光かにじんでいる場合など、形
状を正確に計測するためにはスポット光の補正など複雑
な処理系が必要となる。また、被検査対象全体にスポッ
ト光を拡散させるため、レーザ光源の光量を大きくする
必要性から光源部の大型化をまねくという課題もあった
。In the second conventional technique, which compensates for the above problem, it is easy to visually understand the unevenness information of the object to be inspected, but as with the first conventional technique, in order to measure the shape, it is necessary to use each spot light. The order of diffraction must be determined, and in order to accurately measure the shape, there are cases where the spot light cannot be captured by the solid-state imaging probe 2, or when the re-spot light is blurred by the mucous membrane of the object to be examined. A complex processing system such as spot light correction is required. Furthermore, in order to diffuse the spot light over the entire object to be inspected, it is necessary to increase the amount of light from the laser light source, resulting in an increase in the size of the light source section.
この発明は上記事情に基づいてなされたもので単純な構
造と処理系により被検査対象の凹凸情報を得ることので
きる計測内視鏡を提供することを目的とする。The present invention has been made based on the above circumstances, and an object of the present invention is to provide a measuring endoscope that can obtain unevenness information of an object to be inspected with a simple structure and processing system.
［発明の構成］（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に、被検査対象にパ
ターン光を投影する投影部と、被検査対象上に生じるパ
ターン光の投影像を撮像する撮像手段とをスコープ先端
側に配置し、被検査対象の凹凸等を検知するものであっ
て、前記パターン光は少なくとも二本の交差する線状で
あることを要旨とする。[Structure of the Invention] (Means for Solving the Problems) In order to solve the above problems, the present invention includes a projection unit that projects pattern light onto an object to be inspected, and a projection image of the pattern light generated on the object to be inspected. An imaging means for taking an image is disposed at the distal end of the scope to detect irregularities, etc. of the object to be inspected, and the gist is that the pattern light is in the form of at least two intersecting lines.
（作用）パターン光を、線状に投影することにより離散的ではな
い連続した凹凸情報が撮像手段によって得られる。線状
パターン光を交差させることにより、ある一方向だけで
はない詳細な凹凸情報が得られ、線状パターン光の本数
を少なくとも二本という少数におさえることにより、パ
ターン光源の大型化、処理系の複雑化の回避が可能とな
る。(Function) By linearly projecting pattern light, continuous, not discrete, unevenness information can be obtained by the imaging means. By intersecting the linear pattern lights, detailed unevenness information not only in one direction can be obtained, and by keeping the number of linear pattern lights to a small number of at least two, it is possible to increase the size of the pattern light source and increase the processing system. Complications can be avoided.
（実施例）以下、この発明の実施例を図面に基づいて説明する。(Example)Embodiments of the present invention will be described below based on the drawings.
第１図ないし第６図は、この発明の第１の実施例を示す
図である。まず、第１図および第４図を用いて計測内視
鏡の構成を説明すると、レーザ光源３からのレーザ光ガ
イド用の図示省略の光ファイバ、白色光光源１からの通
常照明光ガイド用の図示省略の光ファイバおよび次に述
べる固体撮像索子５に接続された信号線等が一体に束ね
られて体内に挿入されるスコープ８が構成されている。1 to 6 are diagrams showing a first embodiment of the present invention. First, the configuration of the measurement endoscope will be explained using FIG. 1 and FIG. An optical fiber (not shown) and a signal line connected to a solid-state imaging probe 5, which will be described below, are bundled together to form a scope 8 that is inserted into the body.
そして、スコープ８先端側に、パターン光投影部として
の透過形ファイバ回折格子６、撮像手段としての固体撮
像素子５および通常照明光を照射するための照明レンズ
（図示省略）が装着されている。A transmission type fiber diffraction grating 6 as a pattern light projection section, a solid-state image sensor 5 as an imaging means, and an illumination lens (not shown) for irradiating normal illumination light are attached to the distal end side of the scope 8.
