CN114145778A - 超声波检查系统 - Google Patents

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Abstract

本发明提供一种能够抑制超声波图像的画质劣化，且能够实现超声波内窥镜的细径化的超声波检查系统。超声波检查系统具备：超声波振子阵列，排列有多个超声波振子；与多个超声波振子连接的电缆，其具有：非同轴电缆，包括由多个信号线及多个接地线构成的第1电缆束、和包覆第1电缆束的第1屏蔽层；及外皮，包覆由多个非同轴电缆构成的第2电缆束；存储器，存储表示第1电缆束中所包含的各信号线的静电电容的静电电容数据；及处理器，根据存储于存储器的静电电容数据，周期性地校正各超声波振子的收发灵敏度。

Description

超声波检查系统
技术领域
本发明涉及一种超声波检查系统。
背景技术
近年来，在医疗现场中，使用超声波检查系统，所述超声波检查系统对受检者的体内照射超声波，接收该反射波并将其视频化，由此观察体内的状态。
这种超声波检查系统，例如，如专利文献1中所公开那样，具备超声波内窥镜和处理器，所述超声波内窥镜具备：前端部，具备构成超声波振子的压电元件；弯曲部及软性部，与前端部的基端连接；多个同轴电缆，插入贯通于弯曲部及软性部；及配线基板，与压电元件和同轴电缆电连接，所述处理器与压电元件电连接，并对压电元件收发电信号。
专利文献1：日本特开2019-054962号公报
关于同轴电缆，由于以屏蔽层及外皮包覆被绝缘包覆的一根信号线的周围，因此同轴电缆的外径变大，难以使超声波内窥镜细径化。
因此，考虑应用非同轴电缆来代替该同轴电缆，由此使超声波内窥镜细径化。然而，非同轴电缆在多个信号线之间容易产生静电电容之差。静电电容之差与灵敏度差相关，超声波振子之间的灵敏度产生偏差，其结果，有可能对图像产生影响。
发明内容
本发明是鉴于这种情况而完成的，其目的在于提供一种，能够抑制超声波图像的画质劣化，且能够实现超声波内窥镜的细径化的超声波检查系统。
关于第1方式的超声波检查系统，其具备：超声波振子阵列，排列有多个超声波振子；与多个超声波振子连接的电缆，其具有：非同轴电缆，包括由多个信号线及多个接地线构成的第1电缆束、和包覆第1电缆束的第1屏蔽层；及外皮，包覆由多个非同轴电缆构成的第2电缆束；存储器，存储表示第1电缆束中所包含的各信号线的静电电容的静电电容数据；及处理器，根据存储于存储器的静电电容数据，周期性地校正各超声波振子的收发灵敏度。
在第2方式的超声波检查系统中，存储器存储表示超声波振子的灵敏度的灵敏度数据，处理器根据存储于存储器的静电电容数据及灵敏度数据，周期性地校正各超声波振子的收发灵敏度。
在第3方式的超声波检查系统中，处理器利用电压比连接有静电电容低的信号线的超声波振子高的发送信号来驱动连接有静电电容高的信号线的超声波振子。
在第4方式的超声波检查系统中，处理器对来自连接有静电电容高的信号线的超声波振子的接收信号，应用比来自连接有静电电容低的信号线的超声波振子的接收信号高的增益值。
在第5方式的超声波检查系统中，处理器对来自连接有静电电容低的信号线的超声波振子的接收信号，应用比来自连接有静电电容高的信号线的超声波振子的接收信号高的衰减值。
在第6方式的超声波检查系统中，在超声波振子阵列中，连接有静电电容低的信号线的超声波振子配置于中央侧，连接有静电电容高的信号线的超声波振子配置于端部侧。
在第7方式的超声波检查系统中，处理器将各第1电缆束中所包含的各信号线之间的静电电容之差设为2dB以下。
发明效果
根据本发明的超声波检查系统，能够抑制超声波图像的画质劣化，且能够实现超声波内窥镜的细径化。
附图说明
图1是表示超声波检查系统的结构的一例的概略结构图。
图2是表示图1的超声波内窥镜的前端部及其附近的部分放大俯视图。
图3是沿图2的III-III线剖切的剖视图。
图4是沿图3所示的IV-IV线剖切的剖视图。
图5是表示基板与非同轴电缆的连接结构的图。
图6是沿图5的VI-VI线剖切的非同轴电缆的剖视图。
图7是沿图5的VII-VII线剖切的电缆的剖视图。
图8是表示图1所示的超声波用处理器装置的结构的框图。
图9是表示超声波振子与静电电容、及超声波振子与收发灵敏度的关系的图表。
图10是表示第1方式的超声波振子与收发灵敏度的关系的图表。
图11是表示第2方式的超声波振子与收发灵敏度的关系的图表。
图12是表示第3方式的超声波振子与收发灵敏度的关系的图表。
图13(A)是与超声波振子阵列的超声波振子相对应的扫描线的概念图，图13(B)是表示所配置的超声波振子与静电电容的关系的图表。
具体实施方式
以下，根据附图，对本发明所涉及的超声波内窥镜的优选实施方式进行说明。
图1是表示使用实施方式的超声波内窥镜12的超声波检查系统10的一例的概略结构图。
如图1所示，超声波检查系统10具备：超声波内窥镜12；超声波用处理器装置14，生成超声波图像；内窥镜用处理器装置16，生成内窥镜图像；光源装置18，向超声波内窥镜12供给照亮体腔内的照明光；及显示器20，显示超声波图像及内窥镜图像。并且，超声波检查系统10具备：送水罐21a，储存清洗水等；及抽吸泵21b，抽吸体腔内的抽吸物。
