JP4642450B2 - 超音波観測装置 - Google Patents
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Description
本発明は、超音波振動子を励振するのに適した送信パルスを発生する超音波観測装置に関する。
近年、超音波観測装置は、超音波内視鏡或いは超音波プローブと接続して病変の深達度、臓器の実質診断等に用いられている。
この超音波内視鏡或いは超音波プローブの先端には、超音波振動子が内蔵されており、超音波観測装置から送信される電気的な駆動パルスを超音波振動子に印加することによって、この超音波振動子によって音響的な超音波パルスに変換され、体内組織に照射される。
体内からはその反射波が返ってくるため、それを超音波振動子で電気的信号に変換し、信号処理を行って超音波断層像として表示するような仕組みになっている。
従来、この超音波振動子には、ＰＺＴ（２成分系圧電セラミックスＰｂ（Ｔｉ，Ｚｒ）Ｏ3 ）振動子や複合圧電素子が使用され、超音波振動子に適した駆動方法が採用されている。
この超音波内視鏡或いは超音波プローブの先端には、超音波振動子が内蔵されており、超音波観測装置から送信される電気的な駆動パルスを超音波振動子に印加することによって、この超音波振動子によって音響的な超音波パルスに変換され、体内組織に照射される。
体内からはその反射波が返ってくるため、それを超音波振動子で電気的信号に変換し、信号処理を行って超音波断層像として表示するような仕組みになっている。
従来、この超音波振動子には、ＰＺＴ（２成分系圧電セラミックスＰｂ（Ｔｉ，Ｚｒ）Ｏ3 ）振動子や複合圧電素子が使用され、超音波振動子に適した駆動方法が採用されている。
例えば、従来のＰＺＴ振動子は、比帯域幅が７０％程度であり、このＰＺＴ振動子を効率良く使用するためには、中心周波数の時間幅を持つパルスを３波程度のバースト波（連続波）で駆動している。
上記複合圧電素子は、従来のＰＺＴ振動子に対して、比帯域幅が非常に広く１００％以上を有する。
このような超音波振動子を使用する場合、複合圧電素子の周波数帯域幅が、送信パルスの周波数帯域幅より広く、送信パルスの周波数帯域が、超音波画像に大きく依存するようになってきた。
例えば、近年、ＴＨＩ（Ｔｉｓｓｕｅ Ｈａｒｍｏｎｉｃ Ｉｍａｇｉｎｇ）が方位方向の分解能を改善する手法として、注目されている。
上記複合圧電素子は、従来のＰＺＴ振動子に対して、比帯域幅が非常に広く１００％以上を有する。
このような超音波振動子を使用する場合、複合圧電素子の周波数帯域幅が、送信パルスの周波数帯域幅より広く、送信パルスの周波数帯域が、超音波画像に大きく依存するようになってきた。
例えば、近年、ＴＨＩ（Ｔｉｓｓｕｅ Ｈａｒｍｏｎｉｃ Ｉｍａｇｉｎｇ）が方位方向の分解能を改善する手法として、注目されている。
この技術は、超音波振動子から基本波の超音波信号を体内に送信すると、体内の伝播経路で基本波が歪み、２次、３次の高調波が発生する。
上記体内で発生した、高調波の信号を取り出し、画像化したものを、ＴＨＩと呼んでいる。
ＴＨＩを行う上で重要なことは、体内に基本波のみを送波させる技術、及び体内で発生した高調波を受信する技術である。このことは、超音波振動子は比帯域幅が広い必要があり、超音波の基本波を発生させる超音波送信回路は、高調波を発生させない構成が必要となる。
また、超音波観測装置は、医療器特有の課題がある。
超音波内視鏡或いは超音波プローブは、人間の体内に挿入する必要があり、その観点で人への安全を確保するために、漏れ電流、及び耐電圧等の電気安全性に関する規格を満たす必要がある。
上記体内で発生した、高調波の信号を取り出し、画像化したものを、ＴＨＩと呼んでいる。
ＴＨＩを行う上で重要なことは、体内に基本波のみを送波させる技術、及び体内で発生した高調波を受信する技術である。このことは、超音波振動子は比帯域幅が広い必要があり、超音波の基本波を発生させる超音波送信回路は、高調波を発生させない構成が必要となる。
また、超音波観測装置は、医療器特有の課題がある。
超音波内視鏡或いは超音波プローブは、人間の体内に挿入する必要があり、その観点で人への安全を確保するために、漏れ電流、及び耐電圧等の電気安全性に関する規格を満たす必要がある。
上記漏れ電流、耐電圧の規格を満たすために、従来の超音波観測装置では、超音波内視鏡或いは超音波プローブが電気的に接続される回路、例えば送信回路部分を超音波観測装置の１次回路（商用電源）、本装置内部を動作させる２次回路（装置筐体を含む）からフローティングさせる患者回路を形成する必要があった。
上記超音波観測装置は、上記患者回路を設けながら、装置外部に放射するノイズ（放射電磁界ノイズ）の量を規定値以下に抑える必要があった。
上記放射電磁界ノイズは、医療機関で使用する機器に対して、例えばペースメーカ等に悪影響を及ぼさないようにする為の規制である。
上記放射電磁界ノイズを減らすには、上記患者回路に出来るだけ電流を流さないようにする必要があった。
上記超音波観測装置は、上記患者回路を設けながら、装置外部に放射するノイズ（放射電磁界ノイズ）の量を規定値以下に抑える必要があった。
上記放射電磁界ノイズは、医療機関で使用する機器に対して、例えばペースメーカ等に悪影響を及ぼさないようにする為の規制である。
上記放射電磁界ノイズを減らすには、上記患者回路に出来るだけ電流を流さないようにする必要があった。
放射電磁界ノイズを減らすには、回路電流を減らし、回路が形成する電流のループを出来るだけ小さく、弱くすることが有効になる。
回路が２次回路のように、装置筐体に接地することが、可能であれば、接地点を多くとることが可能となり、電流ループが小さくなり、放射電磁界ノイズを減らすことが可能となる。
しかしながら、装置筐体に接地できない患者回路では、比較的電流ループが大きくなってしまう。
患者回路で放射電磁界ノイズを減らすには、回路に使用する電流を小さくすることが、効果的であり、従来の装置でも回路電流を増やさないようにしていた。
回路が２次回路のように、装置筐体に接地することが、可能であれば、接地点を多くとることが可能となり、電流ループが小さくなり、放射電磁界ノイズを減らすことが可能となる。
しかしながら、装置筐体に接地できない患者回路では、比較的電流ループが大きくなってしまう。
患者回路で放射電磁界ノイズを減らすには、回路に使用する電流を小さくすることが、効果的であり、従来の装置でも回路電流を増やさないようにしていた。
回路電流を制限せず、２次回路のグランド（ＧＮＤ）である装置筐体で患者回路を遮蔽する手段もあるが、装置自体が大きくなってしまう問題がある。
次に、図７を用いて、特開２００２−３１５７４９号公報の従来例を説明する。
図７は、送信波形が作成される過程を示すタイミングチャートである。
超音波内視鏡は、単一の超音波振動子が内視鏡先端に設けられている。
その超音波振動子は、回転する回転駆動動力により内視鏡挿入軸を中心として、その周囲を回転走査するラジアル走査を行う。
ラジアル走査を行う場合、超音波振動子の回転に同期して、同期信号（Ａ相トリガ）が超音波内視鏡から超音波観測装置に伝達される。
次に、図７を用いて、特開２００２−３１５７４９号公報の従来例を説明する。
図７は、送信波形が作成される過程を示すタイミングチャートである。
超音波内視鏡は、単一の超音波振動子が内視鏡先端に設けられている。
その超音波振動子は、回転する回転駆動動力により内視鏡挿入軸を中心として、その周囲を回転走査するラジアル走査を行う。
ラジアル走査を行う場合、超音波振動子の回転に同期して、同期信号（Ａ相トリガ）が超音波内視鏡から超音波観測装置に伝達される。
上記Ａ相トリガは、上記超音波振動子がラジアル方向に１回転する間に、例えば５１２パルス発生する。
上記５１２パルスに同期した送信信号（送信パルス）を上記超音波振動子に与え、受信エコーを獲得し、１枚の画像を生成する。
この従来例では、Ａ相トリガを同期信号として、２波のバースト波の送信パルスを出力する。
上記５１２パルスに同期した送信信号（送信パルス）を上記超音波振動子に与え、受信エコーを獲得し、１枚の画像を生成する。
この従来例では、Ａ相トリガを同期信号として、２波のバースト波の送信パルスを出力する。
２波のバースト波を出力する為の過程を図７は示している。
図７のＡ相トリガを同期信号として、一定パルス幅のパルスを生成する。
作成されたパルスは、８個のディレイラインによるディレイＤ１〜Ｄ８によって、図７に示すタイミングのように順次遅延が与えられる。
図７のＡ相トリガを同期信号として、一定パルス幅のパルスを生成する。
作成されたパルスは、８個のディレイラインによるディレイＤ１〜Ｄ８によって、図７に示すタイミングのように順次遅延が与えられる。
ディレイＤ１，Ｄ２で合成パルスＰ１の１波目が生成される。
