JPWO2011004771A1 - 信号出力基板および内視鏡 - Google Patents

Abstract

ＣＣＤ３５の駆動信号を生成する駆動信号生成部２１と、駆動信号生成部２１からの駆動信号の位相を反転し、反転信号を生成する反転信号生成部２３と、駆動信号生成部２１からの駆動信号を伝送する第１の信号伝送線部２４と、少なくとも一部が第１の信号伝送線部２４と平行に近接して配置された反転信号生成部２３からの反転信号を伝送する第２の信号伝送線部２５と、第１の信号伝送線部２４が伝送する駆動信号を外部に出力する出力端部２６と、を具備する信号出力基板２０。

Description

本発明は、電子機器を駆動するための駆動信号を出力する信号出力基板および前記信号出力基板を有する内視鏡に関する。

近年、挿入部の先端に固体撮像素子、例えばＣＣＤを内蔵した電子内視鏡が医療現場で広く用いられるようになってきた。電子内視鏡を備えた内視鏡システムでは、信号出力基板から出力された駆動信号をケーブルを介して挿入部の先端部に配設されたＣＣＤまで伝送するとともに、ＣＣＤからの映像信号を信号処理するカメラコントロールユニット（以下、「ＣＣＵ」と記す。）まで伝送し、モニタに内視鏡画像を表示している。
一方、電子回路から漏れる電磁気的雑音であるＥＭＩ（Electro Magnetic Interference）ノイズが周囲の他の電子システムに悪影響を与えることが懸念されている。ここで、ＣＣＤは、数十ＭＨｚの矩形波の駆動信号を用いるために、駆動信号の高調波成分および高周波成分が電磁波、すなわちＥＭＩノイズとして発生しやすい。種々の電子機器が配置される医療現場でのＥＭＩノイズによる誤作動を防止するために、医療機器司令（ＭＤＤ：Medical Device Directive）により発生するＥＭＩノイズは厳しく規制されている。

このため、例えば特開２００１−３４０２８９号公報には、ＣＣＤと信号出力基板とを接続するケーブルからのＥＭＩノイズを抑制するために、ケーブルを覆うシールド材の端部を挿入部外装金属部材と電気的に接続した電子内視鏡が開示されている。上記内視鏡システムはケーブルから発生するＥＭＩノイズは抑制できるが、信号出力基板から発生するＥＭＩノイズに対しては考慮されていなかった。

本発明は上記課題に鑑みなされたもので、ＥＭＩノイズを低減した信号出力基板および前記信号出力基板を有する内視鏡を提供することを目的とする。

本発明の一形態の信号出力基板は、電子機器の駆動信号を生成する駆動信号生成手段と、前記駆動信号生成手段からの前記駆動信号の位相を反転し、反転信号を生成する反転信号生成手段と、前記駆動信号生成手段からの前記駆動信号を伝送する第１の信号伝送線部と、少なくとも一部が、前記第１の信号伝送線部と平行に近接して配置された、前記反転信号生成手段からの前記反転信号を伝送する第２の信号伝送線部と、前記第１の信号伝送線部が伝送する前記駆動信号を外部に出力する出力端部と、を具備する。

第１の実施の形態の信号出力基板を具備する内視鏡システムの構成を示す構成図である。 第１の実施の形態の信号出力基板における駆動信号と、反転信号と、駆動信号発生による電流と、反転信号発生による電流との関係を説明するための説明図である。 第１の実施の形態の信号出力基板の第１の信号伝送線部と第２の信号伝送線部との配置状態を説明するための断面模式図であり面内で平行に近接配置されている場合を示している。 第１の実施の形態の信号出力基板の第１の信号伝送線部と第２の信号伝送線部との配置状態を説明するための断面模式図であり立体的に平行に近接配置されている場合を示している。 ケーブルから放射される電磁波を説明するための断面模式図であり、公知の電子内視鏡の場合を示している。 ケーブルから放射される電磁波を説明するための断面模式図であり第１の実施の形態の信号出力基板を具備する電子内視鏡の場合を示している。 第２の実施の形態の信号出力基板を具備する内視鏡システムの構成を示す構成図である。 第３の実施の形態の信号出力基板を具備する内視鏡システムの構成を示す構成図である。 第３の実施の形態の信号出力基板を具備する内視鏡システムのＦＰＣの構成を示す断面模式図である。 第３の実施の形態の信号出力基板を具備する内視鏡システムのＦＰＣの構成を示す断面模式図である。