超声波内窥镜12具有：插入部22，插入于受检体的体腔内；操作部24，连接设置于插入部22的基端部且用于由执刀医生进行操作；及通用塞绳26，一端与操作部24连接。
在操作部24上并列设置：送气送水按钮28a，打开和关闭来自送水罐21a的送气送水管路(不图示)；及抽吸按钮28b，打开和关闭来自吸泵21b的抽吸管路(不图示)。并且，在操作部24上设置有一对弯角钮29、29与处置器具插入口30。
在通用塞绳26的另一端部上设置有：超声波用连接器32a，与超声波用处理器装置14连接；内窥镜用连接器32b，与内窥镜用处理器装置16连接；及光源用连接器32c，与光源装置18连接。超声波内窥镜12经由这些连接器32a、32b及32c分别装卸自如地连接于超声波用处理器装置14、内窥镜用处理器装置16及光源装置18。并且，连接器32c具备：送气送水用软管34a，与送水罐21a连接；及抽吸用软管34b，与抽吸泵21b连接。
插入部22从前端侧依次具有：前端部40，具有超声波观察部36和内窥镜观察部38；弯曲部42，连接设置于前端部40的基端侧；及软性部43，连结弯曲部42的基端侧与操作部24的前端侧之间。
弯曲部42通过转动操作设置于操作部24的一对弯角钮29、29，被远程弯曲操作。由此，能够使前端部40朝向所期望的方向。
超声波用处理器装置14生成并供给用于使后述的超声波观察部36的超声波振子单元46(参考图2)的超声波振子阵列50产生超声波的超声波信号。并且，超声波用处理器装置14利用超声波振子阵列50接收并获取从被放射超声波的观察对象部位反射的回波信号，对所获取的回波信号实施各种信号处理来生成显示器20中所显示的超声波图像。
内窥镜用处理器装置16在内窥镜观察部38中，接收并获取从被来自光源装置18的照明光照亮的观察对象部位获取的摄像图像信号，对所获取的图像信号实施各种信号处理及图像处理来生成显示器20中所显示的内窥镜图像。
超声波用处理器装置14及内窥镜用处理器装置16分别由所设置的2台装置(计算机)构成。但是，并不限定于此，也可以由一台装置来构成超声波用处理器装置14及内窥镜处理器16这两者。
光源装置18为了使用内窥镜观察部38拍摄体腔内的观察对象部位来获取图像信号，产生由红光、绿光及蓝光等3原色光构成的白色光或特定波长光等的照明光，在超声波内窥镜12内的光导件(不图示)等中传播而从内窥镜观察部38射出，从而照亮体腔内的观察对象部位。
显示器20接收由超声波用处理器装置14及内窥镜用处理器装置16生成的各视频信号并显示超声波图像及内窥镜图像。关于这些超声波图像及内窥镜图像的显示，也能够适当地切换仅任意一个图像而显示于显示器20上，或同时显示两个图像。
另外，在实施方式中，在一台显示器20上显示超声波图像及内窥镜图像，但也可以分别设置超声波图像显示用显示器和内窥镜图像显示用显示器。并且，除了显示器20以外的显示方式例如也可以以显示于执刀医生所携带的终端的显示器的方式显示超声波图像及内窥镜图像。
接着，参考图2至图4对前端部40的结构进行说明。
图2是表示图1所示的前端部40及其附近的部分放大俯视图。图3是沿图2所示的III-III线剖切的剖视图，是将前端部40沿其纵轴方向的中心线剖切的纵剖视图。图4是沿图3所示的IV-IV线剖切的剖视图，是以前端部40的超声波观察部36的超声波振子阵列50的圆弧结构的中心线剖切的横剖视图。
如图2及图3所示，在前端部40中，在前端侧搭载有用于获取超声波图像的超声波观察部36、在基端侧搭载有用于获取内窥镜图像的内窥镜观察部38。并且，在前端部40上，在超声波观察部36与内窥镜观察部38之间设置有处置器具导出口44。
内窥镜观察部38由观察窗82、物镜84、固体成像元件86、照明窗88、清洗喷嘴90及配线电缆92等构成。
处置器具导出口44与插入贯通于插入部22的内部的处置器具通道45连接。从图1的处置器具插入口30插入的处置器具(不图示)经由处置器具通道45从处置器具导出口44导出至体腔内。
如图2至图4所示，超声波观察部36具备超声波振子单元46、保持超声波振子单元46的外装部件41、经由基板60与超声波振子单元46电连接的电缆100。另外，外装部件41由硬质树脂等硬质部件构成，并构成前端部40的一部分。
超声波振子单元46具有：超声波振子阵列50，由多个超声波振子48构成；电极52，设置于超声波振子阵列50的宽度方向(与插入部22的纵轴方向正交的方向)的端部侧；背衬材料层54，从下表面侧支撑各超声波振子48；基板60，沿背衬材料层54的宽度方向的侧面配设且与电极52连接；及填充剂层80，填充在外装部件41与背衬材料层54之间的内部空间55。
基板60只要能够电连接多个超声波振子48和电缆100，则其结构并不受特别限制。
基板60例如优选由印刷配线电路基板(也称为PCB(Printed Circuit Board))或印刷配线基板(也称为PWB(Printed Wired Board))等配线基板构成，所述印刷配线电路基板由具有柔软性的挠性基板(也称为挠性印刷基板(FPC(Flexible Printed Circuit)))和不具有柔软性的刚性高的刚性基板构成。
