JP2008245705A - 超音波内視鏡システム - Google Patents

Abstract

【課題】正確な医療診断に供する高品質な内視鏡画像および超音波画像を、低コスト且つ画像の更新レートを損ねることなく得る。
【解決手段】超音波内視鏡システムのプロセッサ装置２０は、励振パルスによる撮像信号への第１の干渉ノイズを表す第１のノイズ信号を予め記憶する第１メモリ３０と、第１メモリ３０から読み出した第１のノイズ信号を、撮像信号から減算する第１減算器２９と、駆動制御信号による検出信号への第２の干渉ノイズを表す第２のノイズ信号を予め記憶する第２メモリ４１と、第２メモリ４１から読み出した第２のノイズ信号を、検出信号から減算する第２減算器４０とを備える。第１、第２減算器２９、４０は、励振パルス、および駆動制御信号の送信タイミングに合わせて、撮像信号、および検出信号から第１、第２のノイズ信号をそれぞれ減算する。
【選択図】図３

Description

本発明は、撮像素子、および超音波トランスデューサが先端に配された超音波内視鏡を用いた超音波内視鏡システムに関する。

近年、医療分野において、内視鏡を利用した医療診断が実用化されている。内視鏡の先端には、体腔内の被観察部位の像光を撮像して内視鏡画像を得るためのＣＣＤなどの撮像素子が配されている。このような内視鏡には、撮像素子だけでなく、被観察部位に超音波を照射し、被観察部位からのエコー信号を受信して検出信号を出力する超音波トランスデューサが先端に配された、いわゆる超音波内視鏡がある。

超音波内視鏡では、撮像素子と超音波トランスデューサとが近接して設けられ、これらに接続される配線も近接して引き回されているため、撮像素子から出力される撮像信号が超音波トランスデューサを励振させるための励振パルスによりノイズを受け易く、また、撮像素子の駆動を制御する駆動制御信号が超音波トランスデューサで出力された検出信号にノイズを与えるという相互干渉によって、内視鏡画像または超音波画像にノイズが発生するという問題があった。

上記問題を解決するために、ダミーの超音波トランスデューサおよびダミー同軸ケーブルを設け、本物の超音波トランスデューサおよび同軸ケーブルとの双方に発生したノイズ成分を差動アンプにより相殺または低減することで、検出信号のＳ／Ｎ比を向上させた体腔内超音波診断装置が提案されている（特許文献１参照）。

また、フットスイッチの操作に応じて内視鏡画像および超音波画像の取得を選択し、選択されていない側の駆動を止めるようにしてノイズの発生を防ぎ、駆動を止めた側の画像は駆動を止める直前の画像を表示するようにした電子内視鏡装置が提案されている（特許文献２参照）。この特許文献２では、内視鏡画像または超音波画像のフレーム、フィールド、あるいは水平走査線を単位として、これらの比率を観察の中心となる画像に応じて変化させることも述べられている。
特開平６−６３０４４号公報 特開平６−１６９８８８号公報

特許文献１に記載の技術では、本物の超音波トランスデューサと抵抗成分が同じダミーの超音波トランスデューサを配置するか、超音波トランスデューサの一部を遮音部材で音響的に遮断してダミーの超音波トランスデューサとして用いるかしなければならず、超音波トランスデューサを複数配列したアレイタイプの超音波内視鏡に採用しようとした場合、新たに部品を追加するスペースがないため、実現性に乏しいという問題があった。

また、特許文献２に記載の技術では、フットスイッチで選択されなかった方の画像は静止画だけとなる。また、内視鏡画像または超音波画像のフレーム、フィールド、あるいは水平走査線を単位として、これらの比率を観察の中心となる画像に応じて変化させた場合は、どちらの画像も動画像が出力されるが、然程重要視されない画像についても通常と同様の画像処理を施しているため、その分の処理に掛かる電力を無駄に消費していた。

