JPH0352286B2

JPH0352286B2 -

Info

Publication number: JPH0352286B2
Application number: JP56082580A
Authority: JP
Inventors: Shepaado Guriin Fuiritsupu; Goindo Sarafu Deiritsupu; Furetsudo Haurisu Jeimusu
Original assignee: Stanford Research Institute
Current assignee: SRI International Inc
Priority date: 1981-06-01
Filing date: 1981-06-01
Publication date: 1991-08-09
Also published as: JPS57200136A

Description

【発明の詳細な説明】本発明は超音波Ｂ走査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遠端部にあるプローブとの
間に延びる可撓性または剛性のいずれかの管を含
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回年次会合でK.ヒサナガ
（Hisanaga）およびA.ヒサナガ（Hisanaga）に
より発表された“ガストロフアイバスコープを有
する新しい消化器系スキヤナ”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
セクタスキヤ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
2305501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
る超音波画像は最少の診断上の用途しか有してい
ないであろう。それに加えて、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。

したがつて、本発明の一般的な目的は、人体の
内部の直線状Ｂ走査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わせ
パルス式超音波Ｂ走査画像処理内視装置を提供す
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
いる超音波画像処理内視装置を提供することにあ
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つて達成される。

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直線状のＢ走査
型のパルス式超音波映像装置によつて提供され
る。変換器列はこの装置の遠単部に隣接位置する
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つて得られる。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、人体内部の超音波映像化は良
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
るいは周波数成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。したがつて、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、それにより解像度が制限されてしまう。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10MHz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。本発明の装置
の場合、例えば膵臓の高解像度画像は胃および十
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、この画像処理装置は管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から見てその遠端に
ある末端部にほぼ円筒形の剛性の末端部材すなわ
ち支持ブロツク１６を含んでいる。以下プローブ
１０の制御ハウジング側端部を“近端部”と、そ
してその遊離端である遠端部側端部を遠端部と称
す。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アイバの
束１８，１８を有するものとして示されており、
この束１８は支持ブロツク１６の長い部分を通つ
て軸方向に延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を通つて後方
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１９で終
端している。光フアイバケーブル２０は束を内視
鏡制御ユニツト２２の適当な照明源（図示せず）
に結合する。光スイツチおよび強度制御スイツチ
２４は照明の制御のため制御ユニツト２２のパネ
ルに設けられている。図示したユニツト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ツク１６の長い部分
を通つて延びる軸方向の開孔内に収容されたレン
ズ要素２８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は支持ブロツク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
は光伝送フアイバの束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を通つて後方向に連通し、
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ツト３８内に含まれ
るビデオカメラ（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。制御ユニツト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。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ツト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、操作者が上記可視表示手段即ちスクリーン４
０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本の制御線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。撓み制御
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。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１０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、ユニツト２２または内視鏡の
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を通つてハウジング１２に
供給され、そこから管１４とプローブ１０を通つ
て、該プローブの面からわずかに突出するノズル
ヘツド５８に供給する。ノズルからの水は照明フ
アイバの束１８，１８の端部を通過して流れ、か
つレンズ要素２８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。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
先端からユニツト１２まで延び、その外部に開口
し、その中を通つ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ヤンネルは支持ブロツク１
６のほぼ半円形の部分１６Ａを通つて延び、先端
面のほぼ半円領域で終端していることである。ほ
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ヤンネルを図
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７
２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
説明のためであつて限定的ではないが、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
３cm×0.5cm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、音響減衰材料で作られ、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８〜12MHz
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の遠端部側末端部は接
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。図示した
焦点手段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
筒形のレンズとからなる。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。例えば、充填材料８５Ｂ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
適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８
５Ａと８５Ｂ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８５
Ｂ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。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
速度を有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・コーポレーシヨン（Dow Corning
Corporation）により製造されている“シルガー
ド（Sylgard）”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
テイングしてもよい。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
きい視野を提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走査装置のブロツク図が示
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９０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。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の内部を通つて延び、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、ケーブル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９０に
直接結合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、変換素子はスイツチング
マトリツクス９６に接続され、該スイツチングマ
トリツクス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。調時および制御ユニツ
ト１０２には作動される変換素子の群を選ぶため
スイツチングマトリツクスに結合されている。調
時および制御ユニツトはまた、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
ため列に沿つてシフトされる。

