JPH01207040A - 超音波映像化のための内視装置 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。

Description

【発明の詳細な説明】 本発明は超音波映像化を含む内視装置に関する。

生体の内部器官の視覚的検査のための内視鏡は良く知ら
れている。これらの内視鏡は制御ハウジングとそれと離
隔したプローブとの間に延びる可撓性または剛性いずれ
かの管を含んでいる。可撓性の管部分はプローブに隣接
して設けられ、この可撓性の管部分は制御ハウジングの
制御機構を使用することにより操作者または手術者の制
御の下で曲げられる。光学的な照明および視覚手段が設
けられ、この手段は空洞の面を見るのに使用するためプ
ローブに設けられた対物レンズおよび制御ハウジングに
設けられた接眼レンズを含んでいる。

内視鏡は操作者に対しての内部の表面状態に関する情報
を提供するが、その下側にある表面の超音波画像の必要
性が認識されてきた。１９７８年の米国医用超音波協会
の第２３回年法会合でに、ヒサナガ（Ｈｉｓａｎａｇａ
　）および＾、ヒサナガ（Ｈｉｓａｎａｇａ）により発
表された゛ガストロファイバスコープを有する新しい消
化器系スキャナ°°という論文の第１０８ページにおい
ては、下側に位置する組織のＢセクタスキャン画像を得
るための可動変換器に適合する光フアイバ内視鏡が示さ
れている。しかしながら、前記論文に記載されているよ
うに、得られる画像は何ら診断上の価値のないものであ
る。

また、直線状の変換器列を含むプローブは、米国特許第
３９３８５０２号明細書およびドイツ特許第２３０５５
０１号明細書に開示されている。この場合、それぞれ円
形および直線状の変換器列が示されている。しかしなが
ら、これらのプローブは操作者がプローブを人体内の所
望の位置に位置付けることのできる光学的視覚手段を有
していない。変換器の位置および配向の知識が無いなら
ば、得られる超音波画像は最小の診断上の用途しか有し
ていないであろう。それ記加えて、光学的視覚手段は単
に患者に対して傷や苦痛を与えることを避けるためプロ
ーブを人体の器官の中に差し込んでいる時に完全にガイ
ドすることが必要となる。これらのプローブはまたビー
ムの焦点合わせのための音響的な円筒形レンズ焦点合わ
せ手段をも有していない、第２の平面における電子ビー
ムの焦点合わせに対して直角な１つの平面内で焦点合わ
せを行うための円筒形レンズを持つ直線列状の超音波変
換器は米国特許第３９３６７９１号明細書により知られ
ている。しかしながら、この場合にはレンズは凹状の外
側自由面を有するものとして形成され、このような面は
内視用プローブに使用するには適当なものではない。

したがって、本発明の一般的な目的は、人体内部のりニ
アＢ操作画像処理に使用するため、人体の空洞の中に挿
入できる改良されたプローブを提供することにある。

本発明の他の１つの一般的な目的は、従来の装置の前記
した欠点および困難を克服する組合せパルス式超音波Ｂ
操作画像内視装置を提供することにある。

本発明の他の１つの目的は、人体器官内の所望の位置に
容易に光学的に案内され、そのプローブにより診断目的
のために有用な、下側の組織の高解像度の実時間画像が
得られるプローブを含んでいる超音波映像内視装置を提
供することになる。

前記および他の目的および利点は管により制御ハウジン
グに結合されたプローブを持つ内視装置を使用すること
によって達成される。

この装置は人体の内面を光学的に見るためプローブに設
けられた対物レンズおよびハウジングに設けられた接眼
レンズを含む光学的照明および視覚装置を含むことがで
きる。プローブに隣接する管の少なくとも一部分は可撓
性であり、制御ハウジングに設けられた制御用のハンド
ルはその手段を所望方向に曲げてプローブを人体部分の
中に案内するのを促進しかつプローブを人体部分内の所
望の位置に位置付ける、操作者の制御の下に置かれる手
段を提供する。光学的に特定された領域における下側の
組織の超音波画像はリニアＢ走査型のパルス式超音波映
像装置によって提供される。

