JPH0663044A - Intracelom ultrasonic diagnostic device - Google Patents

Abstract

PURPOSE:To provide an intracelom ultrasonic diagnostic device which is strong against a noise and other disturbance from an electronic endscope and eliminates the remarkable improvement of the device. CONSTITUTION:Noise components generated in both of a coaxial cable 6 for which a vibrator 1 is connected and a dummy coaxial cable 8 for which a dummy vibrator 7 is connected are offset or reduced by a differential amplifier 14 and by a reflected echo signal being a signal component received by the ultrasonic vibrator 1, S/N is improved. Also, by the constitution for which the dummy vibrator 7 and the coaxial cable 8 are added, the improvement of S/N can be realized and the remarkable improvement of the device is not required. In such a manner, an ultrasonic tomographic image whose S/N is satisfactory can be obtained and the diagnostic capability can be improved.

Description

【発明の詳細な説明】Detailed Description of the Invention

【０００１】[0001]

【産業上の利用分野】本発明は、体腔内に挿入して体内
の超音波診断像を得て、これにより診断を行う体腔内超
音波診断装置に関する。BACKGROUND OF THE INVENTION 1. Field of the Invention The present invention relates to an intracorporeal ultrasonic diagnostic apparatus which is inserted into a body cavity to obtain an ultrasonic diagnostic image in the body and diagnoses the ultrasonic image.

【０００２】[0002]

【従来の技術】従来例の超音波診断装置について、図２
５を参照して説明する。2. Description of the Related Art A conventional ultrasonic diagnostic apparatus is shown in FIG.
This will be described with reference to FIG.

【０００３】符号９１は、被検体に超音波を出射すると
共に、前記被検体からの反射エコーを受信する超音波振
動子であ。この超音波振動子９１は、同軸ケーブル９２
に接続されている。同軸ケーブル９２はリミッタ回路９
３を介し、増幅器９４に接続されている。そして、増幅
器９４は、スリップリング９５を介して、観測装置９６
へ接続されている。Reference numeral 91 is an ultrasonic transducer that emits ultrasonic waves to the subject and receives reflected echoes from the subject. This ultrasonic transducer 91 is provided with a coaxial cable 92.
It is connected to the. The coaxial cable 92 is the limiter circuit 9
3 is connected to the amplifier 94. Then, the amplifier 94 is connected to the observation device 96 via the slip ring 95.
Connected to.

【０００４】また、前記同軸ケーブル９２は、前記リミ
ッタ回路９３に接続されていると共に、スリップリング
９５を介して、パルサー９７に接続され、このパルサー
９７を介して前記観測装置９６に接続されている。Further, the coaxial cable 92 is connected to the limiter circuit 93, connected to a pulsar 97 via a slip ring 95, and connected to the observation device 96 via the pulsar 97. .

【０００５】前記同軸ケーブル９２の外周には、回転運
動を伝達するためのフレシキブルシャフト９８が配置さ
れている。フレシキブルシャフト９８は、同軸ケーブル
９２の両端で接地されていると共に、またＧＮＤインピ
ーダンスを下げる目的のブレード９９が同軸ケーブル９
２後端で、共通に接地されている。A flexible shaft 98 for transmitting a rotational movement is arranged on the outer circumference of the coaxial cable 92. The flexible shaft 98 is grounded at both ends of the coaxial cable 92, and a blade 99 for lowering the GND impedance is provided on the coaxial cable 9.
The two rear ends are commonly grounded.

【０００６】また、モータ１００は、回転運動をフレシ
キブルシャフト９８に伝達する一方、前記モータ１００
に接続されたエンコーダ１０１は、その回転位置を観測
装置９６に伝達する構成となっている。Further, the motor 100 transmits the rotary motion to the flexible shaft 98, while the motor 100
The encoder 101 connected to is configured to transmit its rotational position to the observation device 96.

【０００７】前記構成により、モータ１００が回転し、
フレシキブルシャフト９８、同軸ケーブル９２、振動子
９１、並びに、リミッタ回路９３及び増幅器９４からな
るヘッドアンプ１０２を回転させる。With the above structure, the motor 100 rotates,
The flexible shaft 98, the coaxial cable 92, the vibrator 91, and the head amplifier 102 including the limiter circuit 93 and the amplifier 94 are rotated.

【０００８】同時にエンコーダ１０１により検出された
位置信号は、観測装置９６へ伝達される。観測位置９６
では、前記位置信号により同期をとり、パルサー９７へ
送信トリガを伝送する。パルサー９７では１００数ボル
トのパルスが発生される。そして、このパルスが、スリ
ップリング９５を通り、振動子９１に印加される。振動
子９１は、印加されたパルスに応じて、超音波ビームを
出射する。At the same time, the position signal detected by the encoder 101 is transmitted to the observation device 96. Observation position 96
Then, the transmission trigger is transmitted to the pulsar 97 by synchronizing with the position signal. The pulser 97 generates a pulse of several hundred volts. Then, this pulse passes through the slip ring 95 and is applied to the vibrator 91. The oscillator 91 emits an ultrasonic beam according to the applied pulse.

【０００９】そして、振動子９１では被検体から戻った
反射エコー信号を受信する。この反射エコー信号は、同
軸ケーブル９２を経て、リミッタ回路９３へ送られ、さ
らに増幅器９４で増幅され、スリップリング９５を介し
て観測装置１１へ伝送される。観測装置９６では、受け
取った反射エコー信号を基に、ラジアルスキャン型の断
層画像が構築される。Then, the transducer 91 receives the reflected echo signal returned from the subject. This reflected echo signal is sent to the limiter circuit 93 via the coaxial cable 92, further amplified by the amplifier 94, and transmitted to the observation device 11 via the slip ring 95. In the observation device 96, a radial scan type tomographic image is constructed based on the received reflection echo signal.

【００１０】以上の様な構成の超音波診断装置は、プロ
ーブを細径化することにより、体腔内に挿入して、断層
画像を得ることに用いられている。前記振動子９１及び
同軸ケーブル９２からなるプローブは、例えば電子内視
鏡の鉗子チャンネルに挿通して、体腔内に導かれ、使用
されることが多い。The ultrasonic diagnostic apparatus having the above structure is used to obtain a tomographic image by inserting the probe into the body cavity by reducing the diameter of the probe. A probe including the transducer 91 and the coaxial cable 92 is often used by being inserted into a forceps channel of an electronic endoscope, guided into a body cavity, and used.

【００１１】[0011]

【発明が解決しようとする課題】前記構成の装置は、振
動子９１、及び同軸ケーブル９２が電子内視鏡の挿入部
に沿って挿通されるため、電子内視鏡のＣＣＤ駆動クロ
ックが放射されると、前記クロックが、同軸ケーブル９
２に飛び込みノイズとなって現われていた。ブレード９
９によって容量性結合は小さくしても、絶大な効果は得
られなかった。また、ブレード９９を入れることで、挿
入部径が大きくなってしまい、電子内視鏡の鉗子口に挿
通することができなくなっていた。In the apparatus having the above construction, the oscillator 91 and the coaxial cable 92 are inserted along the insertion portion of the electronic endoscope, so that the CCD drive clock of the electronic endoscope is radiated. Then, the clock is the coaxial cable 9
It jumped into 2 and appeared as noise. Blade 9
Even if the capacitive coupling was decreased by 9, no great effect was obtained. In addition, the insertion of the blade 99 increases the diameter of the insertion portion, which makes it impossible to insert the blade 99 into the forceps opening of the electronic endoscope.

【００１２】また、前記欠点を解決する方法として、電
子内視鏡のＣＣＤクロックが動作している時には超音波
プローブの走査を中断し、ＣＣＤクロックが中断してい
る合い間で超音波プローブを走査するというアイデアが
ある。しかし、走査スピードが落ちるという欠点、及び
装置の大幅な改良と言う点から実現できていない。As a method of solving the above-mentioned drawback, the scanning of the ultrasonic probe is interrupted when the CCD clock of the electronic endoscope is operating, and the ultrasonic probe is scanned while the CCD clock is interrupted. I have the idea to do However, it has not been realized because of the drawback that the scanning speed is decreased and the apparatus is greatly improved.

【００１３】本発明は前記事情に鑑みてなされたもの
で、電子内視鏡からのノイズや他の外乱に強く、装置の
大幅な改良を必要としない超音波診断装置を提供するこ
とを目的としている。The present invention has been made in view of the above circumstances, and an object thereof is to provide an ultrasonic diagnostic apparatus that is resistant to noise from an electronic endoscope and other disturbances and does not require a significant improvement of the apparatus. There is.

【００１４】[0014]

【課題を解決するための手段】本発明の体腔内超音波診
断装置は、体腔内に挿入する挿入部と、この挿入部の先
端部に設けられて、超音波を送受信する超音波振動子
と、前記超音波振動子に接続された同軸ケーブルと、前
記同軸ケーブルとほぼインピーダンスの等しいダミーケ
ーブルと、前記同軸ケーブルとダミーケーブルとが受信
した信号を差動増幅する差動増幅回路とを備えている。An intracorporeal ultrasonic diagnostic apparatus according to the present invention includes an insertion portion to be inserted into a body cavity, and an ultrasonic transducer provided at the tip of the insertion portion for transmitting and receiving ultrasonic waves. A coaxial cable connected to the ultrasonic transducer, a dummy cable having substantially the same impedance as the coaxial cable, and a differential amplifier circuit that differentially amplifies a signal received by the coaxial cable and the dummy cable. There is.

【００１５】[0015]

【作 用】本発明の構成によれば、電子内視鏡からのノ
イズや他の外乱によって、同軸ケーブルとダミーケーブ
ルの双方に発生したノイズ成分が、差動増幅回路により
相殺または低減され、超音波振動子が受信した信号のＳ
／Ｎ比を向上させている。また、ダミーケーブルを追加
しただけの構成で、Ｓ／Ｎ比の向上実現を実現でき、装
置の大幅な改良を必要としていない。[Operation] According to the configuration of the present invention, noise components generated in both the coaxial cable and the dummy cable due to noise from the electronic endoscope and other disturbances are canceled or reduced by the differential amplifier circuit, S of the signal received by the acoustic transducer
/ N ratio is improved. Further, it is possible to realize the improvement of the S / N ratio only by adding the dummy cable, and it is not necessary to make a great improvement of the device.

【００１６】[0016]

【実施例】以下、本発明の実施例について、図を参照し
て説明する。図１は本発明の第１実施例に係る超音波診
断装置の全体構成図である。Embodiments of the present invention will be described below with reference to the drawings. 1 is an overall configuration diagram of an ultrasonic diagnostic apparatus according to a first embodiment of the present invention.

【００１７】図１に示す体腔内超音波診断装置２０は、
超音波振動子１を先端に設けた細長のプローブ２と、プ
ローブ２を回転駆動する駆動部４と、超音波振動子１を
駆動するパルスユニット５と、超音波断層画像を構築す
ると共に、駆動部４及びパルスユニット５を制御する観
測装置３とを備えている。パルスユニット５は、端部に
コネクタ５ａを設けた信号線３ａを介して、観測装置３
に接続されている。The intracorporeal ultrasonic diagnostic apparatus 20 shown in FIG.
An elongated probe 2 provided with an ultrasonic transducer 1 at its tip, a drive unit 4 that rotationally drives the probe 2, a pulse unit 5 that drives the ultrasonic transducer 1, and an ultrasonic tomographic image are constructed and driven. The observation device 3 for controlling the unit 4 and the pulse unit 5 is provided. The pulse unit 5 is connected to the observation device 3 via a signal line 3a having a connector 5a at its end.
It is connected to the.