本発明は、上記課題を鑑みてなされたものであり、正確な医療診断に供する高品質な内視鏡画像および超音波画像を、低コスト且つ画像の更新レートを損ねることなく得ることができる超音波内視鏡システムを提供することを目的とする。

上記目的を達成するために、本発明は、体腔内の被観察部位の像光を撮像して撮像信号を出力する撮像素子と、被観察部位に超音波を照射し、被観察部位からのエコー信号を受信して検出信号を出力する超音波トランスデューサとが先端に配された超音波内視鏡を用いた超音波内視鏡システムにおいて、前記超音波を発生させるための励振パルスによる前記撮像信号への第１の干渉ノイズ、および前記撮像信号の取り込みタイミングを制御する駆動制御信号による前記検出信号への第２の干渉ノイズをそれぞれ取得する第１、第２ノイズ取得手段と、前記第１、第２ノイズ取得手段で取得された前記第１、第２の干渉ノイズを、前記撮像信号、および前記検出信号からそれぞれ除去する第１、第２ノイズ除去手段とを備えることを特徴とする。

前記第１の干渉ノイズを表す第１のノイズ信号を予め記憶する第１メモリを有し、前記第１ノイズ取得手段は、前記第１メモリから前記第１のノイズ信号を取得し、前記第１ノイズ除去手段は、前記第１メモリから読み出した前記第１のノイズ信号を、前記撮像信号から減算する第１減算器であることが好ましい。

上記の場合、前記撮像信号をデジタル化する第１Ａ／Ｄ変換器をさらに備え、前記第１メモリには、デジタルの前記第１のノイズ信号が記憶されており、前記第１減算器は、前記第１Ａ／Ｄ変換器の後段に設けられ、デジタルの前記第１のノイズ信号を、前記第１Ａ／Ｄ変換器でデジタル化された前記撮像信号から減算することが好ましい。

あるいは、前記撮像信号をデジタル化する第１Ａ／Ｄ変換器をさらに備え、前記第１メモリには、デジタルの前記第１のノイズ信号が記憶されており、前記第１減算器は、前記第１Ａ／Ｄ変換器の前段に設けられ、前記第１メモリと前記第１減算器の間に介挿されたＤ／Ａ変換器でアナログ化された前記第１のノイズ信号を、前記第１Ａ／Ｄ変換器でデジタル化される前のアナログの前記撮像信号から減算することが好ましい。

前記第２の干渉ノイズを表す第２のノイズ信号を予め記憶する第２メモリを有し、前記第２ノイズ取得手段は、前記第２メモリから前記第２のノイズ信号を取得し、前記第２ノイズ除去手段は、前記第２メモリから読み出した前記第２のノイズ信号を、前記検出信号から減算する第２減算器であり、前記検出信号をデジタル化する第２Ａ／Ｄ変換器をさらに備え、前記第２メモリには、デジタルの前記第２のノイズ信号が記憶されており、前記第２減算器は、前記第２Ａ／Ｄ変換器の後段に設けられ、デジタルの前記第２のノイズ信号を、前記第２Ａ／Ｄ変換器でデジタル化された前記検出信号から減算することが好ましい。

あるいは、前記第２ノイズ取得手段は、前記超音波および前記エコー信号の送受信を行っていない前記超音波トランスデューサに接続された信号線であり、前記第２ノイズ除去手段は、前記信号線で拾われた前記第２の干渉ノイズを表す第２のノイズ信号を、前記検出信号から減算する第２減算器であることが好ましい。

上記の場合、前記検出信号をデジタル化する第２Ａ／Ｄ変換器をさらに備え、前記第２減算器は、前記第２Ａ／Ｄ変換器の後段に設けられ、デジタルの前記第２のノイズ信号を、前記第２Ａ／Ｄ変換器でデジタル化された前記検出信号から減算することが好ましい。

あるいは、前記検出信号をデジタル化する第２Ａ／Ｄ変換器をさらに備え、前記第２減算器は、前記第２Ａ／Ｄ変換器の前段に設けられ、アナログの前記第２のノイズ信号を、前記第２Ａ／Ｄ変換器でデジタル化される前のアナログの前記検出信号から減算することが好ましい。