超声波振子单元46具有：声匹配层76，层叠在超声波振子阵列50上；及声透镜78，层叠在声匹配层76上。即，超声波振子单元46构成为具有声透镜78、声匹配层76、超声波振子阵列50及背衬材料层54的层叠体47。
超声波振子阵列50由朝向外侧并以凸圆弧状排列的多个直方体形状的超声波振子48构成。该超声波振子阵列50例如是由48个至192个超声波振子48构成的48通道至192通道的阵列。这些超声波振子48分别具有压电体49。
超声波振子阵列50具有电极52。电极52具有按每个超声波振子48分别独立的个别电极52a；及作为所有超声波振子48共通的共通电极的振子接地52b。在图4中，多个个别电极52a配置于多个超声波振子48的端部的下表面，振子接地52b配置于超声波振子48的端部上表面。
基板60具有分别与48个至192个超声波振子48的个别电极52a电连接的48个至192个配线(不图示)、经由该配线分别与超声波振子48连接的多个电极焊盘62。
超声波振子阵列50以多个超声波振子48为一例，具有以一维阵列状的预先规定的间距排列的结构。构成超声波振子阵列50的各超声波振子48沿着前端部40的轴线方向(插入部22的纵轴方向)以凸弯曲状等间隔排列，根据从超声波用处理器装置14(参考图1)输入的驱动信号依次驱动。由此，将排列有图2所示的超声波振子48的范围作为扫描范围进行凸面电子扫描。
声匹配层76用于获取受检体与超声波振子48之间的声阻抗匹配。
声透镜78用于使从超声波振子阵列50发出的超声波朝向观察对象部位会聚。该声透镜78例如由硅系树脂(可磨(millable)型硅橡胶及液态硅橡胶等)、丁二烯系树脂或聚氨酯系树脂形成。并且，根据需要，在声透镜78中混合氧化钛、氧化铝或二氧化硅等粉末。由此，声透镜78在声匹配层76中，获取受检体与超声波振子48之间的声阻抗匹配，且能够提高超声波的透射率。
如图3及图4所示，背衬材料层54配设于相对于多个超声波振子48的排列面为内侧的，即超声波振子阵列50的背面(下表面)。背衬材料层54以由背衬材料构成的部件的层构成。背衬材料层54机械且灵活地支撑超声波振子阵列50，并且具有衰减从多个超声波振子48振荡或者从观察对象反射而传播的超声波信号中的向背衬材料层54侧传播的超声波的作用。另外，背衬材料由硬质橡胶等具有刚性的材料构成，并且根据需要添加有超声波衰减材料(铁氧体及陶瓷等)。
填充剂层80填埋外装部件41与背衬材料层54之间的内部空间55，并且具有固定基板60、非同轴电缆110及各种配线部分的作用。并且，填充剂层80优选以与背衬材料层54的声阻抗为规定以上的精度匹配，以避免在与背衬材料层54的边界面上，反射从超声波振子阵列50向背衬材料层54侧传播的超声波信号。而且，为了提高释放在多个超声波振子48中产生的热的效率，填充剂层80优选由具有散热性的部件构成。当填充剂层80具有散热性的情况下，由于从背衬材料层54、基板60及非同轴电缆110等接收热，因此能够提高散热效率。
根据如上所述构成的超声波振子单元46，若驱动超声波振子阵列50的各超声波振子48，向超声波振子48的电极52施加电压，则压电体49振动而依次产生超声波，朝向受检体的观察对象部位照射超声波。然后，通过多工器等电子开关依次驱动多个超声波振子48，由此超声波在沿配置有超声波振子阵列50的曲面的扫描范围例如从曲面的曲率中心起数十mm左右的范围进行扫描。
并且，若接收从观察对象部位反射的回波信号，则压电体49振动而产生电压，将该电压作为与接收到的超声波回波对应的电信号输出至超声波用处理器装置14。然后，在超声波用处理器装置14中，实施各种信号处理后，作为超声波图像而显示于显示器20。
在实施方式中，图4中所示的基板60具有在一端中与多个个别电极52a电连接的多个电极焊盘62、与振子接地52b电连接的接地电极焊盘64。另外，在图4中，省略电缆100。
基板60与个别电极52a的电接合例如能够通过具有导电性的树脂材料确立。作为树脂材料，能够例示将在热固性树脂中混合细微的导电性粒子的材料成型为膜状的ACF(Anisotropic Conductive Film：各向异性导电薄膜)或ACP(Anisotropic ConductivePaste：各向异性导电浆料)。
作为其他树脂材料，例如，也可以为使金属粒子等导电性的填料分散于环氧或氨基甲酸酯等粘合剂树脂中，在粘接后，填料形成导电路径的树脂材料。作为该树脂材料，能够例示银浆等导电性浆料。
如图3所示，电缆100具备多个非同轴电缆110、包覆多个非同轴电缆110的外皮102。非同轴电缆110中所包含的信号线与基板60的电极焊盘62电接合。
接着，参考附图，对基板60与电缆100的连接结构进行说明。
图5是包括基板60与电缆100的部分的放大图。图6是沿VI-VI线剖切的剖视图。图7是沿VII-VII线剖切的剖视图。
如图5所示，基板60具有沿着基端的一侧的边60a配置的多个电极焊盘62、配置于多个电极焊盘62与边60a之间的接地电极焊盘64。接地电极焊盘64与边60a平行配置。
