JP6609754B2 - 超音波プローブ、及びそれを用いた超音波画像表示装置 - Google Patents

Description

本発明は、超音波を送信及び受信する超音波発振子が筒状のケーシング内の先端部に収容された超音波プローブ、及びそれを用いた超音波画像表示装置に関するものである。

近年、腹腔鏡手術などの内視鏡手術のように、小さな穴をあけてそこから細径内視鏡や専用の手術器具を挿入し、患部の様子を観察しながら手術を行うことが増えてきている。この手術を行う場合、傷口が小さいため、手術後の痛みが軽くて回復も早く、美容的にも優れている。

内視鏡手術において、穴の奥にある腫瘍の摘出などの施術を行う場合、穴の奥にある内部構造、具体的には腫瘍の広がりや血管の位置を正確に知る必要がある。しかしながら、患部を観察するために、従来は顕微鏡や細径内視鏡などを使用しているため、表面の情報しか得ることができず、腫瘍の広がりや血管の位置を正確に把握することができなかった。このため、ＭＲＩ検査やＣＴ検査の際に取得された検査画像に基づいて、腫瘍の広がりや血管の位置を予測して施術が行われていた。

腫瘍の広がりや血管の位置を把握する装置としては、超音波プローブを用いて断層画像を表示する超音波診断装置が知られているが、手術用の小さな穴に挿入可能な細径の超音波プローブは実用化されていない。腫瘍の広がりや血管の位置を正確に把握するためには、超音波で可視化する範囲を十分に確保しつつ、鮮明な超音波画像を表示させることが必要となる。これを実現するためには、プローブ先端部において、超音波発振子を機械的に揺動させて所定角度の走査範囲で超音波を走査する構成の超音波プローブが必要となる。

従来、超音波発振子を機械的に揺動させて超音波を走査する超音波プローブ（音響素子ユニット）が特許文献１等に開示されている。特許文献１では、駆動源としてのモータの回転軸が駆動力伝達機構（回転プーリ、伝達ベルト、揺動プーリ）を介して揺動軸に連結されている。そして、揺動軸に取り付けられた音響素子ユニットがモータの回転により揺動されるように構成されている。さらに、音響素子ユニットの揺動角度及び揺動原点を検出するために角度検出器がモータと一体的に取り付けられている。この角度検出器は、スリット板、光源、受光素子（検知部）等を備えた光学式のロータリーエンコーダー（透過式の位置検出器）である。そして、角度検出器は、Ａ，Ｂ，Ｚ相の各信号に基づいて、揺動角度及び揺動原点を検出している。このように揺動角度及び揺動原点を把握することにより、超音波画像の中心位置と超音波発振子の揺動原点とを一致させることが可能となる。これにより、超音波プローブの当接位置に応じた超音波画像を表示させることができるため、腫瘍の広がりや血管の位置を把握することが可能となる。

特開２００４−１３５９６６号公報

ところが、超音波発振子を機械的に揺動させる従来の超音波プローブでは、モータの回転運動を超音波発振子の揺動運動に変換する駆動力伝達機構や位置検出器をケーシング内に収納する必要がある。このため、手術用の小さな穴に挿入可能な細径の超音波プローブを作製することは困難であった。

本発明は上記の課題に鑑みてなされたものであり、その目的は、内視鏡手術に用いることが可能な細径の超音波プローブ、及びそれを用いた超音波画像表示装置を提供することにある。

上記課題を解決するために、請求項１に記載の発明は、先端部の外径が１０ｍｍ以下である筒状のケーシングと、前記ケーシング内の先端部に収容され、超音波を送信及び受信する超音波発振子と、前記ケーシング内において前記超音波発振子よりも基端側の位置にて、出力軸が前記ケーシングの中心軸線と同軸上に位置するように配置されたギアードモータと、前記ギアードモータの出力軸と一体回転する主節としての円筒カムと前記円筒カムに嵌合される従節としての直動部材とからなるカム機構を介して前記出力軸と前記超音波発振子とを駆動連結し、前記出力軸の回転運動を前記ケーシングの前記中心軸線の方向に沿った往復直線運動に変換してから前記超音波発振子の揺動運動に変換して伝達する駆動力伝達機構と、前記駆動力伝達機構の回転部分または前記ギアードモータの出力軸に一体的に設けられ、揺動運動の速度が最も速くなる揺動範囲の中心位置である前記超音波発振子の揺動原点位置に対応した所定箇所に被検知部を設定した回転反射体と、前記ケーシング内において前記回転反射体よりも基端側の位置に配置され、前記回転反射体の前記被検知部の位置を光学的に検出する反射式のファイバセンサとを備え、前記駆動力伝達機構は、前記ギアードモータの１回の回転運動を１往復の揺動運動に変換することを特徴とする超音波プローブをその要旨とする。