＜第１の実施の形態＞
以下、図１〜図３（Ｂ）を用いて、本発明の第１の実施の形態の信号出力基板２０を具備する電子内視鏡３０について説明する。図１に示すように内視鏡システム１は、内視鏡本体部１０と、内視鏡本体部１０と着脱自在に接続される電子機器であるＣＣＤ３５を有する電子内視鏡３０とを具備する。内視鏡本体部１０は電子内視鏡３０からの映像信号を処理する図示しないＣＣＵ（不図示）を有し、接続されたモニタ１１に内視鏡画像を表示する。

電子内視鏡３０は、被検体の内部に挿入される細長い挿入部３４と、挿入部３４の基端部側と接続した操作部３３と、操作部３３と接続したユニバーサルコード３２と、ユニバーサルコード３２を内視鏡本体部１０と着脱するためのコネクタ３１とを有する。挿入部３４は先端部に固体撮像素子であるＣＣＤ３５を有する。操作部３３は使用者が電子内視鏡３０を操作するためのレバーおよびスイッチ等が配設されており、構造を補強するために外装部に金属部材３３Ａを有する。

そして図１に示すようにコネクタ３１には、ＣＣＤ３５を駆動する駆動信号を出力する信号出力基板２０と、ＣＣＤ３５からのアナログ映像信号を増幅するアンプ３８と、増幅されたアナログ映像信号をデジタル映像信号に変換し内視鏡本体部１０のＣＣＵ（不図示）に出力するＡＤ変換部３９とを有する。なおアンプ３８またはＡＤ変換部３９の少なくともいずれかが、信号出力基板２０に配置されていてもよい
信号出力基板２０は、駆動信号生成部２１と、反転信号生成部２３と、第１の信号伝送線部２４と、第２の信号伝送線部２５と、出力端部２６と、等価負荷部２７と、接地部２８と、を具備する。

駆動信号生成部２１はタイミング信号生成部２１Ａと、バッファアンプ２２とを有する。タイミング信号生成部２１ＡはＦＰＧＡにより構成することができる。タイミング信号生成部２１Ａは内視鏡本体部１０からのクロック信号と同期信号とからタイミング信号を生成する。バッファアンプ２２は、ＣＣＤ３５の仕様に応じた電圧の駆動信号にタイミング信号を増幅する。タイミング信号の仕様がＣＣＤ３５の仕様と合致している場合には、タイミング信号を駆動信号として用いるためバッファアンプ２２は不要である。反転信号生成部２３は駆動信号生成部２１からの駆動信号の位相を反転し反転信号を生成する。

駆動信号生成部２１は駆動信号生成手段であり、タイミング信号生成部２１Ａはタイミング信号生成手段であり、反転信号生成部２３は反転信号生成部２３手段であり、バッファアンプ２２は信号増幅手段である。

なお図１においてはタイミング信号生成部２１Ａとバッファアンプ２２と反転信号生成部２３とは、それぞれ異なる構成要素として図示しているが、１個または２個のバッファ素子等の集積回路部品からなるＣＣＤドライバにより構成してもよい。なお単なるバッファでは反転信号を生成することはできないため、反転信号生成部２３としてインバータを用いる。なお、タイミング信号生成部２１Ａで予め反転させた駆動信号を生成しておきバッファアンプ２２をインバータとすることで、反転信号生成部２３とバッファアンプ２２とをひとつの修正回路部品で構成することができるため回路面積を小さくすることができる。