【００１８】前記プローブ２は、超音波振動子１と、こ
の超音波振動子１に接続された同軸ケーブル６と、ダミ
ーの負荷である超音波振動子７と、この超音波振動子７
に接続されたダミーの同軸ケーブル８と、フレシキブル
シャフト９と、ブレード１０とから構成されている。The probe 2 includes an ultrasonic oscillator 1, a coaxial cable 6 connected to the ultrasonic oscillator 1, an ultrasonic oscillator 7 as a dummy load, and the ultrasonic oscillator 7.
The dummy coaxial cable 8 is connected to the flexible shaft 9, the flexible shaft 9 and the blade 10.

【００１９】前記超音波振動子１は、超音波を発振する
と共に、被検体から戻ってくる反射エコー信号を受信す
るものである。超音波振動子１は、同軸ケーブル６に接
続されたリミッタ回路１１を介して、差動アンプ１２の
非反転入力端子に接続されている。The ultrasonic oscillator 1 oscillates an ultrasonic wave and receives a reflected echo signal returned from the subject. The ultrasonic oscillator 1 is connected to the non-inverting input terminal of the differential amplifier 12 via the limiter circuit 11 connected to the coaxial cable 6.

【００２０】また、前記超音波振動子７は、超音波振動
子１と同一、またはほぼ同等のインピーダンスを有し、
同軸ケーブル８に接続されたリミッタ回路１３を通し、
差動アンプ１２の反転入力端子に接続されている。The ultrasonic oscillator 7 has the same or substantially the same impedance as the ultrasonic oscillator 1.
Through the limiter circuit 13 connected to the coaxial cable 8,
It is connected to the inverting input terminal of the differential amplifier 12.

【００２１】前記差動アンプ１２の出力端子は、バッフ
ァ１４、スリップリング１５を介して、さらにパルスユ
ニット５を経て、超音波診断装置３に接続されている。
この超音波診断装置３には、差動アンプ１２で差動増幅
された反射エコー信号が入力するようになっている。
尚、リミッタ回路１１，１３、差動アンプ１２、及びバ
ッファ１４は、駆動部４内のヘッドアンプ１６を構成し
ている。The output terminal of the differential amplifier 12 is connected to the ultrasonic diagnostic apparatus 3 via the buffer 14 and the slip ring 15, and further via the pulse unit 5.
The reflected echo signal differentially amplified by the differential amplifier 12 is input to the ultrasonic diagnostic apparatus 3.
The limiter circuits 11 and 13, the differential amplifier 12, and the buffer 14 form a head amplifier 16 in the drive unit 4.

【００２２】また、前記同軸ケーブル６は、前記リミッ
タ回路１１に接続されていると共に、スリップリング１
５にも接続され、さらにパルスユニット５内のパルサー
１９に接続されている。このパルサー１９は、観測装置
３と接続されており、観測装置３が出力する送信トリガ
信号のタイミングで、駆動パルスを発生するようになっ
ている。駆動パルスは超音波振動子１に供給され、超音
波振動子１は、超音波を出射するようになっている。The coaxial cable 6 is connected to the limiter circuit 11 and the slip ring 1 is also connected.
5 is also connected to the pulser 19 in the pulse unit 5. The pulsar 19 is connected to the observation device 3 and generates a drive pulse at the timing of the transmission trigger signal output by the observation device 3. The drive pulse is supplied to the ultrasonic oscillator 1, and the ultrasonic oscillator 1 emits ultrasonic waves.

【００２３】また、前記駆動部１５内に設けられたモー
タ１７は、プローブ２、ヘッドアンプ１６、及びエンコ
ーダ１８と連結され、回転可能な構成となっている。ま
た、前記エンコーダ１８は、観測装置３に接続され、検
出したモータ１７の回転位置を信号として出力するよう
になっている。The motor 17 provided in the drive unit 15 is connected to the probe 2, the head amplifier 16 and the encoder 18, and has a rotatable structure. Further, the encoder 18 is connected to the observation device 3 and outputs the detected rotational position of the motor 17 as a signal.

【００２４】前記同軸ケーブル６，８の周囲には、回転
伝達機構であるフレシキブルシャフト９が配置され、こ
のフレシキブルシャフト９の外周にブレード１０が配置
されている。フレシキブルシャフト９、ブレード１０
は、その後端部が接地されていると共に、同軸ケーブル
６，８、及びヘッドアンプ１６も共通に接続されてい
る。A flexible shaft 9 which is a rotation transmission mechanism is arranged around the coaxial cables 6 and 8, and a blade 10 is arranged on the outer periphery of the flexible shaft 9. Flexible shaft 9, blade 10
Has its rear end grounded, and the coaxial cables 6 and 8 and the head amplifier 16 are also commonly connected.

【００２５】本実施例の作用について説明する。観測装
置３よりモータ１７に電源が供給されると、モータ１７
に接続されているヘッドアンプ１６及びプローブ２が回
転運動を行なう。The operation of this embodiment will be described. When power is supplied to the motor 17 from the observation device 3, the motor 17
The head amplifier 16 and the probe 2, which are connected to, perform rotational movement.

【００２６】同時に、エンコーダ１８が、振動子１の現
在の回転位置を検知し、位置信号を観測装置３に伝達す
る。観測装置３は位置信号に同期させて、パルサー１９
に送信トリガ信号を出力する。At the same time, the encoder 18 detects the current rotational position of the vibrator 1 and transmits a position signal to the observation device 3. The observation device 3 synchronizes with the position signal, and the pulsar 19
The transmission trigger signal is output to.

【００２７】パルサー１９は、送信トリガ信号に同期し
て、百数十ボルトの駆動パルスを発生する。この駆動パ
ルスは、スリップリング１５、同軸ケーブル６を通過し
て、振動子１に印加される。高電圧の駆動パルスが印加
されると振動子１は、超音波を発し、この超音波が被検
体で反射されたエコーが戻ってくる。前記エコーを振動
子１は受信し、電気信号に変換して、反射エコー信号と
して同軸ケーブル６にて伝送する。伝送された反射エコ
ー信号は、リミッタ回路１１を通り、差動アンプ１２の
非反転端子に入力される。The pulsar 19 generates a drive pulse of hundreds of tens of volts in synchronization with the transmission trigger signal. The drive pulse passes through the slip ring 15 and the coaxial cable 6 and is applied to the vibrator 1. When a high-voltage drive pulse is applied, the vibrator 1 emits an ultrasonic wave, and the echo reflected by the subject returns. The transducer 1 receives the echo, converts it into an electric signal, and transmits it as a reflected echo signal through the coaxial cable 6. The transmitted reflected echo signal passes through the limiter circuit 11 and is input to the non-inverting terminal of the differential amplifier 12.

【００２８】一方、ダミーケーブルを構成する振動子７
は、送受信は行なわず、超音波プローブ２に乗るノイズ
（外乱）だけをひろってくる。外乱としては、電子内視
鏡のＣＣＤ駆動パルス等がある。このノイズは、リミッ
タ回路１３を通して差動アンプ１２の反転端子に入力さ
れる。On the other hand, the vibrator 7 constituting the dummy cable
Does not perform transmission / reception, but picks up only noise (disturbance) on the ultrasonic probe 2. The disturbance includes a CCD driving pulse for the electronic endoscope. This noise is input to the inverting terminal of the differential amplifier 12 through the limiter circuit 13.

【００２９】前記差動アンプ１２は差動増幅すること
で、両同軸ケーブル６及び８に乗った外乱を除去し、振
動子１によって受信した反射エコー信号だけを増幅す
る。ノイズが除去された信号は、バッファ１４、及びス
リップリング１５を通り、パルスユニット５を経由して
観測装置３へ伝送される。The differential amplifier 12 eliminates the disturbance on the coaxial cables 6 and 8 by performing differential amplification, and amplifies only the reflected echo signal received by the vibrator 1. The signal from which the noise is removed passes through the buffer 14 and the slip ring 15, and is transmitted to the observation device 3 via the pulse unit 5.

【００３０】以上の様に、モータ１７の回転に同期して
送受信を繰り返し、ラジアル走査の断層画像を超音波観
測装置３のモニタ上に映し出す。As described above, the transmission and reception are repeated in synchronization with the rotation of the motor 17, and the tomographic image of the radial scan is displayed on the monitor of the ultrasonic observation apparatus 3.

【００３１】以上の構成により、電子内視鏡等の外乱の
要因となる機器と併用してもノイズが現われることがな
く、Ｓ／Ｎ比の良い断層画像を得ることができ、診断の
支障となることもなく使用できる。また、ダミーの振動
子７及び同軸ケーブル８を追加し、差動増幅をとるだけ
で、Ｓ／Ｎ比の向上実現を実現でき、装置の大幅な改良
を必要としない。With the above configuration, noise does not appear even when used in combination with a device such as an electronic endoscope that causes a disturbance, a tomographic image with a good S / N ratio can be obtained, and diagnosis is hindered. It can be used without becoming. Further, the S / N ratio can be improved and realized only by adding the dummy vibrator 7 and the coaxial cable 8 and performing differential amplification, and the apparatus need not be significantly improved.

【００３２】図２は本発明の第２実施例に係る超音波診
断装置の全体的な構成図である。FIG. 2 is an overall configuration diagram of an ultrasonic diagnostic apparatus according to the second embodiment of the present invention.

【００３３】図２に示す本第２実施例の装置５０は、図
１に示す第１実施例の装置とほぼ同じ構成であり、異な
る部分についてのみ説明する。尚、その他、第１実施例
と同様の構成及び作用については、同じ符号を付して説
明を省略する。The apparatus 50 of the second embodiment shown in FIG. 2 has substantially the same structure as the apparatus of the first embodiment shown in FIG. 1, and only different parts will be described. The other configurations and operations similar to those of the first embodiment are designated by the same reference numerals and the description thereof will be omitted.

【００３４】前記同軸ケーブル６，８と、ヘッドアンプ
１６との間には、スリップリング１５を介装している。
電気的接続は第１実施例と同様で、同軸ケーブル６，８
は、ヘッドアンプ１６のリミッタ回路１１，１３をそれ
ぞれ介して、前記差動アンプ１２に接続されている。差
動アンプ１２により差動増幅された信号は、前記バッフ
ァ１４を介し、前記パルスユニット５を通して観測装置
３へ送られるようになっている。また、パルサー１９の
出力する駆動パルスは、ヘッドアンプ１６を通り、さら
にスリップリング１５、及び同軸ケーブル６を経て、振
動子１に印加されるようになっている。A slip ring 15 is interposed between the coaxial cables 6 and 8 and the head amplifier 16.
The electrical connection is the same as in the first embodiment, and the coaxial cables 6 and 8 are
Are connected to the differential amplifier 12 via limiter circuits 11 and 13 of the head amplifier 16, respectively. The signal differentially amplified by the differential amplifier 12 is sent to the observation device 3 via the buffer 14 and the pulse unit 5. The drive pulse output from the pulser 19 is applied to the vibrator 1 through the head amplifier 16, the slip ring 15, and the coaxial cable 6.

【００３５】前記構成で、モータ１７はプローブ２を回
転させ、エンコーダ１８の位置信号を観測装置３へ伝送
する。一方、観測装置３は位置信号に同期して送信トリ
ガを発し、送信トリガによパルサー１９は駆動パルスを
発する。前記駆動パルスはヘッドアンプ１６を通り、ス
リップリング１５を経て、振動子１へ導かれる。In the above structure, the motor 17 rotates the probe 2 and transmits the position signal of the encoder 18 to the observation device 3. On the other hand, the observation device 3 emits a transmission trigger in synchronization with the position signal, and the pulsar 19 emits a driving pulse in response to the transmission trigger. The drive pulse passes through the head amplifier 16, the slip ring 15, and is guided to the vibrator 1.