請求項１に記載の発明によると、超音波発振子を揺動させる駆動源としてギアードモータが用いられ、モータの回転出力が所定のギア比で減速されている。この場合、ギアードモータの出力軸は、その回転位置に応じて回転速度がばらつくことがなく、一定の速度で安定的に回転する。そして、ギアードモータの出力軸の回転によって、駆動力伝達機構を介して超音波発振子をスムーズに揺動させることができる。また、駆動力伝達機構の回転部分には回転反射体が一体的に設けられており、回転反射体には、超音波発振子の揺動原点位置に対応した所定箇所に被検知部が設定されている。そして、反射式のファイバセンサによって、回転反射体の被検知部の位置が光学的に検出される。本発明では、ケーシング内において回転反射体よりも基端側の位置に反射式のファイバセンサが配置されており、透過式の位置検出器のように回転体よりも先端側に検知部を配置する必要がない。この構成により、ケーシングの先端部の外径を小さくすることができる。さらに、ファイバセンサであるため、被検知部のサイズを小さくしてもその検知が可能であり、被検知部の位置検出の精度を高めることができる。従って、ファイバセンサの検知信号によって、超音波発振子の揺動原点位置を正確に判定することが可能となり、超音波画像の中心位置と超音波発振子の揺動原点位置とを一致させることができる。また、超音波発振子の揺動運動は、その揺動範囲の中心位置である揺動原点位置において速度が最も速くなるが、揺動原点位置を検出して超音波画像を生成することにより、画像歪みを最小限に抑えることができる。この結果、超音波プローブの当接位置に応じた超音波画像を正確に表示させることができる。このように、本発明によれば、手術用の小さな穴に挿入可能な細径の超音波プローブを得ることができる。

上記発明によると、前記駆動力伝達機構は、前記ギアードモータの１回の回転運動を１往復の揺動運動に変換することから、駆動力伝達機構を比較的簡単に構成することができるため、超音波プローブの細径化を図ることができる。

上記発明によると、ケーシングの先端部の外径が１０ｍｍ以下であり、従来の超音波プローブよりも細く形成されている。従って、本発明の超音波プローブを用いて、比較的小さな穴の奥の内部構造を確認することができ、内視鏡手術を確実に行うことが可能となる。
また、請求項２に記載の発明によると、請求項１において、前記ファイバセンサの先端部材が、前記ケーシングの内壁面に沿った状態で当接配置されていることをその要旨とする。

請求項３に記載の発明は、請求項１または２に記載の超音波プローブと、前記ファイバセンサの検知信号に基づいて、前記揺動原点位置を判定し、前記超音波発振子を発振させる制御信号を生成する制御回路と、前記制御回路から出力される制御信号に基づいて、前記超音波発振子を発振させて前記超音波を送信するとともに、前記超音波の反射波信号を取得する超音波信号処理回路と、前記反射波信号に基づいて、前記超音波発振子の揺動範囲に応じた超音波画像を、前記超音波画像の中心位置と前記揺動原点位置とを一致させるようにして表示させる画像表示部とを備えたことを特徴とする超音波画像表示装置をその要旨とする。

請求項３に記載の発明によると、超音波画像の中心位置と揺動原点位置とを一致させることができ、超音波プローブの当接位置に応じた超音波画像を画像表示部に正確に表示させることができる。従って、本発明の超音波画像表示装置を用いると、画像表示部に表示された超音波画像を観察することにより、施術が必要な患部の状態を的確に把握することができる。

請求項４に記載の発明は、請求項３において、前記制御回路は、前記ファイバセンサの検知信号に基づいて、前記超音波発振子の揺動運動の周期を求め、前記周期と前記揺動原点位置とに基づいて、前記揺動運動における等角度間隔で前記超音波が送信されるように前記制御信号を生成することをその要旨とする。

請求項４に記載の発明によると、超音波発振子の揺動範囲において等角度間隔で超音波の送受信を行うことができるため、超音波画像の歪みを最小限に抑えることができる。

以上詳述したように、請求項１または２に記載の発明によると、内視鏡手術に用いることが可能な細径の超音波プローブを提供することができる。また、請求項３または４に記載の発明によると、上記超音波プローブを用いた超音波画像表示装置を提供することができる。

第１の実施の形態の超音波画像表示装置の概略構成を示す構成図。 第１の実施の形態の超音波プローブの概略構成を示す断面図。 超音波発振子が揺動原点位置にある超音波プローブを示す説明図。 超音波発振子が揺動原点位置から移動した位置にある超音波プローブを示す説明図。 超音波画像表示装置の電気的な構成を示すブロック図。 超音波画像表示装置の制御を説明するためのタイミングチャート。 表示ディスプレイに表示された超音波画像を示す説明図。 第２の実施の形態の超音波プローブの概略構成を示す断面図。

［第１の実施の形態］
以下、本発明を超音波画像表示装置に具体化した第１の実施の形態を図面に基づき詳細に説明する。

図１に示されるように、超音波画像表示装置１は、超音波プローブ２と、コントロールユニット３と、パーソナルコンピュータ（パソコン）４とから構成されている。超音波プローブ２とコントロールユニット３とは専用の接続ケーブル５を介して接続され、コントロールユニット３とパソコン４とは例えばＵＳＢケーブル６を介して接続されている。なお、接続ケーブル５は、超音波信号用の同軸ケーブル、モータ駆動用の電源ケーブル、ファイバセンサケーブルを含んで構成されている。