パルス−インソニフアイ（pulse−insonify）
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
イツチングマトリツクスおよび遅延手段９８を介
して前置増巾器１０６に供給される。前置増巾器
１０６の内の５つの前記増巾器は低雑音の、広い
バンド巾の、高いダイナミツクレンジ型のもので
あり、広い入力信号強さ範囲にわたつて良好な線
形利得特性を有している。遅延は受信操作中に変
換器列の長手方向面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
換器列の位相列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巾の
半分の増分でシフトさせるために使用しても良
く、このことはよく理解されるであろう。

前置増巾器の出力は、入力の重み付き和に関連
する出力を持つ加算増巾器１０８に供給される。
加算増巾器の出力は時間変動利得増巾器１１０に
供給され、該利得増巾器１１０は組織内を通過す
るにつれて生じる信巾振巾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、利得増巾器１１０
の利得は、利得関数発生器１１２からの出力に従
つて変化する。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ツト１０２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
て利得増巾器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ので
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走査ユニツト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の間増巾器
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。
可変利得増巾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。

時間利得制御増巾器１１０からの出力は例えば
DC結合された対数増巾器からなる広帯域圧縮増
巾器１１６に供給される。圧縮増巾器１１６の次
には、その利得を設定するための利得制御装置１
２０を持つ可変利得増巾器１１８が設けられてい
る。

可変利得増巾器１１８の出力は例えば低減フイ
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１２２により検出され、該検出器の
出力信号は増巾器１１８からの広帯域、高周波信
号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
ない圧縮増巾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
信号を全体的信号レンジの適正な表示のために陰
極線管１２４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ツト
１０２からの同期信号によりトリガされるＸ軸発
生器１２６はステツプ信号出力を提供し、この信
号出力は超音波ビーム８４の位置に従つて陰極線
管上のトレースをシフトさせるため陰極線管１２
４の水平偏向系に供給される。

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ツト
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１２
４の垂直偏向系に供給される。プローブ１０内に
収容される変換器列７０の長手方向面８０内に位
置する人体部分の直線状のＢ走査超音波画像は陰
極線管１２４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（図示せず）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ビジヨンフオー
マツ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
のテレビジヨ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
イバツ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つて、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つている。

第６図においては、内視用の超音波プローブ１
０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
を通つ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
用のフアイバケーブル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
下側の柔軟な組織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
路テレビジヨ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は光学的視角１３４と共に同定されている。
プローブ１０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つて膵臓の頭部ま
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、異なる位置から膵臓１３２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、例えば巾３cm×深さ４cm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0.5mm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１４２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１４４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つて詳細に説
明して来たが、当業者にとつては様々な他の変更
および変形が示唆されるであろう。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、光伝送フアイバケ
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。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。ダイナミツクレンジ
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。本発明はこ
のような回路を集積回路チツ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ツプはこのよう
な用途にとつ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
ツク図で、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、１４
……管、１６……支持ブロツク、１８……フアイ
バの束、２０……光フアイバのケーブル、２２…
…内視制御ユニツト、２８，３０……レンズ要
素、３６……光フアイバのケーブル、３８……ビ
デオ表示および制御ユニツト、４０……可視表示
手段、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……スイツチングマトリツクス、９８…
…遅延手段、１００……パルス発生手段、１０６
……前置増巾器、１０８……加算増巾器、１１０
……時間可変形利得増巾器、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、１４
２，１４４……レンズ要素。