変換器列はこの装置の末端部に隣接位置するプローブ内
に位置し、同軸ケーブルは変換器列の個々の変換素子を
Ｂ走査系のパルス発生器およびパルス受信手段に結合す
る。変換器列の長手方向面内においてビームの焦点合わ
せおよび走査を行うような態様で変換素子の群を使用し
て超音波絵エネルギーを送信および受信するための手段
が設けられる。低速度材料の固体集束レンズは変換器列
の面に取り付けられ、この集束レンズは、変換器列の長
手方向面に対して直角方向にビームの焦点合わせを行う
ため、プローブの外面の輪郭と本質的に適合する外面を
有している。この構造の場合、高解像度の超音波画像が
人体部分の表面の下側の深さ範囲にわたって得られる。

実時間画像は操作者が容易に見ることのできる表示手段
に表示される。装置が光学的視覚装置を含む場合、閉回
路ＴＶ装置も設けられ、この閉回路ＴＶ装置はプローブ
からの光学的画像に応答するカメラ、およびＢ走査表示
手段に隣接するＴＶモニタを含んでいる。その結果、光
学的および超音波的画像が操作者により同時に見ること
ができるように同時に表示される。

なお、本発明の本質は添付図面に関して行う下記の詳細
な説明からさらに明らかに理解されるであろう。図面中
、同一符号は同様なまたは対応する部材を示す。

前記したように、人体内部分超音波映像化は良く知られ
ている。また、超音波エネルギーは器官および組織を通
過するにつれて減衰されるのみならず、減衰は周波数と
共に増大するこ゛とも知られている。すなわち高周波信
号は低周波信号、あるいは周波数部分よりも激しく減衰
されてしまう。

その結果、人体内の深い部分を患者の皮膚から映像化す
ることが望まれる場合、減衰を最小にするため比較的低
い周波数のエネルギーが用いられる。

しかしながら、得られる解像度はエネルギー波の周波数
に依存している。従って、人体のかなりの部分を通過し
て超音波エネルギーを伝送することが所望の人体部分の
映像化のために要求されるならば、比較的低い周波数の
エネルギーを使用することが要求されることは明らかで
あり、それによた解像度が制限されてしま。内視用プロ
ーブ内に変換器列を設けることにより、皮膚から遠く離
れた人体部分の高解像度超音波画像は、例えばｌＯＭＨ
ｚのオーダーの高い周波数で操作することにより得るこ
とができる０本発明の装置の場合、例えば膵臓の高解像
度画面は胃および十二指腸の壁を通して胃の内部から得
ることができる。

ここで第１図を見ると、新規な内視超音波映像装置が示
されており、この映像装置は管１４を介してハウジング
１２に結合された新規なプローブ１０よりなり、該プロ
ーブ１０に隣接する該管１４の少なくとも一部分は可撓
性である。装置は実質的に通常の設計の内視鏡よりなり
、説明の目的のため、可撓性の内視鏡が示されている。

プローブ１０はハウジング１２から見て遠端部にほぼ円
筒形の剛性の末端部材すなわち支持ブロック１６を含ん
でいる。末端部材には、光学的照明および視覚装置の部
分および後で説明するように変換器列の支持のために使
用されるほぼ半円形の後方向に延びる部分すなわち部材
１６Ａが形成または設けられている。

光学的照明および視覚装置は光伝送ファイバの東１８．
１８を有するものとして示されており、この束１８は支
持ブロック１６の長い部分を通って軸方向にのびかつそ
の正面で終端している。保護シース内に収容された束は
管１４を通って後方向に延びてハウジング１２の中に通
過し、該ハウジング１２の１つの壁の光学的結合手段１
９で終端している。光フアイバケーブル２０は束を内視
鏡制御ユニット２２の適当な照明源（図示せず）に結合
する。光スィッチおよび強度制御スイッチ２４は照明の
制御のため制御ユニット２２のパネルに設けられている
０図示したユニット２２はまた、内視鏡に結合できる加
圧空気および水のような流体の源をも提供する。第１図
においては、単に水の源だけが示されており、この水の
源は後で説明する目的のため内視鏡に結合されている。