ディレイＤ５，Ｄ６で合成パルスＰｌの２波目が生成される。
ディレイＤ３，Ｄ４で合成パルスＰ２の１波日が生成される。
ディレイＤ７，Ｄ８で合成パルスＰ２の２波目が生成される。
ディレイ卜Ｄ１〜Ｄ８により生成された合成パルスＰ１及び合成パルスＰ２を反転して加算して合成することにより、２波のバースト波の送信パルスの出力を得ている。
合成パルスＰ１及びＰ２からバースト波の出力を得る場合、電界効果形トランジスタ（ＦＥＴ）により、スイッチングした波形をトランスを用いて合成することにより得られ、この出力の振幅は、およそ２００Ｖｐ−ｐ程度である。
特開２００２−３１５７４９号公報
ディレイＤ５，Ｄ６で合成パルスＰｌの２波目が生成される。
ディレイＤ３，Ｄ４で合成パルスＰ２の１波日が生成される。
ディレイＤ７，Ｄ８で合成パルスＰ２の２波目が生成される。
ディレイ卜Ｄ１〜Ｄ８により生成された合成パルスＰ１及び合成パルスＰ２を反転して加算して合成することにより、２波のバースト波の送信パルスの出力を得ている。
合成パルスＰ１及びＰ２からバースト波の出力を得る場合、電界効果形トランジスタ（ＦＥＴ）により、スイッチングした波形をトランスを用いて合成することにより得られ、この出力の振幅は、およそ２００Ｖｐ−ｐ程度である。
しかしながら図７の従来例の場合には、上記のように例えば２波のバースト波を得るだけでも、８個のディレイラインが必要となっていた。
さらに、送信回路により感度を向上させる、あるいは２次高調波を抑制する目的により、バースト波数を増やすにはさらに多くのディレイラインが必要となる。
また、バースト波数を増やす手段として上記特開２００２−３１５７４９号公報に開示されているように、プログラマブルディレイラインを使用し、一度ディレイさせたパルスをフィードバックして入力側に戻し、再度ディレイラインの設定値を変更して任意のパルス長を発生させる技術がある。
この技術は、確かにディレイラインを減らす上では有効である。
さらに、送信回路により感度を向上させる、あるいは２次高調波を抑制する目的により、バースト波数を増やすにはさらに多くのディレイラインが必要となる。
また、バースト波数を増やす手段として上記特開２００２−３１５７４９号公報に開示されているように、プログラマブルディレイラインを使用し、一度ディレイさせたパルスをフィードバックして入力側に戻し、再度ディレイラインの設定値を変更して任意のパルス長を発生させる技術がある。
この技術は、確かにディレイラインを減らす上では有効である。
しかしながら、上記回路は比較的遅いパルスの発生にしか対応できなかった。例えば、半波長１６ｎｓ（約３０ＭＨｚ）の４波バーストを製作する場合、８個のプログラマブルディレイラインを使用したとする。
８ヶのディレイラインで２波のバースト波が生成できるので、その間の時間は、１６ｎｓ×４＝６４ｎｓである。
タイミングコントローラで出力パルスを保持し、ディレイデータ生成部からディレイデータを読み出し、プログラマブルディレイラインにデータをセットするには、現在のデバイス動作スピードでは困難である。
またディレイラインを最低８個程度使用する必要があり、コスト的にも高価である。上記ディレイラインの代替として、パルス発生のタイミング生成にＦＰＧＡ（Ｆｉｅｌｄ Ｐｒｏｇｒａｍａｂｌｅ Ｇａｔｅ Ａｒｒａｙ）の使用が考えられる。
８ヶのディレイラインで２波のバースト波が生成できるので、その間の時間は、１６ｎｓ×４＝６４ｎｓである。
タイミングコントローラで出力パルスを保持し、ディレイデータ生成部からディレイデータを読み出し、プログラマブルディレイラインにデータをセットするには、現在のデバイス動作スピードでは困難である。
またディレイラインを最低８個程度使用する必要があり、コスト的にも高価である。上記ディレイラインの代替として、パルス発生のタイミング生成にＦＰＧＡ（Ｆｉｅｌｄ Ｐｒｏｇｒａｍａｂｌｅ Ｇａｔｅ Ａｒｒａｙ）の使用が考えられる。
このパルス幅調整のタイミングは、１〜数ｎｓレベルであり、ＦＰＧＡのマスタークロックは、１ＧＨｚ〜３００ＭＨｚ程度が必要となる。
このようなＦＰＧＡを使用するには、消費電力的に大電流が必要となり、従来例に記した通り、患者回路の放射電磁界ノイズ抑制としては、非常にノイズが増大する構成となる欠点がある。
このようなＦＰＧＡを使用するには、消費電力的に大電流が必要となり、従来例に記した通り、患者回路の放射電磁界ノイズ抑制としては、非常にノイズが増大する構成となる欠点がある。
（発明の目的）
本発明は、上述した問題に鑑みてなされたものであり、超音波振動子の特性等に対応した波形で、かつ放射電磁界ノイズの発生を小さくでき、しかもコスト低減を可能とする送信信号を発生できる超音波観測装置を提供することを目的とする。
本発明は、上述した問題に鑑みてなされたものであり、超音波振動子の特性等に対応した波形で、かつ放射電磁界ノイズの発生を小さくでき、しかもコスト低減を可能とする送信信号を発生できる超音波観測装置を提供することを目的とする。
本発明は、体腔内に挿入される超音波プローブに接続され、この超音波プローブに内蔵された超音波振動子にパルス状の送信信号を印加して、超音波による診断用の超音波画像を生成する超音波観測装置において、
上記超音波観測装置の筐体にグランドが接続された２次回路と、
上記筐体とグランドが直流的にフローティングされた患者回路と、
上記２次回路に設けられ、前記送信信号を生成するタイミング信号を発生するタイミング発生回路と、
上記２次回路と患者回路間で信号を絶縁して伝送する絶縁回路と、
上記患者回路に設けられ、送信信号を発生する送信信号発生回路とを有し、
上記タイミング発生回路で発生したタイミング信号により、上記絶縁回路を介して、上記送信信号発生回路で送信信号を生成し、
上記２次回路に設けた上記タイミング発生回路で発生した、任意波形のタイミング信号と、この任意波形のタイミング信号に同期するバイアス信号を上記絶縁回路で伝送し、
上記患者回路に設けた増幅回路で上記任意波形のタイミング信号を増幅し、同時に上記バイアス回路を上記増幅回路に印加することにより、上記送信信号を生成する
ことを特徴とする。
上記超音波観測装置の筐体にグランドが接続された２次回路と、
上記筐体とグランドが直流的にフローティングされた患者回路と、
上記２次回路に設けられ、前記送信信号を生成するタイミング信号を発生するタイミング発生回路と、
上記２次回路と患者回路間で信号を絶縁して伝送する絶縁回路と、
上記患者回路に設けられ、送信信号を発生する送信信号発生回路とを有し、
上記タイミング発生回路で発生したタイミング信号により、上記絶縁回路を介して、上記送信信号発生回路で送信信号を生成し、
上記２次回路に設けた上記タイミング発生回路で発生した、任意波形のタイミング信号と、この任意波形のタイミング信号に同期するバイアス信号を上記絶縁回路で伝送し、
上記患者回路に設けた増幅回路で上記任意波形のタイミング信号を増幅し、同時に上記バイアス回路を上記増幅回路に印加することにより、上記送信信号を生成する
ことを特徴とする。
上記構成のように、高速なタイミング信号を扱うタイミング発生回路を、そのグランドが超音波観測装置の筐体に接続された２次回路内に設け、２次回路のグランドが筐体に接続されることで、２次回路内でのノイズの発生を抑制する。
また、患者回路には、送信信号発生に最低限必要な送信信号発生回路を設け、上記２次回路からのタイミング信号の伝送を上記絶縁回路を介して行うことにより、患者回路での電流を抑制することにより、電磁界放射ノイズを抑制でき、患者回路の規模も小さくすることにより、超音波観測装置も小型化及びコスト低減ができると共に、高調波を抑制した発生波形の制約が少ない送信信号を発生を可能にしている。
また、上記２次回路で発生したタイミング信号を、上記絶縁回路で患者回路に伝送し、上記患者回路上で伝送した信号に遅延時間を与える遅延回路を有することを特徴とする。 ２次回路で発生したタイミング発生回路により、絶縁回路を通して、患者回路にある送信信号発生回路をドライブするとき、伝播遅延が起こる可能性があるが、上記伝播遅延を補正する手段として、絶縁回路伝播後の送信信号発生回路の前段に遅延回路を設けることにより、時間差の調整を可能となり、伝播遅延に関係なく精度の高い送信信号発生が可能となる。
また、上記２次回路のタイミング発生回路で発生した、任意波形のタイミング信号と、上記任意波形のタイミング信号に同期するバイアス信号を上記絶縁回路で伝送し、上記患者回路の増幅回路で上記任意波形のタイミング信号を増幅し、また同時に上記バイアス回路を上記増幅回路に印加して、送信信号を生成することを特徴とする。
上記構成とすることにより、任意のパルス長の送信信号ではなく、任意波形の送信信号を送信することが可能となる。
任意波形を生成することにより、２次高調波を抑制したＴＨＩに適した送信波形の送信が可能となる。