透過形ファイバ回折格子６は後述の構造により直交する
２本の線状のレーザ光パターンを投影する。そして第２
図に示すように、固体撮像素子５と透過形回折格子６と
のそれぞれの中心をむすぶ直線（第２図におけるＹ軸）
とレーザ光とが４５°の角度を成すように装着されてい
る。白色光光源１には白色光光源のコントロールユニッ
ト２、レーザ光光源３にはレーザ光光源のコントロール
ユニット４がそれぞれ接続され、それぞれの光源の照射
を制御している。The transmission type fiber diffraction grating 6 projects two orthogonal linear laser beam patterns due to the structure described later. and the second
As shown in the figure, a straight line (Y-axis in Figure 2) connects the centers of the solid-state image sensor 5 and the transmission diffraction grating 6.
and the laser beam are attached so that they form an angle of 45 degrees. A white light source control unit 2 is connected to the white light source 1, and a laser light source control unit 4 is connected to the laser light source 3 to control the irradiation of the respective light sources.
また、固体撮像索子５の出力信号線には、カメラコント
ロールユニット１２、デコーダ１３、フレームメモリ１
４、第１のモニタ１５が順次接続され、デコーダ１３の
出力線路が分岐され、その分岐路には、Ｈ３Ｉ変換器１
６、ノイズ処理部１７．２値化処理部１８、細線化処理
部１９、ビクセル座標検出部２０、メモリ２１、第２の
モニタ２２が順次接続され、メモリ２１からの分岐路に
は数値演算部２３、目盛り表示部２４が順次接続され、
第２のモニタ２２への入力路へと接続されている。Further, the output signal line of the solid-state imaging probe 5 includes a camera control unit 12, a decoder 13, and a frame memory 1.
4. The first monitors 15 are sequentially connected, the output line of the decoder 13 is branched, and the H3I converter 1 is connected to the branch path.
6. Noise processing section 17. A binarization processing section 18, a thinning processing section 19, a pixel coordinate detection section 20, a memory 21, and a second monitor 22 are sequentially connected, and a branch path from the memory 21 includes a numerical calculation section. 23, the scale display section 24 is connected in sequence,
It is connected to an input path to a second monitor 22 .
次に、各部の作用を説明すると、スコープ８が体内の所
要部位に挿入され、透過形ファイバ回折格子６からのレ
ーザ光パターン７および照明レンズ（図示省略）からの
通常照明光が被検査対象９に照射され、その投影像が固
体撮像索子５により撮像される。Next, to explain the function of each part, the scope 8 is inserted into a desired part of the body, and the laser beam pattern 7 from the transmission type fiber diffraction grating 6 and the normal illumination light from the illumination lens (not shown) are applied to the object to be inspected 9. is irradiated, and its projected image is captured by the solid-state imaging probe 5.
固体撮像素子５から出力された画像信号は、カメラコン
トロールユニット１２に入力されて、そのカラープロセ
ス回路により輝度信号および色差信号が得られ、これら
の信号はデコーダ１３でＲｌＧ、Ｂの各色成分情報とさ
れたのち、図示省略のＡ／ＤコンバータでＡ／Ｄ変換さ
れてフレームメモリ１４にそれぞれ記録される。そして
フレームメモリ１４から、テレビ信号が例えばＮＴＳＣ
方式の標準信号として出力され、図示省略のＤ／Ａコン
バータでＤ／Ａ変換されたのち第１のモニタ１５にカラ
ー画像が表示されて被検査対象９の通常観察が行なわれ
る。The image signal output from the solid-state image sensor 5 is input to the camera control unit 12, and its color processing circuit obtains a luminance signal and a color difference signal. After that, the signals are A/D converted by an A/D converter (not shown) and recorded in the frame memory 14, respectively. Then, from the frame memory 14, the television signal is, for example, NTSC.
After being outputted as a standard signal of the system and subjected to D/A conversion by a D/A converter (not shown), a color image is displayed on the first monitor 15, and the object 9 to be inspected is normally observed.
一方、被検査対象の計測は次のようにして行なわれる。On the other hand, measurement of the object to be inspected is performed as follows.
まずデコーダで得られたＲ、ＧＳＢの各色成分情報がＨ
８Ｉ変換器１６に導かれ、このＲｌＧ、Ｂの色成分情報
がＨ（色相）、Ｓ（彩度）、■ （強度）空間の色情報
に変換される。なおこの変換技術は公知である。（ＩＢ
Ｍ Ｊ、Ｒｅｓ。First, each color component information of R and GSB obtained by the decoder is
The RlG and B color component information is converted into color information in H (hue), S (saturation), and ■ (intensity) spaces. Note that this conversion technique is publicly known. (IB
M.J., Res.