本発明の超音波内視鏡システムによれば、超音波を発生させるための励振パルスによる撮像信号への第１の干渉ノイズ、および撮像信号の取り込みタイミングを制御する駆動制御信号による検出信号への第２の干渉ノイズをそれぞれ取得する第１、第２ノイズ取得手段と、第１、第２ノイズ取得手段で取得された第１、第２の干渉ノイズを、撮像信号、および検出信号からそれぞれ除去する第１、第２ノイズ除去手段とを備えるので、配線の本数を多くすることなく、内視鏡画像および超音波画像へのノイズの発生を抑制することができる。したがって、正確な医療診断に供する高品質な内視鏡画像および超音波画像を、低コスト且つ画像の更新レートを損ねることなく得ることができる。

図１および図２において、超音波内視鏡２の先端２ａには、超音波トランスデューサアレイ（ＵＳと表現する場合がある。図３参照）１０が配設されている。超音波トランスデューサアレイ１０は、凸状に形成された台座１１上に、複数の超音波トランスデューサ１２が二次元アレイ状に配列されてなる。

超音波トランスデューサ１２は、例えば、ＰＺＴ（Pb(lead) zirconate titanate；チタン酸ジルコン酸鉛）や、ＰＶＤＦ（polyvinylidene difluoride；ポリフッ化ビニリデン）などの圧電体厚膜の両面に電極を形成してなる。両電極に電圧が印加されると、圧電体が振動して超音波を発生し、これにより被検体の被観察部位に超音波が照射される。そして、後述するマルチプレクサ（以下、ＭＵＸと略す。図３参照）３２で、複数の超音波トランスデューサ１２を順次駆動させることで、被観察部位に超音波が走査される。また、被観察部位からのエコー信号を受信すると、圧電体が振動して電圧を発生し、この電圧が検出信号として出力される。

先端２ａに接続されたシース１３の上部には、体腔内の被観察部位の像光を取り込むための対物光学系１４と、像光を撮像して撮像信号を出力するＣＣＤ１５とが搭載され、中央部には、穿刺針１６が挿通される穿刺針用チャンネル１７が設けられている。

また、シース１３の上部および下部には、プロセッサ装置２０（図３参照）と、超音波トランスデューサアレイ１０およびＣＣＤ１５とを電気的に接続するアレイ用配線ケーブル１８およびＣＣＤ用配線ケーブル１９が、穿刺針用チャンネル１７を挟むように挿通されている。なお、煩雑を避けるために図示はしていないが、超音波トランスデューサ１２同士の隙間には、エポキシ樹脂からなる充填材が充填されている。また、超音波トランスデューサアレイ１０上には、シリコン樹脂などからなり、超音波トランスデューサアレイ１０から発せられる超音波を体腔内の被観察部位に向けて収束させる音響レンズが取り付けられている。

図３において、超音波内視鏡２とともに本発明の超音波内視鏡システムを構成するプロセッサ装置２０は、内視鏡用プロセッサ部２０ａと、超音波用プロセッサ部２０ｂとから構成され、ＣＰＵ２１により全体の動作を統括的に制御される。内視鏡用プロセッサ部２０ａには、ＣＣＤ用タイミングジェネレータ２２、第１Ａ／Ｄ変換器（第１Ａ／Ｄ）２３、内視鏡画像処理回路２４、内視鏡画像用メモリ２５、およびＤ／Ａ変換器（Ｄ／Ａ）２６が設けられている。