また、ガウシアン等の窓関数で重み付けを行うことが可能であり、サイドローブの抑制、分解能の向上に寄与することが可能となる。
上記構成とすることにより、任意のパルス長の送信信号ではなく、任意波形の送信信号を送信することが可能となる。
任意波形を生成することにより、２次高調波を抑制したＴＨＩに適した送信波形の送信が可能となる。
また、ガウシアン等の窓関数で重み付けを行うことが可能であり、サイドローブの抑制、分解能の向上に寄与することが可能となる。
本発明によれば、回路規模を小さく、放射電磁界ノイズの発生を小さくできると共に、超音波振動子を駆動するのに適した任意波形（波形の制約が少ない）送信信号を生成できる。
以下、図面を参照して本発明の実施例を説明する。
図１及び図２を参照して本発明の実施例１を説明する。図１は、本発明の実施例１を備えた超音波診断装置を示す。
図１に示す本発明の実施例１の超音波診断装置１は、体腔内に挿入される超音波内視鏡（超音波スコープと略記）２と、この超音波スコープ２が着脱自在に接続され、超音波スコープ２に内蔵された超音波振動子３を駆動する駆動パルス（或いは送信パルス）を生成すると共に、受信した超音波信号に対する信号処理を行う実施例１の超音波内視鏡用観測装置（以下、単に観測装置と略記）４と、観測装置４により生成された映像信号を表示するモニタ５とを有する。
超音波スコープ２は、体腔内に挿入される細長の挿入部６を有し、この挿入部６の先端部７には、超音波を送受信する超音波振動子３が配置されている。
図１に示す本発明の実施例１の超音波診断装置１は、体腔内に挿入される超音波内視鏡（超音波スコープと略記）２と、この超音波スコープ２が着脱自在に接続され、超音波スコープ２に内蔵された超音波振動子３を駆動する駆動パルス（或いは送信パルス）を生成すると共に、受信した超音波信号に対する信号処理を行う実施例１の超音波内視鏡用観測装置（以下、単に観測装置と略記）４と、観測装置４により生成された映像信号を表示するモニタ５とを有する。
超音波スコープ２は、体腔内に挿入される細長の挿入部６を有し、この挿入部６の先端部７には、超音波を送受信する超音波振動子３が配置されている。
なお、超音波スコープ２の場合には、先端部７には、図示しない照明手段及び観察光学系が設けられて、光学的に観察することも行えるようになっている。
この先端部７内に配置された超音波振動子３は、挿入部６内を挿通されたフレキシブルシャフト８の先端に取り付けられており、このフレキシブルシャフト８の後端は、挿入部６の後端に設けた把持部９内に設けた回転駆動部１１に接続されている。
この回転駆動部１１には、図示しないモータが内蔵され、このモータの回転により、その回転力がフレキシブルシャフト８を介して超音波振動子３に伝達され、モータの回転と共に、超音波振動子３が回転する。
超音波振動子３は、例えばフレキシブルシャフト８内に挿通された同軸ケーブル１２ａを介して把持部９内のスリップリング１３のローラ側接点に接続され、このロータ側接点は、スリップリングのステータ側接点に接続された同軸ケーブル１２ｂを介してコネクタ１４の接点に接続されている。このコネクタ１４は、観測装置４に着脱自在に接続される。
この先端部７内に配置された超音波振動子３は、挿入部６内を挿通されたフレキシブルシャフト８の先端に取り付けられており、このフレキシブルシャフト８の後端は、挿入部６の後端に設けた把持部９内に設けた回転駆動部１１に接続されている。
この回転駆動部１１には、図示しないモータが内蔵され、このモータの回転により、その回転力がフレキシブルシャフト８を介して超音波振動子３に伝達され、モータの回転と共に、超音波振動子３が回転する。
超音波振動子３は、例えばフレキシブルシャフト８内に挿通された同軸ケーブル１２ａを介して把持部９内のスリップリング１３のローラ側接点に接続され、このロータ側接点は、スリップリングのステータ側接点に接続された同軸ケーブル１２ｂを介してコネクタ１４の接点に接続されている。このコネクタ１４は、観測装置４に着脱自在に接続される。
また、把持部９内における回転駆動部１１の例えばモータの回転軸には、ロータリエンコーダ等の回転角検出或いは回転量の位置検出部１５が設けてある。また、コネクタ１４には、各超音波スコープ２に内蔵された超音波振動子３の周波数情報、画像化する際の書き出しタイミング情報を検出するためのスコープ検知部１６が設けてある。
なお、スコープ検知部１６は、各スコープに応じて識別信号を発生したり、識別信号を記憶したものでも良いし、コネクタの接点ピンに識別用抵抗を接続したもの等でも良い。 そして、コネクタ１４を観測装置４に接続することにより、超音波振動子３は、観測装置４内の超音波パルス生成部１７と、超音波画像生成部１８に接続され、また回転駆動部１１、位置検出部１５及びスコープ検知部１６は、観測装置４内の第１のコントローラ１９に接続される。
なお、スコープ検知部１６は、各スコープに応じて識別信号を発生したり、識別信号を記憶したものでも良いし、コネクタの接点ピンに識別用抵抗を接続したもの等でも良い。 そして、コネクタ１４を観測装置４に接続することにより、超音波振動子３は、観測装置４内の超音波パルス生成部１７と、超音波画像生成部１８に接続され、また回転駆動部１１、位置検出部１５及びスコープ検知部１６は、観測装置４内の第１のコントローラ１９に接続される。
超音波スコープ２の超音波振動子３は、観測装置４内の患者回路２１に属する分岐部２０を介して送信回路２２及びプリアンプ２３に接続される。
送信回路２２は、超音波振動子３を駆動するパルス状の送信信号、つまり送信パルスを発生するパルス発生回路２４と、このパルス発生回路２４をドライブするパルスドライバ２５と、後述する２次回路２６からの信号を絶縁して伝達する第１の絶縁回路２７ａとを有する。
この第１の絶縁回路２７ａは、２次回路２６に属する絶縁回路ドライバ２８に接続され、この絶縁回路ドライバ２８は、２次回路２６に属するタイミング発生回路２９に接続されている。
このタイミング発生回路２９は、メモリ３０及び第２のコントローラ３１に接続されている。
送信回路２２は、超音波振動子３を駆動するパルス状の送信信号、つまり送信パルスを発生するパルス発生回路２４と、このパルス発生回路２４をドライブするパルスドライバ２５と、後述する２次回路２６からの信号を絶縁して伝達する第１の絶縁回路２７ａとを有する。
この第１の絶縁回路２７ａは、２次回路２６に属する絶縁回路ドライバ２８に接続され、この絶縁回路ドライバ２８は、２次回路２６に属するタイミング発生回路２９に接続されている。
このタイミング発生回路２９は、メモリ３０及び第２のコントローラ３１に接続されている。
また、第１コントローラ１９は、その出力信号を絶縁して伝達する第２の絶縁回路２７ｂを介して第２コントローラ３１に接続されている。
また、超音波振動子３で受信したエコー信号を増幅するプリアンプ２３は、絶縁して信号を伝達する第３の絶縁回路２７ｃを介して２次回路２６に属する超音波画像生成回路３２に接続され、この超音波画像生成回路３２により生成された超音波画像の映像信号は、モニタ５に出力され、モニタ５の表示面に超音波断層像が表示される。
また、患者回路２１に属する各回路と、２次回路２６に属する各回路には、電源回路３３からそれぞれ電源が供給される。
また、超音波振動子３で受信したエコー信号を増幅するプリアンプ２３は、絶縁して信号を伝達する第３の絶縁回路２７ｃを介して２次回路２６に属する超音波画像生成回路３２に接続され、この超音波画像生成回路３２により生成された超音波画像の映像信号は、モニタ５に出力され、モニタ５の表示面に超音波断層像が表示される。
また、患者回路２１に属する各回路と、２次回路２６に属する各回路には、電源回路３３からそれぞれ電源が供給される。
また、この観測装置４の金属製の装置筐体３４は、２次回路２６のグランド（ＧＮＤと略記）が直接接続され、これに対して患者回路２１のＧＮＤは、高耐圧のコンデンサ３６を介して装置筐体３４に接続されている。このように、患者回路２１のＧＮＤは、装置筐体３４に対して、直流（ＤＣ）的には絶縁し、商用電源の交流より十分に高い周波数の高周波的には小さいインピーダンスで導通に近い状態にしている。この装置筐体３４は、大地（アース）に接続される。
上記タイミング発生回路２９は、送信パルスの発生に必要な高速なタイミング信号を発生し、絶縁回路ドライバ２８を介して第１の絶縁回路２７ａに出力する。後述するようにタイミング発生回路２９は、パルス発生回路２４がバイポーラパルスを生成するのに対応してタイミング信号として対となる正極用パルスと負極用パルスとを生成して２系統の絶縁回路ドライバ２８を介して第１の絶縁回路２７ａに出力する。