本実施の形態の超音波画像表示装置１は、内視鏡手術（例えば、低侵襲手術である腹腔鏡手術）において、手術用の小さな穴１０に超音波プローブ２の先端部を挿入して施術が必要な患部である生体組織１１に当接させ、腫瘍１２の広がりや血管の位置を正確に把握するために使用される。内視鏡手術を行う医者は、パソコン４に表示される超音波画像を確認しつつ、処置具１４，１５を操作して腫瘍１２の摘出などの施術を行う。

図２に示されるように、超音波プローブ２は、円筒状のケーシング２１と、超音波発振子２２と、ギアードモータ２３と、駆動力伝達機構２４と、回転検出ドグ２５と、反射式のファイバセンサ２６とを備えている。ケーシング２１は、外径が７ｍｍ、長さが１０ｃｍ程度である。

ケーシング２１の先端部には、内部に超音波発振子２２を収容した状態でキャップ部材２８が設けられている。キャップ部材２８は、超音波Ｓ１を透過しうる透過部材（例えば、アクリル樹脂）を用いて、先端部が略半球形状に形成されている。キャップ部材２８の底部は底板２９によって密閉されており、キャップ部材２８の内側に超音波伝達媒体Ｗ１（具体的には純水）が充填されている。

超音波発振子２２は、例えば、圧電セラミックであるチタン酸ジルコン酸鉛（ＰＺＴ）を用いて円柱状に形成された振動子である。本実施の形態の超音波発振子２２は、直径が３．２ｍｍ、焦点距離が３ｍｍであり、周波数が３０ＭＨｚの超音波Ｓ１を照射する。この超音波Ｓ１は、超音波伝達媒体Ｗ１を介してキャップ部材２８の外表面近傍で焦点を結ぶようになっている。

ギアードモータ２３は、ケーシング２１内において超音波発振子２２よりも基端側の位置に配置されている。ギアードモータ２３は、直径が４ｍｍのＤＣマイクロモータである。ギアードモータ２３は、例えば１／３３７の減速比（ギア比）を有するギアヘッド３１を備え、モータの回転を減速して出力する。ギアードモータ２３の出力軸３２は、ケーシング２１の中心軸線Ｌ０と同軸上に配置されている。

駆動力伝達機構２４は、ギアードモータ２３の出力軸３２と超音波発振子２２とを駆動連結し、出力軸３２の回転運動を超音波発振子２２の揺動運動に変換して伝達している。具体的には、本実施の形態の駆動力伝達機構２４は、カム機構３４、連結部材３５、及び揺動軸３６によって構成されている。カム機構３４は、斜めに突条（図示略）が設けられた円筒カム３７と、円筒カム３７の突条に嵌合される溝部（図示略）が形成された直動部材３８（従節）とからなる。カム機構３４において、ギアードモータ２３の出力軸３２により円筒カム３７が回転されると、直動部材３８がケーシング２１の軸線方向に往復運動する。カム機構３４の直動部材３８は、連結部材３５及び揺動軸３６を介して超音波発振子２２に連結されている。この直動部材３８が連結部材３５を押したり引いたりすることによって、揺動軸３６を介して超音波発振子２２が揺動するように構成されている。

本実施の形態では、駆動力伝達機構２４は、ギアードモータ２３の１回の回転運動を１往復の揺動運動に変換するよう構成されており、超音波発振子２２が正面を向く揺動原点位置を基準に、±４５度の範囲で揺動するよう設定されている。つまり、超音波Ｓ１の揺動走査角度θ１は、９０度となっている。また、超音波発振子２２の１往復の揺動運動の周期（揺動周期）は、例えば０．７秒程度である。

回転検出ドグ２５は、駆動力伝達機構２４の回転部分に一体的に設けられた回転反射体であり、超音波発振子２２の揺動原点位置に対応した所定箇所に被検知部４０が設定されている。回転検出ドグ２５は、光の反射率が高い白色の樹脂材料を用いて円板状に形成され、ファイバセンサ２６と対向する基端面４１が鏡面加工されている。また、被検知部４０は、基端面４１の一部を０．１ｍｍ程度掘り下げそこに黒色塗料を充填することで形成された黒点状の目印である。なお、被検知部４０の直径は例えば０．５ｍｍ程度である。

ファイバセンサ２６は、ケーシング２１内における回転検出ドグ２５よりも基端側の位置において、その先端部材２６ａがケーシング２１の内壁面に沿った状態で当接配置されている。ファイバセンサ２６は、照射した光の反射率の違いによって回転検出ドグ２５の被検知部４０の位置を光学的に検出する。より詳しくは、図３に示されるように、超音波発振子２２が正面を向いて揺動原点位置にあるときに、回転検出ドグ２５の黒色の被検知部４０がファイバセンサ２６に対向するよう設定されている。このとき、被検知部４０で光Ｌ１が吸収されるため、ファイバセンサ２６で検出される反射光は弱くなる。また、図４に示されるように、超音波発振子２２が揺動して揺動原点位置から傾斜した位置になると、回転検出ドグ２５の白色の基端面４１がファイバセンサ２６に対向する。このとき、基端面４１で光Ｌ１が効率よく反射されるため、ファイバセンサ２６で検出される反射光は強くなる。このファイバセンサ２６の検知信号はコントロールユニット３に取り込まれ、超音波発振子２２の揺動原点位置が検知されるようになっている。

