WO2006062042A1

WO2006062042A1 - 超音波観測装置

Info

Publication number: WO2006062042A1
Application number: PCT/JP2005/022198
Authority: WO
Inventors: Kazuhiro Misono
Original assignee: Olympus Corporation
Priority date: 2004-12-06
Filing date: 2005-12-02
Publication date: 2006-06-15
Also published as: EP1825816A1; JP2006158598A; JP4642450B2; DE602005022227D1; US7905839B2; US20080009744A1; EP1825816A4; EP1825816B1

Abstract

　体腔内に挿入される超音波プローブには超音波振動子が内蔵され、この超音波プローブが接続される超音波観測装置は、パルス状の送信信号を出力する。この超音波観測装置の筐体は、２次回路のグラウンドが接続され、かつ患者回路のグランドとは直流的に絶縁されている。２次回路には、送信信号を生成するためのタイミング信号を発生するタイミング発生回路が設けてある。このタイミング信号は絶縁回路により２次回路から患者回路に絶縁して伝送される。この患者回路には、入力されるタイミング信号に同期して送信信号を発生する送信信号発生回路が設けてある。

Description

明細書

超音波観測装置

技術分野

[0001] 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。

背景技術

[0002] 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) 03 )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。

[0003] 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ノ^レスを 3波程度のバースト波（連続波）で駆動してレ、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、送信ノルスの周波数帯域幅より広ぐ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。 [0004] 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。

[0005] 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、例えばペースメー力等に悪影響を及ぼさなレ、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。

[0006] 放射電磁界ノイズを減らすには、回路電流を減らすことにより、回路内に形成される電流ループを出来るだけ小さくし、放射電磁界ノイズを弱くすることが有効になる。上記回路が 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、電流ループの値が小さくなり、放射電磁界ノイズを減らすことが可能となる。

し力ながら、装置筐体に接地できない患者回路では、比較的に電流ループの値が大きくなつてしまう。

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力効果的であり、従来の装置でも回路電流を増やさないようにしていた。

[0007] 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つてしまう問題がある。

次に、図 7を用いて、日本国特開 2002— 315749号公報の先行例を説明する。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、その内視鏡先端に単一の超音波振動子が設けられている。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部の軸を中心として、回転され、この回転走査により超音波の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。

[0008] 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 51 2パルス発生する。

超音波観測装置は、 512パルスに同期した送信信号 (送信パルス)を超音波振動子に与え、その際の受信エコーを獲得し、 1枚の画像を生成する。

この先行例では、 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。

[0009] 2波のバースト波を出力する為の過程が図 7に示されている。

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が生成される。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素子（以下、単にディレイと略記） 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。

[0010] ディレイ Dl , 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 P1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が得られる。合成パルス PI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。このバースト波の出力の振幅は、およそ 200Vp_p程度である。

[0011] し力ながら図 7の先行例の場合には、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日本国特開 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。

[0012] し力ながら、上記回路は比較的遅いパルスの発生にしか対応できな力た。例えば、半波長 16ns (約 30MHz)の 4波バーストを製作する場合、 8個のプログラマブノレディレイラインを使用したとする。

8ケ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 X 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、現在のデノ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 Progra mable Gate Array)の使用が考えられる。

[0013] 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、 lGHz〜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。 [0014] 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、し力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。

発明の開示

課題を解決するための手段

[0015] 本発明は、体腔内に挿入される超音波プローブが接続され、該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出力する超音波観測装置であつて、

前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、

前記筐体とグランドが直流的に絶縁された患者回路と、

前記 2次回路に設けられ、前記送信信号を生成するためのタイミング信号を発生するタイミング発生回路と、

前記 2次回路から前記タイミング信号を絶縁して前記患者回路に伝送する絶縁回路と、前記患者回路に設けられ、入力される前記タイミング信号に同期して前記送信信号を発生する送信信号発生回路と、

を具備することを特徴とする。

[0016] 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、送信信号を発生する送信信号発生回路を設け、 2次回路で発生したタイミング信号を絶縁回路を介して伝送することにより、患者回路で必要となる電流の値を抑制することにより、電磁界放射ノイズを抑制すると共に、患者回路の規模も小さくして、超音波観測装置も小型化及びコスト低減を可能にしている。

図面の簡単な説明

[0017] [図 1]図 1は本発明の実施例 1を備えた超音波診断装置の全体構成を示す構成図。

[図 2]図 2は実施例 1の動作を示すタイミングチヤ一ト。

[図 3]図 3は本発明の実施例 2を備えた超音波診断装置の全体構成を示す構成図。

[図 4]図 4は実施例 2の動作を示すタイミングチャート。 [図 5]図 5は本発明の実施例 3を備えた超音波診断装置の全体構成を示す構成図。

[図 6]図 6は実施例 3の動作を示すタイミングチャート。

[図 7]図 7は先行例における送信波形が作成される過程を示すタイミングチャート。発明を実施するための最良の形態

[0018] 以下、図面を参照して本発明の実施例を説明する。

[0019] (実施例 1)