【００３６】本第２実施例では、モータ１７等の回転系
からヘッドアンプ１６を分離して設置できるので、回転
系のノイズの影響を小さくすることができる。その他の
構成及び作用効果は、第１実施例と同様で、説明を省略
する。In the second embodiment, since the head amplifier 16 can be installed separately from the rotary system such as the motor 17, the influence of noise in the rotary system can be reduced. The rest of the configuration, functions and effects are the same as those of the first embodiment, and the explanation is omitted.

【００３７】図３は本発明の第３実施例に係る超音波プ
ローブの構成図である。FIG. 3 is a block diagram of an ultrasonic probe according to the third embodiment of the present invention.

【００３８】図３に示す装置は、ダミーの負荷が図１に
示すプローブと異なるプローブ５１を有している。この
プローブ５１の異なる点は、ダミーの振動子７に代え
て、キャパシタ５２を有していることである。このプロ
ーブ５１は、チップ状のキャパシタ５２を用いており、
振動子を２つ併設した第１実施例のプローブ２より小型
化できることにある。また、安価である。インピーダン
スは、およそ同じにしてあるので、ノイズ除去効果も大
きい。The apparatus shown in FIG. 3 has a probe 51 whose dummy load is different from that of the probe shown in FIG. The difference of this probe 51 is that it has a capacitor 52 instead of the dummy vibrator 7. This probe 51 uses a chip-shaped capacitor 52,
The probe 2 can be made smaller than the probe 2 of the first embodiment in which two oscillators are provided. It is also inexpensive. Since the impedances are approximately the same, the noise removal effect is also large.

【００３９】図４は本発明の第４実施例に係る超音波プ
ローブの構成図である。FIG. 4 is a block diagram of an ultrasonic probe according to the fourth embodiment of the present invention.

【００４０】図４に示すプローブ５３が、図３に示す第
３実施例のプローブと異なるところはダミーの負荷がな
く、前記同軸ケーブル８がオープンとなっていることで
ある。その他、第３実施例と同様の構成及び作用につい
ては、同じ符号を付して説明を省略する。The probe 53 shown in FIG. 4 differs from the probe of the third embodiment shown in FIG. 3 in that there is no dummy load and the coaxial cable 8 is open. Other configurations and operations similar to those of the third embodiment are designated by the same reference numerals and description thereof will be omitted.

【００４１】本第４実施例は、第３実施例のものよりさ
らに小型化できることにある。また安価であると共に、
振動子１として、高周波のインピーダンスの大きい振動
子を使用した場合、ダミーの先端をオープンにしても、
振動子１が負荷として接続されている場合とほぼ同じイ
ンピーダンスであり、同レベルのノイズを受けるので、
ノイズ除去効果も大きい。The fourth embodiment is capable of being further miniaturized as compared with the third embodiment. In addition to being inexpensive,
When a vibrator with high-frequency impedance is used as the vibrator 1, even if the tip of the dummy is opened,
Since the oscillator 1 has almost the same impedance as when it is connected as a load and receives the same level of noise,
The noise removal effect is also great.

【００４２】図５は本発明の第５実施例に係り、図４に
示すプローブ先端の実装構造を示す。FIG. 5 relates to a fifth embodiment of the present invention and shows a mounting structure of the probe tip shown in FIG.

【００４３】図５に示すプローブの先端には、ハウジン
グ２２を有している。このハウジング２２の後端には、
前記フレシキブルシャフト９が接続されている。ハウジ
ング２２内の先端には、タングステンで構成されたダン
パー材２３が配置され、このダンパー材２３の周りは絶
縁材２４により覆われている。A housing 22 is provided at the tip of the probe shown in FIG. At the rear end of this housing 22,
The flexible shaft 9 is connected. A damper material 23 made of tungsten is disposed at the tip of the housing 22, and the periphery of the damper material 23 is covered with an insulating material 24.

【００４４】前記絶縁材２４の上には、前記振動子１が
載置されており、この振動子１と絶縁材２４の間に位置
する電極２５は、＋側電極である一方、振動子１の上側
の電極２６が−側電極となっている。前記電極２６は、
ハウジング２２と導電性接着剤（以下、導電性ＣＥと略
記する）２７により接続されていると共に、ハウジング
２２と同軸ケーブル６のシールドライン２８とは、導電
性ＣＥ２７により接続されている。このようにして、電
極２６は、シールドライン２８に接続されてＧＮＤ電位
となっている。一方、同軸ケーブル６の芯線２９は、電
極２５と導電性ＣＥ２７により接続されている。The vibrator 1 is placed on the insulating material 24, and the electrode 25 located between the vibrator 1 and the insulating material 24 is the + side electrode, while the vibrator 1 The electrode 26 on the upper side of is a negative electrode. The electrode 26 is
The housing 22 is connected by a conductive adhesive (hereinafter abbreviated as conductive CE) 27, and the housing 22 and the shield line 28 of the coaxial cable 6 are connected by a conductive CE 27. In this way, the electrode 26 is connected to the shield line 28 and is at the GND potential. On the other hand, the core wire 29 of the coaxial cable 6 is connected to the electrode 25 by the conductive CE 27.

【００４５】また、前記芯線３０の周りは、ハウジング
２２及び導電性ＣＥ２７により、ＧＮＤにて完全にシー
ルドされている。また、ダミーケーブル８は先端が開放
されたまま、同軸ケーブル６に並接されており、その周
りはＧＮＤにてシールドされている。Further, the circumference of the core wire 30 is completely shielded by GND by the housing 22 and the conductive CE 27. Further, the dummy cable 8 is juxtaposed to the coaxial cable 6 with its tip open, and its surroundings are shielded by GND.

【００４６】本第５実施例では、先端の負荷である振動
子１はシールドされており、この振動子１からはノイズ
が受けにくくなっている。ノイズを受ける部分として
は、振動子１と比較すると同軸ケーブルの割り合いが高
くなるが、本実施例では、同軸ケーブル６，８に乗った
ノイズは、前述したように差動をとることでノイズが除
去され、Ｓ／Ｎ比の良い画像を得ることができ、診断上
有効である。In the fifth embodiment, the vibrator 1, which is the load at the tip, is shielded, and noise is less likely to be received from the vibrator 1. As for the portion that receives noise, the proportion of the coaxial cable is higher than that of the vibrator 1. However, in this embodiment, the noise on the coaxial cables 6 and 8 is reduced by taking the differential as described above. Is removed, and an image with a good S / N ratio can be obtained, which is effective for diagnosis.

【００４７】図６は本発明の第６実施例に係り、図４に
示すプローブ先端の実装構造の他の例を示す。FIG. 6 relates to a sixth embodiment of the present invention and shows another example of the probe tip mounting structure shown in FIG.

【００４８】図６に示すプローブが、図５に示すプロー
ブと異なる箇所は、ダミー用の同軸ケーブル８の先端皮
ふくをとり、そのシールドライン３１を導電ＣＥ２７を
介して、ハウジング２２に接地した点である。The probe shown in FIG. 6 is different from the probe shown in FIG. 5 in that the dummy end of the coaxial cable 8 is removed and the shield line 31 is grounded to the housing 22 via the conductive CE 27. Is.

【００４９】以上の様に接地することで、同軸ケーブル
の受端側と先端のインピーダンス、第５実施例のものよ
り、耐ノイズでさらに有利になる。By grounding as described above, the impedance at the receiving end and the tip of the coaxial cable, which is more noise resistant than that of the fifth embodiment, is more advantageous.

【００５０】図７は本発明の第７実施例に係るプローブ
の構成図である。図７に示すプローブは、図４に示す第
４実施例のプローブにおいて、ダミーのケーブル８を除
くと共に、同軸ケーブル６に代えて、２芯シールド線３
３を用いている。２芯シールド線３３は、先端側で、芯
線の一方に前記振動子１を接続すると共に、芯線の他方
を開放としている。芯線の他方は、ダミーとして用いて
おり、その後端は、図４のプローブと同様に接続されて
いる。FIG. 7 is a block diagram of a probe according to a seventh embodiment of the present invention. The probe shown in FIG. 7 differs from the probe of the fourth embodiment shown in FIG. 4 in that the dummy cable 8 is removed and the coaxial cable 6 is replaced by the two-core shielded wire 3
3 is used. The two-core shielded wire 33 connects the vibrator 1 to one of the core wires and opens the other of the core wires on the tip side. The other end of the core wire is used as a dummy, and its rear end is connected in the same manner as the probe of FIG.

【００５１】本第６実施例のプローブでは、２つの同軸
ケーブルを併設したものより、プローブ径が細くなり、
挿入性を向上できると共に、細径の体腔内にも適用で
き、診断上有効である。In the probe of the sixth embodiment, the probe diameter is smaller than that in which two coaxial cables are provided side by side.
The insertability can be improved and it can be applied to a small body cavity, which is effective for diagnosis.

【００５２】図８は本発明の第８実施例に係り、図７に
示すプローブ先端の実装構造を示す。本実施例は、第６
実施例のプローブにおいて、同軸ケーブル６，８に代え
て、２芯シールド線３３を有しているものであり、芯線
の他方３２は解放されている一方、シールドライン３１
を導電ＣＥ２７を介して、ハウジング２２に接地されて
いる。その他、第６実施例と同様の構成及び作用につい
ては、同じ符号を付して説明を省略する。本実施例の効
果は、図７に示す第７実施例と同様である。FIG. 8 relates to an eighth embodiment of the present invention and shows a mounting structure of the probe tip shown in FIG. This embodiment is the sixth
The probe of the embodiment has a two-core shielded wire 33 in place of the coaxial cables 6 and 8, and the other core wire 32 is released while the shielded wire 31 is provided.
Is grounded to the housing 22 through the conductive CE 27. Other configurations and operations similar to those of the sixth embodiment are designated by the same reference numerals, and description thereof will be omitted. The effects of this embodiment are similar to those of the seventh embodiment shown in FIG.

【００５３】図９は本発明の第９実施例に係り、図９は
プローブを接続したヘッドアンプの電気回路図である。FIG. 9 relates to a ninth embodiment of the present invention, and FIG. 9 is an electric circuit diagram of a head amplifier to which a probe is connected.

【００５４】まず、図９に示す構成の概略を説明する。
図９に示す本実施例のプローブ５９は、振動子Ｔｒ1
と、この振動子Ｔｒ1に接続された同軸ケーブルＷ1と、
一端が解放されたダミーの同軸ケーブルＷ2とを有して
いる。プローブ５９には、ヘッドアンプ５４が接続され
ている。First, the outline of the configuration shown in FIG. 9 will be described.
The probe 59 of this embodiment shown in FIG.
And a coaxial cable W1 connected to this oscillator Tr1,
It has a dummy coaxial cable W2 whose one end is released. The head amplifier 54 is connected to the probe 59.

【００５５】また、図９にはヘッドアンプ５４の詳細を
示してある。ヘッドアンプ５４には、図示しないパルサ
ーからの駆動パルスが入力される。このパルスは、ダイ
オードＤ3を介して、ヘッドアンプ５６に接続された前
記プローブ５９の振動子Ｔ1に供給されようになってい
る。Further, FIG. 9 shows details of the head amplifier 54. A drive pulse from a pulser (not shown) is input to the head amplifier 54. This pulse is supplied to the oscillator T1 of the probe 59 connected to the head amplifier 56 via the diode D3.

【００５６】前記ヘッドアンプ５４は、振動子Ｔｒ1及
び同軸ケーブルＷ1と、ダミーの同軸ケーブルＷ2とが受
けたノイズ成分を差動により除去して、Ｓ／Ｎ比の良い
反射エコー信号を出力するものである。ヘッドアンプ５
４は、リミッタ回路５５ａ，５５ｂ、差動アンプ５６、
及びバッファ５７を有している。The head amplifier 54 differentially removes noise components received by the oscillator Tr1 and the coaxial cable W1 and the dummy coaxial cable W2, and outputs a reflected echo signal having a good S / N ratio. Is. Head amplifier 5
4 is a limiter circuit 55a, 55b, a differential amplifier 56,
And a buffer 57.