上記タイミング発生回路２９は、送信パルスの発生に必要な高速なタイミング信号を発生し、絶縁回路ドライバ２８を介して第１の絶縁回路２７ａに出力する。後述するようにタイミング発生回路２９は、パルス発生回路２４がバイポーラパルスを生成するのに対応してタイミング信号として対となる正極用パルスと負極用パルスとを生成して２系統の絶縁回路ドライバ２８を介して第１の絶縁回路２７ａに出力する。
２系統の絶縁回路ドライバ２８は、抵抗４１ａ、バッファ４２ａ、抵抗４３ａと、抵抗４１ｂ、バッファ４２ｂ、抵抗４３ｂとにより構成されている。また、各バッファ４２ａ、４２ｂの出力信号は、第１の絶縁回路２７ａを構成するパルストランス４４ａ、４４ｂを経てパルスドライバ２５に出力される。
このパルスドライバ２５も２系統設けられており、抵抗４５ａ、コンデンサ４６ａ、抵抗４７ａ、バッファ４８ａと、抵抗４５ｂ、コンデンサ４６ｂ、抵抗４７ｂ、バッファ４８ｂとからなる。
このパルスドライバ２５の各バッファ４８ａ、４８ｂからの出力信号は、パルス発生回路２４に出力される。
このパルスドライバ２５も２系統設けられており、抵抗４５ａ、コンデンサ４６ａ、抵抗４７ａ、バッファ４８ａと、抵抗４５ｂ、コンデンサ４６ｂ、抵抗４７ｂ、バッファ４８ｂとからなる。
このパルスドライバ２５の各バッファ４８ａ、４８ｂからの出力信号は、パルス発生回路２４に出力される。
このパルス発生回路２４は、電源電圧Ｖｃｃを正の出力パルス（正極用パルス）でＯＦＦからＯＮにスイッチングするパワーＦＥＴ４９ａと、電源電圧＋Ｖｃｃを負の出力パルス（負極用パルス）でＯＦＦからＯＮにスイッチングするパワーＦＥＴ４９ｂと、これら２つのパワーＦＥＴ４９ａ、４９ｂの出力信号がそれぞれ１次巻線に印加されるパルストランス等により構成されるトランス５０とからなり、このトランス５０の２次巻線に誘起されて合成されるバイポーラ波形の送信パルスを生成し、この送信パルスを超音波振動子３に印加する構成にしている。
このように２つのＦＥＴ４９ａ、４９ｂを駆動してトランス５０に出力する構成にすることによって、観測装置４から出力される送信パルスを零ボルトを中心とした正負バイポーラ的な駆動信号にしている。
このような構成の本実施例においては、２次回路２６において送信パルスの発生に必要で消費電流が大きくなるタイミング信号として対のパルスを発生し、対のパルスを２系統の絶縁回路ドライバ２８，絶縁回路２７ａを経て患者回路２１に設けたパルスドライバ２５側に伝送し、さらにパルス発生回路２４により正負極性の送信パルスを生成する構成にして、患者回路２１の回路構成規模を低減化かつ低消費電流にして、ノイズを有効に抑制できる構成にしていることが特徴となっている。
このように２つのＦＥＴ４９ａ、４９ｂを駆動してトランス５０に出力する構成にすることによって、観測装置４から出力される送信パルスを零ボルトを中心とした正負バイポーラ的な駆動信号にしている。
このような構成の本実施例においては、２次回路２６において送信パルスの発生に必要で消費電流が大きくなるタイミング信号として対のパルスを発生し、対のパルスを２系統の絶縁回路ドライバ２８，絶縁回路２７ａを経て患者回路２１に設けたパルスドライバ２５側に伝送し、さらにパルス発生回路２４により正負極性の送信パルスを生成する構成にして、患者回路２１の回路構成規模を低減化かつ低消費電流にして、ノイズを有効に抑制できる構成にしていることが特徴となっている。
また、観測装置４に接続される超音波スコープ２を検知することにより、その超音波スコープ２に内蔵された超音波振動子３の超音波送受の周波数特性等に適切に対応した周波数及びパルス数の送信パルスを簡単に生成できるようにしている（従来例のようにディレイラインを用いた場合には、パルス数等が制約される）。
次に、本実施例による各部の動作を説明する。
上記超音波スコープ２を観測装置４に接続すると、上記超音波スコープ２に内蔵されているスコープ検知部１６より、接続された超音波スコープ２内の超音波振動子３の周波数情報、画像化する際の書き出しタイミング情報を検知することができる。
スコープ情報検知部１６に接続された第１コントローラ１９は、上記の情報を絶縁回路２７ｂを経由して第２コントローラ３１に伝達する。
次に、本実施例による各部の動作を説明する。
上記超音波スコープ２を観測装置４に接続すると、上記超音波スコープ２に内蔵されているスコープ検知部１６より、接続された超音波スコープ２内の超音波振動子３の周波数情報、画像化する際の書き出しタイミング情報を検知することができる。
スコープ情報検知部１６に接続された第１コントローラ１９は、上記の情報を絶縁回路２７ｂを経由して第２コントローラ３１に伝達する。
第２コントローラ３１は、タイミング発生回路２９に対して、超音波振動子３を駆動する送信パルスを生成するための波形発生データを格納するメモリ３０のアドレスを指示する。
図示しない操作卓或いは超音波スコープ２のスコープスイッチを操作して走査開始信号（フリーズ解除信号）が第１コントローラ１９に入力されると、第１コントロ−ラ１９は回転駆動部１１のモータに駆動信号を送り、モータが回転し、このモータの回転により、超音波スコープ２内の超音波振動子３が挿入軸に対して図１の矢印で示すように回転を始める。
図示しない操作卓或いは超音波スコープ２のスコープスイッチを操作して走査開始信号（フリーズ解除信号）が第１コントローラ１９に入力されると、第１コントロ−ラ１９は回転駆動部１１のモータに駆動信号を送り、モータが回転し、このモータの回転により、超音波スコープ２内の超音波振動子３が挿入軸に対して図１の矢印で示すように回転を始める。
超音波振動子３が回転すると、超音波スコープ２内に設けてある位置検出部１５により超音波振動子３の位置情報（Ａ相、Ｚ相信号）が得られる。上記Ａ相及び１回転に１回出力される基準パルスとなるＺ相信号は、第１コントローラ１９に入力され、波形整形された後、絶縁回路２７ｂを通り、第２コントローラ３１に入力される。
上記Ａ相、Ｚ相信号は、第２コントローラ３１によりタイミング発生回路２９に伝達され、同時に超音波画像生成回路３２のタイミング信号として伝達され、超音波画像生成回路３２は、このタイミング信号に同期してエコー信号から超音波断層像を生成する画像処理を行う。
上記Ａ相、Ｚ相信号は、第２コントローラ３１によりタイミング発生回路２９に伝達され、同時に超音波画像生成回路３２のタイミング信号として伝達され、超音波画像生成回路３２は、このタイミング信号に同期してエコー信号から超音波断層像を生成する画像処理を行う。
上記タイミング発生回路２９では、上述したスコープ情報検知部１６からの情報及び、Ａ相信号によりパルス発生回路２４に送信する送信パルス生成用のタイミング信号として合成前の送信パルス波形の基本パルス（コアパルス）を生成する。このタイミング発生回路２９は、基本的にはＦＰＧＡで構成されている。そして、このＦＰＧＡは、３２０ＭＨｚ程度の周波数の同期クロックを使用する。
３２０ＭＨｚ程度のクロックを使用することにより、パルス発生回路２４から発生する基本パルスの時間分解能を３ｎｓ程度にすることが可能となる。
上記したように、ＦＰＧＡの動作速度を速くすると、ＦＰＧＡ内部で消費するコア電圧、及び外部インターフェースで使用するＩＯ電源の消費電流が増大する。
３２０ＭＨｚ程度のクロックを使用することにより、パルス発生回路２４から発生する基本パルスの時間分解能を３ｎｓ程度にすることが可能となる。
上記したように、ＦＰＧＡの動作速度を速くすると、ＦＰＧＡ内部で消費するコア電圧、及び外部インターフェースで使用するＩＯ電源の消費電流が増大する。
選定使用するＦＰＧＡのデバイスにも依存するが、ＦＰＧＡが消費するコア電源、ＩＯ電源は、ともに２Ａクラスとなる。
従来回路のディレイラインを使用すれば、消費電流は１００ｍＡ程度であり、それに対してＦＰＧＡの場合には、およそ４０倍の電流消費量になる。
上記タイミング発生回路２９で発生したタイミング信号は、絶縁回路ドライバ２８に伝達される。
タイミング信号は、絶縁回路ドライバ２８の各バッファ４２ａ、４２ｂを経て、次段の絶縁回路２７ａの各パルストランス４４ａ、４４ｂの１次巻線側に印加され、この１次巻線側の２次回路２６から絶縁された患者回路２１に属する２次側巻線にその信号が伝達され、パルスドライバ２５に出力される。絶縁回路ドライバ２８の出力信号は、数ＭＨｚの周波数的に高い高周波信号であり、パルストランス４４ａ、４４ｂを経てパルスドライバ２５に伝達される。
従来回路のディレイラインを使用すれば、消費電流は１００ｍＡ程度であり、それに対してＦＰＧＡの場合には、およそ４０倍の電流消費量になる。
上記タイミング発生回路２９で発生したタイミング信号は、絶縁回路ドライバ２８に伝達される。