第１の信号伝送線部２４は駆動信号生成部２１からの駆動信号を、信号出力基板２０の外部に出力する出力端部２６まで伝送する配線である。第２の信号伝送線部２５は反転信号生成部２３からの反転信号を等価負荷部２７または接地部２８まで伝送する配線である。出力端部２６は直接、または他の配線板等を介してケーブル３６と接続される。等価負荷部２７は出力端部２６からＣＣＤ３５までの駆動信号の伝送経路の伝送負荷と等価の負荷を有する、例えば抵抗とコンデンサとが直列に接続されたＲＣ回路である。接地部２８は接地電位の端部であり、第２の信号伝送線部の端部を接地する。

そして、図１に模式的に示すように信号出力基板２０においては、第１の信号伝送線部２４と第２の信号伝送線部２５とは、その一部である近接配置領域２９Ａ、２９Ｂおよび２９Ｃにおいて平行に近接して配置されている。

ここで、図２は本実施の形態の信号出力基板２０における駆動信号（図２（Ａ））と、反転信号（図２（Ｂ））と、駆動信号発生による電流（図２（Ｃ））と、反転信号発生による電流（図２（Ｄ））との関係を説明するための説明図である。図２（Ａ）および図２（Ｂ）の縦軸は電圧Ｖを、図２（Ａ）および図２（Ｂ）の縦軸は電流Ｉを、横軸は全て時間を示している。

図２（Ａ）および（Ｃ）に示すように駆動信号生成部２１は高周波の矩形波信号を生成するときに瞬時電流を生じる。この瞬時電流が信号出力基板２０が放射するＥＭＩノイズの原因のひとつである。そして図２（Ｂ）および（Ｄ）に示すように反転信号生成部２３も高周波の矩形波信号を生成するときに瞬時電流を生じる。そして駆動信号生成部２１が発生する瞬時電流と反転信号生成部２３が発生する瞬時電流とは互いに逆位相であるため、駆動信号生成部２１内で互いに相殺される。このため信号出力基板２０は外部に放射されるＥＭＩノイズを低減することができる。

以上の説明のように、信号出力基板２０は駆動信号生成部２１が放射する電磁波（ＥＭＩノイズ）を反転信号生成部２３が放射する電磁波で相殺するのではなく、電磁波放射の原因である電流を相殺する。

このため、駆動信号生成部２１と反転信号生成部２３とは同一の信号出力基板２０に配置されるだけでなく、近接して配置されることが好ましく、特に好ましくは１個の集積回路で構成される。特に、バッファアンプ２２を有する信号出力基板２０では、バッファアンプ２２と反転信号生成部２３とは近接して配置されることが好ましく、特に好ましくは１個の集積回路で構成される。さらに両者は同一駆動能力を有する回路であることが好ましい。

ここで信号出力基板２０においては、駆動信号生成部２１からだけでなく、駆動信号が伝送される第１の信号伝送線部２４からもＥＭＩノイズが放射される可能性がある。第１の信号伝送線部２４からのＥＭＩノイズを低減するために第１の信号伝送線部２４を短くしたり、直線的に配置したりすることは図示しない他の回路部品配置との関係から困難であることがある。しかし信号出力基板２０では第１の信号伝送線部２４と第２の信号伝送線部２５とを平行に近接して配置することにより、近接配置領域２９Ａ〜２９Ｃにおいて第１の信号伝送線部２４から放射されるＥＭＩノイズを低減することができる。すなわち第１の信号伝送線部２４と平行に近接配置された第２の信号伝送線部２５が第１の信号伝送線部２４が発生する電磁波とは逆位相の電磁波を発生するため、互いに打ち消しあうためである。

以上の説明のように、本実施の形態の信号出力基板２０はＥＭＩノイズを低減した信号出力基板である。特に本実施の形態の信号出力基板２０は電子内視鏡３０構成要素の中で特にシールドが容易ではないコネクタ３１内部に配設される場合に、その効果が顕著である。