【００５７】前記同軸ケーブルＷ1は、カップリング用
のコンデンサＣ1を介して、リミッタ回路５５ａに接続
されていると共に、ダイオードＤ3のカソードが接続さ
れている。一方、ダミーの同軸ケーブルＷ2は、カップ
リング用のコンデンサＣ3を介して、リミッタ回路５５
ｂに接続されている。The coaxial cable W1 is connected to the limiter circuit 55a via the coupling capacitor C1 and the cathode of the diode D3. On the other hand, the dummy coaxial cable W2 is connected to the limiter circuit 55 via the coupling capacitor C3.
connected to b.

【００５８】前記ダイオードＤ3のカソードは、同軸ケ
ーブルＷ2を介して、振動子Ｔr1の＋電極が接続されて
いる。また、ダイオードＤ3のカソードには、一端が接
地された抵抗器Ｒ5が接続されている。この抵抗器Ｒ5
は、振動子Ｔr1の電位を安定させるためのものである。
また、コンデンサＣ1は、後段にあるリミッタ回路５５
ａより流れる電流を抵抗器Ｒ5に流さないためのもので
ある。The cathode of the diode D3 is connected to the positive electrode of the oscillator Tr1 via the coaxial cable W2. A resistor R5 whose one end is grounded is connected to the cathode of the diode D3. This resistor R5
Is for stabilizing the potential of the oscillator Tr1.
The capacitor C1 is connected to the limiter circuit 55 in the subsequent stage.
This is for preventing the current flowing from a from flowing through the resistor R5.

【００５９】また、前記ダイオードＤ3のアノードに
は、図示しないパルサーが接続されている。A pulser (not shown) is connected to the anode of the diode D3.

【００６０】前記リミッタ回路５５ａは、電圧Ｖの電源
に一端が接続された抵抗器Ｒ1、ダイオードＤ1，Ｄ2、
及び抵抗器Ｒ2，Ｒ3で構成されている。前記リミッタ回
路５５ｂには、Ｒ1→Ｄ1→Ｒ2に電流Ｉ（抵抗器Ｒ2に流
れる電流）が流れており、 Ｉ＝（Ｖ−０．６）／（２Ｒ1−Ｒ2）となる。（但し、
ダイオードＤ1の電圧降下を０．６Ｖとする）。ダイオ
ードＤ1のカソード側の電位が変化すると、電流Ｉが変
化し、同様に抵抗器Ｒ3を流れる電流も変化する。The limiter circuit 55a has a resistor R1, one end of which is connected to a power source of voltage V, diodes D1 and D2,
And resistors R2 and R3. In the limiter circuit 55b, a current I (current flowing in the resistor R2) flows from R1 → D1 → R2, and I = (V−0.6) / (2R1−R2). (However,
The voltage drop of the diode D1 is 0.6V). When the cathode side potential of the diode D1 changes, the current I changes, and the current flowing through the resistor R3 also changes.

【００６１】以上の構成により、ダイオードＤ1のカソ
ード電位が、ダイオードＤ2のカソードに現われ、信号
を伝達している。逆に、ダイオードＤ1のカソードの電
位が、 Ｖ−２Ｒ1（Ｖ−０．６）／（２Ｒ1＋Ｒ2） より大きくなると信号は、クリップされダイオードＤ2
のカソードへとは出力されない。よって、１００Ｖ近い
パルサー波形は、クリップされ、受信（反射エコー）信
号は後段の差動アンプ５６へ伝達される。ダイオードＤ
2のカソードに伝達された信号は、一端が接地されたコ
ンデンサＣ2の他端が接続された抵抗器Ｒ4にて終端さ
れ、整合されている。With the above structure, the cathode potential of the diode D1 appears at the cathode of the diode D2 and transmits a signal. Conversely, when the potential of the cathode of the diode D1 becomes larger than V-2R1 (V-0.6) / (2R1 + R2), the signal is clipped and the diode D2
Is not output to the cathode of. Therefore, the pulser waveform near 100 V is clipped, and the received (reflected echo) signal is transmitted to the differential amplifier 56 in the subsequent stage. Diode D
The signal transmitted to the cathode of 2 is terminated and matched by the resistor R4 having the other end of the capacitor C2 whose one end is grounded.

【００６２】このようにして、差動アンプ５６のトラン
ジスタＱ1のベースに、振動子Ｔr1の反射エコー信号
（受信信号）が入力される。In this way, the reflected echo signal (received signal) of the oscillator Tr1 is input to the base of the transistor Q1 of the differential amplifier 56.

【００６３】また、前記記リミッタ回路５５ｂは、切り
換え部５５ｃを介して電圧Ｖの電源に一端が接続された
抵抗器Ｒ6，ダイオードＤ4，Ｄ5，抵抗器Ｒ7，Ｒ8で構
成されている。そして、振動子Ｔr1の反射エコー信号と
同時に、同軸ケーブルＷ2の外乱（ノイズ）も、リミッ
タ回路５５ｂを介して、トランジスタＱ2に入力され
る。尚、切り換え部５５ｃにより、抵抗器Ｒ6の一端に
は、前記電圧Ｖの電源が接続される一方、切り換えによ
って、接地されるようにもなっている。The limiter circuit 55b is composed of a resistor R6, diodes D4 and D5, and resistors R7 and R8, one end of which is connected to the power source of the voltage V via the switching unit 55c. The disturbance (noise) of the coaxial cable W2 is also input to the transistor Q2 via the limiter circuit 55b at the same time as the reflected echo signal of the oscillator Tr1. The switching unit 55c connects the power source of the voltage V to one end of the resistor R6, while it is also grounded by switching.

【００６４】ここで、前記反射エコー信号の入力段と異
なる点は、一端が接地されたコンデンサＣ9の他端が接
続された抵抗器Ｒ9が、可変抵抗器であることである。
終端抵抗Ｒ9を調整して、同軸ケーブルＷ1で受けたノイ
ズと、ダミーの同軸ケーブルＷ2で受けたノイズとのレ
ベルを同じにして、同軸ケーブルＷ2のノイズを、次段
の差動アンプ５６のトランジスタＱ2のベースに入力し
ている。Here, the point different from the input stage of the reflected echo signal is that the resistor R9 connected to the other end of the capacitor C9 whose one end is grounded is a variable resistor.
By adjusting the terminating resistor R9, the noise received by the coaxial cable W1 and the noise received by the dummy coaxial cable W2 are set to the same level, and the noise of the coaxial cable W2 is transferred to the transistor of the differential amplifier 56 at the next stage. I am inputting to the base of Q2.

【００６５】トランジスタＱ1，Ｑ2のエミッタ接地で構
成されているのが差動アンプ５６である。この差動アン
プ５６は、トランジスタＱ1，Ｑ2に加えて、トランジス
タＱ3、抵抗器Ｒ10〜Ｒ19、及びコンデンサＣ5〜Ｃ7か
ら構成されている。トランジスタＱ2のコレクタから信
号を取り出し、バッファ５７を構成するトランジスタＱ
4，Ｑ5のエミッタホロアで信号を出力している。尚、バ
ッファ５７は、トランジスタＱ4，Ｑ5に加えて、抵抗器
Ｒ20〜Ｒ24、及びコンデンサＣ8から構成されている。
トランジスタＱ5のエミッタからは、直列に接続された
コンデンサＣ8、及び抵抗器Ｒ24を介して、観測装置３
に反射エコー信号が出力されるようになっている。A differential amplifier 56 is formed by grounding the emitters of the transistors Q1 and Q2. The differential amplifier 56 includes, in addition to the transistors Q1 and Q2, a transistor Q3, resistors R10 to R19, and capacitors C5 to C7. Transistor Q that forms a buffer 57 by extracting a signal from the collector of transistor Q2
The signal is output by the emitter follower of Q4. The buffer 57 is composed of resistors R20 to R24 and a capacitor C8 in addition to the transistors Q4 and Q5.
From the emitter of the transistor Q5, the observation device 3 is connected via the capacitor C8 and the resistor R24 connected in series.
The reflected echo signal is output to.

【００６６】このヘッドアンプ５４の特徴は、リミッタ
回路５５ｂの抵抗器Ｒ6に加わる電源をＯＮ，ＯＦＦで
きることにある。The feature of this head amplifier 54 is that the power source applied to the resistor R6 of the limiter circuit 55b can be turned on and off.

【００６７】本実施例のヘッドアンプ５４は、差動増幅
によるノイズ除去に効果がある。このことは同軸ケーブ
ルＷ1，同軸ケーブルＷ2に同じレベルのノイズが乗るこ
とが大前提である。例えばダミーの同軸ケーブルＷ2を
同軸ケーブルＷ1と切り離してノイズをひろうことを試
みた時、ノイズが取れる時もあればかえってノイズを増
やす場合もありえる。本実施例の装置では、前記の様な
場合、つまりノイズが増えた場合やあまりノイズ取りの
効果の無い場合、ダミーの受信信号を切り離して振動子
Ｔr1からの反射エコー信号を単に増幅し、この状態でノ
イズが有効に除去できる場合もあり、選択の余地を広げ
たものである。The head amplifier 54 of this embodiment is effective in removing noise by differential amplification. This is premised on that the coaxial cable W1 and the coaxial cable W2 carry the same level of noise. For example, when the dummy coaxial cable W2 is separated from the coaxial cable W1 and an attempt is made to catch the noise, the noise may be removed or the noise may be increased. In the device of the present embodiment, in the case as described above, that is, when the noise increases or the noise removal effect is not so great, the dummy reception signal is separated and the reflected echo signal from the oscillator Tr1 is simply amplified. In some cases, noise can be effectively removed in some cases, and the choice is widened.

【００６８】図１０は本発明の第１０実施例に係り、図
１０はプローブを接続したヘッドアンプの電気回路図で
ある。図１０に示す本第１０実施例の装置は、図９に示
す第９実施例の差動アンプ５６の構成に加えて、バッフ
ァＵ1，Ｕ2を有している。その他、第９実施例と同様の
構成及び作用については、同じ符号を付して説明を省略
する。FIG. 10 relates to a tenth embodiment of the present invention, and FIG. 10 is an electric circuit diagram of a head amplifier to which a probe is connected. The device of the tenth embodiment shown in FIG. 10 has buffers U1 and U2 in addition to the configuration of the differential amplifier 56 of the ninth embodiment shown in FIG. Other configurations and operations similar to those of the ninth embodiment are designated by the same reference numerals, and description thereof will be omitted.

【００６９】図１０に示す差動アンプ５６Ａは、トラン
ジスタＱ1，Ｑ2の各ベースと、リミッタ回路５５ａ，５
５ｂの出力との間に、前記バッファＵ1，Ｕ2を介装して
いる。本実施例では、トランジスタＱ1，Ｑ2の入力イン
ピーダンスを無視でき、抵抗器Ｒ9の可変幅を広げるこ
とができる。The differential amplifier 56A shown in FIG. 10 has bases of the transistors Q1 and Q2 and limiter circuits 55a and 5a.
The buffers U1 and U2 are provided between the output and the output of 5b. In this embodiment, the input impedance of the transistors Q1 and Q2 can be ignored, and the variable width of the resistor R9 can be widened.

【００７０】図１１及び図１２は本発明の第１１実施例
に係り、図１１はプローブと駆動部のヘッドアンプのブ
ロック図、図１２は図１１に示す装置の信号の波形図で
ある。11 and 12 relate to the eleventh embodiment of the present invention. FIG. 11 is a block diagram of a head amplifier of a probe and a driving unit, and FIG. 12 is a signal waveform diagram of the device shown in FIG.