超音波内視鏡２内のＣＣＤ１５の近傍には、ドライバ２７およびＡＭＰ２８が設けられている。ドライバ２７は、ＣＣＤ用タイミングジェネレータ２２から送信される垂直、水平転送クロックに基づいて、ＣＣＤ１５で出力される撮像信号を、周知の垂直転送路、水平転送路を介して転送するための駆動制御信号をＣＣＤ１５に送信し、撮像信号を取り込むタイミングを制御する。ＡＭＰ２８は、ＣＣＤ１５から出力された撮像信号を増幅する。ＡＭＰ２８で増幅された撮像信号は、第１Ａ／Ｄ２３でＡ／Ｄ変換が施され、デジタル化される。

第１Ａ／Ｄ２３には、第１減算器２９が接続されている。第１減算器２９には、第１メモリ３０が接続されている。第１メモリ３０には、暗所をＣＣＤ１５で撮像して、後述する励振パルスを送信したときに出力された撮像信号、すなわち、励振パルスによる撮像信号への第１の干渉ノイズを表すデジタルの第１のノイズ信号が記憶されている。

第１メモリ３０には、後述する送信ビームフォーマ３４が接続されている。第１メモリ３０は、送信ビームフォーマ３４による励振パルスの送信タイミングに同期して、第１のノイズ信号を第１減算器２９に出力する。第１減算器２９は、励振パルスの送信タイミングに合わせて、第１Ａ／Ｄ２３から出力されたデジタルの撮像信号から、第１のノイズ信号を減算する。

内視鏡画像処理回路２４は、第１Ａ／Ｄ２３でデジタル化されて第１減算器２９で第１のノイズ信号が減算された撮像信号に対して、階調変換、ホワイトバランス調整、γ補正などの各種画像処理を施した後、テレビ信号の走査方式（ＮＴＳＣ方式）に変換する。

内視鏡画像用メモリ２５は、内視鏡画像処理回路２４から出力されるテレビ信号を一時的に格納する。Ｄ／Ａ２６は、内視鏡画像用メモリ２５からのテレビ信号に対してＤ／Ａ変換を施し、テレビ信号をアナログ化する。Ｄ／Ａ２６でアナログ化されたテレビ信号は、内視鏡画像用モニタ３１に内視鏡画像として表示される。

一方、超音波用プロセッサ部２０ｂには、ＭＵＸ３２、パルサ３３、送信ビームフォーマ３４、レシーバ３５、第２Ａ／Ｄ変換器（第２Ａ／Ｄ）３６、受信ビームフォーマ３７、Ｌｏｇ圧縮検波回路３８、およびＤＳＣ３９が設けられている。

ＭＵＸ３２は、複数の超音波トランスデューサ１２の中から、駆動させる超音波トランスデューサ１２を選択して、これを切り替える。具体的には、例えば、超音波トランスデューサ１２が２５６個配されている場合、２５６個の超音波トランスデューサ１２のうち、隣接する９６個の超音波トランスデューサ１２を１つのブロックとして同時に駆動させるように選択し、超音波およびエコー信号の１回の送受信毎に、駆動させる超音波トランスデューサ１２を１〜数個ずつずらす。

パルサ３３は、ＭＵＸ３２で選択されて同時に駆動される超音波トランスデューサ１２の個数分（上記の例でいえば９６個分）設けられており、送信ビームフォーマ３４から送信される駆動パルスに基づいて、ＭＵＸ３２を介して、超音波トランスデューサ１２に超音波を発生させるための励振パルス（パルス電圧）を送信する。

レシーバ３５は、体腔内の被観察部位からのエコー信号により超音波トランスデューサ１２から出力された検出信号を受信し、これを増幅する。第２Ａ／Ｄ３６は、レシーバ３５からの検出信号に対してＡ／Ｄ変換を施し、検出信号をデジタル化する。

第２Ａ／Ｄ３６には、第２減算器４０が接続されている。第２減算器４０には、第２メモリ４１が接続されている。第２メモリ４１には、超音波トランスデューサ１２を駆動させない状態で、ドライバ２７からＣＣＤ１５に駆動制御信号を送信したときに出力された検出信号、すなわち、駆動制御信号による検出信号への第２の干渉ノイズを表すデジタルの第２のノイズ信号が記憶されている。