次に、超音波画像表示装置１の電気的構成について説明する。図５に示されるように、コントロールユニット３は、モータ駆動回路５１、センサ検出器５２、送信回路５３、送受波分離回路５４、受信回路５５、対数増幅器５６、Ａ／Ｄ変換回路５７、制御回路５８、Ｉ／Ｆ回路５９を備える。

モータ駆動回路５１は、ギアードモータ２３を駆動制御するドライブ回路であり、電源ケーブル５ａを介してギアードモータ２３に接続されている。

センサ検出器５２（デジタルファイバアンプ）は、光源として例えばＬＥＤ（図示略）を搭載しており、ＬＥＤから可視光Ｌ１を放つ。センサ検出器５２は、ファイバセンサケーブル５ｂを介してファイバセンサ２６に接続されており、ＬＥＤの可視光Ｌ１がファイバセンサ２６を介して回転検出ドグ２５に照射される。また、センサ検出器５２は、回転検出ドグ２５で反射して戻ってきた反射光を検出し、デジタルのオン・オフの位置検知信号（図６参照）として制御回路５８に出力する。

図６に示されるように、本実施の形態では、揺動原点位置Ｚ１に対応した角度位置であって、超音波発振子の１往復の揺動運動（ギアードモータ２３の１回の回転運動）で１回オンとなるパルス状の位置検出信号が検出される。

制御回路５８は、その検知信号に基づいて、揺動原点位置Ｚ１を判定し、超音波発振子２２を発振させる制御信号（トリガ信号）を生成する。本実施の形態では、図７に示されるように、等角度間隔で設定された９０ラインの超音波Ｓ１の走査によって、１フレームの扇形の超音波画像６０を生成するようになっている。超音波発振子２２が揺動する角度（超音波Ｓ１の揺動走査角度）は９０度であるため、９０度の揺動範囲において各走査ラインは１度毎に設定されている。

より詳しくは、制御回路５８は、位置検出信号に基づいて、超音波発振子２２の揺動運動の周期Ｔ１（図６参照）を求め、周期Ｔ１と揺動原点位置Ｚ１とに基づいて、揺動運動における等角度間隔（１度の角度間隔）で超音波Ｓ１が送受信されるように制御信号を生成する。本実施の形態では、超音波発振子２２の揺動位置が揺動原点位置Ｚ１（超音波画像６０の中心位置）に対して時計回り方向で−４５度傾斜（反時計回り方向で４５度傾斜）したタイミングで１番目の走査ラインの超音波を送受信する。また、その位置から超音波発振子２２が時計回り方向に１度傾斜したタイミングで２番目の走査ラインの超音波を送受信する。同様に、超音波発振子２２が時計回り方向に１度毎傾斜したタイミングで順次超音波の送受信を行い、揺動原点位置Ｚ１に対して時計回り方向で４５度傾斜したタイミングで９０番目の走査ラインの超音波の送受信を行う。このようにして、超音波画像６０の１フレーム分の超音波の送受信を行っている。

超音波発振子２２の揺動運動において、揺動原点位置Ｚ１（超音波画像６０の中央部となる４５番目の走査ラインの位置）での移動速度が最も速く、揺動範囲の端部（超音波画像６０の両端部となる１番目及び９０番目の走査ラインの位置）での移動速度が最も遅くなる。制御回路５８は、揺動位置に応じた超音波発振子２２の移動速度を考慮し、周期Ｔ１と揺動原点位置Ｚ１とに基づいて、揺動運動の等角度になるような演算を行い、制御信号を生成している。なおこの場合、揺動原点位置Ｚ１に近づくほど制御信号の出力タイミングの時間間隔は短く、揺動原点位置Ｚ１から離れるほど（揺動範囲の端部に近づくほど）制御信号の出力タイミングの時間間隔は長くなる。

送信回路５３は、制御回路５８から出力される制御信号に基づいて、超音波発振子２２を駆動させるための励起パルスを発生させる。送受波分離回路５４は、同軸ケーブル５ｃを介して超音波発振子２２に接続されており、送信回路５３で発生された励起パルスが送受波分離回路５４を介して超音波発振子２２に供給されることで、超音波発振子２２から超音波Ｓ１が送信される。

