JP2006319713A - Ultrasonic probe and body cavity insertion-type ultrasonic diagnostic device mounted with the same - Google Patents

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Inventor
Hideo Adachi
Katsuhiro Wakabayashi
日出夫 安達
勝裕 若林
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Olympus Medical Systems Corp
オリンパスメディカルシステムズ株式会社
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Abstract

PROBLEM TO BE SOLVED: To provide an ultrasonic probe in which a low-voltage signal is transmitted to a signal transmission cable between an ultrasonic vibrator and an observation device, the signal is boosted near the ultrasonic vibrator and the boosted voltage is applied to the vibrator.
SOLUTION: The above problem is solved by the ultrasonic probe provided with an ultrasonic vibrator 6a for transmitting and receiving an ultrasonic wave; and an high voltage generating means 7 for generating a high voltage on the basis of a driving signal when the driving signal for driving the ultrasonic vibrator is input and applying the high voltage to the ultrasonic vibrator.
COPYRIGHT: (C)2007,JPO&INPIT

Description

本発明は、超音波振動子を搭載した体腔内挿入型超音波診断装置に関する。 The present invention relates to a body-cavity insertion type ultrasonic diagnostic apparatus equipped with an ultrasonic vibrator.

体腔内壁に向けて超音波を照射し、そのエコー信号から体内の状態を画像化して診断する超音波診断法が普及している。 Towards inner wall of the body cavity irradiated with ultrasonic waves, the ultrasonic diagnostic method has spread to diagnose by imaging the state of the body from the echo signal. この超音波診断法に用いられる機材の1つに超音波内視鏡スコープがある。 There is an ultrasonic endoscope scope to one of equipment used for the ultrasonic diagnosis.

超音波内視鏡スコープは、体腔内へ挿入する挿入部の先端に超音波プローブが取り付けてあり、この超音波プローブは電気信号を超音波に変換し体腔内へ照射したり、また体腔内で反射した超音波を受信して電気信号に変換したりするものである。 The ultrasonic endoscope scope, the tip of the insertion portion to be inserted into a body cavity Yes ultrasound probe attachment, the ultrasonic probe or irradiated to convert electrical signals into ultrasound within a body cavity, and in the body cavity in which or into an electric signal by receiving reflected ultrasonic waves.

従来、超音波プローブでは、電気信号を超音波に変換させる圧電素子としてセラミック圧電材PZT(ジルコン酸チタン酸鉛)が使用されてきたが、シリコンマイクロマシーニング技術を用いてシリコン半導体基板を加工した静電容量型超音波トランスデューサ(Capacitive Micromachined Ultrasonic Transducer(以下、c−MUTと称する))が注目を集めている。 Conventionally, in the ultrasonic probe, but a ceramic piezoelectric material PZT electrical signal as a piezoelectric element for converting the ultrasound (lead zirconate titanate) have been used, to process the silicon semiconductor substrate using silicon micromachining technology cMUT (capacitive micromachined ultrasonic transducer (hereinafter, referred to as c-MUT)) have attracted attention. これは、マイクロマシン(MEMS:Micro Electro−Mechanical System 、超小型電気的・機械的複合体)と総称される素子の1つである。 This micromachine (MEMS: Micro Electro-Mechanical System, micro-electro-mechanical complex), which is one of elements that are collectively referred to.

さて、最近ハーモニックイメージングという診断モダリティが、従来に無い高精度超音波診断が可能というから脚光を浴びる様になってきた、そのため、体腔内挿入型超音波診断装置において、この診断モダリティの標準装備が不可欠となってきている。 Well, diagnostic modality that recently harmonic imaging, have come to like the limelight from high-precision ultrasonic diagnosis is not in the conventional say possible, because that, in the body-cavity-insertion diagnostic ultrasound system, is standard equipment of this diagnostic modality it has become essential. したがって、超音波振動子の更なる広帯域化が望まれていた。 Therefore, a further band of the ultrasonic transducer has been desired.

上述の通り、近年マイクロマシンプロセスを用いた静電容量型超音波振動子(cMUT)が注目されつつある。 As described above, in recent years the capacitive ultrasonic transducer with micromachined process (cMUT) is now attracting attention. このcMUTは、単に鉛等の重金属を含まないだけでなく、広帯域特性が容易に得ることができる。 The cMUT is not only not contain heavy metals such as lead, it can be broadband characteristics obtained easily. そのため、上述したハーモニックイメージングに適している。 Therefore are suitable harmonic imaging as described above.

図19は、従来におけるcMUTの一例を示す。 Figure 19 shows an example of the cMUT in a conventional. 同図は、特許文献1に開示されたcMUTである。 The figure is a cMUT disclosed in Patent Document 1. 超音波振動子は、複数の容量性マイクロマシン超音波振動子(cMUT)によって形成される。 Ultrasonic transducer is formed by a plurality of capacitive micromachined ultrasonic transducer (cMUT). cMUTを構成する各セルは、荷電振動板206を有している。 Each cell constituting the cMUT has a charged diaphragm 206. この荷電振動板206は、逆に荷電された基板205に容量性をもって対向する。 The charged diaphragm 206 is opposed with a capacitive substrate 205 that is oppositely charged.