电缆100配置于与基板60的边60a相对的位置。电缆100具备多个非同轴电缆110、包覆多个非同轴电缆110的外皮102。电极焊盘62与非同轴电缆110的信号线112电接合。非同轴电缆110配置成与和边60a正交的边60b及边60c平行。然而，基板60与非同轴电缆110的位置关系并无特别限定。
接着，对非同轴电缆110的结构进行说明。如图6所示，非同轴电缆110具有多个信号线112及多个接地线114。信号线112例如由导体112a、包覆导体112a的周围的绝缘层112b构成。导体112a例如由铜或铜合金的裸线构成。对裸线例如实施镀锡、镀银等电镀处理。导体112a具有0.03mm至0.04mm的直径。
绝缘层112b例如能够由氟化乙烯丙烯(FEP)、全氟烷氧基(PFA)等树脂材料构成。绝缘层112b具有0.015mm至0.025mm的厚度。
接地线114由具有与信号线112相同直径的导体构成。接地线114由铜或铜合金的裸线、或绞合铜或铜合金的多个裸线的绞合线构成。
通过多个信号线112与多个接地线114绞合而构成第1电缆束116。
非同轴电缆110具备包覆第1电缆束116的周围的第1屏蔽层118。第1屏蔽层118能够由经由粘接剂层合金属箔的绝缘薄膜构成。绝缘薄膜由聚对苯二甲酸乙二酯(PET)薄膜构成。并且，金属箔由铝箔或铜箔构成。
非同轴电缆110由多个信号线112作为一组的第1屏蔽层118屏蔽。以非同轴电缆110为单位处理信号线112。
如图6所示，在实施方式的非同轴电缆110中，第1电缆束116由4根信号线112和3根接地线这7根绞合而构成。4根信号线112中的一根信号线112配置于中心。剩余的3根信号线112与3根接地线114相邻地配置于中心的信号线112的周围。然而，第1电缆束116中的信号线112的根数、接地线114的根数及这些配置并不限定于图6的结构。
接着，对电缆100的结构进行说明。如图7所示，电缆100具备多个非同轴电缆110。第2电缆束104由多个非同轴电缆110构成。
外皮102包覆第2电缆束104。外皮102由挤出包覆的PFA、FEP、乙烯·四氟乙烯共聚物(ETFE)、聚氯乙烯(PVC)等氟系的树脂材料构成。外皮102能够由缠绕的树脂制带(PET带)构成。基于外皮102的第2电缆束104的包覆包括直接包覆第2电缆束104的外侧的情况和间接包覆第2电缆束104的外侧的情况。间接包覆包括在外皮102与第2电缆束104之间配置其他层。
实施方式的电缆100在外皮102与第2电缆束104之间，从内侧依次具备树脂层106和第2屏蔽层108。树脂层106包覆第2电缆束104。树脂层106例如能够由上述的氟系的树脂材料、树脂带构成。
第2屏蔽层108例如能够通过编织多根裸线而构成。裸线由电镀处理(镀锡或镀银)的铜线或铜合金线等构成。
电缆100在除了上述结构以外不具备树脂层106及第2屏蔽层108中任一个的情况下，也可以是仅具备树脂层106及第2屏蔽层108中任一个的情况。
实施方式的电缆100包含16根非同轴电缆110和64根信号线112。非同轴电缆110及信号线112的数量，并不限定于该数值。
如上所述，电缆100中所包含的非同轴电缆110与现有的同轴电缆不同，并不在每个信号线112具备屏蔽层及外皮。尤其，当由多个非同轴电缆110构成电缆100的情况下，电缆100与现有的同轴电缆相比，能够实现细径化。并且，当外径与同轴电缆相同的情况下，电缆100与现有的同轴电缆相比，能够具备更多的信号线112。
接着，对基板60与非同轴电缆110的连接结构详细地进行说明。如图5所示，在基板60的基端侧中，电缆100的树脂层106(不图示)、第2屏蔽层108(不图示)、及外皮102被去除，多个非同轴电缆110露出。并且，在基板60的基端侧中，各个非同轴电缆110的第1屏蔽层118被去除，第1电缆束116露出。
第1屏蔽层118位于基板60上，基板60与第1屏蔽层118从与基板60的主表面正交的方向观察时(以下，为俯视观察)，至少一部分重叠。第1电缆束116仅在基板60上露出，基板60和第1电缆束116仅在基板60上重叠。第1电缆束116的一部分可以从基板60突出。
基板60和第1电缆束116由固定部130固定，基板60和各第1电缆束116的相对位置被固定。只要基板60和各第1电缆束116的相对位置被固定，固定部130的位置及大小就不受限定。由多个信号线112和多个接地线114的绞合线构成的第1电缆束116在前端116a中，被解开成各信号线112。被解开的各信号线112与配置于基板60的电极焊盘62电接合。前端116a是被解开成各信号线112的开始位置。另外，在一部分第1电缆束116中，为了便于理解，省略固定部130。
在实施方式中，基板60和第1电缆束116由固定部130固定。因此，对电缆100或非同轴电缆110施加应力时，抑制应力传递到电极焊盘62和信号线112的接合部，能够防止信号线112的断线。
固定部130只要能够固定基板60与第1电缆束116的相对位置关系，则并无特别限定，例如能够应用粘接剂、焊锡及夹持部件中的任一种或其组合。固定部130能够个别固定基板60和第1电缆束116，并且能够一并固定基板60和多个第1电缆束116。