本実施の形態の超音波発振子２２は、送受波兼用の振動子であり、患部の生体組織１１で反射した超音波Ｓ１（反射波）を電気信号に変換する。そして、その反射波の信号は送受波分離回路５４を介して受信回路５５に供給される。受信回路５５は、反射波の信号を増幅して出力する。受信回路５５で増幅された反射波信号は、対数増幅器でさらに対数増幅され、Ａ／Ｄ変換回路５７でＡ／Ｄ変換された後、制御回路５８に取り込まれる。このように、本実施の形態のコントロールユニット３において、超音波Ｓ１の信号処理を行う送信回路５３、送受波分離回路５４、受信回路５５、対数増幅器５６、及びＡ／Ｄ変換回路５７により超音波信号処理回路５０が構成されている。

制御回路５８は、超音波信号処理回路５０から取得した反射波信号に対して走査ラインの位置データ（揺動位置のデータ）を関連付けて転送データを生成し、そのデータをＩ／Ｆ回路５９を介してパソコン４に転送する。

パソコン４は、ＣＰＵ６１、Ｉ／Ｆ回路６２、メモリ６３、記憶装置６４、入力装置６５、及び表示ディスプレイ６６（画像表示部）を備え、それらはバス６７を介して相互に接続されている。ＣＰＵ６１は、メモリ６３を利用して制御プログラムを実行する。制御プログラムとしては、超音波画像６０を生成して表示するためのプログラムなどを含む。

Ｉ／Ｆ回路６２は、コントロールユニット３との間で信号の授受を行うためのインターフェース（具体的には、ＵＳＢインターフェース）であり、コントロールユニット３に制御信号を出力したり、コントロールユニット３からの転送データを入力したりする。

表示ディスプレイ６６は、例えば、ＬＣＤやＣＲＴなどのカラーディスプレイであり、超音波画像６０（図７参照）や、各種設定の入力画面を表示するために用いられる。入力装置６５は、キーボードやマウス装置などであり、ユーザからの要求や指示、パラメータの入力に用いられる。

記憶装置６４は、磁気ディスク装置や光ディスク装置などであり、その記憶装置には制御プログラム及び各種のデータが記憶されている。ＣＰＵ６１は、入力装置６５による指示に従い、プログラムやデータを記憶装置６４からメモリ６３へ転送し、それを逐次実行する。なお、ＣＰＵ６１が実行するプログラムとしては、メモリカード、フレキシブルディスク、光ディスクなどの記憶媒体に記憶されたプログラムや、通信媒体を介してダウンロードしたプログラムでもよく、その実行時には記憶装置６４にインストールして利用する。

次に、本実施の形態の超音波画像表示装置１の動作について説明する。

医者は、手術用の穴１０に超音波プローブ２の先端部を挿入して腫瘍１２のある患部に接触させた状態で、パソコン４の入力装置６５に設けられている開始ボタンを操作する。このとき、パソコン４からコントロールユニット３に処理開始を促す信号が出力される。コントロールユニット３の制御回路５８は、パソコン４からの処理開始の信号に基づいて、センサ検出器５２の光源を点灯させるとともに、モータ駆動回路５１によりギアードモータ２３を駆動させる。そして、制御回路５８は、センサ検出器５２の検知信号を取り込み、ギアードモータ２３が予め設定された回転速度に達したか判定する。

その後、制御回路５８は、センサ検出器５２の検知信号に基づいて、超音波発振子２２の揺動原点位置Ｚ１を判定するとともに、超音波発振子２２の揺動運動の周期Ｔ１を求める。制御回路５８は、揺動運動の周期Ｔ１と揺動原点位置Ｚ１とに基づいて、超音波発振子２２の揺動位置を判定し、揺動原点位置Ｚ１に対して超音波発振子２２が４５度傾斜したタイミングで制御信号を出力する。さらに、制御回路５８は、揺動運動における１度の角度間隔で制御信号を順次出力する。送信回路５３は、制御回路５８から出力される各制御信号に基づいて、励起パルスを発生して超音波発振子２２を駆動する。この結果、腫瘍１２を含む生体組織１１に超音波Ｓ１が照射され、組織内部での反射波信号が受信回路５５、対数増幅器５６、及びＡ／Ｄ変換回路５７で検出される。制御回路５８は、Ａ／Ｄ変換回路５７で変換されたデジタルデータを組織内部の反射波信号のデータとしてパソコン４に転送する。なお、このデータには、各走査ラインの位置データが関連付けられている。

パソコン４のＣＰＵ６１は、コントロールユニット３から転送されるデータをメモリ６３に逐次記憶する。そして、ＣＰＵ６１は、１番目〜９０番目の各走査ラインに対応する１フレーム分のデータが取得されたタイミングで各データをメモリ６３から読み出し、超音波画像６０を生成するための処理を行う。ここでは、ＣＰＵ６１は、組織内部での反射波信号に基づいて、輝度変調処理を行うことで反射波信号の振幅（信号強度）に応じた輝度の画像データを生成する。そして、ＣＰＵ６１は、各画像データに基づいて、腫瘍１２を含む組織内部の超音波画像６０（断層画像）を表示ディスプレイ６６に表示させる。