Ｄｅｖｅｌｏｐ、 Ｖｏｌ、 ２７． Ｎｏ、４．
Ｊｕｌｙ １９８３による。）そしてＨＳＩ変換器１６
で変換された色情報のうち、彩度Ｓの情報、即ちＳ画像
のみが抽出される。抽出された彩度Ｓのレベルは、次式
％式％上記（２）式で求められるレーザ光の彩度Ｓのレベルは
、白色光光源１から出射される通常照明光の彩度と比べ
ると極めて高い。このようにして−レーザ光に特有の色
情報である彩度Ｓの情報が抽出され、これにより被検査
対象９上に投影されたパターン光の検出が行なわれる。Develop, Vol, 27. No, 4.
According to July 1983. ) and HSI converter 16
Of the color information converted in , only the information of saturation S, that is, the S image is extracted. The level of the extracted saturation S is determined by the following formula % Formula % The level of the saturation S of the laser light determined by the above formula (2) is compared with the saturation of the normal illumination light emitted from the white light source 1. Extremely high. In this way, the information on the saturation S, which is color information specific to the laser beam, is extracted, and the pattern light projected onto the object to be inspected 9 is thereby detected.
即ち、ノイズ処理部１７でノイズ処理がおこなわれたの
ち、２値化処理部１８において基準の閾値レベルと比較
され、閾値レベルよりも高いレベル部は「１」、それ以
外のレベル部分は「０」として２値化処理が行なわれる
。レーザ光パターン７の照射されている部位は彩度Ｓが
高いため「１」となり、他の部分は「０」となる。尚、
上記の例ではＨ８Ｉ変換後の彩度レベルＳを用いる様説
明したが、Ｈ５Ｉ変換器を用いず、単にＮＴＳＣ信号の
輝度（１）信号を用いてもよい。このようにして得られ
たデータに、細線化処理部１９において細線化処理が行
なわれたのちビクセル座標検出部２０において各々のビ
クセル座標に変換され、メモリ２１に格納され、そのの
ち数値演算部２３において各レーザ光パターンの、固体
撮像索子５の中心を座標原点とした三次元座標がよく知
られた演算により算出される。その後−旦メモリ２１に
格納され適宜、数値演算部に読み出され、レーザ光パタ
ーンの二点間の距離、病変等の大きさ、高まり、陥没の
程度等が算出され、第２のモニタ２２へ出力される。目
盛り表示部２４は、数値演算部２３からのデータによっ
て、第５図（ａ）あるレーザ光パターンの三次元位置を
基準としての縦方向、横方向の目盛り、あるいは第５図
（ｂ）、（Ｃ）レーザ光パターンの曲線に沿った一定間
隔の目盛り等を第２のモニタ２２へ出力する部分である
。That is, after noise processing is performed in the noise processing unit 17, it is compared with a reference threshold level in the binarization processing unit 18, and the level part higher than the threshold level is set as "1", and the other level part is set as "0". Binarization processing is performed as follows. The portion irradiated with the laser beam pattern 7 has a high chroma S, so it is “1”, and the other portions are “0”. still,
In the above example, it has been explained that the saturation level S after H8I conversion is used, but it is also possible to simply use the luminance (1) signal of the NTSC signal without using the H5I converter. The data obtained in this way is subjected to line thinning processing in the line thinning processing unit 19, and then converted into each pixel coordinate in the pixel coordinate detection unit 20, stored in the memory 21, and then the numerical calculation unit 23 In the step, the three-dimensional coordinates of each laser beam pattern with the center of the solid-state imaging probe 5 as the coordinate origin are calculated by well-known calculations. Thereafter, it is stored in the memory 21 and read out to the numerical calculation unit as appropriate, and the distance between two points of the laser beam pattern, the size of the lesion, the degree of elevation, depression, etc. are calculated and sent to the second monitor 22. Output. The scale display section 24 displays vertical and horizontal scales based on the three-dimensional position of a certain laser beam pattern in FIG. 5(a), or FIG. 5(b), ( C) This is a part that outputs scales etc. at regular intervals along the curve of the laser beam pattern to the second monitor 22.