タイミング信号は、絶縁回路ドライバ２８の各バッファ４２ａ、４２ｂを経て、次段の絶縁回路２７ａの各パルストランス４４ａ、４４ｂの１次巻線側に印加され、この１次巻線側の２次回路２６から絶縁された患者回路２１に属する２次側巻線にその信号が伝達され、パルスドライバ２５に出力される。絶縁回路ドライバ２８の出力信号は、数ＭＨｚの周波数的に高い高周波信号であり、パルストランス４４ａ、４４ｂを経てパルスドライバ２５に伝達される。
このようにパルストランス４４ａ、４４ｂは、２次回路２６側の絶縁回路ドライバ２８と患者回路２１に属するパルスドライバ２５とを絶縁している。このパルストランス４４ａ、４４ｂ等による２次回路２６と患者回路２１間の直流的絶縁耐圧は約４０００Ｖであり、患者回路２１に属する送信回路２２を２次回路２６からフローティングしている。 パルスドライバ２５は、伝達されたパルス信号を増幅及び整形して、バッファ４８ａ、４８ｂの出力端からパルス発生回路２４に出力する。
パルス発生回路２４は、正極駆動用ＦＥＴ４９ａ及び負極駆動用ＦＥＴ４９ｂと、トランス５０とによって構成され、両ＦＥＴ４９ａ、４９ｂの出力がトランス５０の１次巻線に相対的に逆位相で印加され、２次巻線にはバイポーラ出力となるように合成される。
パルス発生回路２４は、正極駆動用ＦＥＴ４９ａ及び負極駆動用ＦＥＴ４９ｂと、トランス５０とによって構成され、両ＦＥＴ４９ａ、４９ｂの出力がトランス５０の１次巻線に相対的に逆位相で印加され、２次巻線にはバイポーラ出力となるように合成される。
上記トランス５０により合成されたバイポーラの送信パルスは、前述した超音波スコープ２内の同軸ケーブル１２ａ等を経て挿入部６の先端部７内に収納された超音波振動子３を駆動することになる。
上記患者回路２１に属する送信回路２２は、装置筐体３４と高耐圧のコンデンサ３６によりＧＮＤに接続され、高周波的には装置筐体３４と同電位に近い状態に設定される。 次に図２を用いて、タイミング発生回路２９、メモリ３０等の動作を詳細に説明する。 上述したように、超音波スコープ２の位置検出部１５によりＡ相信号が検出される。このＡ相信号は、整形されて、図２（Ａ）に示すＡ相トリガとしてタイミング発生回路２９に伝達される。
上記患者回路２１に属する送信回路２２は、装置筐体３４と高耐圧のコンデンサ３６によりＧＮＤに接続され、高周波的には装置筐体３４と同電位に近い状態に設定される。 次に図２を用いて、タイミング発生回路２９、メモリ３０等の動作を詳細に説明する。 上述したように、超音波スコープ２の位置検出部１５によりＡ相信号が検出される。このＡ相信号は、整形されて、図２（Ａ）に示すＡ相トリガとしてタイミング発生回路２９に伝達される。
タイミング発生回路２９は、例えばＦＰＧＡで構成され、ＦＰＧＡが動作する際のクロックを図２（Ｂ）に示し、その周波数は、約３２０ＭＨｚである。
このタイミング発生回路２９は、スコープ情報検知部１６の信号をもとに、メモリ３０から波形発生用の正極用のメモリデータ及び、負極用のメモリデータをＦＰＧＡ内のメモリＭ１，Ｍ２にストアする。
そして、このタイミング発生回路２９は、図２（Ｃ）及び図２（Ｄ）に示すようにメモリＭ１、メモリＭ２にそれぞれ格納したメモリデータを、送信パルスを生成するための正極用パルス及び負極用パルスを対となるパルスとして、Ａ相トリガから所定のタイミングで、絶縁回路ドライバ２８のバッファ４２ａ、４２ｂに、短い時間差で順次出力する。
このタイミング発生回路２９は、スコープ情報検知部１６の信号をもとに、メモリ３０から波形発生用の正極用のメモリデータ及び、負極用のメモリデータをＦＰＧＡ内のメモリＭ１，Ｍ２にストアする。
そして、このタイミング発生回路２９は、図２（Ｃ）及び図２（Ｄ）に示すようにメモリＭ１、メモリＭ２にそれぞれ格納したメモリデータを、送信パルスを生成するための正極用パルス及び負極用パルスを対となるパルスとして、Ａ相トリガから所定のタイミングで、絶縁回路ドライバ２８のバッファ４２ａ、４２ｂに、短い時間差で順次出力する。
各バッファ４２ａ、４２ｂに出力されたパルスの信号は、上述のように２系統で後段側に伝達され、パルス発生回路２４のＦＥＴ４９ａ、４９ｂに印加され、パルス発生回路２４のトランス５０から図２（Ｅ）に示すようにバイポーラ波形の送信パルスを発生し、この送信パルスにより超音波振動子３を駆動することになる。
そして、短い所定時間が経過して次のＡ相トリガが発生すると、タイミング発生回路２９は、そのＡ相トリガから所定のタイミングで、次の正極用パルス、負極用パルスを発生し、この正極用パルス、負極用パルスはパルス発生回路２４において、次の送信パルスを発生する。
超音波振動子３は、送信パルスの印加によりパルス的に短い時間、超音波振動（超音波励振）して超音波を、挿入軸に回転されながら順次放射状に送信し、ラジアル走査する。この場合、超音波は、先端部７が当接された体腔内の壁面内部側に送信され、音響インピーダンスが変化している部分で反射され、その反射超音波が超音波振動子３で受信され、電気信号に変換されて超音波エコー信号（エコー信号）となる。
そして、短い所定時間が経過して次のＡ相トリガが発生すると、タイミング発生回路２９は、そのＡ相トリガから所定のタイミングで、次の正極用パルス、負極用パルスを発生し、この正極用パルス、負極用パルスはパルス発生回路２４において、次の送信パルスを発生する。
超音波振動子３は、送信パルスの印加によりパルス的に短い時間、超音波振動（超音波励振）して超音波を、挿入軸に回転されながら順次放射状に送信し、ラジアル走査する。この場合、超音波は、先端部７が当接された体腔内の壁面内部側に送信され、音響インピーダンスが変化している部分で反射され、その反射超音波が超音波振動子３で受信され、電気信号に変換されて超音波エコー信号（エコー信号）となる。
このエコー信号は、放射状に送信させる送信パルスの送信直後に切り替えられる分岐部２０からプリアンプ２３に入力され、増幅された後、絶縁回路２７ｃを経て２次回路２６に属する超音波画像生成回路３２に入力される。
超音波画像生成回路３２は、Ａ／Ｄ変換回路及びメモリを内蔵し、放射状に送信された際の各エコー信号をＡ／Ｄ変換してそのエコーデータをメモリに格納する。そして、例えば１回転したラジアル走査による１フレーム分のエコーデータは、デジタルスキャンコンバータ（ＤＳＣ）によりモニタ５で表示するための変換処理が行われた後、モニタ５で超音波断層像が表示される。
上述したように、メモリ３０内のデータを所望の値にセットすることにより、接続された超音波振動子３に最適な周波数のパルス波形及びパルス長が出力可能である。
超音波画像生成回路３２は、Ａ／Ｄ変換回路及びメモリを内蔵し、放射状に送信された際の各エコー信号をＡ／Ｄ変換してそのエコーデータをメモリに格納する。そして、例えば１回転したラジアル走査による１フレーム分のエコーデータは、デジタルスキャンコンバータ（ＤＳＣ）によりモニタ５で表示するための変換処理が行われた後、モニタ５で超音波断層像が表示される。
上述したように、メモリ３０内のデータを所望の値にセットすることにより、接続された超音波振動子３に最適な周波数のパルス波形及びパルス長が出力可能である。
つまり、図２では２波のバイポーラ波形の送信パルスの例を示しているが、メモリ３０内のデータを変更することにより、３波以上のバイポーラ波形の送信パルスを生成可能であるし、またそのパルス波形の周波数の値も変更可能である。
上記タイミング発生回路２９は、非常に速いクロックで動作し、消費電流は増大するが、タイミング発生回路２９は、２次回路２６内に設けてあり、そのＧＮＤを観測装置４の装置筐体３４に接続しているため、放射電磁界ノイズを、非常に小さくすることが可能となる。
また、患者回路２１に属する送信回路２２を装置筐体３４に対して高耐圧のコンデンサ３６で高周波的に導通させてＧＮＤ電位に安定化させることにより、さらに放射電磁界ノイズを減らすことが可能となる。
上記タイミング発生回路２９は、非常に速いクロックで動作し、消費電流は増大するが、タイミング発生回路２９は、２次回路２６内に設けてあり、そのＧＮＤを観測装置４の装置筐体３４に接続しているため、放射電磁界ノイズを、非常に小さくすることが可能となる。
また、患者回路２１に属する送信回路２２を装置筐体３４に対して高耐圧のコンデンサ３６で高周波的に導通させてＧＮＤ電位に安定化させることにより、さらに放射電磁界ノイズを減らすことが可能となる。
上記構成のように、消費電力の大きいタイミング発生回路２９を２次回路２６内に設けることにより、任意の周波数の送信パルス及びパルス数（パルス長）で発生可能となり、放射電磁界ノイズを増やすことなく、観測装置４の大きさを小さくすることが可能となる。
まとめると、本実施例は、以下の効果を有する。
回路規模を縮小しながら、任意の周波数及びパルス数（パルス長）の送信出力を得ることができる。
まとめると、本実施例は、以下の効果を有する。
回路規模を縮小しながら、任意の周波数及びパルス数（パルス長）の送信出力を得ることができる。