医者は、超音波画像６０を観察することにより、腫瘍１２の広がりや血管の位置を把握しつつ、処置具１４，１５を操作して腫瘍１２の摘出などの施術を行う。

従って、本実施の形態によれば以下の効果を得ることができる。

（１）本実施の形態の超音波プローブ２では、超音波発振子２２を揺動させる駆動源としてギアードモータ２３が用いられ、回転出力が所定のギア比で減速されている。この場合、ギアードモータ２３の出力軸３２は、その回転位置に応じて回転速度がばらつくことがなく、一定の速度で安定的に回転する。そして、ギアードモータ２３の出力軸３２の回転によって、駆動力伝達機構２４を介して超音波発振子２２をスムーズに揺動させることができる。また、ギアードモータ２３の出力軸３２によって回転される駆動力伝達機構２４の回転部分には回転検出ドグ２５が一体的に設けられており、回転検出ドグ２５には、超音波発振子２２の揺動原点位置Ｚ１に対応した所定箇所に被検知部４０が設定されている。そして、反射式のファイバセンサ２６によって、回転検出ドグ２５の被検知部４０の位置が光学的に検出される。本実施の形態の超音波プローブ２では、ケーシング２１内において回転検出ドグ２５よりも基端側の位置に反射式のファイバセンサ２６が配置されており、透過式の位置検出器のように回転体（スリット板）よりも先端側に検知部を配置する必要がない。この結果、ケーシング２１の外径を小さくすることができる。さらに、ファイバセンサ２６であるため、被検知部４０のサイズを黒点状の目印のように小さくしてもその検知が可能であり、被検知部４０の位置検出の精度を高めることができる。従って、ファイバセンサ２６の検知信号によって、超音波発振子２２の揺動原点位置Ｚ１を正確に判定することが可能となり、超音波画像６０の中心位置と超音波発振子２２の揺動原点位置Ｚ１とを一致させることができる。ちなみに、超音波発振子２２の揺動運動の速度は一定ではなく、揺動原点位置Ｚ１を基準とした超音波発振子２２の傾斜角度の変化に従って増減する。つまり、超音波発振子２２が揺動範囲の中心位置である揺動原点位置Ｚ１から遠ざかるに従って、揺動運動の速度は次第に遅くなり、傾斜角度が最大となる揺動範囲の端部位置において最小値（ゼロ）となる。その後、超音波発振子２２がその揺動範囲の端部位置から再び揺動原点位置Ｚ１に近づくに従って、揺動運動の速度は次第に速くなり、傾斜角度が最小となる揺動原点位置Ｚ１において速度が最も速くなる。ここで、仮に超音波発振子２２の揺動運動の速度が最も遅い揺動範囲の端部位置を検出し、これに基づいて超音波画像６０を生成した場合には、速度が最も速い揺動原点位置Ｚ１の位置検出精度の誤差が大きくなる可能性があり、結果的に画像歪みの発生につながるおそれがある。これに対し、本実施の形態のように超音波発振子２２の揺動運動の速度が最も速い揺動原点位置Ｚ１を検出し、これに基づいて超音波画像６０を生成した場合には、そもそも位置検出精度の誤差が生じにくくなるため、画像歪みを最小限に抑えることができる。この結果、超音波プローブ２の当接位置に応じた超音波画像６０を正確に表示させることができる。このように、本実施の形態によれば、手術用の小さな穴１０に挿入可能な細径の超音波プローブ２を得ることができる。

（２）本実施の形態の超音波プローブ２では、駆動力伝達機構２４は、ギアードモータ２３の１回の回転運動を１往復の揺動運動に変換する機構である。この場合、駆動力伝達機構２４を比較的簡単に構成することができるため、超音波プローブ２の細径化を図ることができる。

（３）本実施の形態の超音波プローブ２は、ケーシング２１の外径が７ｍｍであり、従来の超音波プローブよりも細く形成されている。従って、超音波プローブ２を用いて、比較的小さな穴１０の奥の内部構造を確認することができる。このため、正常な組織を傷つけることなく、腫瘍１２の癌組織のみを的確に切り取ることができ、内視鏡手術を確実に行うことが可能となる。

（４）本実施の形態の超音波プローブ２において、回転検出ドグ２５は、光の反射率が高い白色の樹脂材料によって形成され、ファイバセンサ２６と対向する基端面４１が鏡面加工されている。また、被検知部４０は、基端面４１の一部を０．１ｍｍ程度掘り下げそこに黒色塗料を充填することで形成されている。このようにすると、回転検出ドグ２５において白色の表面に対する被検知部４０（黒点状の目印）のコントラストを確実に付けることができるため、被検知部４０の位置検出の精度を高めることができる。

（５）本実施の形態の超音波プローブ２において、ファイバセンサ２６の先端部材２６ａが、ケーシング２１の内壁面に沿った状態で当接配置されている。このようにすると、細長いファイバセンサ２６をケーシング２１内で確実に固定することができ、揺動原点位置Ｚ１に対応した被検知部４０の位置検出を確実に行うことができる。

（６）本実施の形態の超音波プローブ２において、ギアードモータ２３の出力軸３２は、ケーシング２１の中心軸線Ｌ０と同軸上に配置されている。この場合、細径のケーシング２１内にギアードモータ２３を確実に収容することができ、超音波プローブ２の小型化が可能となる。