光学的視覚装置は支持ブロック１６の長い部分を通って
延びる軸方向の開孔内に収容されたレンズ要素２Ｂおよ
び３０（第３図も参照のこと）からなる対物レンズを含
んでいる。一方のレンズ要素２８は支持ブロック１６の
正面に隣接して適当に取り付けられているが、他方のレ
ンズ要素３０は光伝送ファイバの束３２の前端部に取り
付けられている。束３２はプローブ１０から管１４およ
び制御ハウジング１２を通って後方向に通過し、ハウジ
ングの後部の光コネクタ３４に延びている。

第１図においては、光フアイバケーブル３６はビデオ表
示および制御ユニット３日内に含まれるジデオカメラ（
図示せず）に視覚装置を結合するため概略的に示されて
いる。制御ユニット３８内のカメラは対物レンズの視界
内の物体の可視表示を行うための可視表示手段４０を含
む閉回路ＴＶ装置の素子からなる０通常の閉回路ＴＶ装
置に含まれるオン−オフ、輝度、並びにコントラストの
制御部はビデオ表示および制御ユニット３８の前パネル
に示されている。

第２図に示す接眼レンズ４２は光カプラ３４を介して内
視鏡視覚装置に結合することができ、光フアイバケーブ
ル３６をそこから最初に分離した後、操作環が上記可視
表示手段すなわちスクリーン４０で見るのではなくて、
直接に見ることを可能にする。プローブを人体の空洞の
中に挿入する時には、接眼レンズ４２を使用することが
しばしば好ましい。

通常の構造の撓み制御手段がプローブ１０に隣接する管
１４の曲げを制御するために使用できる。

第１図においては、偏向リング４４はプローブ１０の末
端部に隣接して破線で示されており、３本の制御部４５
を介してハウジング１２内に収容された撓み制御機構に
結合している。埠み制御機構はハウジングから延びる第
１の回転軸４６、該第１の回転軸４６から半径方向□に
延びる第２の回転軸４８、および該第２の回転軸４８の
遊端に設けた把手５０を含んでいる０把手５０の操作に
より２本の回転軸４６と４８を同時に回転させることは
プローブＩＯを管１４の可撓性末端部に対して任意の所
望方向に曲げるために可能である。

前記したように、ユニット２２はまた内視鏡のための水
の源を提供する。水圧計５２は内視鏡に供給される水の
圧力を表示し、また制御装置５４はその水圧を所望のレ
ベルに設定するために使用される。水は導管５６を通っ
てハウジング１２に供給され、そこから管１４とプロー
ブ１０を通って、該プローブの面かられずかに突出する
ノズルヘッド５８に供給する。ノズルからの水は照明フ
ァイバの東１８．１８の端部を通過して流れ、かつレン
ズ要素２日の上に流れ、レンズ要素２８の上に粘液また
はそれと同等なものが付着してない状態に維持する０図
示した構造においては、案内溝６０も設けられ、この案
内溝はプローブ１０の先端からユニット１２まで延び、
その外部に開口し、その中を通って様々な形式の工具（
図示せず）を通過させることができる。ここで注目すべ
きことは、本発明の新規なプローブの場合、前記した様
々な内視鏡のチャンネルは支持ブロック１６のほぼ半円
形の部分１６Ａを通って延び、先端面のほぼ半円領域で
終端していることである。はぼ円筒形のプローブの他の
約半分は総体的に符号７０で示す直線状の超音波変換器
列により占領されている。変換器列および内視鏡チャン
ネルを図示したように並んで位置付けることにより、ま
た変換器列の遠端部側末端部をプローブの遠端部側末端
部と隣接して位置付けることにより、最短の全長を持つ
プローブが提供され、患者の中に挿入することを容易に
する。

第３図および第４図に最も良く示す変換器列は導電材料
の方形のベース７２を有し、該ベース７２には変換器列
の圧電変換素子７４が取り付けられている。電極７６と
７８は圧電材料の変換素子７４のそれぞれの反対面に設
けられている。単に説明のためであうで限定的ではない
が、変換器列はその反対面に電極を配置した圧電材料の
例えば３　ｃｍ　Ｘ　０．５０Ｉの片から構成でき、こ
の圧電材料片は前記した反対側の平行な、電極で覆われ
た面に対して直角方向に一様に成極されている。その上
に電極が配置された圧電材料片は電気的導通のため導電
接着剤の使用によりベース７２に取り付けられている。