【００７１】図１１に示す装置は、図１０に示すプロー
ブ５９に、前記リミッタ１１，１３を接続し、アンプ３
４，可変増幅器３５を介して、前記差動アンプ１２に接
続されている。差動アンプ１２の出力は、反射エコー信
号として前記観測装置３へ出力されると共に、ノイズを
最小に抑える自動調整回路部を構成するゲート３６に入
力され。自動調整回路部は、前記反射エコー信号を反転
端子に入力する差動アンプ１２、及びゲート回路３６に
加えて、検波回路３７、積分回路３８、１ラインディレ
イ３９、比較回路４０、並びにコントローラ４１及び可
変増幅器３５からなるループである。In the device shown in FIG. 11, the limiters 11 and 13 are connected to the probe 59 shown in FIG.
4, connected to the differential amplifier 12 via a variable amplifier 35. The output of the differential amplifier 12 is output to the observing device 3 as a reflected echo signal, and is also input to a gate 36 that constitutes an automatic adjustment circuit unit that minimizes noise. The automatic adjustment circuit unit includes a detection circuit 37, an integration circuit 38, a one-line delay 39, a comparison circuit 40, a controller 41, and a controller 41, in addition to the differential amplifier 12 for inputting the reflected echo signal to the inverting terminal and the gate circuit 36. This is a loop including the variable amplifier 35.

【００７２】前記ゲート回路３６は、入力信号のうち、
時間的に遅い部分をゲートして、切り出して出力するも
のである。これにより、信号成分がほとんど無い、つま
りノイズ成分に相当する部分のみが得られる。検波回路
３７は、ゲートの出力を全波整流して出力するものであ
る。積分回路３８は、検波回路３７が出力するディテク
ト信号を積分し、直流化するものである。The gate circuit 36 receives the input signal from among the input signals.
It gates the part that is slow in time, cuts it out, and outputs it. As a result, there is almost no signal component, that is, only the portion corresponding to the noise component is obtained. The detection circuit 37 performs full-wave rectification on the output of the gate and outputs it. The integrating circuit 38 integrates the detect signal output from the detecting circuit 37 and converts it into a direct current.

【００７３】比較回路４０は、積分回路３８の出力と、
この積分回路３８の出力を遅延させる１ラインディレイ
３９の出力とを比較するものである。この比較回路３８
の出力がコントローラ４１に入力されるようになってい
る。The comparison circuit 40 outputs the output of the integration circuit 38 and
The output of the integrating circuit 38 is compared with the output of the 1-line delay 39 which delays the output. This comparison circuit 38
Is output to the controller 41.

【００７４】前記比較回路４０により、１ライン前の積
分値と現在の積分値とが比較され、その結果を基に、コ
ントローラ４１は、ノイズ成分の増減に応じて、可変増
幅器３５のゲインを可変するようになっている。The comparison circuit 40 compares the integrated value of one line before and the present integrated value, and based on the result, the controller 41 changes the gain of the variable amplifier 35 according to the increase or decrease of the noise component. It is supposed to do.

【００７５】尚、前記振動子Ｔｒ1には、送信トリガ
（Ｔｘトリガ）のタイミングで前記パルサー１２が出力
する駆動パルスが、供給されるようになっている。The vibrator Tr1 is supplied with the drive pulse output from the pulsar 12 at the timing of the transmission trigger (Tx trigger).

【００７６】図１２には図１１に示す装置の動作を示
す。図１２（ａ），（ａ′）は振動子Ｔｒ1の反射エコ
ー信号を示している。図１２（ｂ），（ｂ′）は可変増
幅器３５により増幅された同軸ケーブルＷ2からのノイ
ズ信号、（ｃ），（ｃ′）は差動アンプ１２の差動出力
を示している。図１２（ｄ）には、遠方の信号が帰って
こない時間（図１２（ｃ）に示すゲート期間）で信号を
切り出したゲート出力を示している。この切り出しは、
ゲート回路３６によって行われる。尚、図１２（ａ）
（ｂ）（ｃ）に示す信号は、図１２（ａ′）（ｂ′）
（ｃ′）に示す信号の１ライン前の信号である。FIG. 12 shows the operation of the apparatus shown in FIG. 12 (a) and 12 (a ') show the reflected echo signal of the oscillator Tr1. 12B and 12B 'are noise signals from the coaxial cable W2 amplified by the variable amplifier 35, and FIGS. 12C and 12C' are differential outputs of the differential amplifier 12. FIG. 12D shows a gate output obtained by cutting out a signal at a time (a gate period shown in FIG. 12C) in which a distant signal does not return. This cutout is
This is performed by the gate circuit 36. Incidentally, FIG. 12 (a)
The signals shown in (b) and (c) are as shown in FIGS.
This is a signal one line before the signal shown in (c ').

【００７７】図１２（ｄ）に示すゲート出力信号を検波
回路３７により検波した信号が、図１２（ｅ）に示すデ
ィテクト信号である。このディテクト信号を積分回路３
８で積分して、図１２（ｆ）に示すＶ1というレベルの
信号が作られる。The signal obtained by detecting the gate output signal shown in FIG. 12 (d) by the detection circuit 37 is the detect signal shown in FIG. 12 (e). This detect signal is applied to the integrating circuit 3
The signal of the level of V1 shown in FIG.

【００７８】次に、比較回路４０により、第１発目はノ
イズディテクト無限大と積分値Ｖ1とを比較した結果か
ら、コントローラ４１では、ノイズが小さくなったと判
定し、ノイズの可変増幅器３５を可変して増幅度を上げ
る。すると、図１２（ｆ′）に示すように、積分値Ｖ2
は小さくなる。そこで、さらに繰り返し、可変増幅器３
５の増幅率を大きくする。すると、ある時点でＶ1＜Ｖ2
の関係となり、この点でコントローラ４１は可変アンプ
３５の増幅率を小さくする。すなわち、コントローラ４
１は、ノイズ成分である積分値Ｖを最小値にする様、可
変増幅器３５のゲインを制御する。Next, from the result of the comparison circuit 40 comparing the noise detection infinity and the integral value V1 for the first time, the controller 41 determines that the noise is reduced, and the noise variable amplifier 35 is changed. And increase the degree of amplification. Then, as shown in FIG. 12 (f '), the integrated value V2
Becomes smaller. Therefore, the variable amplifier 3 is further repeated.
Increase the amplification factor of 5. Then, at some point V1 <V2
The controller 41 reduces the amplification factor of the variable amplifier 35 at this point. That is, the controller 4
1 controls the gain of the variable amplifier 35 so that the integrated value V, which is a noise component, is minimized.

【００７９】本実施例では、ノイズを除去するよう最適
にコントローラ４１が制御するので、手動による調整が
不要である。そして、本実施例では、ノイズ成分が変化
しても自動的に調整できる。In this embodiment, the controller 41 optimally controls so as to remove noise, so that manual adjustment is unnecessary. Further, in this embodiment, even if the noise component changes, the noise component can be automatically adjusted.

【００８０】図１３及び図１４は本発明の第１２実施例
に係り、図１３は本実施例の概念を説明するための図、
図１４はプローブを接続したヘッドアンプ、及びパルサ
ーの回路図である。図１３（１）は、振動子Ｔｒにマッ
チング用のコイルＬを負荷したプローブの構成図であ
る。このプローブは、振動子Ｔｒと、振動子Ｔｒを接続
した同軸ケーブルＷと、同軸ケーブルＷを介して振動子
Ｔｒに並列に接続されたコイルＬとを有している。尚、
ダミーのケーブルは、図示していない。13 and 14 relate to the twelfth embodiment of the present invention, and FIG. 13 is a diagram for explaining the concept of this embodiment,
FIG. 14 is a circuit diagram of a head amplifier to which a probe is connected and a pulser. FIG. 13A is a configuration diagram of a probe in which the matching coil L is loaded on the vibrator Tr. This probe has a vibrator Tr, a coaxial cable W connecting the vibrator Tr, and a coil L connected in parallel to the vibrator Tr via the coaxial cable W. still,
The dummy cable is not shown.

【００８１】前記構成にすることで、伝送系の容量をコ
イルＬで打ち消し、振動子Ｔｒに効率よくパワーを送る
ことができるものである。また、前記構成で振動子Ｔｒ
にチャージされた電荷がコイルＬを通して放電でき、振
動子Ｔｒの共振周波数の半波長で駆動することができ効
果的である。図１３（ｂ）参照。尚、図１３（ｂ）及び
（ｄ）の横軸は受信信号の周波数ｆ、縦軸はインピーダ
ンスＺである。また、図１３（ａ）及び（ｃ）の横軸は
時間ｔ、縦軸は受信信号の電圧Ｖである。With the above structure, the capacity of the transmission system can be canceled by the coil L, and power can be efficiently sent to the vibrator Tr. Further, in the above configuration, the oscillator Tr
It is effective that the electric charge charged in the oscillator can be discharged through the coil L and can be driven at a half wavelength of the resonance frequency of the oscillator Tr. See FIG. 13 (b). 13B and 13D, the horizontal axis represents the frequency f of the received signal and the vertical axis represents the impedance Z. 13A and 13C, the horizontal axis represents time t and the vertical axis represents the voltage V of the received signal.

【００８２】しかし、インピーダンスＺを測定すると、
図１３（ｂ）の如くコイルＬの自己共振によって、ある
任意の箇所で自己共振を起こし、インピーダンスの変化
が激しい。However, when the impedance Z is measured,
As shown in FIG. 13B, the self-resonance of the coil L causes self-resonance at a certain arbitrary position, and the impedance changes drastically.

【００８３】そこで、図１３（２）の如くコイルＬを除
いた構成にすると、図１３（ｃ）の如くインピーダンス
は安定する。一方、パルサー波形は、振動子Ｔｒに電荷
がチャージされ、同図（ｄ）の如く立ち上がりエッジだ
けで駆動することになるので、効率的には前記構成のも
のより劣ってしまう。Therefore, when the coil L is removed as shown in FIG. 13B, the impedance becomes stable as shown in FIG. 13C. On the other hand, the pulsar waveform is inferior in efficiency to that of the above configuration because the oscillator Tr is charged with electric charges and is driven only by the rising edge as shown in FIG.

【００８４】しかし、その一方で、後段の差動増幅器で
ノイズを除去することを考えた場合、同軸ケーブルＷ
と、ダミーケーブルのインピーダンスを合わせておく必
要がある。このため、図１３（ａ）の如くインピーダン
スを激しく変化させたくないという要望がある。On the other hand, on the other hand, when it is considered that noise is removed by the differential amplifier in the subsequent stage, the coaxial cable W
, And it is necessary to match the impedance of the dummy cable. Therefore, there is a demand that the impedance should not be changed drastically as shown in FIG.

【００８５】以上の点を考慮し、両方の長所を生かす一
方、欠点が生じない構成を図１４に示している。In consideration of the above points, FIG. 14 shows a configuration in which the advantages of both are taken advantage of but no defects are generated.

【００８６】図１４に示す本第１２実施例の装置は、図
９に示す装置とほぼ同様の構成であり、前記プローブ５
９と、ヘッドアンプ５４Ｂと、パルサー８９とを有して
いる。ヘッドアンプ５４Ｂは、図９に示すヘッドアンプ
５４とほぼ同様の構成であり、以下異なる点についての
み説明する。図１４において、前記ヘッドアンプ５４Ｂ
は、前記トランジスタＱ1及びＱ2以降の段が、差動増幅
器Ｕ3として表されている。その動作は、図９の構成と
同様である。尚、ダミーの同軸ケーブルＷ2と前記コン
デンサＣ3との間に、抵抗器Ｒ30が並列に接続されてい
る。また、前記抵抗器Ｒ6の一端は、電圧Ｖの電源に直
接接続されている。The apparatus of the twelfth embodiment shown in FIG. 14 has substantially the same structure as the apparatus shown in FIG.
9, a head amplifier 54B, and a pulsar 89. The head amplifier 54B has substantially the same configuration as the head amplifier 54 shown in FIG. 9, and only different points will be described below. In FIG. 14, the head amplifier 54B
The stage after the transistors Q1 and Q2 is represented as a differential amplifier U3. The operation is similar to the configuration of FIG. A resistor R30 is connected in parallel between the dummy coaxial cable W2 and the capacitor C3. Further, one end of the resistor R6 is directly connected to the power source of the voltage V.