各第1电缆束116的接地线114电接合到基板60的接地电极焊盘64上。各第1电缆束116中所包含的至少一根接地线114与接地电极焊盘64电接合。多个接地线114在第1电缆束116中接触。因此，通过将各第1电缆束116的至少一根接地线114与接地电极焊盘64电接合，能够使多个第1电缆束116的接地电位成为相同的电位。通过减少与接地电极焊盘64电接合的接地线114，能够减小配线所占区域。作为结果，能够实现前端部40的细径化。
在图5所示的连接结构中，与各非同轴电缆110相对应的各电极焊盘62集中配置。即，与4根信号线112电接合的4个电极焊盘62在基板60上集中配置。与非同轴电缆110相对应的电极焊盘62优选为沿非同轴电缆110的延长方向大致配置的电极焊盘62。并且，各非同轴电缆110的信号线112优选不与对应于相邻的非同轴电缆110的电极焊盘62电接合。能够抑制应力施加到信号线112。
图8是表示超声波用处理器装置的结构的框图。如图8所示，超声波用处理器装置14具有多工器140、接收电路142、发送电路144、A/D变频器146、ASIC(ApplicationSpecific Integrated Circuit：专用集成电路)148、电影存储器150、CPU(CentralProcessing Unit：中央处理器)152、及DSC(Digital Scan Converter：数字扫描转换器)154。
接收电路142及发送电路144与超声波内窥镜12的超声波振子阵列50电连接。多工器140从n个超声波振子48中最多选择m个驱动对象超声波振子，并且使其通道打开。
发送电路144由FPGA(现场可编程门阵列)、脉冲产生器(脉冲产生电路158)及SW(开关)等构成，并且与MUX(多工器140)连接。另外，也可以代替FPGA而使用ASIC(专用集成电路)。
发送电路144是为了从超声波振子单元46发送超声波而按照从CPU152传送过来的控制信号对通过多工器140选择的驱动对象的超声波振子48供给超声波发送用驱动电压的电路。驱动电压为脉冲状的电压信号(发送信号)，且经由通用塞绳26及电缆100施加于驱动对象的超声波振子48的电极上。详细而言，驱动电压经由电缆100的非同轴电缆110的信号线112而施加于电极上。
发送电路144具有根据控制信号生成发送信号的脉冲产生电路158，通过CPU152的控制，使用脉冲产生电路158驱动多个超声波振子48来生成产生超声波的发送信号，并供给至多个超声波振子48。
并且，当通过CPU152的控制进行超声波诊断时，发送电路144使用脉冲产生电路158生成具有用于进行超声波诊断的驱动电压的发送信号。
接收电路142为接收从接收了超声波(回波)的驱动对象的超声波振子48输出的电信号即接收信号的电路。接收电路142具备扩增接收信号的扩增器、及根据需要衰减接收信号的衰减器。通过CPU152的控制信号，设定扩增接收信号的扩增器的增益值。并且，通过CPU152的控制信号，设定衰减接收信号的衰减器的衰减值。
并且，接收电路142按照从CPU152传送过来的控制信号扩增从超声波振子48接收的接收信号，并将扩增后的信号传递至A/D变频器146。A/D变频器146与接收电路142连接，且将从接收电路142接收到的接收信号从模拟信号转换为数字信号，并将转换后的数字信号输出至ASIC148。
ASIC148与A/D变频器146连接，如图8所示，构成相位匹配部160、B模式图像生成部162、PW模式图像生成部164、CF模式图像生成部166及存储控制器151。
另外，在本实施方式中，通过如ASIC148那样的硬件电路实现上述功能(具体而言，相位匹配部160、B模式图像生成部162、PW模式图像生成部164、CF模式图像生成部166及存储控制器151)，但并不限定于此。也可以通过使中央运算装置(CPU)与用于执行各种数据处理的软件(计算机程序)联动来实现上述功能。
相位匹配部160执行对通过A/D变频器146进行了数字信号化的接收信号(接收数据)赋予延迟时间而进行整相相加(使接收数据的相位匹配之后进行加法运算)的处理。通过整相相加处理，生成超声波回波的焦点缩小的声线信号。
B模式图像生成部162、PW模式图像生成部164及CF模式图像生成部166根据在超声波振子单元46接收了超声波时多个超声波振子48中的驱动对象超声波振子所输出的电信号(严格而言，通过对接收数据进行整相相加而生成的声线信号)，生成超声波图像。
B(Brightness：亮度)模式是将超声波回波的振幅转换成亮度来表示断层图像的模式。PW(Pulse Wave：脉冲波)模式为显示根据脉冲波的收发而检测的超声波回波源的速度(例如，血流的速度)的模式。CF(Color Flow：彩色血流)模式为将平均血流速度、血流变动、血流信号的强度或血流动力等映射为各种颜色而重叠显示于B模式图像的模式。
B模式图像生成部162为生成患者内部(体腔内)的断层图像即B模式图像的图像生成部。B模式图像生成部162通过STC(Sensitivity Time gain Control：灵敏度时间控制)，根据超声波的反射位置的深度，对依次生成的声线信号实施由传播距离引起的衰减的校正。并且，B模式图像生成部162对校正后的声线信号实施包络检波处理及Log(对数)压缩处理而生成B模式图像(图像信号)。