この振動板206は、バイアス荷電によって基板205方向へ屈曲する。 The diaphragm 206 flexes to the substrate 205 direction by the bias charging. また、この基板205には、振動板206の振動の中心においてセルの荷電が最大密度となるように、振動板206の中心へ対して隆起した中心部28を有している。 Further, this substrate 205, so as to charge the maximum density of the cell at the center of vibration of the diaphragm 206 has a central portion 28 which is raised against the center of the diaphragm 206. 高調波による動作のために、セルに給与される駆動パルス波形は、予め歪められている。 For operation by the harmonic drive pulse waveform salary cell it is distorted in advance. これは、高調波帯域における送信超音波信号の歪みを低減するために、装置の非線形動作に鑑みてなされたものである。 This is in order to reduce the distortion of the transmission ultrasonic signal at a harmonic band, which has been made in view of the non-linear behavior of the device.

cMUTセルは、従来通りの半導体プロセスによって加工されるため、バイアス荷電レギュレータ201などの補助振動子回路と一体化され得る。 cMUT cell is to be processed by the conventional semiconductor process, it can be integrated with the auxiliary oscillator circuit such as bias charging regulator 201. cMUTセルは、更に、マイクロステレオリソグラフィによっても加工することができる。 cMUT cells can further be processed by a micro stereolithography. そのため、セルは多様なポリマー及び他の物質を用いて形成される。 Therefore, the cells are formed using a variety of polymers and other materials.

この前記超音波観測装置は、高調波により動作させるために前記超音波プローブ内に高耐圧スイッチを設けている。 The said ultrasonic observation apparatus, the are provided a high withstand voltage switch ultrasound in the probe in order to operate the harmonics. 前記超音波観測装置内には、パルス発生手段と、制御手段とを設けている。 Wherein the diagnostic ultrasound apparatus, are provided with pulse generating means, and a control unit. パルス発生手段は、任意の波形で任意の電圧値を持つパルスを出力できる。 Pulse generating means may output a pulse having an arbitrary voltage value at an arbitrary waveform. 制御手段は、前記高耐圧スイッチと前記パルス発生手段の出力を前記超音波振動子の走査タイミングに基づいて制御する。 Control means controls based on the output of the high-voltage switch and the pulse generating means to the scanning timing of the ultrasonic transducer.

それに対し本発明の出願人は、DC電圧印加のタイミングをrf信号印加のタイミングに合わせた時間だけ印加する方法を提案している(特許文献2)。 Applicant of the present invention to it, has proposed a method of applying a timing of a DC voltage applied by the combined time to the timing of the rf signal applied (Patent Document 2).
図20は、従来における超音波振動子駆動方法の一例(その2)を示す。 Figure 20 shows an example of the ultrasonic transducer driving method in the prior art (part 2). 同図は、特許文献3に開示された試験用プローブである。 The figure is a test probe disclosed in Patent Document 3. この試験用プローブは、既知の回路に加えて、試験用プローブと超音波信号評価装置との間の比較的に長い接続用ケーブルに起因して発生する電気的干渉の効果を最小にするために、他の作動回路を含んでいる。 The test probe, in addition to the known circuit, the effects of electrical interference that occurs due to the relatively long connection cable between the test probe and the ultrasonic signal evaluation device in order to minimize it includes other operation circuits. なお、特許文献3では、試験用プローブは上述した回路を含んでいるが、その回路が過剰に大きすぎることにならないようにしている。 In Patent Document 3, the test probe has included circuit described above, so that not to be the circuit is too excessively large. また、超音波試験を遂行するとき操作が困難にならないようにしている。 The operation when performing ultrasonic testing is to avoid difficult.

その試験用プローブのプローブハウジング内には、送信回路210が組み込まれている。 The probe housing of the test probe, the transmitting circuit 210 is incorporated. 送信回路210は、昇圧コイル211、VMOS電界効果型トランジスタ213、制御回路214、コンデンサ215を含んでいる。 Transmitting circuit 210, booster coil 211, VMOS field effect transistor 213, the control circuit 214 includes a capacitor 215. VMOS電界効果型トランジスタ213は、制御信号212によってON/OFF動作を行う。 VMOS field effect transistor 213 performs ON / OFF operation by the control signal 212.

送信回路210は、次のように動作する。 Transmission circuit 210 operates as follows. 高密度電荷が、昇圧コイル211を経てコンデンサ215に充電されている。 High density charges are charged in the capacitor 215 through the booster coil 211. そのコンデンサ215の電荷量が最大なると、制御回路214から制御信号がVMOS電界効果型トランジスタ213のスイッチ駆動端子に出力される。 When the charge amount of the capacitor 215 becomes maximum, the control signal from the control circuit 214 is output to the switch driving terminal of VMOS field effect transistor 213. そうすると、VMOS電界効果型トランジスタ213は、ON状態になる。 Then, VMOS field-effect transistor 213 is turned ON. そして、このON抵抗と抵抗器216とコンデンサ215による閉回路で放電が発生する。 The closed circuit discharge is generated between the ON resistance of resistor 216 and capacitor 215. その放電電流によって抵抗器216に発生する電圧を圧電振動子に印加する。 Applying a voltage generated in the resistor 216 by the discharge current to the piezoelectric vibrator.