【００８７】一方、パルサー８９は、アンプＵ4，Ｕ5、
ＦＥＴ（電荷効果トランジスタ）Ｑ6，Ｑ7、抵抗器Ｒ3
1，Ｒ32、コンデンサＣ4、トランスＴ1，ダイオードＤ
7、及び出力コイルＬ1から構成されている。このパルサ
ー８９は、アンプＵ4，Ｕ5に前記観測装置からの送信ト
リガを入力し、駆動パルスを前記ヘッドアンプ５４Ｂを
介して振動子Ｔｒ1へ供給するようになっている。On the other hand, the pulsar 89 includes amplifiers U4, U5,
FET (charge effect transistor) Q6, Q7, resistor R3
1, R32, capacitor C4, transformer T1, diode D
7 and an output coil L1. The pulsar 89 inputs the transmission trigger from the observing device to the amplifiers U4 and U5 and supplies the drive pulse to the vibrator Tr1 via the head amplifier 54B.

【００８８】前記パルサー８９の出力にコイルＬ1を並
列に接続し、放電系を作り、出力をダンピングさせる。
パルサー８９の出力段であるコイルＬ1と、振動子Ｔｒ1
の間に、直列に接続された前記ダイオードＤ3と並列
に、ダイオードＤ6を逆向きに接続している。The coil L1 is connected in parallel to the output of the pulsar 89 to form a discharge system and the output is damped.
The coil L1 which is the output stage of the pulsar 89 and the oscillator Tr1
In between, a diode D6 is connected in reverse direction in parallel with the diode D3 connected in series.

【００８９】そして、パルサー８９は、駆動パルスをダ
イオードＤ3，Ｄ6を通して、振動子Ｔr1に印加させる。
一方、振動子Ｔr1からの受信信号に関しては、ダイオー
ドＤ3，Ｄ6は高インピーダンス（０．６Ｖ以下の信号に
対し、前記ダイオードはオフする）となり、出力コイル
Ｌ1は振動子Ｔr1から切り放されたものとみなせる。従
って、出力コイルＬ1の影響はプローブ側からは見え
ず、振動子Ｔr1，同軸ケーブルＷ1より成るプローブの
インピーダンスは安定したものとなる。Then, the pulser 89 applies the drive pulse to the oscillator Tr1 through the diodes D3 and D6.
On the other hand, regarding the received signal from the oscillator Tr1, the diodes D3 and D6 have high impedance (the signal is turned off for signals of 0.6 V or less), and the output coil L1 is cut off from the oscillator Tr1. Can be regarded as Therefore, the influence of the output coil L1 cannot be seen from the probe side, and the impedance of the probe including the oscillator Tr1 and the coaxial cable W1 becomes stable.

【００９０】本第１１実施例では、プローブ側からは前
記出力コイルＬ1の影響は無視でき、振動子Ｔr1及び同
軸ケーブルＷ1と、ダミーの同軸ケーブルＷ2とのインピ
ーダンスは安定し、近似しているので差動増幅の差動効
果をあげることができる。一方、本実施例は、出力コイ
ルＬ1の働きで、振動子Ｔｒ1を効率よく駆動できる。In the eleventh embodiment, the influence of the output coil L1 can be ignored from the probe side, and the impedances of the oscillator Tr1 and the coaxial cable W1 and the dummy coaxial cable W2 are stable and approximate to each other. The differential effect of differential amplification can be improved. On the other hand, in the present embodiment, the output coil L1 serves to drive the oscillator Tr1 efficiently.

【００９１】図１５は本発明の第１３実施例に係るプロ
ーブを接続したヘッドアンプ、及びパルサーの回路図で
ある。図１５に示す装置は、出力コイルを複数有し、プ
ローブの種類に応じてコイルを切り換える構成となって
いる。その他、第１１実施例と同様の構成及び作用につ
いては、同じ符号を付して説明を省略する。以下、異な
る点についてのみ説明する。FIG. 15 is a circuit diagram of a head amplifier and a pulser to which a probe according to the thirteenth embodiment of the present invention is connected. The apparatus shown in FIG. 15 has a plurality of output coils and is configured to switch the coils according to the type of probe. Other configurations and operations similar to those of the eleventh embodiment are designated by the same reference numerals, and description thereof will be omitted. Only the different points will be described below.

【００９２】前記振動子Ｔr1及び同軸ケーブルＷ1で構
成されるプローブにマッチングする出力コイルＬは、パ
ルサー側に設けられているが、振動子Ｔr1が変わるとコ
イルＬも変える必要がある。そこで、プローブ検知Ｕ6
でプローブの振動子Ｔr1及び同軸ケーブルＷ1を検知
し、パルサー８９Ａに設けられた複数のコイルＬを切り
換えられる様に構成してある。The output coil L matching the probe composed of the oscillator Tr1 and the coaxial cable W1 is provided on the pulsar side, but the coil L needs to be changed when the oscillator Tr1 changes. Therefore, probe detection U6
Is used to detect the transducer Tr1 of the probe and the coaxial cable W1 and switch the plurality of coils L provided in the pulsar 89A.

【００９３】図１５に示すパルサー８９Ａは、図１４に
示すパルサー８９の出力コイルＬ1に代えて、出力段
に、複数の例えば出力コイルＬ2〜Ｌ4を並列に設けてい
る。出力コイルＬ2〜Ｌ4は、それぞれスイッチＳＷ1〜
ＳＷ3を介して並列に接続されている。スイッチＳＷ1〜
ＳＷ3は、スイッチ切り換え回路２１により切り換えら
れるようになっている。このスイッチ切り換え回路２１
は、前記プローブの近傍に設けられたプローブ検知Ｕ6
の検知信号に応じて、コイルを選択するようになってい
る。The pulsar 89A shown in FIG. 15 has a plurality of, for example, output coils L2 to L4 provided in parallel at the output stage instead of the output coil L1 of the pulsar 89 shown in FIG. The output coils L2 to L4 are switches SW1 to SW1, respectively.
They are connected in parallel via SW3. Switch SW1〜
SW3 is switched by the switch switching circuit 21. This switch switching circuit 21
Is a probe detector U6 provided near the probe.
The coil is selected according to the detection signal of.

【００９４】本実施例では、周波数の異なるプローブに
変えても、マッチング用のコイルＬが自動的に変わり、
適正なコイルが選択されて、振動子Ｔｒ1を効率良く駆
動できる。In this embodiment, the matching coil L automatically changes even if the probe is changed to a different frequency.
A proper coil is selected, and the vibrator Tr1 can be efficiently driven.

【００９５】図１６は本発明の第１４実施例に係る回路
図である。図１６に示す装置は、図１４に示す装置の構
成に加えて、フィルタを有している。このノイズカット
・フィルタ４６は、前記パルサー８９の出力コイルＬ1
と、ヘッドアンプ５４Ｂの前記ダイオードＤ3，Ｄ6との
間に介装されている。ヘッドアンプ５４Ｂなど、その他
の構成・作用は、第１２実施例と同様であり、同じ符号
を付して説明を省略する。FIG. 16 is a circuit diagram according to the fourteenth embodiment of the present invention. The device shown in FIG. 16 has a filter in addition to the configuration of the device shown in FIG. The noise cut filter 46 has an output coil L1 of the pulsar 89.
And the diodes D3 and D6 of the head amplifier 54B. Other configurations and operations, such as the head amplifier 54B, are the same as those in the twelfth embodiment, and the same reference numerals are given and the description thereof is omitted.

【００９６】パルサー８９とヘッドアンプとが離れてお
り、そこから外乱を受け、図１６の一転鎖線で示すよう
に、ノイズがヘッドアンプ側に回り込んでしまうことも
あり、ノイズ対策効果が顕著に上らないこともある。こ
の対策として、本実施例では、ヘッドアンプ５４Ｂの駆
動パルスの入力端にノイズカット・フィルタ４６を設
け、パルサー８９からヘッドアンプ５４Ｂの間に乗る外
乱を、ヘッドアンプ側に回り込まない様にしたことであ
る。本実施例では、パルサー８９とヘッドアンプ５４Ｂ
との間に乗る外乱を有効に除去できる。Since the pulsar 89 and the head amplifier are separated from each other, and there is a disturbance from them, as shown by the alternate long and short dash line in FIG. 16, noise may wrap around to the head amplifier side, and the noise countermeasure effect is remarkable. Sometimes it doesn't climb. As a countermeasure against this, in the present embodiment, a noise cut filter 46 is provided at the input end of the drive pulse of the head amplifier 54B so that the disturbance riding between the pulsar 89 and the head amplifier 54B is not spilled to the head amplifier side. Is. In this embodiment, the pulsar 89 and the head amplifier 54B are used.
The disturbance riding between and can be effectively removed.

【００９７】図１７は本発明の第１５実施例に係る回路
図である。図１７に示す装置のヘッドアンプは、アンプ
Ｕ10及びダイオードＤ10を介して、駆動パルスを前記振
動子Ｔｒ1へ入力すると共に、アンプＵ11及びダイオー
ドＤ11を介して、ダミーの同軸ケーブルＷ2にも駆動パ
ルスを入力するようになっている。FIG. 17 is a circuit diagram according to the fifteenth embodiment of the present invention. The head amplifier of the device shown in FIG. 17 inputs a drive pulse to the oscillator Tr1 via an amplifier U10 and a diode D10, and also supplies a drive pulse to a dummy coaxial cable W2 via an amplifier U11 and a diode D11. It is designed to be entered.

【００９８】本実施例は、ダミー側にも駆動パルスを入
力し、送信時に発生するパルスのリンヂングをダミー側
にも発生させ、差動により、前記原因のノイズ除去ある
いは軽減しようとするものである。In the present embodiment, the drive pulse is input also to the dummy side, the ringing of the pulse generated at the time of transmission is also generated on the dummy side, and differential noise is removed or reduced by the differential. .

【００９９】図１８（ａ），（ｂ）は本発明の第１６実
施例に係る装置の構成図である。18 (a) and 18 (b) are block diagrams of an apparatus according to the sixteenth embodiment of the present invention.

【０１００】図１８に示す装置は、図１に示す装置と同
じ構成・作用のものは同じ符号を付して説明を省略す
る。前記観測装置３の患者回路は、接続ケーブル４３を
介して前記パルスユニット５に接続されている。さら
に、前記パルスユニット５は、接続ケーブル４２を介し
て、駆動部４に接続され、前記振動子１に接続されてい
る。The apparatus shown in FIG. 18 has the same structure and operation as those of the apparatus shown in FIG. The patient circuit of the observation device 3 is connected to the pulse unit 5 via a connection cable 43. Further, the pulse unit 5 is connected to the drive unit 4 and the oscillator 1 via a connection cable 42.

【０１０１】また、患者回路の共通ＧＮＤは、図１８
（ａ）のようにパルスユニット５以外は、シールド構造
を取り、低インピーダンス化されている。The common GND of the patient circuit is shown in FIG.
As shown in (a), except for the pulse unit 5, a shield structure is adopted to reduce the impedance.