PW模式图像生成部164为生成显示规定方向上的血流的速度的图像的图像生成部。PW模式图像生成部164在由相位匹配部160依次生成的声线信号中，对相同方向上的多个声线信号实施高速傅里叶变换，由此提取频率成分。然后，PW模式图像生成部164根据所提取的频率成分计算血流的速度，并生成显示计算出的血流的速度的PW模式图像(图像信号)。
CF模式图像生成部166为生成显示规定方向上的血流的信息的图像的图像生成部。CF模式图像生成部166求出在通过相位匹配部160依次生成的声线信号中，在相同方向上的多个声线信号的自相关，由此生成显示与血流相关的信息的图像信号。然后，CF模式图像生成部166根据上述图像信号，生成对通过B模式图像生成部162生成的B模式图像信号叠加了与血流相关的信息的作为彩色图像的CF模式图像(图像信号)。
另外，上述超声波图像生成模式只不过是一例，还可以包含除了上述三种模式以外的模式，例如A(Amplitude：振幅)模式、M(Motion：运动)模式及造影模式等，也可以包含获取多普勒图像的模式。
存储控制器151将B模式图像生成部162、PW模式图像生成部164或CF模式图像生成部166所生成的图像信号存储于电影存储器150。
DSC154与ASIC148连接，并且将B模式图像生成部162、PW模式图像生成部164或CF模式图像生成部166所生成的图像的信号转换为按照常规电视信号的扫描方式的图像信号(光栅转换)，并对图像信号实施灰度处理等各种所需的图像处理之后输出至显示器20。
电影存储器150具有用于积蓄1帧量或数帧量的图像信号的容量。ASIC148所生成的图像信号输出至DSC154，另一方面，通过存储控制器151也存储于电影存储器150。当为冻结模式时，存储控制器151读取存储于电影存储器150的图像信号并输出至DSC154。由此，在显示器20中可显示基于从电影存储器150读取到的图像信号的超声波图像(静态图像)。
CPU152作为控制超声波用处理器装置14的各部的控制部(控制电路)而发挥功能，与接收电路142、发送电路144、A/D变频器146及ASIC148连接，并控制这些机器。
并且，若超声波内窥镜12经由超声波用连接器32a与超声波用处理器装置14连接，则CPU152通过PnP(Plug and Play：即插即用)等方式自动识别超声波内窥镜12。
在实施方式中所使用的电缆100包含多个非同轴电缆110。如图6所示，非同轴电缆110与同轴电缆不同，没有对每条信号线112设置屏蔽层。
其结果，非同轴电缆110的情况下，信号线112有时会因第1电缆束116中的配置而受静电电容的大小的影响。例如，配置于非同轴电缆110的中心的信号线112的静电电容小于配置于周围的多个信号线112的静电电容。
信号线112的静电电容会影响电连接的超声波振子48的收发灵敏度。导致各信号线112的静电电容之差(所谓的偏差)、灵敏度之差，结果有可能产生超声波图像的画质劣化(例如，图像不均匀)。在此，接收灵敏度被定义为相对于超声波振子48发送的超声波的振幅，该超声波振子48接收并输出超声波的电信号的振幅之比。
图9(A)是表示超声波振子与静电电容的关系的图表。纵轴表示静电电容(pF)，横轴表示超声波振子的元件编号。图表表示与各超声波振子连接的信号线的静电电容。另外，元件编号是用于识别各超声波振子而分配的编号。如图9(A)的图表所示，各信号线的静电电容并不恒定，以第1电缆束为单位，在信号线之间周期性地存在静电电容之差。图中的中括号表示各第1电缆束中所包含的信号线的(图10、图11也同样)。
图9(B)是表示超声波振子与收发灵敏度的关系的图表。纵轴表示收发灵敏度(dB)，横轴表示超声波振子的元件编号。如图9(B)的图表所示，由于信号线的静电电容，各超声波振子的收发灵敏度并不是恒定的。在多个超声波振子之间，按每个第1电缆束，收发灵敏度的大小周期性地不同。如图9(B)所示，与图9(A)的静电电容对比，信号线的静电电容变小则收发灵敏度变大，信号线的静电电容变大则收发灵敏度变小。在多个超声波振子之间，存在收发灵敏度之差的情况下，有可能产生超声波图像的画质劣化。
在实施方式的超声波检查系统10中，为了减小多个超声波振子48之间的收发灵敏度之差，校正超声波振子48的收发灵敏度。关于收发灵敏度的校正，参考图8的框图进行说明。
为了校正收发灵敏度，表示第1电缆束116中所包含的信号线112(不图示)的静电电容的静电电容数据与超声波振子48的元件编号建立关联，存储于作为存储器的一例的例如内窥镜侧存储器58中。静电电容数据例如通过测定各信号线112的静电电容来获取。各信号线112的静电电容例如能够在组装超声波内窥镜12之后，出货之前测定。
第1电缆束116的各信号线112的静电电容与超声波振子48的关系按超声波内窥镜12不同，因此静电电容数据存储于超声波内窥镜12所具备的内窥镜侧存储器58中。然而，存储静电电容数据的存储器并不限定于内窥镜侧存储器58，也可以为设置于超声波用处理器装置14的存储器。首先，在设置于超声波用处理器装置14的存储器中存储超声波内窥镜12的静电电容数据。若超声波用处理器装置14识别超声波内窥镜12的连接，则还能够读取与超声波用处理器装置14所使用的超声波内窥镜12相对应的静电电容数据。