第２メモリ４１には、ＣＣＤ用タイミングジェネレータ２２が接続されている。第２メモリ４１は、ＣＣＤ用タイミングジェネレータ２２による駆動制御信号の送信タイミングに同期して、第２のノイズ信号を第２減算器４０に出力する。第２減算器４０は、駆動制御信号の送信タイミングに合わせて、第２Ａ／Ｄ３６から出力されたデジタルの検出信号から、第２のノイズ信号を減算する。なお、レシーバ３５、第２Ａ／Ｄ３６、および第２減算器４０は、パルサ３３と同様に、ＭＵＸ３２で選択されて同時に駆動される超音波トランスデューサ１２の個数分設けられている。つまり、ＭＵＸ３２で選択された一個の超音波トランスデューサ１２に対して、一対のパルサ３３およびレシーバ３５が接続され、超音波の送受信毎にパルサ３３およびレシーバ３５が切り替えられる。

受信ビームフォーマ３７は、第２Ａ／Ｄ３６でデジタル化されて第２減算器４０で第２のノイズ信号が減算された検出信号に対して、位相整合演算を施す。Ｌｏｇ圧縮検波回路３８は、受信ビームフォーマ３７から出力される検出信号の振幅を検波し、対数圧縮を施す。Ｌｏｇ圧縮検波回路３８から出力された検出信号は、メモリ（図示せず）に一旦格納される。

ＤＳＣ３９は、メモリに格納されたデジタルの検出信号をテレビ信号に変換する。ＤＳＣ３９で変換されたテレビ信号は、Ｄ／Ａ変換器（図示せず）でＤ／Ａ変換が施され、超音波画像用モニタ４２に超音波画像として表示される。

ＣＣＤ用タイミングジェネレータ２２、および送信ビームフォーマ３４は、ＣＰＵ２１に接続されたメインタイミングジェネレータ４３からの同期信号によって同期駆動される。メインタイミングジェネレータ４３は、内視鏡画像用メモリ２５、および受信ビームフォーマ３７にも接続しており、これらのデータ書き込み・読み出しタイミングも管理している。

超音波内視鏡２の挿入部が体腔内に挿入され、内視鏡画像を取得する指示がなされると、ＣＣＤ１５により対物光学系１４からの体腔内の像光が撮像され、ドライバ２７により制御される取り込みタイミングに合わせて、ＣＣＤ１５から撮像信号が出力される。

ＣＣＤ１５から出力された撮像信号は、ＡＭＰ２８で増幅され、第１Ａ／Ｄ２３でＡ／Ｄ変換されてデジタル化される。第１Ａ／Ｄ２３でデジタル化された撮像信号は、第１減算器２９で、励振パルスの送信タイミングに合わせて第１メモリ３０から読み出された第１のノイズ信号が減算される。これにより、励振パルスによる撮像信号への第１の干渉ノイズが除去される。

第１減算器２９で第１のノイズ信号が減算された撮像信号は、内視鏡画像処理回路２４で階調変換、ホワイトバランス調整、γ補正などの各種画像処理が施された後、テレビ信号の走査方式に変換される。

内視鏡画像処理回路２４から出力されたテレビ信号は、内視鏡画像用メモリ２５に一時的に格納され、Ｄ／Ａ２６でＤ／Ａ変換が施されてアナログ化される。Ｄ／Ａ２６でアナログ化されたテレビ信号は、内視鏡画像用モニタ３１に内視鏡画像として表示される。

一方、超音波画像を取得する指示がなされると、送信ビームフォーマ３４からの駆動パルスに基づいて、ＭＵＸ３２で選択された超音波トランスデューサ１２にパルサ３３から励振パルスが送信される。これにより超音波トランスデューサ１２が励振され、超音波トランスデューサ１２から体腔内の被観察部位に超音波が照射される。体腔内の被観察部位からは、照射された超音波に応じたエコー信号が反射される。