以下透過形回折格子６の構造を第４図によって説明する
。レーザ光を縦方向に回折する一次元ファイバ回折格子
１０および横方向に回折する一次元ファイバ回折格子１
１を、それぞれの回折格子を形成しているファイバ１０
ａおよびｌｌａが互いに垂直となるよう並列に接合する
。上記透過形回折格子に、レーザ光がそれぞれの一次元
ファイバ回折格子１０および１１を等量透過するように
垂直に入射すれば、回折格子に水平に配置されたスクリ
ーン上には、直交する十字状のスポットパターンが得ら
れる。ファイバ１０ａおよびｌｌａを２０μｍないし１
００μｍの太さにすることにより前述の（１）の関係に
よりスポットパターンは線状とみなすことのできるレー
ザ光パターンとなる。The structure of the transmission type diffraction grating 6 will be explained below with reference to FIG. A one-dimensional fiber grating 10 that diffracts laser light in the vertical direction and a one-dimensional fiber grating 1 that diffracts the laser beam in the horizontal direction.
1, the fiber 10 forming each diffraction grating
a and lla are joined in parallel so that they are perpendicular to each other. If a laser beam is perpendicularly incident on the above-mentioned transmission type diffraction grating so as to transmit an equal amount through each of the one-dimensional fiber gratings 10 and 11, an orthogonal cross-shaped A spot pattern is obtained. The fibers 10a and lla are 20 μm to 1
By setting the thickness to 00 μm, the spot pattern becomes a laser beam pattern that can be regarded as linear due to the above-mentioned relationship (1).
以上の説明において、固体撮像素子と透過形回折格子と
のそれぞれの中心を結ぶ直線（第３図におけるＹ軸）と
レーザ光との成す角を４５°とした（第３図）のは視差
を最も有効に利用するためである。レーザ光パターンの
どちらかの直線と第２図におけるＹ軸との成す角が４５
°より小さい場合被検査対象の凹凸からのパターンずれ
も小さくなる。またレーザ光パターンを２方向の直線と
しているためレーザ光光源の光量の大型化を回避するこ
とができる。In the above explanation, the reason why the angle formed by the laser beam and the straight line connecting the centers of the solid-state image sensor and the transmission diffraction grating (Y-axis in Figure 3) is 45° (Figure 3) is to avoid parallax. This is to make the most effective use of it. The angle between either straight line of the laser beam pattern and the Y axis in Figure 2 is 45
If it is smaller than .degree., the pattern deviation from the irregularities of the object to be inspected will also be small. Furthermore, since the laser light pattern is a straight line in two directions, it is possible to avoid increasing the amount of light from the laser light source.
第６図（ａ）、（ｂ）は、この発明の第２の実施例を示
すものである。第５図（ａ）は第１の実施例におけるレ
ーザ光パターンと同様のパターン光を得るためのスリッ
ト板２５．第６図（ａ）中斜線部は光を完全に遮蔽し、
乱反射を防ぐ材質、あるいは同性質を存するよう加工し
たもの。FIGS. 6(a) and 6(b) show a second embodiment of the present invention. FIG. 5(a) shows a slit plate 25 for obtaining a light pattern similar to the laser light pattern in the first embodiment. The shaded area in Fig. 6(a) completely blocks light;
A material that prevents diffuse reflection, or a material that has been processed to have the same properties.
２５ａはスリットである。第６図（ｂ）は、より詳細な
凹凸情報を得るためにパターン光を三本の線状にするた
めのスリット板２６である。第６図（ｂ）中耕線部は第
６図（ａ）斜線部と同性質を存するもの。２６ａはスリ
ットである。第１の実施例における透過形回折格子を第
６図（ａ）あるいは第６図（ｂ）に示すものとして、レ
ーザ光光源を彩度のとくに高い光を出す光源とすること
により第１の実施例と同様に実施可能となる。25a is a slit. FIG. 6(b) shows a slit plate 26 for forming pattern light into three lines in order to obtain more detailed unevenness information. The intermediate plow line portion in FIG. 6(b) has the same properties as the hatched portion in FIG. 6(a). 26a is a slit. The transmission type diffraction grating in the first embodiment is as shown in FIG. 6(a) or FIG. 6(b), and the first embodiment is implemented by using a laser light source as a light source that emits light with particularly high chroma. It can be implemented in the same way as the example.