若超声波内窥镜12经由超声波用的连接器32a与超声波用处理器装置14连接，则CPU152自动识别超声波内窥镜12。CPU152能够访问存储于超声波内窥镜12的内窥镜侧存储器58的静电电容数据。
作为处理器的CPU152，根据存储于内窥镜侧存储器58的静电电容数据，周期性地校正各超声波振子48的收发灵敏度，与校正前相比，减小各超声波振子48的收发灵敏度之差。通过周期性地校正收发灵敏度，减小收发灵敏度之差，可以抑制超声波图像的画质劣化。
另外，对根据信号线112的静电电容数据，周期性地校正各超声波振子48的收发灵敏度的例子进行说明。而且，优选校正由各超声波振子48的灵敏度之差引起的收发灵敏度。
例如，在内窥镜侧存储器58中除了信号线112的静电电容数据以外，还存储超声波振子48的灵敏度。CPU152根据存储于能够访问的内窥镜侧存储器58的静电电容数据及灵敏度数据，校正各超声波振子48的收发灵敏度，与校正前先比，减小各超声波振子48的收发灵敏度之差。通过根据静电电容数据及灵敏度数据校正收发灵敏度，减小收发灵敏度之差，可以抑制超声波图像的画质劣化。
另外，超声波振子48的灵敏度能够通过测定超声波振子48，并且根据得到超声波振子48时的特性数据获取。
接着，对用于周期性地校正收发灵敏度的优选方式进行说明。第1方式是利用发送电路144的情况。CPU152以电压比连接有静电电容低的信号线112的超声波振子48高的发送信号驱动连接有静电电容高的信号线112的超声波振子48。
首先，CPU152根据存储于内窥镜侧存储器58的静电电容数据，确定连接有静电电容高的信号线112的超声波振子48、及连接有静电电容低的信号线112的超声波振子48。
脉冲产生电路158通过CPU152的控制，对连接有静电电容高的信号线112的超声波振子48，生成电压比驱动连接有静电电容低的信号线112的超声波振子48的发送信号高的发送信号。发送电路144向连接有静电电容低的信号线112的超声波振子48，例如，供给额定的电压的发送信号，向连接有静电电容高的信号线112的超声波振子48供给高于额定的电压的电压的发送信号，驱动多个超声波振子48。例如，超声波振子48的发送信号的驱动电压为60V的情况下，将连接有静电电容高的信号线112的超声波振子48的发送信号的驱动电压设为63V。
图10是表示校正后的超声波振子与收发灵敏度的关系的图表。通过提高连接有静电电容高的信号线112的超声波振子48的发送信号的驱动电压(发送信号增加)，能够提高超声波振子48的收发灵敏度。其结果，与校正前相比，能够减小各超声波振子48之间的收发灵敏度之差。
接着，对用于周期性地校正收发灵敏度的优选的第2方式进行说明。第2方式是利用接收电路142的情况。CPU152对来自连接有静电电容高的信号线112的超声波振子48的接收信号，应用比来自连接有静电电容低的信号线112的超声波振子48的接收信号高的增益值。
首先，CPU152根据存储于内窥镜侧存储器58的静电电容数据，确定连接有静电电容高的信号线112的超声波振子48、及连接有静电电容低的信号线112的超声波振子48。
接收电路142的扩增器通过CPU152的控制，对连接有静电电容高的信号线112的超声波振子48，设定比连接有静电电容低的信号线112的超声波振子48中所设定的增益值高的增益值。
接收电路142对连接有静电电容低的信号线112的超声波振子48应用规定的增益值，对连接有静电电容高的信号线112的超声波振子48应用高于规定的增益值的增益值，扩增从超声波振子48接收的接收信号。
图11是表示校正后的超声波振子与收发灵敏度的关系的图表。通过提高连接有静电电容高的信号线112的超声波振子48的增益值(增益值增加)，能够提高超声波振子48的收发灵敏度。其结果，与校正前相比，能够减小各超声波振子48之间的收发灵敏度之差。
接着，对用于周期性地校正收发灵敏度的优选的第3方式进行说明。第3方式是利用接收电路142的情况。CPU152对来自连接有静电电容低的信号线112的超声波振子48的接收信号，应用比来自连接有静电电容高的信号线112的超声波振子48的接收信号高的衰减值。
首先，CPU152根据存储于内窥镜侧存储器58的静电电容数据，确定连接有静电电容高的信号线112的超声波振子48、及连接有静电电容低的信号线112的超声波振子48。
接收电路142的衰减器通过CPU152的控制，对连接有静电电容低的信号线112的超声波振子48，设定比连接有静电电容高的信号线112的超声波振子48中所设定的衰减值高的衰减值。
接收电路142对连接有静电电容高的信号线112的超声波振子48应用规定的衰减值，对连接有静电电容低的信号线112的超声波振子48应用大于规定的衰减值的衰减值，衰减从超声波振子48接收到的接收信号。
图12是表示校正后的超声波振子与收发灵敏度的关系的图表。通过提高静电电容低的超声波振子48的衰减值(衰减值增加)，能够降低超声波振子48的收发灵敏度。其结果，与校正前相比，能够减小各超声波振子48之间的收发灵敏度之差。