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を備えた超音波診断装置 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、この観測装置 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揷入部 6を有し、この揷入部 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。

[0020] 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つている。図 1では超音波プローブ部分のみを示してレ、る。

この先端部 7内に配置された超音波振動子 3は、揷入部 6内を揷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いる。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に接続されてレ、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 12 aを介して把持部 9内のスリップリング 13のロータ側接点に接続され、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。

[0021] 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を位置検出或いは回転量の位置検出をする位置検出部 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出部 16が設けてある。

なお、スコープ検出部 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及びスコープ検出部 16は、観測装置 4内の第 1コントローラ 19に接続される。

[0022] 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を介して送信信号発生回路としての送信回路 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からのタイミング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コントローラ 31に接続されている。

[0023] 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に接続されてレ、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からそれぞれの電源、つまり患者回路電源及び 2次回路電源が供給される。

[0024] 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)的に絶縁 (フローティング）され、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、対となる正極用ノ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。

[0025] 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、ノくッファ 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 47 a、バッファ 48aと、抵抗 45b、コンデンサ 46b、抵抗 47b、バッファ 48bと力らなる。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 2 4に出力される。

[0026] 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）で〇F F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つのパヮー FET49a、 49bの出力信号がそれぞれ 1次卷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次卷線に誘起されて合成されるバイポーラ波形の送信ノルスを生成し、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の送信信号を発生するようにしてレ、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側に伝送する。さらにパルス発生回路 24において正負の両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し、かつ低消費電流にして、ノイズ (放射電磁界ノイズ)の発生を有効に抑制できる構成にしていることが特 ί教となっている。

[0027] また、観測装置 4に接続される超音波スコープ 2を、スコープ検出部 16を用いて検出することにより、その超音波スコープ 2に内蔵された超音波振動子 3が超音波送受を行う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ノ^レスを簡単に生成できるようにしてレ、る（これに対して、先行例ではディレイラインを用いてレ、るためノ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出部 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等の情報を検出することができる。

スコープ検出部 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 27 bを経由して第 2コントローラ 31に伝達する。

[0028] 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を駆動する送信ノ^レ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のスコープスィッチを操作して走查開始信号 (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コント口一ラ 19は回転駆動部 11内のモータに駆動信号を送り、そのモータが回転する。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が揷入軸に対して図 1の矢印で示すように回転を始める。

[0029] 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る。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。

[0030] 上記タイミング発生回路 29では、上述したスコープ検出部 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、基本的にはフィールド 'プログラマブル ·ゲートアレイ（FPGAと略記）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から発生するタイミングパルスとしての基本ノ^レスの時間分解能を 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。

[0031] 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。

先行例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次卷線側に印加され、この 1次卷線側の 2 次回路 26から絶縁された患者回路 21に属する 2次側卷線にその信号が伝達され、ノ^レスドライバ 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。

[0032] 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の出力カ讣ランス 50の 1次卷線に相対的に逆位相で印加され、 2次卷線にはバイポーラ出力となるように合成される。

[0033] 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。

[0034] 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、スコープ検出部 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 M 1, 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 Ml 、メモリ M2にそれぞれ格納したメモリデータを、送信ノルスを生成するための正極用ノ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。

[0035] 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（送信パルス生成に関して、その）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力図 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相トリガ力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、挿入軸が回転されながら順次放射状に送信し、ラジアル走查する。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

[0036] 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、 AZD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查による 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。

[0037] 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力メモリ 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力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。

[0038] 上記構成のように、消費電力の大きレ、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ノルス及びパルス数 (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ぐ観測装置 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力 Sできる。

[0039] また、超音波スコープ 2が接続される患者回路 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、先行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ぐコストの削減が可能となる。

[0040] (実施例 2)

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次卷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次卷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。

[0041] 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力絶縁回路 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ぉレ、て、正極用ノルスと負極用ノ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。

[0042] なお、図 4では、図 4 (C)から図 4 (E)までは、正極用パルスと負極用パルスのディレィ量が異なり、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 ）に示すように適切な送信ノ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 Ml、 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 Ml、 M2から読み出し、絶縁回路ドライバ 28側に正極用ノルス、負極用パルスを出力する。

[0043] 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、負極用ノルスをパルス発生回路 24に伝達する。そして、ノルス発生回路 24により送信パルスの出力が生成される力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ぐ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、正極用ノルスと負極用ノ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。

[0044] 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 Ml，、メモリ M2 'のようにメモリ Ml、 M2の出カ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ひ）の波形になるように、正極用ノルス、負極用ノ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 dlだけディレイさせ、また負極用パルスに対しては、図 4 (1)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。