また、超音波スコープ２に繋がる患者回路２１の消費電流を減らすことが可能となり、患者回路２１に属する超音波スコープ２がアンテナとなって放射電磁界ノイズを発生することを低減することが可能である。
また、従来例における患者回路に設けていたタイミング発生回路を２次回路に設けるようにすることにより、患者回路の構成規模を縮小可能となり、観測装置本体の大きさを縮小することが可能となる。
また、従来では、多量に使用したディレイラインを使用する必要がなく、コストの削減が可能となる。
また、従来例における患者回路に設けていたタイミング発生回路を２次回路に設けるようにすることにより、患者回路の構成規模を縮小可能となり、観測装置本体の大きさを縮小することが可能となる。
また、従来では、多量に使用したディレイラインを使用する必要がなく、コストの削減が可能となる。
次に図３及び図４を参照して、本発明の実施例２を説明する。図３は本発明の実施例２を備えた超音波診断装置１の全体構成を示す。図３に示す超音波診断装置１は、図１の超音波診断装置１において、送信回路２２を構成するパルスドライバ２５に、正極用パルスと負極用パルスの（ディレイ時間による）タイミング調整を行うタイミング調整回路５１を設けている。
具体的には、パルストランス４４ａの２次巻線の一端に直列に接続されたコンデンサ４６ａの他端は、抵抗５２ａを介して接地されると共に、ディレイ量が可変な可変ディレイ５３ａを介してバッファ４８ａの入力端に接続される。
また、パルストランス４４ｂの２次巻線の一端に直列に接続されたコンデンサ４６ｂの他端は、抵抗５２ｂを介して接地されると共に、ディレイ量が可変な可変ディレイ５３ｂを介してバッファ４８ｂの入力端に接続される。
具体的には、パルストランス４４ａの２次巻線の一端に直列に接続されたコンデンサ４６ａの他端は、抵抗５２ａを介して接地されると共に、ディレイ量が可変な可変ディレイ５３ａを介してバッファ４８ａの入力端に接続される。
また、パルストランス４４ｂの２次巻線の一端に直列に接続されたコンデンサ４６ｂの他端は、抵抗５２ｂを介して接地されると共に、ディレイ量が可変な可変ディレイ５３ｂを介してバッファ４８ｂの入力端に接続される。
その他は、実施例１と同様の構成であり、同様の構成部分に関しては、その説明を省略する。
なお、図３ではパルスドライバ２５内にタイミング調整回路５１を設けた構成で示しているが、絶縁回路２７ａとパルスドライバ２５との間にタイミング調整回路５１を設けるようにしても良い。
本実施例では、タイミング発生回路２９からパルス発生回路２４に至るまでの経路において、正極用パルスと負極用パルスのディレイ量が異なる場合にも対応できるようにしたものである。
次に本実施例の動作の詳細を図４を参照して説明する。
なお、図３ではパルスドライバ２５内にタイミング調整回路５１を設けた構成で示しているが、絶縁回路２７ａとパルスドライバ２５との間にタイミング調整回路５１を設けるようにしても良い。
本実施例では、タイミング発生回路２９からパルス発生回路２４に至るまでの経路において、正極用パルスと負極用パルスのディレイ量が異なる場合にも対応できるようにしたものである。
次に本実施例の動作の詳細を図４を参照して説明する。
なお、図４では、図４（Ｃ）から図４（Ｅ）は、正極用パルスと負極用パルスのディレイ量が異なり、意図しない送信パルス（出力）が得られない場合を示しており、このような場合にもタイミング調整回路５１を設けることにより、図４（Ｊ）に示すように適切な送信パルスが得られることになる。
実施例１と同様に図４（Ａ）のＡ相トリガを同期信号として、ＦＰＧＡで構成されたタイミング発生回路２９は、図４（Ｂ）のクロックに同期して、メモリ３０内の正極用メモリデータと負極用のメモリデータを読み出して、ＦＰＧＡ内のメモリＭ１、Ｍ２内に格納する。
そして、上記Ａ相トリガを同期信号として、所定のタイミングで図４（Ｃ）及び図４（Ｄ）に示すようにメモリＭ１、Ｍ２から読み出し、絶縁回路ドライバ２８側に正極用パルス、負極用パルスを出力する。
実施例１と同様に図４（Ａ）のＡ相トリガを同期信号として、ＦＰＧＡで構成されたタイミング発生回路２９は、図４（Ｂ）のクロックに同期して、メモリ３０内の正極用メモリデータと負極用のメモリデータを読み出して、ＦＰＧＡ内のメモリＭ１、Ｍ２内に格納する。
そして、上記Ａ相トリガを同期信号として、所定のタイミングで図４（Ｃ）及び図４（Ｄ）に示すようにメモリＭ１、Ｍ２から読み出し、絶縁回路ドライバ２８側に正極用パルス、負極用パルスを出力する。
上記絶縁回路ドライバ２８は、絶縁回路２７ａを介して、パルスドライバ２５に上記正極用パルス、負極用パルスを印加し、パルスドライバ２５は、伝達された正極用パルス、負極用パルスをパルス発生回路２４に伝達し、パルス発生回路２４により送信パルスの出力を得るが、タイミング発生回路２９からパルス発生回路２４に至る経路の影響で、正極用パルス、負極用パルスのタイミングがずれる可能性がある。
仮に正極用パルスのディレイ量が大きく負極用パルスのディレイ量が小さいように２つの系統での伝播経路でディレイ量に差が生じると、図４（Ｅ）に示した波形の出力（送信パルス）になり、意図した波形が得られなくなる。
本実施例は、このような場合の不具合を解消できるようにしている。上記したように、正極用パルスと負極用パルスの伝播経路でディレイ量の差が生じる場合、以下の手順で補正を行う。
仮に正極用パルスのディレイ量が大きく負極用パルスのディレイ量が小さいように２つの系統での伝播経路でディレイ量に差が生じると、図４（Ｅ）に示した波形の出力（送信パルス）になり、意図した波形が得られなくなる。
本実施例は、このような場合の不具合を解消できるようにしている。上記したように、正極用パルスと負極用パルスの伝播経路でディレイ量の差が生じる場合、以下の手順で補正を行う。
タイミング発生回路２９からパルス発生回路２４の間で伝播遅延が生じる場合には、図４（Ｆ）、図４（Ｇ）に示すメモリＭ１’、メモリＭ２’のようにメモリＭ１、Ｍ２の出力タイミングを補正する（正極用パルス及び負極用パルスの発生（出力）のタイミングを早くなるよう設定する）。
次に、パルス発生回路２４の出力としての送信パルスが図４（Ｊ）の波形になるように、正極用パルス、負極用パルスのディレイ量をタイミング調整回路５１により調節する。 例えば正極用パルスに対しては、図４（Ｈ）に示すように可変ディレイ５３ａによりｄ１だけディレイさせ、また負極用パルスに対しては、図４（Ｉ）に示すように可変ディレイ５３ｂによりｄ２だけディレイさせることで所望とする波形の送信パルスを得ることが可能となる。
次に、パルス発生回路２４の出力としての送信パルスが図４（Ｊ）の波形になるように、正極用パルス、負極用パルスのディレイ量をタイミング調整回路５１により調節する。 例えば正極用パルスに対しては、図４（Ｈ）に示すように可変ディレイ５３ａによりｄ１だけディレイさせ、また負極用パルスに対しては、図４（Ｉ）に示すように可変ディレイ５３ｂによりｄ２だけディレイさせることで所望とする波形の送信パルスを得ることが可能となる。
上記構成にすることにより、消費電流の大きいタイミング発生回路２９を２次回路２６に設け、タイミング発生回路２９から患者回路２１までに伝播するまでの伝播遅延が２系統で異なる状態が発生したとしても、タイミング調整回路５１により、その伝播遅延の差を適切に補正することが可能となる。
また、タイミング調整回路５１は、大きなディレイ量は必要ないため、非常に小型な回路で実現可能である。
また消費電力もほとんど変わらない為、放射電磁界ノイズを増やすこともない。
本実施例によれば、実施例１の効果を有すると共に、タイミング発生回路２９からパルス発生回路２４に至るまでの経路において、正極用パルスと負極用パルスのディレイ量が異なる場合にも対応できる効果を有する。
また、タイミング調整回路５１は、大きなディレイ量は必要ないため、非常に小型な回路で実現可能である。
また消費電力もほとんど変わらない為、放射電磁界ノイズを増やすこともない。
本実施例によれば、実施例１の効果を有すると共に、タイミング発生回路２９からパルス発生回路２４に至るまでの経路において、正極用パルスと負極用パルスのディレイ量が異なる場合にも対応できる効果を有する。
次に図５及び図６を参照して本発明の実施例３を説明する。図５は、実施例３を備えた超音波診断装置の全体構成を示す。
この超音波診断装置１は、実施例１の超音波診断装置１において、タイミング発生回路２９は、実施例１同様に２系統の出力信号を発生するが、その一方となる第１系統側には、デジタル信号をアナログ信号、つまりＤ／Ａ変換するＤＡＣ回路６１が接続されている。このＤＡＣ回路６１の出力信号は、タイミング発生回路２９から出力される第２系統側の信号と共に、絶縁回路ドライバ２８に入力される。