（７）本実施の形態の超音波画像表示装置１では、制御回路５８により、ファイバセンサ２６の検知信号に基づいて、揺動原点位置Ｚ１が判定され、超音波発振子２２を発振させる制御信号が生成される。この制御信号に基づいて、超音波Ｓ１が送信されるとともに、超音波Ｓ１の反射波信号が取得される。そして、反射波信号に基づいて、超音波発振子２２の揺動範囲に応じた超音波画像６０がパソコン４の表示ディスプレイ６６に表示される。このようにすると、超音波プローブ２の正面位置となる超音波発振子２２の揺動原点位置Ｚ１と超音波画像６０の中心位置とを一致させることができる。この場合、超音波プローブ２の当接位置に応じた画像であって画像中央部の歪みが少ない正確な超音波画像６０を表示ディスプレイ６６に表示させることができる。従って、本実施の形態の超音波画像表示装置１を用いると、表示ディスプレイ６６に表示された超音波画像６０を観察することにより、腫瘍１２の広がりや血管の位置を的確に把握することができる。

（８）本実施の形態の超音波画像表示装置１では、ファイバセンサ２６の検知信号に基づいて、制御回路５８により、超音波発振子２２の揺動運動の周期Ｔ１が求められる。そして、周期Ｔ１と揺動原点位置Ｚ１とに基づいて、超音波発振子２２の揺動運動における等角度間隔で超音波Ｓ１が送信されるように制御信号が生成される。このようにすると、ギアードモータ２３の回転が一定の速度であればその回転速度にかかわらず、超音波発振子２２の揺動位置を求めることができる。これにより、超音波発振子２２の揺動範囲において等角度間隔で超音波Ｓ１を送受信することができる。このため、超音波画像６０の歪みを最小限に抑えることができる。

（９）本実施の形態の超音波画像表示装置１では、Ｚ相の信号に対応する被検知部４０の位置検出信号に基づいて揺動原点位置Ｚ１を判定しているので、従来の位置検出器のように、Ａ，Ｂ相の信号を発生させる部位を回転検出ドグ２５に設ける必要がない。このため、回転検出ドグ２５の小型化を図ることができ、超音波プローブ２を細く形成することができる。
［第２の実施の形態］

次に、本発明を具体化した第２の実施の形態を図８に基づき説明する。上記第１の実施の形態の超音波プローブ２は、ケーシング２１の軸線方向に対して真っ直ぐな方向を見る直視型のプローブであったが、本実施の形態の超音波プローブ２Ａは、軸線方向に対して傾斜した方向を見る斜視型のプローブである。

図８に示されるように、超音波プローブ２Ａは、ギアードモータ２３の出力軸３２と超音波発振子２２とを駆動連結している駆動力伝達機構２４Ａが第１の実施の形態の超音波プローブ２と異なっている。超音波プローブ２Ａにおいて、ギアードモータ２３、回転検出ドグ２５、ファイバセンサ２６の配置や構造は超音波プローブ２と同じである。

超音波プローブ２Ａにおける駆動力伝達機構２４Ａは、カム機構７０と揺動軸７１とによって構成されている。円筒状のケーシング２１Ａ内の先端部には軸受け７３が設けられ、その軸受け７３に揺動軸７１の先端が回転可能に固定されている。超音波発振子２２は、ケーシング２１Ａ内の先端部側に配置している揺動軸７１に固定されている。また、ケーシング２１Ａ内において、超音波発振子２２を挟んで基端側及び先端側となる位置に水遮断部材７５，７６がそれぞれ配置されている。これら一対の水遮断部材７５，７６とケーシング２１Ａとによって超音波伝達媒体Ｗ１を充填するための空間が形成されている。

駆動力伝達機構２４Ａにおいて、カム機構７０は、ギアードモータ２３の出力軸３２の回転運動を揺動軸７１の揺動運動に変換して超音波発振子２２に伝達する。本実施の形態の超音波プローブ２Ａにおいて、超音波発振子２２は、ケーシング２１Ａの中心軸線Ｌ０を中心としてその周方向に揺動する。駆動力伝達機構２４Ａは、ギアードモータ２３の１回の回転運動を１往復の揺動運動に変換するよう構成されており、超音波発振子２２の揺動原点位置Ｚ１を基準に、±４５度の範囲で揺動するよう設定されている。つまり、超音波プローブ２Ａにおける超音波Ｓ１の揺動走査角度θ１は、超音波プローブ２と同様に９０度となっている。また、超音波発振子２２が揺動原点位置Ｚ１にあるときに、回転検出ドグ２５の黒点状の被検知部４０がファイバセンサ２６に対向するよう設定されている。

本実施の形態の超音波プローブ２Ａも、コントロールユニット３（図５参照）に接続することにより、第１の実施の形態と同様に超音波画像表示装置１として使用することができる。この超音波プローブ２Ａを用いた場合でも、上記第１の実施の形態と同様の効果を得ることができる。