ベース７２は変換器列の音響Ｑ係数を低下させるため、
音ｌｌｌ′減衰材料で作られ、その結果短い音響パルス
が発生および受信され、良好なレンジ解像度のための設
備が得られる。ベース７２に接着した後、圧電材料は例
えば６４個の密接に離間した素子としてダイシングされ
、図示されたような直線状の列を形成する。前記寸法お
よび適当な厚さ寸法の場合、変換素子は例えば８〜１２
ＭＨｚの範囲の周波数で動作するよう作ることができる
。変換器列のベース７２の末端部は接着により末端部材
１６に取り付けられ、また図示しない手段が変換器列の
末端部をプローブの内部に支持する。変換器列の長手方
向面８０はプローブの長手方向に延びることが理解され
るであろう。

図示した変換手段には、長手方向面８０に対して直角な
平面内でビーム８４の焦点合わせを行うための集束手段
８２が設けられている０図示した集束手段８２は、変換
器列の面に対して取り付けられた１つの面、および本質
的にプローブの外面の円筒形の輪郭に対して適合する外
面を有する円筒形レンズからなる。ここでは、この外面
はほぼ凸状の形状であり、プローブの曲率に適合するの
みならず、人体内部と良好に接触を行うことができる。

プローブが例えば胃の内部で使用される場合、輪郭は胃
および腸の粘膜と良好に接触する。

第１図および第４図に示すように、プローブはそのオプ
チカル部分にほぼ半円筒形の管状ハウジング部分８５Ａ
を含んでいる。充填材料８５Ｂはハウジング部分８５Ａ
内の空孔を満たしかつ変換器列７０を収納するよう該変
換器列の回りにモールドされる６例えば、充填材料８５
Ｂで作られるハウジング部分は適当なモールドの使用に
より通用されかつ所定位置で硬化され得る電気的な充填
用樹脂で形成することができる。また、要素８５Ａと８
５Ｂはその中を円筒形の集束レンズ８２が延びる、プロ
ーブのためのほぼ円筒形のハウジングよりなる。第３図
においては、充填材料８５Ｂはプローブの他の内部要素
を明確に示すためにプローブの破断部分から除外されて
示されている。

理解されるように、柔軟な人体組織内での音波の伝搬速
度は水中での伝搬速度とほとんど同じである０円筒形レ
ンズ８２による図示された焦点合わせを行うため、レン
ズは柔軟な組織および水中における伝搬速度よりもかな
り小さい音波の伝搬速度を存する材料で作られる。レン
ズの製作に使用できるそのような材料の１つはダウ・コ
ーニング・コーポレーション（Ｄｏｗ　Ｃｏｒｎｉｎｇ
　Ｃｏｒｐｏｒａｔｉｏｎ＞により製造されている°°
シルガード（ＳＶｌｇａｒｄ）１８４を含んでいる。使
用に適当な他の低速度材料を用いることもできる。図示
した実施例においては、集束手段は単一のレンズ要素か
らなる。明らかに、複数のレンズ要素で作られた複合レ
ンズを用いても良いが、このような複合レンズは例えば
第７図に示され、これについては後で説明する。

また、レンズ面は音波の内部反射を最小にするため図示
しない反射防止材料でコーティングしてもよい、変換器
列の長手方向面８０に対して直角な平面内におけるレン
ズ８２によるビーム８４の焦点合わせは第４図に示され
ている。明らかなように、使用中に人体の分泌液と接触
するレンズ８２の外面並びにプローブ１０と管１４の表
面の残りの部分はそのような分泌液に対して、非反応性
の安定した材料で形成しなければならない。

直線状の変換器列７０はセクタの走査とは反対に直線状
のビーム走査モードで作動するパルス式超音波Ｂ走査映
像装置内に含まれている。セクタ走査装置は小さい変換
器列が列から遠く離れた大きい視野を堤供できるという
利点を有しているが、視野は小さく、また解像度は列に
近い所では低いものである。直線状の走査を使用するこ
とにより、全ての画像線は平行となり、変換器列に近い
組織を容易に画像処理できる。また第５図を見ると、従
来の構造のＢ走査装置のブロック図が示されており、こ
の装置は本発明にも使用できるものである。前記したよ
うに６４個の素子よりなる変換器列７０が使用でき、こ
の場合６４の超小型の同軸ケーブル８６が変換素子を符
号９ｏで示すＢ走査送信器／受信器に接続するために使
用されている。