また、本実施例においては、絶縁回路２７ａにおける第１系統側の出力端には、例えばコンデンサ４６ａを介して増幅器６２が接続されている。
この超音波診断装置１は、実施例１の超音波診断装置１において、タイミング発生回路２９は、実施例１同様に２系統の出力信号を発生するが、その一方となる第１系統側には、デジタル信号をアナログ信号、つまりＤ／Ａ変換するＤＡＣ回路６１が接続されている。このＤＡＣ回路６１の出力信号は、タイミング発生回路２９から出力される第２系統側の信号と共に、絶縁回路ドライバ２８に入力される。
また、本実施例においては、絶縁回路２７ａにおける第１系統側の出力端には、例えばコンデンサ４６ａを介して増幅器６２が接続されている。
この増幅器６２の出力端は、整合用抵抗６３に接続されると共に、分岐部２０を介して超音波スコープ２の超音波振動子３に接続され、この増幅器６２から出力される送信パルスにより超音波振動子３を駆動する。
一方、タイミング発生回路２９の他方の出力信号は、絶縁回路ドライバ２８、絶縁回路２７ａを経て、患者回路２１内に設けたバイアス回路６４に入力される。このバイアス回路６４は、例えばバッファ回路６５を用いて構成され、このバイアス回路６４の出力信号は、増幅器６２の増幅動作を制御するバイアス端子に接続されている。
そして、バイアス回路６４は、通常はバイアス端子に”Ｌ”レベルの信号を印加して増幅器６２が増幅動作を行わない状態に設定しており、送信信号を発生する期間には、バイアス端子に”Ｈ”レベルの信号を印加して増幅動作を行わせる状態に設定する。
一方、タイミング発生回路２９の他方の出力信号は、絶縁回路ドライバ２８、絶縁回路２７ａを経て、患者回路２１内に設けたバイアス回路６４に入力される。このバイアス回路６４は、例えばバッファ回路６５を用いて構成され、このバイアス回路６４の出力信号は、増幅器６２の増幅動作を制御するバイアス端子に接続されている。
そして、バイアス回路６４は、通常はバイアス端子に”Ｌ”レベルの信号を印加して増幅器６２が増幅動作を行わない状態に設定しており、送信信号を発生する期間には、バイアス端子に”Ｈ”レベルの信号を印加して増幅動作を行わせる状態に設定する。
本実施例では、超音波振動子３に対して、高調波成分が少ない波形の送信パルス（送信信号）を生成可能な構成にしている。このため、タイミング発生回路２９は、一方の系統で、送信パルス波形の信号を送信回路２２側に送り、他方の系統で、送信パルスを発生させる期間に、送信回路２２の増幅器６２を動作させる制御信号を送信するようにしている。
なお、本実施例においては、電源回路３３は、正負バイポーラの患者回路電源の機能を有している（実施例１及び２では正極性（単極性）の患者回路電源のみの機能を有する）。また、この電源回路３３は、２次回路電源に介しても正負バイポーラで出力する機能を有している（実施例１及び２では正極性（単極性）の２次回路電源のみの機能を有する）。
なお、本実施例においては、電源回路３３は、正負バイポーラの患者回路電源の機能を有している（実施例１及び２では正極性（単極性）の患者回路電源のみの機能を有する）。また、この電源回路３３は、２次回路電源に介しても正負バイポーラで出力する機能を有している（実施例１及び２では正極性（単極性）の２次回路電源のみの機能を有する）。
次に図６を参照して本実施例の動作を説明する。
上述した実施例１の場合と同様に、Ａ相トリガにて、同期をとり送信パルスを得る構成となっている。図６（Ａ）はＡ相トリガを示し、タイミング発生回路２９は、実施例１と同様に図６（Ｂ）に示す３２０ＭＨｚ程度のクロックで動作するＦＰＧＡからなる。
このＦＰＧＡは、メモリ３０内にストアされているメモリデータを読み込む。
実施例１では、１ビットのデータ内容であったが、本実施例では、例えば８ビットのデータ内容となっている。
このＦＰＧＡは、一旦、読み込まれたメモリ３０のメモリデータは、Ａ相トリガから所定時間経過後のクロックに同期して８ビットで出力される。
このＦＰＧＡから出力された８ビットのメモリデータは、ＤＡＣ回路６１により、図６（Ｃ）のＤＡＣ出力に示すように、振幅も任意の波形で発生可能となる。
上述した実施例１の場合と同様に、Ａ相トリガにて、同期をとり送信パルスを得る構成となっている。図６（Ａ）はＡ相トリガを示し、タイミング発生回路２９は、実施例１と同様に図６（Ｂ）に示す３２０ＭＨｚ程度のクロックで動作するＦＰＧＡからなる。
このＦＰＧＡは、メモリ３０内にストアされているメモリデータを読み込む。
実施例１では、１ビットのデータ内容であったが、本実施例では、例えば８ビットのデータ内容となっている。
このＦＰＧＡは、一旦、読み込まれたメモリ３０のメモリデータは、Ａ相トリガから所定時間経過後のクロックに同期して８ビットで出力される。
このＦＰＧＡから出力された８ビットのメモリデータは、ＤＡＣ回路６１により、図６（Ｃ）のＤＡＣ出力に示すように、振幅も任意の波形で発生可能となる。
同時にこのＦＰＧＡ（タイミング発生回路２９）は、他方の出力として、図６（Ｄ）に示すようにバイアス回路６４に出力する（増幅器６２の）制御信号としてのバイアス回路出力を発生する。
この発生方法としては、例えばメモリ３０からそのデータを読み込み、タイミング発生回路２９で発生させる。
上記ＤＡＣ出力とバイアス回路出力が、絶縁回路ドライバ２８、絶縁回路２７ａを経由して患者回路２１における増幅器６２に印加される。
この増幅器６２では、通常は、バイアス回路出力（出力レベルがゼロ或いは”Ｌ”レベル）が印加されない状態では、ほとんどＯＦＦ状態となっており、増幅動作を行わない。 上記バイアス回路６４より、図６（Ｄ）に示すバイアス回路出力が与えられると、増幅器６２にバイアス電流が流れ、増幅器６２はイネーブル状態となり、増幅動作を行う。
この発生方法としては、例えばメモリ３０からそのデータを読み込み、タイミング発生回路２９で発生させる。
上記ＤＡＣ出力とバイアス回路出力が、絶縁回路ドライバ２８、絶縁回路２７ａを経由して患者回路２１における増幅器６２に印加される。
この増幅器６２では、通常は、バイアス回路出力（出力レベルがゼロ或いは”Ｌ”レベル）が印加されない状態では、ほとんどＯＦＦ状態となっており、増幅動作を行わない。 上記バイアス回路６４より、図６（Ｄ）に示すバイアス回路出力が与えられると、増幅器６２にバイアス電流が流れ、増幅器６２はイネーブル状態となり、増幅動作を行う。
上述したように、バイアス回路出力を先行する制御信号として、増幅器６２に与えた後、図６（Ｃ）に示すＤＡＣ出力を増幅器６２に印加する。
増幅器６２では、ＤＡＣ回路６１を経て入力された信号をおよそ２００Ｖｐｐ程度の振幅に線形増幅する。
上記増幅された送信出力は、送信パルスとして超音波スコープ２の超音波振動子３に印加され、超音波が励振される。
図６（Ｅ）の送信パルスが超音波振動子３に印加される駆動信号であり、基本波のパルス波形に対して、その高調波が数＋ｄＢ抑制された、送信波形にできる。
つまり、本実施例によれば、広帯域な超音波振動子３を使用する場合においても、送信波形の高調波成分を大幅に低減することが可能となる。
また、被検体から帰ってきた受信信号の高調波成分は、広帯域振動子３で効率良く受信してエコー信号とすることが可能であり、ＴＨＩの画像を生成する上では非常に感度が向上する。
増幅器６２では、ＤＡＣ回路６１を経て入力された信号をおよそ２００Ｖｐｐ程度の振幅に線形増幅する。
上記増幅された送信出力は、送信パルスとして超音波スコープ２の超音波振動子３に印加され、超音波が励振される。
図６（Ｅ）の送信パルスが超音波振動子３に印加される駆動信号であり、基本波のパルス波形に対して、その高調波が数＋ｄＢ抑制された、送信波形にできる。
つまり、本実施例によれば、広帯域な超音波振動子３を使用する場合においても、送信波形の高調波成分を大幅に低減することが可能となる。
また、被検体から帰ってきた受信信号の高調波成分は、広帯域振動子３で効率良く受信してエコー信号とすることが可能であり、ＴＨＩの画像を生成する上では非常に感度が向上する。
従って、本実施例によれば、超音波振動子３により受信して得たエコー信号に対して、超音波画像生成回路３２内において、基本波による超音波画像を生成する処理を行うことができると共に、さらにエコー信号における基本波の２次或いは３次の高調波の信号成分を抽出して画像化することにより、サイドローブを抑制し、方位分解能が良好な超音波画像を得ることもできることになる。
また、本実施例においては、バイアス回路６４による増幅器６２の動作のＯＮ、ＯＦＦ制御を行うことによって、必要最低限の消費電力で送信回路２２を構成することが可能であり患者回路２１の回路規模を小さくすることが可能となり、これに伴って観測装置４の回路規模も小さく、小型化及び低コスト化を実現できる。
また、消費電流を抑えることから、放射ノイズ抑制にも繋がる。