しかしながら、この方法で誘起される電圧を高くしようとすると、昇圧コイル211のインダクタンスを大きくしなければならない。 However, an attempt to increase the voltage induced in this way, it is necessary to increase the inductance of the booster coil 211. そのため、コンデンサ215とコイル211とによる共振が起こり、リンギングを含んだ駆動パルスとなる。 Therefore, it occurs resonance by the capacitor 215 and the coil 211, a driving pulse including the ringing. このリンギング信号は、そのまま圧電振動子に印加され、S/Nの低下につながる。 The ringing signal is directly applied to the piezoelectric vibrator, it leads to a decrease in S / N.

図21は、従来における超音波振動子駆動方法の一例(その3)を示す。 Figure 21 shows an example of the ultrasonic transducer driving method in the prior art (part 3). 図21(a)は、特許文献4に開示された超音波診断装置である。 FIG. 21 (a) is an ultrasonic diagnostic apparatus disclosed in Patent Document 4. 図21(b)は、図21(a)を簡略化したものである。 Figure 21 (b) is a simplified version of the FIG. 21 (a). 特許文献4は、必ずしも上記のリンギング対策を意図したものでは無いが、長い接続用ケーブルに起因する電気的干渉の効果を最小にすることが開示されている。 Patent Document 4 is necessarily not intended to above ringing measures, to the effects of electrical interference due to a long connection cable to a minimum is disclosed.

図21では、超音波プローブ220と超音波観測装置221とが記載されている。 In Figure 21, the ultrasonic probe 220 and ultrasonic observation apparatus 221 are described. 超音波プローブに設けた超音波振動子222から超音波信号を送受信して被検体を超音波走査する。 By transmitting and receiving ultrasonic signals from the ultrasonic transducer 222 provided in the ultrasound probe to an ultrasound scan the object. 超音波診断装置221では、受信した超音波信号に基づいて超音波断層画像を得ることができる。 In the ultrasonic diagnostic apparatus 221, it is possible to obtain an ultrasonic tomographic image based on the ultrasonic signal received.

前記超音波プローブ220内には、高耐圧スイッチ223が設けられている。 Wherein the ultrasonic probe 220, the high-voltage switch 223 is provided. 前記超音波観測装置内には、パルス発生手段227と、制御手段228とが設けられている。 Wherein the diagnostic ultrasound apparatus, the pulse generating means 227, control means 228 is provided. パルス発生手段227は、任意の波形で任意の電圧値を持つパルスを出力できる。 Pulse generating means 227 can output a pulse having an arbitrary voltage value at an arbitrary waveform. 制御手段228は、高耐圧スイッチ223とパルス発生手段227の出力を、前記超音波振動子の走査タイミングに基づいて制御する。 Control means 228, the output of the high voltage switch 223 and pulse generating means 227 is controlled based on the scanning timing of the ultrasonic transducer.

このような構成にすることにより、超音波プローブ内部の電気回路を大きくすることない。 With such a configuration, not to increase the electrical circuitry within the ultrasonic probe. また、プローブ内で超音波振動子駆動用の高電圧パルス信号を効率良く発生させることができる。 Further, it is possible to a high voltage pulse signal for driving the ultrasonic transducer in the probe efficiently generated. かつ、ケーブルでの干渉の影響を受けない良好な超音波画像を得ることができるとともに、外部に放射する雑音を小さく押さえることが可能である。 And, it is possible to obtain a good ultrasound image which is not affected by interference in the cable, it is possible to suppress decrease the noise emitted to the outside. また回路内に、共振する要素が存在しないので、リンギングを起こすことはない。 Also in the circuit, since there is no resonance elements, it does not cause ringing.
特表2004−503313号公報 JP-T 2004-503313 JP 特開2004−176039号公報 JP 2004-176039 JP 特公昭63−026341号公報 JP-B-63-026341 JP 特許第3062313号公報 Patent No. 3062313 Publication

しかしながら、従来例では、高いパルス電圧を圧電振動子に印加するには、アンプの出力電圧を高くする必要がある。 However, in the conventional example, the application of a high pulse voltage to the piezoelectric vibrator, it is necessary to increase the output voltage of the amplifier. その高電圧パルスは、そのまま長い接続用ケーブルを伝送される。 Its high voltage pulse is transmitted as it is long connection cables.

超音波内視鏡は、超音波振動子と観測装置との間に長い信号伝送ケーブルを必要とする。 Ultrasound endoscope requires a long signal transmission cable between the observation device and the ultrasonic vibrator. しかし、そのケーブルに高電圧信号を伝送することはRFノイズの発生源となり、好ましくない。 However, transmitting the high voltage signal to the cable becomes a source of RF noise, which is not preferable. ケーブルに伝送する電圧は低電圧として、超音波を送信する時のみ超音波振動子近傍のみで、十分なエコー信号を受信出来るだけの高い電圧が印加されることが望ましい。 Voltage to be transmitted to the cable as a low voltage, only the ultrasonic vibrator vicinity only when transmitting ultrasonic waves, it is desirable that a high voltage as possible receive sufficient echo signal is applied.

体腔内挿入型超音波診断装置では、超音波振動子と信号制御部との間に長いケーブルを配線する。 In the body cavity insertion type ultrasonic diagnostic apparatus, wire a long cable between the ultrasonic vibrator and the signal control unit. 一般的に、高電圧パルスの印加が必要であり、そのケーブルにおけるRFノイズの放射または飛来の影響が問題になっていた。 Generally, it is necessary to apply a high voltage pulse, the influence of radiation or flying of RF noise in the cable is wrong.