６４本の同軸ケーブル８６は第１図に示すようにシース
９２内にゆるく束ねられ、損傷を与えることなく繰返し
曲げることが可能となる０図示した構造においては、ケ
ーブルの束は単に制御ハウジング１２の内部を通って延
び、個々のケーブルはコネクタ９４（第１図）によりＢ
走査送信／受信器９０に取り付けられている。ケーブル
により搬送される信号の不必要な欠陥を回避するため、
コネクタまたは端子はハウジング１２には何ら含まれて
いない。明らかなように、シース９２内のケーブルの束
は、もし所望であれば、ハウジング１２を通過すること
なく、送信／受信器９ｏに直接結台するため該ハウジン
グ１２と隣接する可撓性の管１４の側から延長していて
もよい。

第５図に示すように、変換素子はスイッチングマトリッ
クス９６に接続され、該スイッチングマトリックス９６
により隣接する変換素子の選ばれた群が遅延手段９８ま
たはパルス発生手段１００に接続される。単に説明の目
的のためにのみ示すと、５個の変換素子の群が使用され
、各遅延手段９８およびパルス発生手段１００は５個の
そのような個々の素子からなる。！！１時および制御ユ
ニット１０２には作動される変換素子の群を選ぶためス
イッチングマトリックスに結合されている。調時および
制御ユニットはまた、変換器列の長手方向平面内でビー
ム８４の焦点合わせを行うような位相関係で選ばれた群
の変換素子を励振するため５つのパルス発生手段１００
の動作タイミングを制御する。第３図および第５図にお
いては、このような列内の最初の５個の変換素子の適正
な励振による焦点合わせが示されている。付勢された群
は矢印１０４の方向にビームの焦点合わせを行うため列
に沿ってシフトされる。

バルスーインソニファイ（ｐｕｌｓｅ−ｉｎｓｏｎｉｆ
ｙ）された人体部分内の切れ目からの反射された超音波
信号は同じ群の変換素子により受信されかつスイッチン
グマトリックスおよび遅延手段９８を介して前置増幅器
１０６に供給される。前置増幅器１０６の内の５つの前
記増幅器は低雑音の、広いバンド幅の、高いダイナミッ
クレンジ型のものであり、広い入力信号強さ範囲にわた
って良好な線形利得特性を有している。遅延は受信操作
中に変換器列の長手方向８０内でビームパターンの焦点
合わせを行うよう選ばれている。その場合、変換器列の
位相副動作はビームの焦点合わせのため送信操作と受信
操作の両方の時に提供される。作動される変換素子の選
ばれた群のシフトは前記した直線状のビーム走査を行う
ため、パルス−エコー受信期間に追従する。一つの変換
素子毎の増分でシフトすることにより、全部で６０本の
走査線が提供される。明らかなように、装置は異なる数
の変換素子を使用する群で動作できる。また、奇数およ
び偶数の両方の変換素子の群の変換素子幅の半分の増分
でシフトさせるために使用してもよく、このことはよく
理解されるであろう。

前置増幅器の出力は、入力の重み付き和に関連する出力
を持つ加算増幅器１０Ｂに供給される。

加算増幅器の出力は時間変動利得増幅器１１０に供給さ
れ、該利得増幅器１１０は組織内を通過するにつれて生
じる信幅振輻の損失を補償するため時間の関数として変
動する利得特性を有している。

図示した構造においては、利得増幅器１１０の利得は、
利得関数発生器１１２からの出力に従って変化する。同
期信号はパルス発生手段１００の動作に続く所定の時間
だけその動作を始めるため調時および制御ユニット１０
２から利得関数発生器１１２に供給される。利得関数発
生器１１２は単に、物体内での音の吸収により記憶され
る信号の損失を排除するような方式でレンジに比例して
利得増幅器１１０の利得を増大させるよう機能する出力
を持つランプゼネレータからなるもきでもよい。本実施
例の構造においては、調整可能な関数発生器１１２は発
生器出力の形状の制御のためＢ走査ユニット９０（第１
図参照）の前部に設けられる複数個の制御装置１１４を
持つものとして使用される。５つの制御装置１１４の各
々の設定はエコー信号の持続時間の５分の１の間増幅器
１１２の利得を決定し、それにより操作者がＢ走査の表
示を所望通りに調整することを許容する。可変利得増幅
器の制御のための調整可能な利得関数発生器は良く知ら
れており、これ以上詳細に説明する必要はないであろう
。