体腔内の被観察部位からのエコー信号は、超音波トランスデューサ１２で受信され、これにより超音波トランスデューサ１２から検出信号が出力される。超音波トランスデューサ１２から出力された検出信号は、レシーバ３５で受信されて増幅され、第２Ａ／Ｄ３６でＡ／Ｄ変換が施されてデジタル化される。超音波およびエコー信号の１回の送受信が終了すると、ＭＵＸ３２により駆動させる超音波トランスデューサ１２が切り替えられて上記同様の処理が施され、これにより被観察部位に超音波が走査される。

第２Ａ／Ｄ３６でデジタル化された検出信号は、第２減算器４０で、駆動制御信号の送信タイミングに合わせて第２メモリ４１から読み出された第２のノイズ信号が減算される。これにより、駆動制御信号による検出信号への第２の干渉ノイズが除去される。

第２減算器４０で第２のノイズ信号が減算された検出信号は、受信ビームフォーマ３７で位相整合演算が施された後、Ｌｏｇ圧縮検波回路３８で検波、対数圧縮が施され、ＤＳＣ３９でテレビ信号に変換される。ＤＳＣ３９で変換されたテレビ信号は、Ｄ／Ａ変換後、超音波画像用モニタ４２に超音波画像として表示される。

以上詳細に説明したように、励振パルスによる撮像信号への第１の干渉ノイズ、および駆動制御信号による検出信号への第２の干渉ノイズを表す第１、第２のノイズ信号を、予め第１、第２メモリ３０、４１に記憶させておき、第１、第２減算器２９、４０で、励振パルス、および駆動制御信号の送信タイミングに合わせて、撮像信号、および検出信号から第１、第２のノイズ信号を減算するので、内視鏡画像、および超音波画像がノイズで乱れることがない。また、両画像の更新レートを損なうこともない。

なお、第１Ａ／Ｄ２３としては、通常使用される映像用Ａ／Ｄ変換器よりもダイナミックレンジが広く、且つ処理時間が高速なものを採用することが好ましい。

上記実施形態では、第１Ａ／Ｄ２３の後段に第１減算器２９を接続し、デジタル化された撮像信号からデジタルの第１のノイズ信号を減算するようにしているが、図４に示すように、第１Ａ／Ｄ２３の前段に第１減算器２９を接続してもよい。この場合、第１減算器２９と第１メモリ３０との間に、Ｄ／Ａ変換器（Ｄ／Ａ）５０を介挿する。そして、第１メモリ３０から読み出された第１のノイズ信号を、Ｄ／Ａ５０でＤ／Ａ変換してアナログ化し、これを第１減算器２９で撮像信号から減算する。なお、Ｄ／Ａ５０としては、第１Ａ／Ｄ２３よりも処理時間が高速なもの、例えば、１００ＭＨｚ程度の動作周波数を有するものを用いることが好ましい。

また、上記実施形態では、第２のノイズ信号を第２メモリ４１に記憶させ、第２減算器４０で検出信号から減算しているが、図５に示すように、超音波およびエコー信号の送受信を行っていない未使用ｃｈの超音波トランスデューサ１２に接続された信号線６０で第２のノイズ信号を拾い、これを第２減算器４０で検出信号から減算するようにしてもよい。信号線６０で拾われた第２のノイズ信号は、第２減算器４０に入力され、ＭＵＸ３２で選択駆動されている使用ｃｈの超音波トランスデューサ１２から出力された検出信号から第２減算器４０で減算される。

また、図６に示すように、第２減算器４０を第２Ａ／Ｄ３６の前段に設け、アナログの検出信号から第２のノイズ信号を減算するようにしてもよい。但し、この場合、第２のノイズ信号が入力される信号線７０には、第２減算器４０に入力する第２のノイズ信号のゲインを調整するためのＡＭＰ７１が介挿される。このようにすれば、第２メモリ４１を設けることなく、既存の信号線６０を用いて第２の干渉ノイズを除去することができ、部品コストを抑えることができる。なお、パルサ３３およびレシーバ３５に接続されているＴｘ／Ｒｘ６１は、送受信を切り替えるための切り替え回路である。