［発明の効果］以上説明したように、この発明によって簡便な構造によ
り、被検査対象の凹凸情報を視覚的、定量的に求めるこ
とが可能となる。[Effects of the Invention] As explained above, according to the present invention, it becomes possible to visually and quantitatively obtain unevenness information of an object to be inspected with a simple structure.
第１図ないし第５図はこの発明に係る計測内視鏡の第一
の実施例を示すもので、第１図は、全体構成を示すブロ
ック図、第２図はスコープ先端部の正面図、第３図はス
コープ先端部の構成図、第４図は透過形回折格子の斜視
図、第５図はモニタの表示例を示す図、第６図は、第二
の実施例におけるパターン光を投影するためのスリット
を示す図、第７図は第一の従来技術である透過形ファイ
バ回折格子による回折光を示す図、第８図は、同上透過
形ファイバ回折格子の拡大斜視図、第９図は回折光によ
り得られるスポット光パターンの投影像を示す図、第１
０図は、第８図の透過形ファイバ回折格子を用いた被検
査対象の観察例を示す、図、第１１図は第二の従来技術
におけるスコープ先端部の構成図、第１２図は同上透過
形ファイバ回折格子の拡大斜視図、第１３図は同撮像手
段で撮像されたレーザ光パターンを示す図である。1 to 5 show a first embodiment of the measuring endoscope according to the present invention, FIG. 1 is a block diagram showing the overall configuration, FIG. 2 is a front view of the distal end of the scope, Figure 3 is a configuration diagram of the tip of the scope, Figure 4 is a perspective view of a transmission type diffraction grating, Figure 5 is a diagram showing an example of a monitor display, and Figure 6 is a projection of pattern light in the second embodiment. FIG. 7 is a diagram showing diffracted light by the transmission type fiber grating, which is the first prior art, FIG. 8 is an enlarged perspective view of the same transmission type fiber grating, and FIG. 9 Figure 1 shows a projected image of a spot light pattern obtained by diffracted light.
Figure 0 shows an example of observing an object to be inspected using the transmission-type fiber diffraction grating shown in Figure 8, Figure 11 is a configuration diagram of the tip of the scope in the second conventional technique, and Figure 12 shows the same transmission-type fiber diffraction grating as above. FIG. 13, which is an enlarged perspective view of the shaped fiber diffraction grating, is a diagram showing a laser beam pattern imaged by the same imaging means.
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| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
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| JPH0285706Atrue JPH0285706A (en) | 1990-03-27 |
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| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
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| US9622644B2 (en) | 2011-05-24 | 2017-04-18 | Olympus Corporation | Endoscope |
| WO2018055933A1 (en)* | 2016-09-20 | 2018-03-29 | 富士フイルム株式会社 | Measurement assistance device, endoscope system, endoscope system processor, and measurement assistance method |
| US10342459B2 (en) | 2011-04-27 | 2019-07-09 | Olympus Corporation | Endoscope apparatus and measuring method |
| JP2019187598A (en)* | 2018-04-20 | 2019-10-31 | 富士フイルム株式会社 | Endoscope apparatus |
| JP2020014808A (en)* | 2018-07-27 | 2020-01-30 | 富士フイルム株式会社 | Endoscope apparatus, operating method thereof, and program for endoscope apparatus |
| CN110769733A (en)* | 2017-07-18 | 2020-02-07 | 富士胶片株式会社 | Endoscope device and measurement support method |
| CN110799081A (en)* | 2017-07-18 | 2020-02-14 | 富士胶片株式会社 | Endoscope device and measurement support method |
| EP3915457A4 (en)* | 2019-01-24 | 2022-03-09 | FUJIFILM Corporation | ENDOSCOPE DEVICE |
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US10342459B2 (en) | 2011-04-27 | 2019-07-09 | Olympus Corporation | Endoscope apparatus and measuring method |
| US10898110B2 (en) | 2011-04-27 | 2021-01-26 | Olympus Corporation | Endoscope apparatus and measuring method |