時間利得制御増幅器１１０からの出力は例えばＤＣ結合
された対数増幅器からなる広帯域圧縮増幅器１１６に供
給される。圧縮増幅器１１６の次には、その利得を設定
するための利得制御装置１２０を持つ可変利得増幅器１
１８が設けられている。

可変利得増幅器１１８の出力は例えば低域フィルタの前
に設けられる全波整流器からなるエンベロープ検出器１
２２により検出され、該検出器の出力信号は増幅器１１
８からの広帯域、高周波信分出力のエンベロープに関係
している。エンベロープ検出器の出力は陰極線管からな
る超音波画像表示装置１２４に供給される。一般に、図
示されない圧縮増幅器が検出器の出力信号を陰極線管１
２４に結合するために含まれており、検出された信号を
全体的信号４レンジの適正な表示のために陰極線管１２
４の特性とマツチングさせる。検出器の出力は入力とし
て陰極線管の制御格子に適用され、電子ビームの強さ、
Ｘ軸の制御を行なう。

Ｂ走査動作のため、Ｘ方向すなわち水平方向への陰極線
管ビーム偏向は走査路に沿うビーム８４の位置に比例し
ている。調時および制御ユニット１０２からの同期信号
によりトリガされるＸ軸発生器１２６はステップ信号出
力を提供し、この信号出力は超音波ビーム８４の位置に
従って陰掻線管上のトレースをシフトさせるため陰極線
管１２４の水平偏向系に提供される。

陰極線管ビームの垂直偏向すなわちＹ軸偏向はランプゼ
ネレータ１２８により提供され、このランプゼネレータ
１２８は調時および制御ユニット１０２からの出力によ
り送信動作に続く所定の時間だけトリガされる。ランプ
ゼネレータ１２８の出力はトレースの垂直走査のため、
陰極線管１２４の垂直偏向系に供給される。プローブ１
０内に収容される変換器列７０の長手方向面８０内に位
置する人体部分のりニアＢ走査超音波画像は陰極線管１
２４の表面に提供される。第１図に得られるように、超
音波画像表示手段１２４はＴＶモニタすなわち表示手段
４０に隣接して位置している。

光学画像および超音波画像の同時表示は操作者が所望の
超音波画像を得るように人体の空洞内にプローブを適正
に位置させるのを補助するため操作者により容易に見る
ことができる。明らかなように、得られた画像を次の検
査のために保存するようにＢ走査装置により得られた実
時間超音波画像の記録のための記録手段（図示せｔ、）
を設けてもよい、同様に、所望であれば、光学画像の記
録は例えばビデオカメラ信号出力から作ることもできる
。また、所望であれば、Ｂ走査受信器の出力は超音波画
像信号を通常のテレジジョンフォーマットを有する信号
に変えるため図示しない走査コンバータに供給すること
もでき、この場合、走査コンバータの出力は表示のため
図示しない通常のテレビジョンモニタに供給できる。こ
の場合、走査コンバータ出力の記録を行うことができ、
また超音波画像の次の表示のために通常のＴＶプレイバ
ックおよびモニタ手段と共に使用することもできる。

本発明の内視装置の動作は前記説明から明らかなものと
信じられるが、ここで第６図に関して簡単な説明を行う
、説明の目的のためであって、限定のためのものではな
いが、本発明の内視装置は第６図においては患者の胃腸
系内に使用されるものとして示されている。管状の胃腸
系の外側の病気の検出は困難であり、また膵臓および膵
臓床、腹膜空洞、並びに腸間膜を含む癌の診断は特に困
難である。しかしながら、膵臓が胃や腸に近いというこ
とにより膵臓およびその周囲の構造は本発明の超音波プ
ローブによる高解像度の超音波映像化に理想的なものと
なっている。