しかも、近年診断モダリティとして不可欠なハーモニックイメージングに対応できる広帯域性を有し、かつ環境に優しいキャパシティブマイクロマシン超音波振動子(cMUT)は、高電圧パルス印加だけでなく、高い直流電圧を重畳させる必要があった。 Moreover, in recent years they have a broadband property to accommodate integral harmonic imaging as a diagnostic modality, and friendly capacitive micromachined ultrasonic transducer to the environment (cMUT) is not only the high-voltage pulse application, is necessary to superimpose the high DC voltage there were.

また、インダクタはスペースを必要とする。 In addition, the inductor requires space. そのため、特許文献2に記載された装置では、超音波プローブの小型化が図れない、あるいはIC化ができない等の問題がある。 Therefore, in the device described in Patent Document 2, not downsizing of the ultrasonic probe, or there is a problem that can not be an IC. また、立ち上がり、立ち下がりの急峻な高電圧パルスを観測装置と超音波プローブの間を伝送させるため、外部に放射する雑音が大きくなってしまい、雑音に関する規制をクリアすることができない。 Also, the rise, in order to transmit during the fall of the steep high voltage pulse observation device and the ultrasonic probe, will be noise emitted outside is increased, it is impossible to clear the regulations noise.

上記の課題に鑑み、本発明は、超音波振動子と観測装置の間の信号伝送ケーブルに低電圧信号を伝送し、超音波振動子近傍で昇圧して、その昇圧電圧を振動子に印加する超音波プローブ及びその体腔内挿入型超音波診断装置を提供する。 In view of the above problems, the present invention transmits a low voltage signal to the signal transmission cable between the ultrasonic vibrator and the observation device boosts the ultrasonic vibrator vicinity, and applies the boosted voltage to the vibrator providing an insertion type ultrasonic diagnostic apparatus ultrasonic probe and in that the body cavity.

上記課題は、特許請求の範囲の請求項1に記載の発明によれば、超音波を送受信する超音波振動子と、前記超音波振動子を駆動させる駆動信号が入力された場合、該駆動信号に基づいて高電圧を発生させ、該高電圧を該超音波振動子に印加させる高電圧発生手段と、をその先端に互いに近接配置して備えることを特徴とする超音波プローブを提供することによって達成できる。 The above object is achieved according to the invention described in claim 1 of the appended claims, the ultrasonic transducer for transmitting and receiving ultrasonic waves, when the driving signal for driving the ultrasonic transducers are input, the drive signal on the basis to generate a high voltage by providing an ultrasound probe, wherein a high voltage generating means for applying a high voltage to the ultrasonic transducer, that the provided proximate each other at the tip It can be achieved.

上記課題は、特許請求の範囲の請求項2に記載の発明によれば、前記超音波振動子は、マイクロマシン製造プロセスを用いて製造される静電容量型超音波振動子(cMUT)であることを特徴とする請求項1に記載の超音波プローブを提供することによって達成できる。 The above object is achieved according to the invention described in claim 2 of the appended claims, the ultrasonic transducer, it is capacitive ultrasonic transducer produced using the micro-machining process (cMUT) can be achieved by providing an ultrasonic probe according to claim 1, wherein the.

上記課題は、特許請求の範囲の請求項3に記載の発明によれば、前記超音波振動子は、マイクロマシン製造プロセスを用いて製造される圧電振動子(p−MUT)であることを特徴とする請求項1に記載の超音波プローブを提供することによって達成できる。 The above object is achieved according to the invention described in claim 3 of the appended claims, the ultrasonic vibrator, and characterized in that the piezoelectric vibrator manufactured using the micro-machining process (p-MUT) It can be achieved by providing an ultrasonic probe according to claim 1.

上記課題は、特許請求の範囲の請求項4に記載の発明によれば、前記高電圧発生手段は、前記駆動信号が直流低電圧である場合、該駆動信号に基づいて直流高電圧を出力することを特徴とする請求項1に記載の超音波プローブを提供することによって達成できる。 The above object is achieved according to the invention described in claim 4 of the appended claims, the high voltage generating unit, when the drive signal is a low DC voltage, outputs a high DC voltage based on the driving signal It can be achieved by providing an ultrasonic probe according to claim 1, characterized in that.

上記課題は、特許請求の範囲の請求項5に記載の発明によれば、前記高電圧発生手段は、前記駆動信号が直流低電圧である場合、該駆動信号に基づいて交流高電圧を出力することを特徴とする請求項1に記載の超音波プローブを提供することによって達成できる。 The above object is achieved according to the invention described in claim 5 of the appended claims, the high voltage generating unit, when the drive signal is a low DC voltage and outputs the AC high voltage based on the driving signal It can be achieved by providing an ultrasonic probe according to claim 1, characterized in that.

上記課題は、特許請求の範囲の請求項6に記載の発明によれば、前記高電圧発生手段は、前記駆動信号が交流低電圧である場合、該駆動信号に基づいて直流高電圧を出力することを特徴とする請求項1に記載の超音波プローブを提供することによって達成できる。 The above object is achieved according to the invention described in claim 6 of the appended claims, the high voltage generating unit, when the drive signal is an AC low voltage, and outputs a high DC voltage based on the driving signal It can be achieved by providing an ultrasonic probe according to claim 1, characterized in that.