| WO2012161244A1 (en)* | 2011-05-24 | 2012-11-29 | オリンパス株式会社 | Endoscope device, and measurement method |
| JP2012242364A (en)* | 2011-05-24 | 2012-12-10 | Olympus Corp | Endoscopic device and measurement method |
| US9581802B2 (en) | 2011-05-24 | 2017-02-28 | Olympus Corporation | Endoscope device, and measurement method |
| US9622644B2 (en) | 2011-05-24 | 2017-04-18 | Olympus Corporation | Endoscope |
| US10368721B2 (en) | 2011-05-24 | 2019-08-06 | Olympus Corporation | Endoscope |
| WO2018055933A1 (en)* | 2016-09-20 | 2018-03-29 | 富士フイルム株式会社 | Measurement assistance device, endoscope system, endoscope system processor, and measurement assistance method |
| JPWO2018055933A1 (en)* | 2016-09-20 | 2019-02-28 | 富士フイルム株式会社 | Measurement support apparatus, endoscope system, processor of endoscope system, and measurement support method |
| EP3656275A4 (en)* | 2017-07-18 | 2020-07-08 | FUJIFILM Corporation | ENDOSCOPE DEVICE AND MEASURING AIDS |
| CN110769733A (en)* | 2017-07-18 | 2020-02-07 | 富士胶片株式会社 | Endoscope device and measurement support method |
| CN110799081A (en)* | 2017-07-18 | 2020-02-14 | 富士胶片株式会社 | Endoscope device and measurement support method |
| EP3656274A4 (en)* | 2017-07-18 | 2020-07-15 | FUJIFILM Corporation | ENDOSCOPE DEVICE AND MEASUREMENT SUPPORT METHOD |
| US11160438B2 (en) | 2017-07-18 | 2021-11-02 | Fujifilm Corporation | Endoscope device and measurement support method |
| CN110799081B (en)* | 2017-07-18 | 2022-04-05 | 富士胶片株式会社 | Endoscope device and measurement support method |
| JP2019187598A (en)* | 2018-04-20 | 2019-10-31 | 富士フイルム株式会社 | Endoscope apparatus |
| JP2020014808A (en)* | 2018-07-27 | 2020-01-30 | 富士フイルム株式会社 | Endoscope apparatus, operating method thereof, and program for endoscope apparatus |
| EP3915457A4 (en)* | 2019-01-24 | 2022-03-09 | FUJIFILM Corporation | ENDOSCOPE DEVICE |
| US11957316B2 (en) | 2019-01-24 | 2024-04-16 | Fujifilm Corporation | Endoscope apparatus |
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| US5090400A (en) | Measuring endoscope | |
| JP2977863B2 (en) | Method and apparatus for aligning two fiber ends | |
| JPS60262001A (en) | Endoscope used in measurement | |
| JPH04500321A (en) | multidimensional imaging system | |
| JPS60260914A (en) | Endoscope for measurement | |
| JPH03102202A (en) | Testing method of objective part by photographing means | |
| JPH11510973A (en) | Video system for endoscope | |
| JPH0285706A (en) | measurement endoscope | |
| JPS63183041A (en) | Fundus examination device | |
| JP3816624B2 (en) | 3D measuring device | |
| JP3670787B2 (en) | 3D shape measuring device | |
| JPS6142807B2 (en) | ||
| JPS5970908A (en) | Distance measuring apparatus of endoscope | |
| JPH0243486B2 (en) | ||
| JPH01209415A (en) | Endoscope device with measurement function | |
| JPS63242232A (en) | Measuring endoscope device | |
| JPH0541901A (en) | Endoscope for three-dimensional measurement | |
| JPS6291833A (en) | Measuring instrument for two-dimensional light distribution of light source | |
| JP3906640B2 (en) | Laser beam evaluation method for laser marking device | |
| JP7185807B2 (en) | Borescope with pattern projector | |
| JPS63240831A (en) | Measuring endoscope device | |
| JPS61149803A (en) | Interference measurement device | |
| WO1999048423A1 (en) | High resolution real-time x-ray image apparatus | |
| JPS63272327A (en) | Measuring endoscope | |
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