第６図においては、内視用の超音波プローブ１０は患者
の胃１３０の中に挿入された状態で示されている。従来
、光学的な案内はプローブを食道を通って胃の内部の所
望の位置に案内するということに依存している。多くの
内視医師はプローブを所望の位置に案内する時に接眼レ
ンズ４２（第２図）を使用することを好む。その場合、
光伝送用のファイバケーブル３６（第１図）は除外され
、接眼レンズ４２はコネクタ３４の使用により内視鏡に
取り付けられる。接眼レンズ４２が所定位置にある場合
、内視用の超音波プローブ１０は下側の柔軟な＆ｌＩｍ
の超音波映像化のため所望の位置内に案内される。第６
図においては、プローブ１０は膵臓１３２に隣接する胃
１３０の大きい曲率に向けて前進された状態で示されて
いる。プローブの操縦により、変換器列の円筒形レンズ
、８２と粘膜との確実な接触が行われ、超音波走査を進
めることが可能となる。この時には、接眼レンズ４２は
内視鏡から取り外し、ＴＶモニタのスクリーン４０に光
学画像を表示するため光学系を閉回路テレビジョンに接
続するための光フアイバケーブル３６と取り換えてもよ
い、光学画像と超音波画像の両方は操作者により同時に
表示しかつ見ることができる。第６図においては、超音
波画像面８０は光学的視覚１３４と共に同定されている
。プローブｌＯの適正な操縦により、粘膜の超音波走査
がその尾領域から胃壁を通って膵臓の頭部まで行われる
。プローブを十二指腸１３６の中に操縦することにより
、異なる位置から膵ＦＩｉ１３２の頭部の付加的な超音
波画像を得ることができる。

プローブの表面に近い位置から約４ｃｍの深さまで延び
る高解像度の超音波画像を得ることができる。

例えば３ｃｍの長さを持つ変換器列７０の場合、例えば
幅３　ｃｖａ　Ｘ深さ４ｃ＋ａの視界が可能である。ま
た、例えば１０ＭＨｚで動作させることにより、平均約
０．５　ｗａの良好な横方向解像度が得られ、また約０
．５ｍｍの良好なレンジ解像度を得ることができる。

前記したように、第１図、第３図および第４図に示しか
つ前記したようなレンズ８２の代わりに複合焦点レンズ
を使用することもできる。ここで第７図を見ると、この
場合に使用するための複合円筒形レンズ１４０が示され
ており、この複合円筒形レンズは第１のレンズ要素１４
２と第２のレンズ要素１４４を含んでいる。第１のレン
ズ要素１４２は変換器列７０の面に接着した平らな面お
よび反対側の凹面を有している。第２のレンズ要素１４
４は反対側に凸面を有し、凸面の一方は第１のレンズ要
素１４２の凹面に接着されている。

外側のレンズ要素の外側の凸面は第７図には示さないプ
ローブの外面の輪郭の彎曲部分とほぼ適合する。第１の
レンズ要素１４２は柔軟な人体組織および水の中におけ
る音波の伝搬速度よりもかなり大きい音波の伝搬速度を
有する材料で形成されている。第２のレンズ要素１４４
は柔軟な人体組織中における伝搬速度よりも大きくなく
、好ましくはかなり小さい音波の伝搬速度を持つ材料で
形成される。外側のレンズ要素１４４のために低速度材
料を使用することにより、柔軟組織とレンズ要素１４４
との界面およびレンズ要素１４４とレンズ要素１４２と
の界面の両方における焦点合わせ作用が得られる。また
、レンズ８２の場合と同様に、凸状のレンズ面により、
レンズ要素１４４の外側の凸面と柔軟な人体組織との間
には良好な接触が得られる。