Claims

【特許請求の範囲】１人体の内部を可視的に調査しかつ超音波で映
像化する装置に使用される内視用プローブにおい
て、 (a) 遠端部および近端部ならびに長手方向の軸を
有する硬質の、一体化された実質的に円筒形の
細長いハウジングを備え、該ハウジングの遠端
部に末端部材を有し、 (b) 人体の内部を光学的に映像化するのに使用す
るため前記ハウジング内の第１の実質的に半円
筒形の部分において前記末端部材を貫通する複
数個の長手方向に延びる開口を形成している手
段を有し、 (c) このプローブの前記の一体化されたハウジン
グ内に、固定された複数個の相互隣接超音波変
換素子を含む長手方向に延びる直線状の変換器
列を有し、該変換器列は、前記第１の半円筒形
の部分とは実質的に反対側の前記ハウジング内
の第２の実質的に半円筒形の部分において前記
末端部材の後方の、かつ該末端部材の近傍の位
置に存在し、しかして該変換器列は、このプロ
ーブの片側から人体の内部を超音波で映像化す
るのに使用されるものであり、 (d) 前記の直線状の超音波変換器列を移動させる
ことなくビームの焦点合わせおよび走査を行う
ための、電子的ビーム焦点合わせ・走査手段を
有することを特徴とする内視用プローブ。２前記末端部材の遠端部が実質的に円筒形の形
状である特許請求の範囲第１項記載の内視用プロ
ーブ。３前記変換器列を支持するための、前記末端部
材と一体的に形成され上記近端部方向に延びる実
質的に半円筒形の部材を含む特許請求の範囲第２
項記載の内視用プローブ。４前記一体化されたハウジングが実質的に円筒
形の外面を有し、前記プローブが円筒形の集束レ
ンズを有し、該集束レンズは、前記変換器列の変
換素子に取り付けられる１つの面を有し、かつ前
記プローブのハウジングの外面の一部分を形成す
る外面を持つものである特許請求の範囲第１項記
載の内視用プローブ。５前記円筒形の集束レンズが、柔軟な人体組織
における音波の伝搬速度よりも実質的に小さい音
波の伝搬速度を有する固体材料で形成されている
特許請求の範囲第４項記載の内視用プローブ。６人体の内部を可視的に調査しかつ超音波で映
像化する装置に使用される内視用プローブにおい
て、 (a) その遠端部および近端部ならびに長手方向の
軸を有する硬質の、一体化された実質的に円筒
形の細長いハウジングを備え、該ハウジングは
円筒形の外面を有し、 (b) 前記ハウジングの上記遠端部において、該ハ
ウジングを細長い管に取り付けるための手段を
有し、 (c) このプローブの前記ハウジングの内側に固定
して設けられ、長手方向のハウジングの軸と実
質的に平行に延びかつ該ハウジングの遠端部お
よび近端部のそれぞれに隣接する前端部および
後端部を有する直線状の超音波変換器列を有
し、該変換器列は、ビームに沿つて超音波エネ
ルギーのパルスをこのプローブの片側から人体
の中に入射させるための複数個の変換素子から
なるものであり、 (d) 前記変換器列の長手方向平面に対して直角な
平面内でビームの焦点合わせを行うために、前
記変換器の面に取り付けられる１つの面を持つ
円筒形の集束レンズを有し、該円筒形の集束レ
ンズの外面は凸面であつて、前記ハウジングの
外面の一部を構成し、 (e) 前記の直線状の変換器列を移動させることな
くビームの焦点合わせおよび走査を行うため
の、電子的ビーム焦点合わせ・走査手段を有
し、 (f) 人体の内部を可視的に調査する際に使用され
る光学装置を有し、該光学装置は前記ハウジン
グの内側に設けられ、そして該光学装置は、該
ハウジングの遠端部において前記変換器列の遠
端部側に隣接して対物レンズを有することを特
徴とする内視用プローブ。７前記円筒形の集束レンズが、柔軟な組織内に
おける音波の伝搬速度よりも実質的に小さい音波
の伝搬速度を持つ固体材料で形成されている特許
請求の範囲第６項記載の内視用プローブ。８人体の内部を可視的に調査しかつ超音波で映
像化する装置に使用される内視用プローブにおい
て、 (a) 一体化された硬質のハウジングを有し、該ハ
ウジングは長手方向に延びる軸を有する実質的
に円筒形の外面と、遠端部と、近端部とを有
し、該近端部は、該ハウジングを人体の器官内
に挿入するのに使用される細長い管に接続され
ており、 (b) 前記ハウジングの内部に、その軸線に対して
一方の側に固設された直線状の超音波変換器列
を有し、前記超音波変換器列は、前記ハウジン
グの遠端部および近端部にそれぞれ隣接する前
端部および後端部を有し、該ハウジング内の前
記超音波変換器列を使用してこのプローブの片
側から人体の内部に超音波を発射し、そして、
反射された超音波を受信して人体の超音波映像
による調査を行い得るように構成され、 (c) 前記の直線状の変換器列を移動させることな
くビームの焦点合わせおよび走査を行うため
の、電子的ビーム焦点合わせ・走査手段を有
し、 (d) 前記ハウジングの内部の、その軸線に対して
前記超音波変換器とは直径方向に反対の側に光
学手段を有し、該光学手段は、人体の内部を照
明しかつ可視的に調査するのに使用され、かつ
該光学手段は、該超音波変換器より遠方で該ハ
ウジングの遠端部内に観察窓を有することを特
徴とする内視用プローブ。