また、本実施例においては、バイアス回路６４による増幅器６２の動作のＯＮ、ＯＦＦ制御を行うことによって、必要最低限の消費電力で送信回路２２を構成することが可能であり患者回路２１の回路規模を小さくすることが可能となり、これに伴って観測装置４の回路規模も小さく、小型化及び低コスト化を実現できる。
また、消費電流を抑えることから、放射ノイズ抑制にも繋がる。
本実施例は、実施例１の効果を有すると共に、さらに観測装置４に接続される超音波スコープ２に内蔵された超音波振動子３の特性等に適切に対応したパルス波形（換言すると、任意に近いパルス波形）の送信パルスを生成することができる。
また、本実施例は、送信パルスの波形として高調波を抑制可能としたので、ＴＨＩの感度を向上させることが可能となる効果もある。
また、ガウシアン等の窓関数で重み付けを行うことが可能であり、サイドローブの抑制、分解能の向上に寄与することが可能となる。
なお、上述の説明において、超音波スコープ２の場合で説明したが、挿入部６の先端部７に光学的な観察手段を有しないで、超音波振動子３のみが設けられた超音波プローブの場合にも適用できる。
また、本実施例は、送信パルスの波形として高調波を抑制可能としたので、ＴＨＩの感度を向上させることが可能となる効果もある。
また、ガウシアン等の窓関数で重み付けを行うことが可能であり、サイドローブの抑制、分解能の向上に寄与することが可能となる。
なお、上述の説明において、超音波スコープ２の場合で説明したが、挿入部６の先端部７に光学的な観察手段を有しないで、超音波振動子３のみが設けられた超音波プローブの場合にも適用できる。
なお、上述した各実施例において、例えばコンデンサ３６の他にさらにもう１つコンデンサ及びこのコンデンサと直列に接続され、装置筐体３４への接続をＯＮ／ＯＦＦするスイッチを設け、例えば送信パルスを発生する期間には装置筐体３４への接続をＯＦＦにし、送信パルスを出力後におけるエコー信号に対する処理を行う期間にはＯＮにするようにしても良い。
つまり、送信パルスを出力後におけるエコー信号に対する処理を行う期間には、コンデンサ３６によるインピーダンスで患者回路２１のＧＮＤを高周波的に導通させると共に、もう１つのコンデサによっても患者回路２１のＧＮＤを高周波的に導通させる。そして、エコー信号に対する信号処理時における超音波画像生成時における外部からのノイズの侵入を低減して、Ｓ／Ｎの良い超音波画像を生成できるようにしても良い。
つまり、送信パルスを出力後におけるエコー信号に対する処理を行う期間には、コンデンサ３６によるインピーダンスで患者回路２１のＧＮＤを高周波的に導通させると共に、もう１つのコンデサによっても患者回路２１のＧＮＤを高周波的に導通させる。そして、エコー信号に対する信号処理時における超音波画像生成時における外部からのノイズの侵入を低減して、Ｓ／Ｎの良い超音波画像を生成できるようにしても良い。
［付記］
１．請求項１において、前記タイミング信号発生回路は、前記送信信号を生成するために２系統で対となるパルスを発生し、前記送信信号発生回路は、前記対となるパルスからバイポーラパルスからなる前記送信信号を生成する。
２．請求項１において、前記患者回路は、そのグランドがコンデンサを介して前記筐体に接続される。
３．体腔内に挿入される超音波プローブと、前記超音波プローブに内蔵された超音波振動子にパルス状の送信信号を印加して、超音波による診断用の超音波画像を生成する超音波観測装置とを備えた超音波診断装置において、
上記超音波観測装置の筐体にグランドが接続された２次回路と、
上記筐体とグランドが直流的にフローティングされた患者回路と、
上記２次回路に設けられ、前記送信信号を生成するタイミング信号を発生するタイミング発生回路と、
上記２次回路と患者回路間で信号を絶縁して伝送する絶縁回路と、
上記患者回路に設けられ、送信信号を発生する送信信号発生回路とを有し、
上記タイミング発生回路で発生したタイミング信号により、上記絶縁回路を介して、上記送信信号発生回路で送信信号を生成することを特徴とする超音波診断装置。
４．付記３において、前記超音波診断装置に接続される超音波プローブに内蔵された前記超音波振動子の種別を検知する検知回路を有し、前記タイミング発生回路は、検知された超音波振動子の種別に対応したタイミング信号を発生する。
１．請求項１において、前記タイミング信号発生回路は、前記送信信号を生成するために２系統で対となるパルスを発生し、前記送信信号発生回路は、前記対となるパルスからバイポーラパルスからなる前記送信信号を生成する。
２．請求項１において、前記患者回路は、そのグランドがコンデンサを介して前記筐体に接続される。
３．体腔内に挿入される超音波プローブと、前記超音波プローブに内蔵された超音波振動子にパルス状の送信信号を印加して、超音波による診断用の超音波画像を生成する超音波観測装置とを備えた超音波診断装置において、
上記超音波観測装置の筐体にグランドが接続された２次回路と、
上記筐体とグランドが直流的にフローティングされた患者回路と、
上記２次回路に設けられ、前記送信信号を生成するタイミング信号を発生するタイミング発生回路と、
上記２次回路と患者回路間で信号を絶縁して伝送する絶縁回路と、
上記患者回路に設けられ、送信信号を発生する送信信号発生回路とを有し、
上記タイミング発生回路で発生したタイミング信号により、上記絶縁回路を介して、上記送信信号発生回路で送信信号を生成することを特徴とする超音波診断装置。
４．付記３において、前記超音波診断装置に接続される超音波プローブに内蔵された前記超音波振動子の種別を検知する検知回路を有し、前記タイミング発生回路は、検知された超音波振動子の種別に対応したタイミング信号を発生する。
体腔内に挿入される挿入部の先端に超音波振動子を設けた超音波プローブ又は超音波スコープが接続され、超音波振動子を駆動する送信信号を生成する場合、２次回路において電流消費量が大きく、送信信号の生成に必要となる基本波形のパルスを発生し、このパルスを絶縁回路を介して伝送し、患者回路に設けたパルス発生回路により合成する等して送信信号を生成する構成にすることにより、ノイズを抑制して各種の超音波振動子に広く適用できるようにした。
１…超音波診断装置
２…超音波内視鏡（超音波スコープ）２
３…超音波振動子
４…観測装置
５…モニタ
６…挿入部
７…先端部
１１…回転駆動部
１５…位置検出部
１６…スコープ検知部
１９、３１…コントローラ
２１…患者回路
２２…送信回路
２３…プリアンプ
２４…パルス発生回路
２５…パルスドライバ
２７ａ、２７ｂ、２７ｃ…絶縁回路
２８…絶縁回路ドライバ
２９…タイミング発生回路
３０…メモリ
３２…超音波画像生成回路
３３…電源回路
３４…装置筐体
３６…コンデンサ
４２ａ、４２ｂ、４８ａ、４８ｂ…バッファ
４９ａ、４９ｂ…ＦＥＴ
５０…トランス
代理人 弁理士 伊藤 進
２…超音波内視鏡（超音波スコープ）２
３…超音波振動子
４…観測装置
５…モニタ
６…挿入部
７…先端部
１１…回転駆動部
１５…位置検出部
１６…スコープ検知部
１９、３１…コントローラ
２１…患者回路
２２…送信回路
２３…プリアンプ
２４…パルス発生回路
２５…パルスドライバ
２７ａ、２７ｂ、２７ｃ…絶縁回路
２８…絶縁回路ドライバ
２９…タイミング発生回路
３０…メモリ
３２…超音波画像生成回路
３３…電源回路
３４…装置筐体
３６…コンデンサ
４２ａ、４２ｂ、４８ａ、４８ｂ…バッファ
４９ａ、４９ｂ…ＦＥＴ
５０…トランス
代理人 弁理士 伊藤 進
Claims (1)
- 体腔内に挿入される超音波プローブに接続され、この超音波プローブに内蔵された超音波振動子にパルス状の送信信号を印加して、超音波による診断用の超音波画像を生成する超音波観測装置において、
上記超音波観測装置の筐体にグランドが接続された２次回路と、
上記筐体とグランドが直流的にフローティングされた患者回路と、
上記２次回路に設けられ、前記送信信号を生成するタイミング信号を発生するタイミング発生回路と、
上記２次回路と患者回路間で信号を絶縁して伝送する絶縁回路と、
上記患者回路に設けられ、送信信号を発生する送信信号発生回路とを有し、
上記タイミング発生回路で発生したタイミング信号により、上記絶縁回路を介して、上記送信信号発生回路で送信信号を生成し、
上記２次回路に設けた上記タイミング発生回路で発生した、任意波形のタイミング信号と、この任意波形のタイミング信号に同期するバイアス信号を上記絶縁回路で伝送し、
上記患者回路に設けた増幅回路で上記任意波形のタイミング信号を増幅し、同時に上記バイアス回路を上記増幅回路に印加することにより、上記送信信号を生成する
ことを特徴とする超音波観測装置。
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