上記課題は、特許請求の範囲の請求項7に記載の発明によれば、前記高電圧発生手段は、前記駆動信号が交流低電圧である場合、該駆動信号に基づいて交流高電圧を出力することを特徴とする請求項1に記載の超音波プローブを提供することによって達成できる。 The above object is achieved according to the invention described in claim 7 of the appended claims, the high voltage generating unit, when the drive signal is an AC low voltage, and outputs a high AC voltage based on the driving signal It can be achieved by providing an ultrasonic probe according to claim 1, characterized in that.

上記課題は、特許請求の範囲の請求項8に記載の発明によれば、前記交流高電圧の前記駆動信号の周波数は、前記超音波振動子の共振周波数と略同等であることを特徴とする請求項5、又は7に記載の超音波プローブを提供することによって達成できる。 The above object is achieved according to the invention described in claim 8 of the appended claims, the frequency of the drive signal of the AC high voltage, wherein said is substantially equal to the resonant frequency of the ultrasonic vibrator to claim 5, or 7 can be achieved by providing an ultrasonic probe according.

上記課題は、特許請求の範囲の請求項9に記載の発明によれば、前記交流高電圧は、バースト波であることを特徴とする請求項5、又は7に記載の超音波プローブを提供することによって達成できる。 The above object is achieved according to the invention described in claim 9 of the appended claims, the AC high voltage to provide an ultrasonic probe according to claim 5, or 7 characterized in that it is a burst wave It can be achieved by.

上記課題は、特許請求の範囲の請求項10に記載の発明によれば、前記高電圧発生手段は、前記駆動信号の電圧を昇圧させる昇圧手段を有することを特徴とする請求項1に記載の超音波プローブを提供することによって達成できる。 The above object is achieved according to the invention described in claim 10 of the appended claims, the high voltage generating means, according to claim 1, characterized in that it comprises a step-up means for boosting a voltage of said drive signal It can be achieved by providing an ultrasonic probe.

上記課題は、特許請求の範囲の請求項11に記載の発明によれば、前記昇圧手段は、電磁型トランスであることを特徴とする請求項10に記載の超音波プローブを提供することによって達成できる。 The above object is achieved according to the invention described in claim 11 of the appended claims, the booster means is achieved by providing an ultrasonic probe according to claim 10, characterized in that the electromagnetic transformer it can.

上記課題は、特許請求の範囲の請求項12に記載の発明によれば、前記昇圧手段は、圧電トランスであることを特徴とする請求項10に記載の超音波プローブを提供することによって達成できる。 The above object is achieved according to the invention described in claim 12 of the appended claims, the boosting means can be achieved by providing an ultrasonic probe according to claim 10, characterized in that the piezoelectric transformer .

上記課題は、特許請求の範囲の請求項13に記載の発明によれば、前記圧電トランスは、ローゼン型であることを特徴とする請求項12に記載の超音波プローブを提供することによって達成できる。 The above object is achieved according to the invention described in claim 13 of the appended claims, the piezoelectric transformer can be achieved by providing an ultrasonic probe according to claim 12, which is a Rosen type .

上記課題は、特許請求の範囲の請求項14に記載の発明によれば、前記圧電トランスは、ニオブ酸リチウムから構成されていることを特徴とする請求項12に記載の超音波プローブを提供することによって達成できる。 The above object is achieved according to the invention described in claim 14 of the appended claims, the piezoelectric transformer is to provide an ultrasonic probe according to claim 12, characterized by being composed of lithium niobate It can be achieved by.

上記課題は、特許請求の範囲の請求項15に記載の発明によれば、前記高電圧発生手段は、さらに、前記駆動信号が直流信号である場合、該駆動信号を交流信号に変換して前記昇圧手段に出力する発振手段を有することを特徴とする請求項10に記載の超音波プローブを提供することによって達成できる。 The above object is achieved according to the invention described in claim 15 of the appended claims, the high voltage generating means further when the drive signal is a DC signal, the converting the driving signal into an AC signal can be achieved by providing an ultrasonic probe according to claim 10, characterized in that it comprises an oscillating means for outputting a boosting means.

上記課題は、特許請求の範囲の請求項16に記載の発明によれば、前記高電圧発生手段は、さらに、前記昇圧手段より出力された交流高電圧に直流バイアス電圧を印加する直流バイアス印加手段を有していることを特徴とする請求項10に記載の超音波プローブを提供することによって達成できる。 The above object is achieved according to the invention described in claim 16 of the appended claims, the high voltage generating means further DC-bias applying means for applying a DC bias voltage on the output AC high voltage from said boosting means can be achieved by providing an ultrasonic probe according to claim 10, characterized in that it has a.

上記課題は、特許請求の範囲の請求項17に記載の発明によれば、前記直流バイアス印加手段は、前記昇圧手段より出力された交流高電圧を、第1の交流高電圧と第2の交流高電圧とに分岐する分岐手段と、前記第1の交流高電圧を直流に変換する直流変換手段と、前記直流変換手段より出力された直流電圧と前記第2の交流高電圧とを加算する加算手段と、を有することを特徴とする請求項16に記載の超音波プローブを提供することによって達成できる。 The above object is achieved according to the invention described in claim 17 of the appended claims, the DC bias applying means, an output alternating current high voltage from said boosting means, the first alternating high voltage and the second AC a branching means for branching the high voltage, the direct current converting means for a first alternating high voltage into a direct current, the addition for adding the output DC voltage and said second alternating high voltage from the DC converting means can be achieved by providing an ultrasonic probe according to claim 16, characterized in that it comprises a means.