关于第3方式，能够在出货超声波内窥镜12时，决定衰减值。例如，将信号线112、超声波振子48及衰减值与信号线112的静电电容建立关联而存储在内窥镜侧存储器58。根据所存储的超声波振子48及衰减值，能够对接收信号应用衰减值。
优选超声波振子48之间的收发灵敏度之差为2dB以下。只要在该范围，则能够防止超声波图像的画质劣化。
接着，对超声波振子阵列50中的超声波振子48的优选的配置进行说明。图13(A)是与超声波振子阵列的超声波振子相对应的扫描线的概念图。图13(B)是表示所配置的超声波振子和静电电容的关系的图表。
如图13(A)所示，超声波振子阵列50例如由元件编号1至元件编号n的多个超声波振子48构成。图13(A)表示与其元件编号相对应的扫描线。在超声波振子阵列50中，连接有静电电容低的信号线112的超声波振子48配置于中央侧。连接有静电电容高的信号线112的超声波振子48配置于位于中央的两侧的端部侧。
如图13(B)的图表所示，配置于中央侧的超声波振子48的静电电容低于配置于端部侧的超声波振子48的静电电容。
在超声波内窥镜12中生成超声波图像的情况下，由超声波振子阵列50的中央的超声波振子48生成的超声波图像变得重要。因此，在超声波振子阵列50的中央侧，即使不需要校正，通过配置收发灵敏度高的超声波振子48，与需要校正的超声波振子48相比，能够生成精度更高的超声波图像。
以上，对本发明进行了说明，但本发明并不限定于以上的例子，在不脱离本发明的主旨的范围内可以进行各种改良或变形是理所当然的。
符号说明
10-超声波检查系统，12-超声波内窥镜，14-超声波用处理器装置，16-内窥镜用处理器装置，18-光源装置，20-显示器，21a-送水罐，21b-抽吸泵，22-插入部，24-操作部，26-通用塞绳，28a-送气送水按钮，28b-抽吸按钮，29-弯角钮，30-处置器具插入口，32a-连接器，32b-连接器，32c-连接器，34a-送气送水用软管，34b-抽吸用软管，36-超声波观察部，38-内窥镜观察部，40-前端部，41-外装部件，42-弯曲部，43-软性部，44-处置器具导出口，45-处置器具通道，46-超声波振子单元，47-层叠体，48-超声波振子，49-压电体，50-超声波振子阵列，52-电极，52a-个别电极，52b-振子接地，54-背衬材料层，55-内部空间，58-内窥镜侧存储器，60-基板，60a-边，60b-边，60c-边，62-电极焊盘，64-接地电极焊盘，76-声匹配层，78-声透镜，80-填充剂层，82-观察窗，84-物镜，86-固体成像元件，88-照明窗，90-清洗喷嘴，92-配线电缆，100-电缆，102-外皮，104-第2电缆束，106-树脂层，108-第2屏蔽层，110-非同轴电缆，112-信号线，112a-导体，112b-绝缘层，114-接地线，116-第1电缆束，116a-前端，118-第1屏蔽层，130-固定部，140-多工器，142-接收电路，144-发送电路，146-A/D变频器，148-ASIC，150-电影存储器，151-存储控制器，152-CPU，154-DSC，158-脉冲产生电路，160-相位匹配部，162-B模式图像生成部，164-PW模式图像生成部，166-CF模式图像生成部。

Claims (7)

1.一种超声波检查系统，其具备：
超声波振子阵列，排列有多个超声波振子；
与所述多个超声波振子连接的电缆，其具有：非同轴电缆，包括由多个信号线及多个接地线构成的第1电缆束、和包覆所述第1电缆束的第1屏蔽层；及外皮，包覆由多个所述非同轴电缆构成的第2电缆束；
存储器，存储表示所述第1电缆束中所包含的各所述信号线的静电电容的静电电容数据；及
处理器，根据存储于所述存储器的所述静电电容数据，周期性地校正各所述超声波振子的收发灵敏度。
2.根据权利要求1所述的超声波检查系统，其中，
所述存储器存储表示所述超声波振子的灵敏度的灵敏度数据，
所述处理器根据存储于所述存储器的所述静电电容数据及所述灵敏度数据，周期性地校正各所述超声波振子的收发灵敏度。
3.根据权利要求1或2所述的超声波检查系统，其中，
所述处理器利用电压比连接有静电电容低的所述信号线的所述超声波振子高的发送信号来驱动连接有静电电容高的所述信号线的所述超声波振子。
4.根据权利要求1或2所述的超声波检查系统，其中，
所述处理器对来自连接有静电电容高的所述信号线的所述超声波振子的接收信号，应用比来自连接有静电电容低的所述信号线的所述超声波振子的接收信号高的增益值。
5.根据权利要求1或2所述的超声波检查系统，其中，
所述处理器对来自连接有静电电容低的所述信号线的所述超声波振子的接收信号，应用比来自连接有静电电容高的所述信号线的所述超声波振子的接收信号高的衰减值。
6.根据权利要求1至5中任一项所述的超声波检查系统，其中，
在所述超声波振子阵列中，连接有静电电容低的所述信号线的所述超声波振子配置于中央侧，连接有静电电容高的所述信号线的所述超声波振子配置于端部侧。
7.根据权利要求1至6中任一项所述的超声波检查系统，其中，
所述处理器将各所述第1电缆束中所包含的各所述信号线之间的静电电容之差设为2dB以下。
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