なお、図７〜図９に示すように、超音波トランスデューサアレイ１０やＣＣＤ１５に接続される配線の仕方を工夫することで、干渉ノイズを防ぐようにしてもよい。すなわち、図７に示すように、撮像信号を伝送する信号線８０を、ＡＭＰ２８の後段で二重シールドケーブル８１とし、第１の干渉ノイズを除去する。あるいは、図８に示すように、ＣＣＤ１５からの＋−の出力を信号線９０ａ、９０ｂでそれぞれ取り出して、ＡＭＰ９１ａ、９１ｂでそれぞれ増幅するようにする。そして、信号線９０ａ、９０ｂを、ＡＭＰ９１ａ、９１ｂの後段で二重シールドケーブル９２とし、差動増幅器９３の入力端にそれぞれ接続する。このようにすれば、差動増幅器９３から出力される撮像信号は、第１の干渉ノイズが除去されたものとなる。

さらに、図９に示すように、撮像信号を伝送する信号線８０を、ＡＭＰ２８の後段でシールドケーブル１００とし、駆動制御信号を伝送する信号線１０１を、ドライバ２７の前段で二重シールドケーブル１０２とする。そして、検出信号を伝送する信号線１０３を、多芯二重シールドケーブル１０４とする。これにより、第１、第２の干渉ノイズを除去することができる。

上記実施形態では、超音波トランスデューサ１２が二次元アレイ状に配列されたコンベックス電子走査方式の超音波内視鏡２を例示して説明したが、一次元アレイ状に配列されたものや、ラジアル電子走査方式などの他の走査方式を採用した超音波内視鏡についても、本発明は適用することが可能である。また、内視鏡用と超音波用を兼用したプロセッサ装置２０を用い、内視鏡画像用、超音波画像用に個別のモニタ３１、４２を用意しているが、プロセッサ装置、およびモニタの構成はこれに限定されず、内視鏡用と超音波用で別々のプロセッサ装置を用いてもよいし、モニタを１台にして２画面に分割して画像を表示してもよい。

超音波内視鏡の先端の構成を示す拡大断面図である。 超音波内視鏡の先端の構成を示す平面図である。 本発明の超音波内視鏡システムの構成を示すブロック図である。 別の実施形態を示す回路図である。 別の実施形態を示す回路図である。 さらに別の実施形態を示す回路図である。 撮像信号を伝送する信号線を二重シールドケーブルとした例を示す説明図である。 撮像信号を伝送する信号線をツイステッドペアケーブルとし、差動増幅器に接続した例を示す説明図である。 撮像信号を伝送する信号線、駆動制御信号を伝送する信号線、および検出信号を伝送する信号線を、それぞれシールドケーブル、二重シールドケーブル、および多芯二重シールドケーブルとした例を示す説明図である。

符号の説明

２ 超音波内視鏡
１０ 超音波トランスデューサアレイ
１２ 超音波トランスデューサ
１５ ＣＣＤ
２０ プロセッサ装置
２１ ＣＰＵ
２３ 第１Ａ／Ｄ変換器（第１Ａ／Ｄ）
２９ 第１減算器
３０ 第１メモリ
３６ 第２Ａ／Ｄ変換器（第２Ａ／Ｄ）
４０ 第２減算器
４１ 第２メモリ
５０ Ｄ／Ａ変換器（Ｄ／Ａ）
６０ 信号線

Claims (8)