上記課題は、特許請求の範囲の請求項18に記載の発明によれば、前記加算手段は、前記直流電圧が発生している期間に対して、前記第2の交流高電圧を重畳させることを特徴とする請求項17に記載の超音波プローブを提供することによって達成できる。 The above object is achieved according to the invention described in claim 18 of the appended claims, the adding means, for the duration of the DC voltage is generated, that is superimposed the second AC high voltage It can be achieved by providing an ultrasonic probe according to claim 17, wherein.

上記課題は、特許請求の範囲の請求項19に記載の発明によれば、前記直流電圧が発生している前記期間は、10μsecを越えないことを特徴とする請求項18に記載の超音波プローブを提供することによって達成できる。 The above object is achieved according to the invention described in claim 19 of the appended claims, the period in which the DC voltage is generated, ultrasound probe according to claim 18, characterized in that does not exceed 10μsec It can be achieved by providing a.

上記課題は、特許請求の範囲の請求項20に記載の発明によれば、前記加算手段は、前記直流電圧の立ち上がり及び立ち下がりを鈍化させる手段を備えていることを特徴する請求項17に記載の超音波プローブを提供することによって達成できる。 The above object is achieved according to the invention described in claim 20 of the appended claims, the adding means, according to claim 17, characterized in that it comprises means for slowing the rise and fall of the DC voltage It can be achieved by providing the ultrasonic probe.

上記課題は、特許請求の範囲の請求項21に記載の発明によれば、前記p−MUTは、シリコン基板上に形成され、さらに該シリコン基板にスイッチ回路及び整流器を設けることを特徴とする請求項3に記載の超音波プローブを提供することによって達成できる。 The above object is achieved according to the invention described in claim 21 of the appended claims, the p-MUT is formed on a silicon substrate, characterized by further providing a switch circuit and a rectifier to the silicon substrate according It can be achieved by providing an ultrasonic probe according to claim 3.

上記課題は、特許請求の範囲の請求項22に記載の発明によれば、前記cMUTは、エレクトレット膜を用いたエレクトレットコンデンサであることを特徴とする請求項2に記載の超音波プローブを提供することによって達成できる。 The above object is achieved according to the invention described in claim 22 of the appended claims, the cMUT is to provide an ultrasonic probe according to claim 2, characterized in that the electret capacitor using an electret film It can be achieved by.

上記課題は、特許請求の範囲の請求項23に記載の発明によれば、前記cMUTのシリコン基板上または内部には、昇圧トランス、スイッチ回路、整流器、及びチャージアンプのうち少なくとも1つが形成可能であることを特徴とする請求項2に記載の超音波プローブを提供することによって達成できる。 The above object is achieved according to the invention described in claim 23 of the appended claims, the inside or on the silicon substrate of the cMUT, the step-up transformer, the switching circuit, a rectifier, and the charge of at least one of the amplifiers is capable of forming It can be achieved by providing an ultrasonic probe according to claim 2, characterized in that.

上記課題は、特許請求の範囲の請求項24に記載の発明によれば、前記cMUTを構成したシリコン基板上または内部に、スイッチ回路、整流器、及びチャージアンプを半導体プロセスを用いて集積させることを特徴とする請求項2に記載の超音波プローブを提供することによって達成できる。 The above object is achieved according to the invention described in claim 24 of the appended claims, the structure a silicon substrate or within a cMUT, the switch circuit, a rectifier, and a charge amplifier using a semiconductor process to be integrated It can be achieved by providing an ultrasonic probe according to claim 2, characterized.

上記課題は、特許請求の範囲の請求項25に記載の発明によれば、前記cMUTを形成したシリコン基板上または内部に、スイッチ回路、整流器、加算器、遅延回路、及びチャージアンプを、半導体プロセスを用いて集積化することを特徴とする請求項2に記載の超音波プローブを提供することによって達成できる。 The above object is achieved according to the invention described in claim 25 of the appended claims, on or within the silicon substrate to form the cMUT, the switching circuit, a rectifier, an adder, a delay circuit, and a charge amplifier, a semiconductor process can be achieved by providing an ultrasonic probe according to claim 2, characterized in that the integrated with.

上記課題は、特許請求の範囲の請求項26に記載の発明によれば、請求項1〜25のうちいずれか1項に記載の超音波プローブを備える体腔内挿入型超音波診断装置を提供することによって達成できる。 The above object is achieved according to the invention described in claim 26 of the appended claims, provides a body-cavity insertion type ultrasonic diagnostic apparatus including the ultrasonic probe according to any one of claims 1 to 25 It can be achieved by.

本発明を用いることにより、超音波プローブ内部の電気回路を大きくしないで、ケーブルには低電圧信号のみを伝送し、プローブ内で超音波振動子駆動用の高電圧パルスを効率良く発生させることができる。 By using the present invention, without increasing the electric circuit inside the ultrasound probe, the cable transmits only the low voltage signal, that a high voltage pulse for driving the ultrasonic vibrator is efficiently generated in the probe it can. また、ケーブルに起因するノイズの影響を防止することができる。 Further, it is possible to prevent the influence of noise caused by the cable.