なお、図３Ａに示すように、第１の信号伝送線部２４と第２の信号伝送線部２５とを平行に近接して配置する場合に、信号出力基板２０Ａ１の同一の平面上の導体層に第１の信号伝送線部２４と第２の信号伝送線部２５とが配置されていてもよいし、図３Ｂに示すように多層配線板である信号出力基板２０Ａ２の異なる平面上の導体層に第１の信号伝送線部２４と第２の信号伝送線部２５とが、立体的に配置されていてもよい。多層配線板の上下の導体層に第１の信号伝送線部２４と第２の信号伝送線部２５とを立体的に配置することにより、図２（Ａ）の構造よりも第１の信号伝送線部２４と第２の信号伝送線部２５とを近接して配置することが容易であるため、より確実にＥＭＩノイズを低減することができる。

さらに信号出力基板２０は等価負荷部２７を有する。等価負荷部２７は信号出力基板２０の必須の構成要素ではないが、等価負荷部２７を有する信号出力基板２０では第１の信号伝送線部２４と第２の信号伝送線部２５とが同じ強さの電磁波を発生する。すなわち駆動信号の電流値と反転信号の電流値とが等しくなるために、駆動信号に起因する電磁波を反転信号に起因する電磁波により確実に打ち消すことができる。

なお駆動信号の周波数帯域を広げるためにＬＣ共振特性等を利用したピーキング回路を配設する場合には駆動信号生成部２１と反転信号生成部２３との間に配設しておくことが好ましい。

ここで図４Ａに示すように、公知の電子内視鏡ではケーブル３６として外周部が接地電位のシールド部材で覆われたシールドケーブルを用いていたが、ケーブル３６は操作部３３内においては特に注意を払って配設されることはなかった。このためケーブル３６からはシールド部材ではシールドされなかった電磁波Ｗが四方に放射されていた。

これに対して図１に示すように内視鏡システム１の電子内視鏡３０は操作部３３の金属部材３３Ａが接地部３３Ｂにより接地電位となっており、ケーブル３６が固定治具３３Ｃにより金属部材３３Ａに近接して配置されている。もちろん固定治具３３Ｃは複数個であってもよい。このため、図４Ｂに示すように電子内視鏡３０ではケーブル３６が放射する電磁波Ｗの多くが金属部材３３Ａに吸収されるため、よりＥＭＩノイズのレベルとばらつきを低減することができる。

また、信号出力基板２０に配設されている等価負荷部２７および接地部２８を、操作部３３に配設してもよい。すなわち、第１の信号伝送線部２４と第２の信号伝送線部２５とを操作部３３まで延設し、操作部３３からＣＣＤ３５までは１本のケーブルにより駆動信号を伝送してもよい。この場合には、ユニバーサルコード３２内に第１の信号伝送線部２４と第２の信号伝送線部２５とを配設するためにユニバーサルコード３２が太くなるが、ユニバーサルコード３２は挿入部３４に比べると細径化の要求は少ないため大きな問題とはならない。前記構成の電子内視鏡は、挿入部３４の細径化を確保しながら、ユニバーサルコード３２から駆動信号に起因して放射されるＥＭＩノイズを低減することができる。

＜第２の実施の形態＞
次に、図５を用いて、本発明の第２の実施の形態の信号出力基板２０Ａを具備する電子内視鏡３０Ａについて説明する。なお本実施の形態の電子内視鏡３０Ａは、第１の実施の形態の内視鏡電子内視鏡３０と類似しているため同じ機能の構成要素には同じ符号を付し説明は省略する。
図５に示すように、内視鏡システム１Ａの電子内視鏡３０Ａは、操作部３３に信号出力基板２０Ａを有している。すなわちＣＬＫ信号線と同期信号線とを操作部３３まで延設している。

なお、図５においてはコネクタ３１Ａに配設されているアンプ３８またはＡＤ変換部３９の少なくともいずれかを操作部３３に配設してもよい。

本実施の形態の信号出力基板２０Ａは第１の実施の形態の信号出力基板２０と同様の構成を有するため、第１の実施の形態の信号出力基板２０と同様の効果を有する。すなわち、ＥＭＩノイズを低減した信号出力基板である。さらに、信号出力基板２０Ａは操作部３３に配設されるため、ユニバーサルコード３２から駆動信号に起因して放射されるＥＭＩノイズを低減することができる。