1. 体腔内の被観察部位の像光を撮像して撮像信号を出力する撮像素子と、被観察部位に超音波を照射し、被観察部位からのエコー信号を受信して検出信号を出力する超音波トランスデューサとが先端に配された超音波内視鏡を用いた超音波内視鏡システムにおいて、
   前記超音波を発生させるための励振パルスによる前記撮像信号への第１の干渉ノイズ、および前記撮像信号の取り込みタイミングを制御する駆動制御信号による前記検出信号への第２の干渉ノイズをそれぞれ取得する第１、第２ノイズ取得手段と、
   前記第１、第２ノイズ取得手段で取得された前記第１、第２の干渉ノイズを、前記撮像信号、および前記検出信号からそれぞれ除去する第１、第２ノイズ除去手段とを備えることを特徴とする超音波内視鏡システム。
2. 前記第１の干渉ノイズを表す第１のノイズ信号を予め記憶する第１メモリを有し、
   前記第１ノイズ取得手段は、前記第１メモリから前記第１のノイズ信号を取得し、
   前記第１ノイズ除去手段は、前記第１メモリから読み出した前記第１のノイズ信号を、前記撮像信号から減算する第１減算器であることを特徴とする請求項１に記載の超音波内視鏡システム。
3. 前記撮像信号をデジタル化する第１Ａ／Ｄ変換器をさらに備え、
   前記第１メモリには、デジタルの前記第１のノイズ信号が記憶されており、
   前記第１減算器は、前記第１Ａ／Ｄ変換器の後段に設けられ、デジタルの前記第１のノイズ信号を、前記第１Ａ／Ｄ変換器でデジタル化された前記撮像信号から減算することを特徴とする請求項２に記載の超音波内視鏡システム。
4. 前記撮像信号をデジタル化する第１Ａ／Ｄ変換器をさらに備え、
   前記第１メモリには、デジタルの前記第１のノイズ信号が記憶されており、
   前記第１減算器は、前記第１Ａ／Ｄ変換器の前段に設けられ、前記第１メモリと前記第１減算器の間に介挿されたＤ／Ａ変換器でアナログ化された前記第１のノイズ信号を、前記第１Ａ／Ｄ変換器でデジタル化される前のアナログの前記撮像信号から減算することを特徴とする請求項２に記載の超音波内視鏡システム。
5. 前記第２の干渉ノイズを表す第２のノイズ信号を予め記憶する第２メモリを有し、
   前記第２ノイズ取得手段は、前記第２メモリから前記第２のノイズ信号を取得し、
   前記第２ノイズ除去手段は、前記第２メモリから読み出した前記第２のノイズ信号を、前記検出信号から減算する第２減算器であり、
   前記検出信号をデジタル化する第２Ａ／Ｄ変換器をさらに備え、
   前記第２メモリには、デジタルの前記第２のノイズ信号が記憶されており、
   前記第２減算器は、前記第２Ａ／Ｄ変換器の後段に設けられ、デジタルの前記第２のノイズ信号を、前記第２Ａ／Ｄ変換器でデジタル化された前記検出信号から減算することを特徴とする請求項１ないし４のいずれかに記載の超音波内視鏡システム。
6. 前記第２ノイズ取得手段は、前記超音波および前記エコー信号の送受信を行っていない前記超音波トランスデューサに接続された信号線であり、
   前記第２ノイズ除去手段は、前記信号線で拾われた前記第２の干渉ノイズを表す第２のノイズ信号を、前記検出信号から減算する第２減算器であることを特徴とする請求項１ないし４のいずれかに記載の超音波内視鏡システム。
7. 前記検出信号をデジタル化する第２Ａ／Ｄ変換器をさらに備え、
   前記第２減算器は、前記第２Ａ／Ｄ変換器の後段に設けられ、デジタルの前記第２のノイズ信号を、前記第２Ａ／Ｄ変換器でデジタル化された前記検出信号から減算することを特徴とする請求項６に記載の超音波内視鏡システム。
8. 前記検出信号をデジタル化する第２Ａ／Ｄ変換器をさらに備え、
   前記第２減算器は、前記第２Ａ／Ｄ変換器の前段に設けられ、アナログの前記第２のノイズ信号を、前記第２Ａ／Ｄ変換器でデジタル化される前のアナログの前記検出信号から減算することを特徴とする請求項６に記載の超音波内視鏡システム。

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