<第1の実施形態> <First embodiment>
本実施形態では、超音波振動子として圧電振動子を用いた場合の体腔内挿入型超音波診断装置について説明する。 In the present embodiment, it will be described body cavity insertion type ultrasonic diagnostic apparatus in the case of using a piezoelectric vibrator as the ultrasonic vibrator.

図1は、本実施形態における超音波振動子として圧電振動子を用いた体腔内挿入型超音波診断装置の回路構成のブロック図を示す。 Figure 1 shows a block diagram of a circuit configuration of the body cavity insertion type ultrasonic diagnostic apparatus using a piezoelectric vibrator as the ultrasonic transducer in the present embodiment. 同図において、体腔内挿入型超音波診断装置1は、挿入部2と、観測装置5とから構成される。 In the figure, the body cavity insertion type ultrasonic diagnostic apparatus 1 includes an insertion portion 2, the observation device 5.

挿入部2は、体腔内に挿入されるために細長の管状形状をしている。 The insertion portion 2 has a tubular shape elongated in order to be inserted into a body cavity. 挿入部2は、先端側から順に、超音波プローブ3、湾曲部及び可撓管部4から構成される。 Insertion portion 2 includes, in order from the distal end side, the ultrasonic probe 3, and a bending portion and a flexible tube portion 4. 超音波プローブ3には、超音波振動子が設けられており、超音波信号の送受信を行う。 The ultrasonic probe 3, the ultrasonic vibrator is provided to transmit and receive ultrasound signals. 湾曲部は、超音波プローブ3の後端に位置する湾曲自在な部分である。 Curved portion is bendable portion located at the rear end of the ultrasonic probe 3. 可撓管部は、その湾曲部の後端に位置して細径かつ長尺で可撓性を有する。 Flexible tube portion has flexibility in small diameter and long located at the rear end of the bending portion.

超音波プローブ3には、圧電振動子6a、高電圧発生手段7が内蔵されている。 The ultrasonic probe 3, the piezoelectric vibrator 6a, the high voltage generating means 7 are incorporated. 湾曲部及び可撓管部4の内部には、同軸ケーブル8(芯線8a,シールド線8b)が内蔵されている。 Inside the bending portion and the flexible tube portion 4, a coaxial cable 8 (core wire 8a, shield wire 8b) is incorporated.

観測装置5は、高圧高速SWをON/OFFする制御信号を発生させたり、低電圧RFパルス信号を出力したり、受信信号を信号処理して画像信号に変換する機能等を持つものである。 Observation device 5, and has a function for converting a high-pressure high-speed SW or generating an ON / OFF control signal, and outputs a low voltage RF pulse signal, the received signal with the signal processing on the image signal.

ケーブル伝送信号Sg1が、同軸ケーブル8の芯線8aを介して、観測装置5から高電圧発生手段7に伝送される。 Cable transmission signal Sg1 is, through the core wire 8a of the coaxial cable 8, is transmitted from the observation apparatus 5 to the high voltage generating means 7. 高電圧発生手段7は、直流低電圧が入力されると交流高電圧を出力したり、交流低電圧が入力されると交流高電圧を出力したり等する。 High voltage generating means 7, and outputs the AC high voltage and low DC voltage is input, the AC low voltage is equal to output a high AC voltage to be input.

高電圧発生手段7には、昇圧手段7a(例えば、電磁トランス、圧電トランス)が含まれている。 The high voltage generating unit 7, the booster means 7a (e.g., electromagnetic transformer, the piezoelectric transformer) is included. 昇圧手段7aは、振動子を駆動させるために必要な電圧を得るために、ケーブル伝送信号Sg1の電圧(例えば、10V以下)を所定値(例えば、50V〜数百V)まで昇圧させる。 Boosting means 7a, in order to obtain a voltage necessary for driving the vibrator, the voltage of the cable transmission signal Sg1 (e.g., 10V or less) a predetermined value (e.g., 50V~ several hundred V) is boosted to.

そして、高電圧発生手段7は、その昇圧させた信号(振動子駆動信号)Sg2を圧電振動子6aへ伝送する。 Then, the high voltage generating means 7 transmits the boosted allowed signal (transducer drive signals) Sg2 to the piezoelectric vibrator 6a. また、高電圧発生手段7から交流高電圧信号が出力される場合、その交流高電圧信号の周波数は、圧電振動子の共振周波数とほぼ等しくなるように調整されている。 Also, if the high AC voltage signal is output from the high voltage generating unit 7, the frequency of the AC high voltage signal is adjusted so as to be substantially equal to the resonant frequency of the piezoelectric vibrator.

振動子駆動信号Sg2は、圧電振動子6aの一方の電極に入力して、その電極に電圧を印加する。 Transducer drive signal Sg2 is input to one electrode of the piezoelectric vibrator 6a, a voltage is applied to the electrode. 圧電振動子6aの他方の電極は、同軸ケーブル8のシールド線8bと接続されて接地されている。 The other electrode of the piezoelectric vibrator 6a is grounded is connected to the shield line 8b of the coaxial cable 8. よって、この電極間の電圧差に起因して圧電振動子が振動し、圧電振動子6aの表面から超音波が放射される。 Therefore, this was due to a voltage difference between the electrodes the piezoelectric vibrator vibrates, ultrasonic waves are emitted from the surface of the piezoelectric vibrator 6a.