なお、本発明の各実施の形態は以下のように変更してもよい。

・上記各実施の形態の超音波画像表示装置１では、超音波Ｓ１の揺動走査角度θ１は９０度であり、９０ラインの超音波走査によって超音波画像６０を生成するものであったが、これら揺動走査角度θ１や走査ラインの数は適宜変更してもよい。

・上記各実施の形態の超音波画像表示装置１では、コントロールユニット３にセンサ検出器５２を設けていたが、超音波プローブ２，２Ａ側にセンサ検出器５２を設けてもよい。また、モータ駆動回路５１も同様にコントロールユニット３に設ける構造に限定されるものではなく、超音波プローブ２，２Ａ側にモータ駆動回路５１を設けて超音波画像表示装置１を構成してもよい。

・上記各実施の形態の超音波画像表示装置１は、腹腔鏡手術に用いるものであったが、経鼻内視鏡手術などの神経内視鏡手術や他の内視鏡手術に用いてもよい。

次に、特許請求の範囲に記載された技術的思想のほかに、前述した各実施の形態によって把握される技術的思想を以下に列挙する。

（１）請求項１または２において、前記ケーシングの先端部の外径が８ｍｍ以下であることを特徴とする超音波プローブ。

（２）請求項１乃至３のいずれか１項において、前記回転反射体は白色系材料からなり、前記被検知部は濃色系材料からなることを特徴とする超音波プローブ。

（３）請求項１乃至３のいずれか１項において、前記回転反射体は基端面が鏡面加工されていることを特徴とする超音波プローブ。

（４）請求項１乃至３のいずれか１項において、前記ファイバセンサの先端部材が、前記ケーシングの内壁面に沿った状態で当接配置されていることを特徴とする超音波プローブ。

（５）請求項１乃至３のいずれか１項において、前記ギアードモータの出力軸は、前記ケーシングの中心軸線と同軸上に配置されていることを特徴とする超音波プローブ。

１…超音波画像表示装置
２，２Ａ…超音波プローブ
２１,２１Ａ…ケーシング
２２…超音波発振子
２３…ギアードモータ
２４，２４Ａ…駆動力伝達機構
２５…回転反射体としての回転検出ドグ
２６…ファイバセンサ
３２…ギアードモータの出力軸
４０…被検知部
５０…超音波信号処理回路
５８…制御回路
６５…画像表示部としての表示ディスプレイ
Ｓ１…超音波
Ｚ１…揺動原点位置

Claims (4)

1. 先端部の外径が１０ｍｍ以下である筒状のケーシングと、
   前記ケーシング内の先端部に収容され、超音波を送信及び受信する超音波発振子と、
   前記ケーシング内において前記超音波発振子よりも基端側の位置にて、出力軸が前記ケーシングの中心軸線と同軸上に位置するように配置されたギアードモータと、
   前記ギアードモータの出力軸と一体回転する主節としての円筒カムと前記円筒カムに嵌合される従節としての直動部材とからなるカム機構を介して前記出力軸と前記超音波発振子とを駆動連結し、前記出力軸の回転運動を前記ケーシングの前記中心軸線の方向に沿った往復直線運動に変換してから前記超音波発振子の揺動運動に変換して伝達する駆動力伝達機構と、
   前記駆動力伝達機構の回転部分または前記ギアードモータの出力軸に一体的に設けられ、揺動運動の速度が最も速くなる揺動範囲の中心位置である前記超音波発振子の揺動原点位置に対応した所定箇所に被検知部を設定した回転反射体と、
   前記ケーシング内において前記回転反射体よりも基端側の位置に配置され、前記回転反射体の前記被検知部の位置を光学的に検出する反射式のファイバセンサと
   を備え、
   前記駆動力伝達機構は、前記ギアードモータの１回の回転運動を１往復の揺動運動に変換する
   ことを特徴とする超音波プローブ。
2. 前記ファイバセンサの先端部材が、前記ケーシングの内壁面に沿った状態で当接配置されていることを特徴とする請求項１に記載の超音波プローブ。
3. 請求項１または２に記載の超音波プローブと、
   前記ファイバセンサの検知信号に基づいて、前記揺動原点位置を判定し、前記超音波発振子を発振させる制御信号を生成する制御回路と、
   前記制御回路から出力される制御信号に基づいて、前記超音波発振子を発振させて前記超音波を送信するとともに、前記超音波の反射波信号を取得する超音波信号処理回路と、
   前記反射波信号に基づいて、前記超音波発振子の揺動範囲に応じた超音波画像を、前記超音波画像の中心位置と前記揺動原点位置とを一致させるようにして表示させる画像表示部と
   を備えたことを特徴とする超音波画像表示装置。
4. 前記制御回路は、前記ファイバセンサの検知信号に基づいて、前記超音波発振子の揺動運動の周期を求め、前記周期と前記揺動原点位置とに基づいて、前記揺動運動における等角度間隔で前記超音波が送信されるように前記制御信号を生成する
   ことを特徴とする請求項３に記載の超音波画像表示装置。

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