＜第３の実施の形態＞
次に、図６から図８を用いて、本発明の第３の実施の形態の信号出力基板２０Ｂを具備する電子内視鏡３０Ｂについて説明する。なお本実施の形態の電子内視鏡３０Ｂは、第１の実施の形態の電子内視鏡３０と類似しているため同じ機能の構成要素には同じ符号を付し説明は省略する。
図６に示すように、内視鏡システム１Ｂの電子内視鏡３０Ｂは２個のＣＣＤ３５Ａ、３５Ｂを有し、信号出力基板２０Ｂがコネクタ３１Ｂの内部に駆動信号を出力する他の信号出力基板２０Ｃと共に配設されている。言い換えれば電子内視鏡３０Ｂは、駆動信号を出力する２個の信号出力基板２０Ｂ、２０Ｃを有し、伝送線３６Ａ、３６Ｂを介してＣＣＤ３５Ａ、３５Ｂに駆動信号を伝送している。

信号出力基板２０Ｂ、２０Ｃは、それぞれが第１の実施の形態の信号出力基板２０と同様の構成要素を有するため、信号出力基板２０と同様にＥＭＩノイズを低減することができる。

さらに信号出力基板２０Ｃは信号出力基板２０Ｂが出力する前記駆動信号とは位相が反転した駆動信号を出力することが好ましい。コネクタ３１Ｂだけではなくケーブル３６から発生するＥＭＩノイズも低減することができるためである。

なお、ＣＣＤ３５Ａ、３５Ｂのそれぞれが駆動信号と反転信号とを必要とする場合には、互いに駆動信号と反転信号とを共用することもできる。

さらに、図６に示すように電子内視鏡３０Ｂでは組み立て性を改善するために操作部３３において駆動信号および映像信号をフレキシブル配線板（ＦＰＣ：フレキシブル・プリント・サーキット）３３Ｄを用いて伝送している。そして、図７に示すように、ＦＰＣ３３Ｄにおいて駆動信号の伝送線３６Ａ、３６Ｂと映像信号の伝送線３７Ａ、３７Ｂとが接地電位の導体層３３Ｂ１により分離されている。このため、映像信号の伝送線３７Ａ、３７Ｂに、駆動信号の伝送線３６Ａ、３６Ｂからのクロストークによる悪影響がない。

なお、図８に示すＦＰＣ３３Ｅのように伝送線３７Ａ、３７Ｂ、３６Ａ、３６Ｂを接地電位の導体３３Ｂ３により覆うことにより、ＦＰＣ３３ＥからのＥＭＩノイズの放射を低減することができる。

上記説明では、本発明を電子機器としてＣＣＤを有する電子内視鏡システムの駆動信号出力基板を例に説明したが、ＥＭＩノイズが問題となる高周波信号、特に矩形波の高周波信号を生成する信号出力基板であれば本発明の効果を奏することができる。例えば、電子機器として電気メスまたはマニピュレータを駆動する駆動信号を生成する信号出力基板にも用いることができる。

また、複数の異なる駆動信号を生成する信号出力基板においては、全ての駆動信号生成部に対応した反転信号生成部を配設してもよいし、特にノイズ除去が必要な駆動信号生成部のみに対応した反転信号生成部を配設してもよい。

本発明は、上述した実施の形態に限定されるものではなく、本発明の要旨を変えない範囲において、種々の変更、改変等ができる。

本出願は、２００９年７月６日に日本国に出願された特願２００９−１６００２０号を優先権主張の基礎として出願するものであり、上記の開示内容は、本願明細書、請求の範囲、図面に引用されたものとする。

本発明の一形態の信号出力基板は、電子機器の駆動信号を生成する駆動信号生成手段と、前記駆動信号生成手段からの前記駆動信号の位相を反転し、反転信号を生成する反転信号生成手段と、前記駆動信号生成手段からの前記駆動信号を伝送する第１の信号伝送線部と、少なくとも一部が、前記第１の信号伝送線部と平行に近接して配置された、前記反転信号生成手段からの前記反転信号を伝送する第２の信号伝送線部と、前記第１の信号伝送線部が伝送する前記駆動信号を外部に出力する出力端部と、前記出力端部から前記電子機器までの前記駆動信号の伝送経路と等価の負荷を有し、前記第２の信号伝送線部の端部に接続される等価負荷部と、を具備する。