以上、本発明を特許法の要件に従って詳細に説明して来
たが、当業者にとっては様々な他の変更および変形が示
唆されるであろう０例えば、例示した前方視界形の光学
系の代わりに、プローブは側方または部分的に前方と側
方の両方の視界を持つ光学的視覚手段を備えていても良
い、また、異なる人体空洞に使用するため、可撓性の管
１４を持つ内視装置ではなくて、剛性の管を持つ内視鏡
を使用してもよく、この場合、光伝送ファイバケーブル
の必要なく、簡単な光学望遠鏡および照明手段を構造内
に使用することができる。また、前記したように、満足
すべき超音波実時間画像を得るためには電子式のリニア
Ｂ走査映像化が必要であるが、このような画像を与える
ためには数多くの装置が知られており、第５図に示した
装置は単に説明の目的のためのみであり、何ら限定的な
ものではない０例示したシーケンス化された流動的に焦
点合わせされる直線状の列はかなりの量の処理用電子技
術を必要とする。ダイナミックレンジを最大にするため
、これらの回路はできるだけ変換器列に近く位置付ける
べきである６本発明はこのような回路を集積回路チップ
を用いることによりプローブ１０自体の中に位置付ける
ことを意図している。現在市販されているチップはこの
ような用途にとって十分適当なものではなく、適当な注
文製作された電子製品は極めて高価である。しかし、プ
ローブ内に適当な前処理用の超小型電子技術を使用する
ことは極めて妥当なものであり、本発明により意図され
ていることでもある。

前記並びに他のそのような変更および変形は特許請求の
範囲に定義した本発明の精神および範囲の中に含まれる
ものである。

【図面の簡単な説明】

第１図は本発明を具体化した内視装置および超音波映像
装置の組合せ斜視図、 第２図は本発明の装置に使用する接眼レンズの立面図、 第３図はプローブの拡大部分立面図で、その部品は明確
のため破断されている図、 第４図は第３図の４−４線断面図、 第５図は第１図の装置の簡略化したブロック図で、装置
内に使用するのに適当な型式の超音波映像装置の詳細を
含む図、 第６図は隣接する膵臓の超音波検査のため胃の中にプロ
ーブを位置させた状態を示す概略断面図、第７図は本発
明のプローブ内に使用できる型式の複合円筒形音響焦点
レンズの断面図である。 １０・・・プローブ、　　　１２・・・ハウジング、１
４・・・管、　　　　　　１６・・・支持プロング、１
８・・・ファイバ束、　　１２・・・光フアイバケーブ
ル、２２・・・内視制御ユニット、 ２８．３０・・・レンズ要素、 ３６・・・光フアイバケーブル、 ３８・・・ビデオ表示および制御ユニット、４０・・・
可視表示手段すなわち、スクリーン、４２・・・接眼レ
ンズ、　７０・・・超音波変換器列、７２・・・ベース
、　　　７４・・・圧電変換素子、８２・・・集束レン
ズ、　９０・・・Ｂ走査送信／受信器、９６・・・スイ
ッチングマトリックス、９８・・・遅延手段、　　　１
００・・・パルス発生手段、１０６・・・前置増幅器、
１０８・・・加算増幅器、１１０・・・時間可変形利得
増幅器、 １１２・・・利得関数発生器、 １２４・・・超音波画像表示装置（陰極線管）、１３０
・・・胃、　　　　　１３２・・・膵臓、１３６・・・
十二指腸、　　１４０・・・複合円筒形レンズ、１４２
．１４４・・・レンズ要素。 代理人の氏名　　　川原１）−穂

Claims (2)

【特許請求の範囲】
1. （１）人体の部分の可視および超音波映像化のための内
   視装置であって、 細長い管および該管の遠端部における人体の器官の中に
   挿入可能な硬質でかつ一体化されたプローブよりなる内
   視鏡と、 前記内視鏡から離れた所に位置させられているカメラを
   備えたテレビジョン装置と、 前記プローブから器官を光学的に見るための、前記テレ
   ビジョンカメラを前記内視鏡に、従って前記細長い管を
   通って該プローブに光学的に結合する手段と、 見られた器官の画像を可視表示するための、前記カメラ
   に電気的に結合されたモニタと、 パルス式リニアＢ走査超音波映像装置と、 を具備し、 前記パルス式リニアＢ走査超音波映像装置が、前記プロ
   ーブの内部に設けられている直線状の超音波変換器列と
   、 前記変換器列のパルス付勢を行って超音波パルスを発生
   しかつ該変換器列から受信した信号を処理するための、
   該変換器列に接続されているパルス送信／受信手段と、 可視表示手段であって、該可視表示手段および前記モニ
   タに超音波画像およびビデオ画像を同時的にそれぞれ表
   示するため、処理された信号のＢ走査表示を行うための
   ものと、 を備える内視装置。
2. （２）前記可視表示手段および前記モニタが、同時に見
   るため互いに隣接している特許請求の範囲第１項記載の
   内視装置。