【０１０２】図１８（ａ）に示す装置では、パルスユニ
ット５での低インピーダンス化は不十分であった。イン
ピーダンスが高いことは、パルスユニット５でのノイズ
発生の一因となっていた。そこで、図１８（ｂ）に示す
本実施例の装置では、パルスユニット５の筐体をシール
ド構造にし、さらなる低インピーダンス化をはかり、ノ
イズ発生の一因をなくした。なお、パルスユニット５、
駆動部４の最外周は、例えばモールドなどで患者回路と
は絶縁されている。In the device shown in FIG. 18 (a), the impedance reduction in the pulse unit 5 was insufficient. The high impedance has contributed to noise generation in the pulse unit 5. Therefore, in the device of this embodiment shown in FIG. 18B, the casing of the pulse unit 5 has a shield structure to further reduce the impedance and eliminate the cause of noise generation. In addition, the pulse unit 5,
The outermost periphery of the drive unit 4 is insulated from the patient circuit by, for example, a mold.

【０１０３】図１９は本発明の第１６実施例に係る構成
図である。図１９に示す装置は、前記パルサー４を収納
する筐体４４の内側に、シールド構造となる患者ＧＮＤ
の接地用筐体４５が内設され、その中に患者回路となる
パルサー４、及び特性の異なるフィルターＦＬ1，ＦＬ
2、並びにスイッチＳＷ5，ＳＷ6が設けられている。振
動子からの反射エコー信号は、スイッチＳＷ5，ＳＷ6を
介して、フィルタＦＬ1またはフィルタＦＬ2のいずれか
一方を通過するようになっており、通過したエコー出力
は観測装置３に入力するようになっている。FIG. 19 is a configuration diagram according to the 16th embodiment of the present invention. The device shown in FIG. 19 includes a patient GND having a shield structure inside a casing 44 accommodating the pulsar 4.
Grounding case 45 is internally provided, and the pulsar 4 serving as a patient circuit and filters FL1 and FL having different characteristics are provided therein.
2 and switches SW5 and SW6 are provided. The reflected echo signal from the oscillator passes through either the filter FL1 or the filter FL2 via the switches SW5 and SW6, and the echo output passing through is input to the observation device 3. There is.

【０１０４】前記筐体４４と接地用筐体４５とは、絶縁
されており、高電圧による事故を防止するようになって
いる。The case 44 and the grounding case 45 are insulated from each other to prevent accidents due to high voltage.

【０１０５】前記構成では、接地用筐体４５を設けて、
患者ＧＮＤのインピーダンスを低くしている。また、フ
ィルタ、例えば電子内視鏡のノイズをカットするフィル
タＦＬ1，ＦＬ2により、Ｓ／Ｎ比の改善を図っている。
尚、筐体４４は、患者回路との間で耐圧がもてば、モー
ルドでもいいし、金属で形成しても良く、金属の場合に
は大地に接地しても良い。In the above configuration, the grounding case 45 is provided,
The impedance of the patient GND is lowered. Further, the S / N ratio is improved by filters, for example, filters FL1 and FL2 that cut noise of the electronic endoscope.
The housing 44 may be a mold or may be made of metal as long as it can withstand the pressure with the patient circuit, and may be grounded to the ground in the case of metal.

【０１０６】図２０には本発明の第１７実施例に係る超
音波診断装置６０を示す。図２１は図２０に示す装置の
動作説明するための波形図である。超音波診断装置６０
は、超音波プローブ６１と、観測装置６２と、ＣＲＴ６
３とで構成されている。FIG. 20 shows an ultrasonic diagnostic apparatus 60 according to the 17th embodiment of the present invention. FIG. 21 is a waveform diagram for explaining the operation of the device shown in FIG. Ultrasonic diagnostic equipment 60
Is an ultrasonic probe 61, an observation device 62, a CRT 6
3 and 3.

【０１０７】前記超音波プローブ６１の先端の探触子６
４内には、超音波振動子６５が設けられている。この超
音波振動子６５は、フレシキブルシャフト６６を介して
モータ６７に接続され、このモータ６７により振動子６
５が回転駆動されるようになっている。The probe 6 at the tip of the ultrasonic probe 61.
An ultrasonic transducer 65 is provided in the unit 4. The ultrasonic oscillator 65 is connected to a motor 67 via a flexible shaft 66, and the oscillator 67 is connected by the motor 67.
5 is rotationally driven.

【０１０８】また、モータ６７の回転軸に対して１：１
の回転比で、エンコーダ６８が接続されている。このエ
ンコーダ６８からは、回転角度検出信号であるＡ相及び
Ｂ相のパルス信号が送信回路６９に出力されるようにな
っている。Further, the rotation axis of the motor 67 is 1: 1.
The encoder 68 is connected at a rotation ratio of. From the encoder 68, pulse signals of A phase and B phase, which are rotation angle detection signals, are output to the transmission circuit 69.

【０１０９】前記超音波振動子６５は、フレシキブルシ
ャフト６６に内装された信号線７０により、図示しない
スリップリング等を介して、送信回路６９、及び信号分
離回路７１に接続されている。前記信号分離回路６１に
は、信号線７０を介して超音波受信信号が入力される。
信号分離回路７１はＡ／Ｄ変換器７２、及びメモリ７
３、Ｄ／Ａ変換器７４を介して、差動増幅器７５の非反
転端子に接続される。また、信号分離回路７１は、信号
線７６を介して差動増幅器７５の反転端子に接続され
る。The ultrasonic transducer 65 is connected to the transmission circuit 69 and the signal separation circuit 71 by a signal line 70 incorporated in the flexible shaft 66 via a slip ring or the like (not shown). An ultrasonic wave reception signal is input to the signal separation circuit 61 via a signal line 70.
The signal separation circuit 71 includes an A / D converter 72 and a memory 7.
3, via the D / A converter 74, is connected to the non-inverting terminal of the differential amplifier 75. Further, the signal separation circuit 71 is connected to the inverting terminal of the differential amplifier 75 via the signal line 76.

【０１１０】前記差動増幅器７５は、Ａ／Ｄ変換器７７
を介してデジタル・スキャニング・コンバータ（以下
Ｄ．Ｓ．Ｃと略記する）７８に接続されている。Ｄ．
Ｓ．Ｃ７８には前記ＣＲＴ６３が接続され、ＣＲＴ６３
は、Ｄ．Ｓ．Ｃ７８が構築した超音波断層画像を表示す
るようになっている。The differential amplifier 75 is an A / D converter 77.
It is connected to a digital scanning converter (hereinafter abbreviated as DSC) 78 via. D.
S. The CRT63 is connected to the C78, and the CRT63
D. S. The ultrasonic tomographic image constructed by C78 is displayed.

【０１１１】前記Ｄ．Ｓ．Ｃ７８は、モータ・サーボ回
路７９を介して、モータ６７の回転を制御すると共に、
送信のタイミングも制御するようになっている。The above D. S. The C 78 controls the rotation of the motor 67 via the motor / servo circuit 79, and
It also controls the transmission timing.

【０１１２】前記構成で、超音波振動子６５で受信され
た受信信号は、信号線７０を通って信号分離回路７１に
入力される。この信号分離回路７１は、図２１に示した
ように、送信回路６９から超音波振動子７５に駆動パル
スを出力した時の受信信号８０Ａ，８１Ａと、超音波振
動子６５に駆動パルスを出力しない時の受信信号８０
Ｂ，８１Ｂとを増幅後、分離するものである。In the above configuration, the reception signal received by the ultrasonic transducer 65 is input to the signal separation circuit 71 through the signal line 70. As shown in FIG. 21, the signal separation circuit 71 does not output the received signals 80A and 81A when the transmission circuit 69 outputs the drive pulse to the ultrasonic transducer 75 and the ultrasonic transducer 65. Received signal 80
B and 81B are amplified and then separated.

【０１１３】また、信号分離回路７１は、分離した受信
信号８０Ａ，８１Ａ及び８０Ｂ，８１Ｂのノイズ成分の
周波数及び位相を分析、比較するようになっている。そ
して、信号分離回路７１は、反射エコー信号を含む受信
信号８０Ａ，８１Ａのノイズ成分の周波数、位相と一致
させるように、受信信号８０Ｂ，８１Ｂを補正するよう
になっている。Further, the signal separation circuit 71 is adapted to analyze and compare the frequencies and phases of the noise components of the separated reception signals 80A, 81A and 80B, 81B. Then, the signal separation circuit 71 corrects the reception signals 80B and 81B so as to match the frequencies and phases of the noise components of the reception signals 80A and 81A including the reflected echo signals.

【０１１４】反射エコー信号を含む受信信号８０Ａ，８
１Ａは、Ａ／Ｄ変換器７２でディジタル信号に変換さ
れ、メモリ７３に格納される。格納されたディジタル信
号は、受信信号８０Ｂ，８１Ｂを補正した信号が、差動
増幅器７５に入るタイミングに合わせて、Ｄ／Ａ変換器
７４でアナログ信号に変換され、差動増幅器７５に入力
される。Received signals 80A, 8 including reflected echo signals
1A is converted into a digital signal by the A / D converter 72 and stored in the memory 73. The stored digital signal is converted into an analog signal by the D / A converter 74 at the timing when the signal obtained by correcting the received signals 80B and 81B enters the differential amplifier 75, and is input to the differential amplifier 75. .

【０１１５】差動増幅器７５は２つの信号を差動増幅
し、外来ノイズ成分を除去した後、反射エコー信号の
み、Ａ／Ｄ変換器７７に出力する。Ａ／Ｄ変換器７７に
て反射エコー信号はディジタル信号に変換される。Ｄ．
Ｓ．Ｃ７８にて入力信号は、テレビジョン信号に変換さ
れ、ＣＲＴ６３ではＳ／Ｎ比の良い超音波断層画像が映
し出される。The differential amplifier 75 differentially amplifies the two signals, removes external noise components, and then outputs only the reflected echo signal to the A / D converter 77. The reflected echo signal is converted into a digital signal by the A / D converter 77. D.
S. The input signal is converted into a television signal in C78, and an ultrasonic tomographic image with a good S / N ratio is displayed on the CRT 63.

【０１１６】本実施例では、外来ノイズが除去されたＳ
／Ｎ比の良い超音波断層画像が表示でき、電子内視鏡と
組み合わせ用いてもて、鮮明な画像によって、より良い
超音波診断が行なえる。In this embodiment, S from which extraneous noise has been removed
An ultrasonic tomographic image with a good / N ratio can be displayed, and even when used in combination with an electronic endoscope, a better ultrasonic diagnosis can be performed with a clear image.

【０１１７】図２２及び図２３は本発明の第１８実施例
に係る動作説明図である。本実施例の装置の構成は、第
１７実施例と同じであり、図及び説明を省略すると共
に、異なる動作について説明する。22 and 23 are operation explanatory diagrams according to the eighteenth embodiment of the present invention. The configuration of the device of this embodiment is the same as that of the seventeenth embodiment, and the illustration and description thereof will be omitted and different operations will be described.

【０１１８】超音波振動子６５で受信された受信信号
は、信号線７０を通って信号分離回路７１に入力され
る。この信号分離回路７１は、受信信号を増幅後、図２
２に示したように、受信信号を診断領域の受信信号８２
Ａと、非診断し領域の受信信号８２Ｂに分離する。The reception signal received by the ultrasonic transducer 65 is input to the signal separation circuit 71 through the signal line 70. The signal separation circuit 71, after amplifying the received signal,
As shown in FIG. 2, the received signal is the received signal 82 in the diagnostic area.
A and the non-diagnostic area received signal 82B are separated.