駆動信号生成部２１は駆動信号生成手段であり、タイミング信号生成部２１Ａはタイミング信号生成手段であり、反転信号生成部２３は反転信号生成部手段であり、バッファアンプ２２は信号増幅手段である。

これに対して図１および図４Ｂに示すように内視鏡システム１の電子内視鏡３０は操作部３３の金属部材３３Ａが接地部３３Ｂにより接地電位となっており、ケーブル３６が固定治具３３Ｃにより金属部材３３Ａに近接して配置されている。もちろん固定治具３３Ｃは複数個であってもよい。このため、図４（Ｂ）に示すように電子内視鏡３０ではケーブル３６が放射する電磁波Ｗの多くが金属部材３３Ａに吸収されるため、よりＥＭＩノイズのレベルとばらつきを低減することができる。

Claims (13)

1. 電子機器の駆動信号を生成する駆動信号生成手段と、
   前記駆動信号生成手段からの前記駆動信号の位相を反転し、反転信号を生成する反転信号生成手段と、
   前記駆動信号生成手段からの前記駆動信号を伝送する第１の信号伝送線部と、
   少なくとも一部が、前記第１の信号伝送線部と平行に近接して配置された、前記反転信号生成手段からの前記反転信号を伝送する第２の信号伝送線部と、
   前記第１の信号伝送線部が伝送する前記駆動信号を外部に出力する出力端部と、
   を具備することを特徴とする信号出力基板。
2. 前記第２の信号伝送線部が複数の箇所で、前記第１の信号伝送線部と平行に近接して配置されることを特徴とする請求項１に記載の信号出力基板。
3. 前記信号出力基板が複数の導体層を有する多層配線板であり、
   前記第２の信号伝送線部が、前記第１の信号伝送線部と、異なる前記導体層に立体的に配置されることを特徴とする請求項１に記載の信号出力基板。
4. 前記出力端部から前記電子機器までの前記駆動信号の伝送経路と等価の負荷を有する等価負荷部を、前記第２の信号伝送線部の端部に具備することを特徴とする請求項１に記載の信号出力基板。
5. 前記駆動信号生成手段が、タイミング信号を生成するタイミング信号生成手段と、前記タイミング信号を増幅する信号増幅手段とを有することを特徴とする請求項１に記載の信号出力基板。
6. 前記出力端部から前記電子機器までの前記駆動信号の伝送経路がケーブルを介することを特徴とする請求項１に記載の信号出力基板。
7. 前記電子機器が電子内視鏡の先端部に配設される固体撮像素子であり、
   電子内視鏡本体部と接続される前記電子内視鏡のコネクタ内部に配設されることを特徴とする請求項１に記載の信号出力基板。
8. 前記電子内視鏡が操作部に接地電位の金属部材を有し、前記ケーブルが前記金属部材に近接して配置されることを特徴とする請求項７に記載の信号出力基板。
9. 前記電子機器が電子内視鏡の先端部に配設される固体撮像素子であり、
   前記電子内視鏡の操作部に配設されることを特徴とする請求項１に記載の信号出力基板。
10. 前記電子内視鏡が複数の前記固体撮像素子を有し、
    前記駆動信号を出力する他の信号出力基板と共に配設されることを特徴とする請求項７に記載の信号出力基板。
11. 前記他の信号出力基板が出力する前記駆動信号と、位相が反転した駆動信号を出力することを特徴とする請求項１０に記載の信号出力基板。
12. 前記第２の信号伝送線部の端部を接地する接地部と、を具備することを特徴とする請求項１に記載の信号出力基板。
13. 請求項１から請求項６のいずれか１項に記載の信号出力基板を具備することを特徴とする内視鏡。

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