[0045] 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ィ量が異なる場合にも対応できる効果を有する。

[0046] (実施例 3)

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系統のタイミング信号を発生するが、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。

[0047] 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ノ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、ノィァス端子に" 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。つまり、タイミング発生回路 29が出力する他方の出力信号 (第 2の信号）は、送信回路 22を構成する増幅器 62の動作を制御する制御信号となる。

[0048] 本実施例では、超音波振動子 3に対して、高調波成分が少なレ、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)。

[0049] 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力 S、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。

[0050] 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"レべル）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はィネーブル状態となり、増幅動作を行う。

[0051] 上述したように、ノィァ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。

[0052] 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の動作の〇N、 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の回路規模も小さぐ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。

[0053] 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、揷入部 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。

[0054] 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っ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 するスィッチを設け、例えば送信ノ^レ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〇 N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力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レ、。

[0055] 上述したように本発明によれば、回路規模を小さぐ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（波形の制約が少なレ、)送信信号を生成できる。

産業上の利用可能性

[0056] 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ぐ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、このノ^レ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。

Claims

請求の範囲

[1] 体腔内に挿入される超音波プローブが接続され、該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出力する超音波観測装置であって、前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、

前記筐体とグランドが直流的に絶縁された患者回路と、

を具備することを特徴とする超音波観測装置。

[2] 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対となるタイミングパルスを発生することを特徴とする請求項 1に記載の超音波観測装置。

[3] 前記絶縁回路は、前記タイミング信号を伝送するために第 1及び第 2の絶縁回路を有することを特徴とする請求項 1に記載の超音波観測装置。

[4] 前記絶縁回路は、前記対となるタイミングパルスを伝送するために第 1及び第 2の絶縁回路を有することを特徴とする請求項 2に記載の超音波観測装置。

[5] 前記対となるタイミングパルスにおける少なくとも一方のタイミングノルスの伝搬時間を調整可能とする調整回路を有することを特徴とする請求項 2に記載の超音波観測装置。

[6] 前記調整回路は、前記患者回路内に設けられることを特徴とする請求項 5に記載の超音波観測装置。

[7] 前記送信信号発生回路は、前記絶縁回路を経て入力される前記タイミング信号からバイポーラ波形の前記送信信号を発生することを特徴とする請求項 1に記載の超音波観測装置。

[8] 前記送信信号発生回路は、前記第 1及び第 2の絶縁回路を経て入力される前記対のタイミングパルスからバイポーラ波形の前記送信信号を発生することを特徴とする請求項 4に記載の超音波観測装置。

[9] 前記送信信号発生回路は、前記対のタイミングパルスをそれぞれスイッチングする対のスイッチング素子を有することを特徴とする請求項 8に記載の超音波観測装置。

[10] 前記送信信号発生回路は、前記対のスィッチング素子の出力信号を合成して前記バイポーラ波形の前記送信信号を生成するトランスを有することを特徴とする請求項

9に記載の超音波観測装置。

[11] 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ことを特徴とする請求項 1に記載の超音波観測装置。

[12] さらに前記超音波観測装置に接続される前記超音波プローブから前記超音波振動子に関する情報を検出する情報検出手段を有することを特徴とする請求項 1に記載の超音波観測装置。

[13] さらに前記情報により前記タイミング発生回路で発生するタイミング信号を制御する制御回路を有することを特徴とする請求項 12に記載の超音波観測装置。

[14] 前記タイミング信号発生回路は、前記タイミング信号として複数種類のパルス波形を発生するためのパルスデータを格納するメモリ手段を有することを特徴とする請求項 1に記載の超音波観測装置。

[15] 前記タイミング信号発生回路は、フィールド 'プログラマブル'ゲートアレイにより構成されることを特徴とする請求項 1に記載の超音波観測装置。

[16] 前記タイミング信号発生回路は、前記タイミング信号として、前記送信信号に対応した波形の第 1の信号と、前記第 1の信号が入力される前記送信信号発生回路の動作を制御する第 2の信号とを発生することを特徴とする請求項 1に記載の超音波観測装置。

[17] 前記絶縁回路は、前記第 1の信号と、前記第 2の信号とを前記患者回路に伝送する 2系統の絶縁回路からなることを特徴とする請求項 16に記載の超音波観測装置。

[18] 前記タイミング信号発生回路は、複数のデジタル信号から前記第 1の信号を生成するデジタルアナログ変換回路を有することを特徴とする請求項 16に記載の超音波観測装置。

[19] 前記送信信号発生回路は、前記第 1の信号を増幅して前記送信信号を発生する増幅回路を有することを特徴とする請求項 16に記載の超音波観測装置。前記増幅回路は、前記第 2の信号の印加により増幅機能が制御されることを特徴とする請求項 19に記載の超音波観測装置。