【０１１９】診断領域は図２３に示したように、前記Ｃ
ＲＴ６３の超音波画像８３の表示範囲８４に相当する。
前記信号分離回路７１は、分離した受信信号８２Ａ，８
２Ｂのノイズ成分の周波数及び位相を分析、比較し、診
断領域の受信信号８２Ａのノイズ成分の周波数、位相と
一致させるように、非診断領域の受信信号８２Ｂを補正
する。また、受信信号８２Ｂは、信号分離回路７１によ
り、反射エコー信号成分を除去するように補正される。
その他の構成及び作用効果は、第１７実施例と同様で、
説明を省略する。The diagnostic area is, as shown in FIG.
It corresponds to the display range 84 of the ultrasonic image 83 of RT63.
The signal separating circuit 71 separates the received signals 82A, 8 separated.
The frequency and phase of the noise component of 2B are analyzed and compared, and the reception signal 82B of the non-diagnosis region is corrected so as to match the frequency and phase of the noise component of the reception signal 82A of the diagnosis region. Further, the received signal 82B is corrected by the signal separation circuit 71 so as to remove the reflected echo signal component.
Other configurations and effects are similar to those of the seventeenth embodiment,
The description is omitted.

【０１２０】図２４は第１７，１８実施例の変形例に係
る構成図である。以下、異なる点についてのみ説明す
る。FIG. 24 is a block diagram showing a modification of the seventeenth and eighteenth embodiments. Only the different points will be described below.

【０１２１】図２４に示す装置は、図２０に示す装置の
信号分離回路７１、Ａ／Ｄ変換器７２，７７、メモリ７
３、Ｄ／Ａ変換器７４、及び差動増幅器７７に代えて、
増幅器８５、Ａ／Ｄ変換器８６、メモリ８７、及び減算
器８８を有している。The apparatus shown in FIG. 24 is the same as the apparatus shown in FIG. 20, except for the signal separation circuit 71, the A / D converters 72 and 77, and the memory 7.
3, instead of the D / A converter 74 and the differential amplifier 77,
It has an amplifier 85, an A / D converter 86, a memory 87, and a subtractor 88.

【０１２２】図２４に示すように、増幅回路８５は、Ａ
／Ｄ変換器８６、メモリ８７を介して減算器８８に接続
されている。また、Ａ／Ｄ変換器８６の出力は、減算器
８８に接続されている。減算器８８は、前記Ｄ．Ｓ．Ｃ
７８に接続されている。その他の構成は、第１７及び第
１８実施例と同じであり、説明を省略する。As shown in FIG. 24, the amplifier circuit 85 is
It is connected to the subtractor 88 via the / D converter 86 and the memory 87. The output of the A / D converter 86 is connected to the subtractor 88. The subtractor 88 uses the D. S. C
It is connected to 78. Other configurations are the same as those in the seventeenth and eighteenth embodiments, and description thereof will be omitted.

【０１２３】前記構成で、超音波振動子６５で受信され
た受信信号は、信号線７０を通って増幅回路８５に入力
される。この増幅回路８５では、受信信号を増幅した
後、信号をＡ／Ｄ変換器８６に出力する。Ａ／Ｄ変換器
８６では、入力信号を時系列的にディジタル信号に変換
することにより、図２２に示したような２つの信号成分
８０Ａ，８１Ａ及び８０Ｂ，８１Ｂまたは、図２３に示
したような２つの信号成分８２Ａ，８２Ｂに分離でき
る。２つの信号８０Ａ，８０Ｂ（または信号８２Ａ，８
２Ｂ）のうち、一方の信号は、メモリ８７にいったん格
納され、他方の信号が減算器８８に入るタイミングで、
同時に減算器８８に入力される。減算器８８は２つの信
号を減算し、減算した信号がＤ．Ｓ．Ｃ７８に出力され
る。その他の作用は第１７及び第１８実施例と同じであ
り、説明を省略する。In the above structure, the reception signal received by the ultrasonic transducer 65 is input to the amplification circuit 85 through the signal line 70. The amplifier circuit 85 amplifies the received signal and then outputs the signal to the A / D converter 86. In the A / D converter 86, the input signal is converted into a digital signal in time series, so that the two signal components 80A, 81A and 80B, 81B as shown in FIG. 22 or as shown in FIG. It can be separated into two signal components 82A and 82B. Two signals 80A, 80B (or signals 82A, 8
2B), one signal is temporarily stored in the memory 87, and the other signal enters the subtractor 88 at the timing.
At the same time, it is input to the subtractor 88. The subtractor 88 subtracts the two signals, and the subtracted signal is the D.I. S. It is output to C78. The other operations are the same as those in the seventeenth and eighteenth embodiments, and the description thereof will be omitted.

【０１２４】本変形例は、第１７実施例、第１８実施例
と同じ効果を得る他、２つの信号の減算をディジタルで
行なうので、減算処理の精度を上げることができる。ま
た、Ｄ／Ａ変換器がいらない分、回路構成が簡単にでき
る。In this modification, the same effect as in the seventeenth and eighteenth embodiments is obtained, and since the subtraction of two signals is performed digitally, the precision of the subtraction process can be improved. In addition, since the D / A converter is unnecessary, the circuit configuration can be simplified.

【０１２５】[0125]

【発明の効果】本発明によれば、ダミーケーブルと差動
増幅により、外乱によるノイズ、例えば電子内視鏡と超
音波プローブとを組み合わせて使用した場合に、電子内
視鏡のノイズが超音波プローブに放射されたとしても、
ノイズ除去の効果をもつと共に、装置の大幅な改良を必
要とせず、Ｓ／Ｎ比の良い超音波断層像を得ることがで
き、診断能の向上を図ることができるという効果があ
る。According to the present invention, noise caused by disturbance, for example, noise of the electronic endoscope when the electronic endoscope and the ultrasonic probe are used in combination by the dummy cable and the differential amplification. Even if emitted by the probe,
In addition to the effect of removing noise, there is an effect that an ultrasonic tomographic image having a good S / N ratio can be obtained without requiring a significant improvement of the apparatus, and the diagnostic ability can be improved.

【図面の簡単な説明】[Brief description of drawings]

【図１】図１は第１実施例に係る体腔内超音波診断装置
の全体構成図。FIG. 1 is an overall configuration diagram of an intracavity ultrasonic diagnostic apparatus according to a first embodiment.

【図２】図２は第２実施例に係る体腔内超音波診断装置
の全体的な構成図。FIG. 2 is an overall configuration diagram of an intracavity ultrasonic diagnostic apparatus according to a second embodiment.

【図３】図３は第３実施例に係る超音波プローブの構成
図。FIG. 3 is a configuration diagram of an ultrasonic probe according to a third embodiment.

【図４】図４は第４実施例に係る超音波プローブの構成
図。FIG. 4 is a configuration diagram of an ultrasonic probe according to a fourth embodiment.

【図５】図５は第５実施例に係り、図４に示すプローブ
先端の実装構造を示す図。FIG. 5 is a view showing a mounting structure of the probe tip shown in FIG. 4 according to a fifth embodiment.

【図６】図６は第６実施例に係り、図４に示すプローブ
先端の実装構造の他の例を示す図。FIG. 6 is a view showing another example of the mounting structure of the probe tip shown in FIG. 4 according to the sixth embodiment.

【図７】図７は第７実施例に係るプローブの構成図。FIG. 7 is a configuration diagram of a probe according to a seventh embodiment.

【図８】図８は第８実施例に係り、図７に示すプローブ
先端の実装構造を示す図。FIG. 8 is a diagram showing a mounting structure of the probe tip shown in FIG. 7 according to an eighth embodiment.

【図９】図９は第９実施例に係り、プローブを接続した
ヘッドアンプの電気回路図。FIG. 9 is an electric circuit diagram of a head amplifier to which a probe is connected according to the ninth embodiment.

【図１０】図１０は第１０実施例に係り、プローブを接
続したヘッドアンプの電気回路図。FIG. 10 is an electric circuit diagram of a head amplifier to which a probe is connected according to the tenth embodiment.

【図１１】図１１及び図１２は第１１実施例に係り、図
１１はプローブと駆動部のヘッドアンプのブロック図。11 and 12 relate to the eleventh embodiment, and FIG. 11 is a block diagram of a head amplifier of a probe and a driving unit.

【図１２】図１２は図１１に示す装置の信号の波形図。12 is a waveform diagram of signals of the device shown in FIG.

【図１３】図１３及び図１４は第１２実施例に係り、図
１３は本実施例の概念を説明するための図。13 and 14 relate to the twelfth embodiment, and FIG. 13 is a diagram for explaining the concept of the present embodiment.

【図１４】図１４はプローブを接続したヘッドアンプ、
及びパルサーの回路図。FIG. 14 is a head amplifier to which a probe is connected,
And pulsar circuit diagram.

【図１５】図１５は第１３実施例に係り、プローブを接
続したヘッドアンプ、及びパルサーの回路図。FIG. 15 is a circuit diagram of a head amplifier and a pulser to which a probe is connected according to the thirteenth embodiment.

【図１６】図１６は第１４実施例に係る回路図。FIG. 16 is a circuit diagram according to a fourteenth embodiment.

【図１７】図１７は第１５実施例に係る回路図。FIG. 17 is a circuit diagram according to a fifteenth embodiment.

【図１８】図１８（ｂ）は第１６実施例に係る装置の構
成図。FIG. 18 (b) is a block diagram of an apparatus according to the sixteenth embodiment.

【図１９】図１９は第１６実施例に係る構成図。FIG. 19 is a configuration diagram according to the sixteenth embodiment.

【図２０】図２０は第１７実施例に係る超音波診断装置
の構成図。FIG. 20 is a configuration diagram of an ultrasonic diagnostic apparatus according to a seventeenth embodiment.

【図２１】図２１は図２０に示す装置の動作説明するた
めの波形図。21 is a waveform diagram for explaining the operation of the device shown in FIG.

【図２２】図２２及び図２３は第１８実施例に係り、図
２２は動作説明のための波形図。22 and 23 relate to the eighteenth embodiment, and FIG. 22 is a waveform diagram for explaining the operation.

【図２３】図２３は動作説明のためのモニタ画面の図。FIG. 23 is a diagram of a monitor screen for explaining the operation.

【図２４】図２４は第１７，１８実施例の変形例に係る
構成図。FIG. 24 is a configuration diagram according to a modification of the seventeenth and eighteenth embodiments.

【図２５】図２５は従来例の超音波診断装置の構成図。FIG. 25 is a configuration diagram of a conventional ultrasonic diagnostic apparatus.

【符号の説明】[Explanation of symbols]

１…超音波振動子 ２…プローブ ３…観測装置 ４…駆動部 ５…パルスユニット ６…同軸ケーブル ７…ダミーの振動子 ８…ダミーの同軸ケーブル １２…差動アンプ １９…パルサー ２０…体腔内超音波診断装置 1 ... Ultrasonic transducer 2 ... Probe 3 ... Observation apparatus 4 ... Drive unit 5 ... Pulse unit 6 ... Coaxial cable 7 ... Dummy transducer 8 ... Dummy coaxial cable 12 ... Differential amplifier 19 ... Pulsar 20 ... Extracorporeal cavity Sound diagnostic equipment

Claims (1)

【特許請求の範囲】[Claims] 【請求項１】 体腔内に挿入する挿入部と、 この挿入部の先端部に設けられて、超音波を送受信する
超音波振動子と、 前記超音波振動子に接続された同軸ケーブルと、 前記同軸ケーブルとほぼインピーダンスの等しいダミー
ケーブルと、 前記同軸ケーブルとダミーケーブルとが受信した信号を
差動増幅する差動増幅回路と、 を備えていることを特徴とする体腔内超音波診断装置。1. An insertion portion to be inserted into a body cavity, an ultrasonic transducer provided at a tip portion of the insertion portion for transmitting and receiving ultrasonic waves, a coaxial cable connected to the ultrasonic transducer, An intracorporeal ultrasonic diagnostic apparatus comprising: a dummy cable having substantially the same impedance as a coaxial cable; and a differential amplifier circuit that differentially amplifies signals received by the coaxial cable and the dummy cable.