以下では、昇圧手段7aとして、電磁型昇圧トランス、圧電トランスを用いた実施例について説明する。 In the following, a step-up unit 7a, the electromagnetic step-up transformer, for example using a piezoelectric transformer will be described. 電磁型昇圧トランスは出力インピーダンスが比較的低いので、比較的低インピーダンスの負荷を駆動できる。 Since electromagnetic step-up transformer has a relatively low output impedance, capable of driving loads of relatively low impedance. 一方、圧電トランスは、電磁型昇圧トランスに比べ、昇圧効率が高く小型化である。 On the other hand, the piezoelectric transformer, as compared with an electromagnetic step-up transformer, boosting efficiency is high miniaturization.

(実施例1) (Example 1)
図2は、本実施例における昇圧手段として電磁型昇圧トランスを用いた体腔内挿入型超音波診断装置の回路構成のブロック図を示す。 Figure 2 shows a block diagram of a circuit configuration of the body cavity insertion type ultrasonic diagnostic apparatus using an electromagnetic step-up transformer as a step-up means in the present embodiment. 本実施例における高電圧発生手段7は、昇圧トランス10、整流器11、スイッチ12から構成される。 High voltage generating means 7 in this embodiment, the step-up transformer 10, a rectifier 11, and a switch 12.

昇圧トランス10は、昇圧トランス1次側コイル10a、昇圧トランス2次側コイル10b,10cから構成される。 Step-up transformer 10, the step-up transformer primary coil 10a, the step-up transformer secondary coil 10b, comprised of 10c. スイッチ12は、スイッチ端子12a,12b,12c,12dを有する。 Switch 12 has a switch terminal 12a, 12b, 12c, and 12d. スイッチ12は、超音波送信時と超音波受信時とを切り替えるためのものである。 Switch 12 is for switching between time and ultrasonic receiver when the ultrasonic transmission. スイッチ12は、超音波送信時以外(スイッチ駆動端子に直流電圧が印加されていない状態)では、スイッチ端子12cと12dとが導通された状態になっている。 Switch 12, the other at ultrasonic transmission (state not DC voltage is applied to the switch driving terminal), which is the state in which the switch terminal 12c and 12d are rendered conductive.

超音波送信時には、ケーブル伝送信号Sg1が観測装置5から送信され、昇圧トランス10の昇圧トランス1次側コイル10aへ入力される。 During ultrasonic transmission, cable transmission signal Sg1 is transmitted from the observation apparatus 5, it is input to the step-up transformer primary coil 10a of the step-up transformer 10. そうすると、昇圧トランス2次側コイル10b,10cに、昇圧された交流信号が発生する。 Then, the step-up transformer secondary coil 10b, the 10c, the boosted AC signal is generated. なお、本実施例では、ケーブル伝送信号Sg1は特定の周波数を有するバースト波である。 In this embodiment, cable transmission signal Sg1 is a burst wave having a specific frequency.

昇圧トランス2次側コイル10c側から出力された高電圧は、整流器11を通って直流化されて直流電圧となる。 High voltage output from the step-up transformer secondary coil 10c side, a DC voltage is direct current through the rectifier 11. その直流電圧がスイッチ12のスイッチ駆動端子に印加されると、スイッチ端子12aと12bとが導通される。 When the DC voltage is applied to the switch driving terminal of the switch 12 is conducting and the switch terminal 12a and 12b is.

そうすると、昇圧トランス2次側コイル10b側から出力された高電圧は、導通しているスイッチ端子12a−12b間を通って、圧電振動子6aの一方の電極に印加される。 Then, the high voltage output from the step-up transformer secondary coil 10b side through between the switch terminals 12a-12b that is conducting, is applied to one electrode of the piezoelectric vibrator 6a. なお、昇圧トランス2次側コイル10bから出力される振動子駆動信号Sg2は、ケーブル伝送信号Sg1の振幅が大きくなった、より高電圧のバースト波である。 Incidentally, transducer drive signal Sg2 output from the step-up transformer secondary coil 10b, the amplitude of the cable transmission signal Sg1 is increased, a burst wave of a higher voltage.

高電圧が印加されると、圧電振動子6aは振動して、圧電振動子6aの表面から超音波が放射される。 When a high voltage is applied, the piezoelectric vibrator 6a is vibrating, ultrasonic waves are emitted from the surface of the piezoelectric vibrator 6a.
超音波受信時には、ケーブル伝送信号Sg1が観測装置5から送信されないので、昇圧トランス10により交流高電圧が発生しない。 During ultrasonic receiver, since the cable transmission signal Sg1 is not transmitted from the observation apparatus 5, an AC high voltage is not generated by the step-up transformer 10. したがって、スイッチ12のスイッチ駆動端子に印加する電圧が発生しないため、スイッチ端子12cと12dとが導通された状態である。 Therefore, since the voltage applied to the switch driving terminal of the switch 12 does not occur, a state in which the switch terminal 12c and 12d are rendered conductive.

このとき、圧電振動子6aは超音波を受信すると、その超音波を電気信号に変換する。 At this time, the piezoelectric vibrator 6a When receiving the ultrasonic waves and converts the ultrasound into an electrical signal. この電気信号に変換された超音波受信信号Sg3は、スイッチ端子12c−12dを通って同軸ケーブル8の芯線8aを介して観測装置5に伝送される。 The electric signal converted ultrasonic reception signal Sg3 is transmitted to the observation apparatus 5 via the core wire 8a of the coaxial cable 8 through the switch terminals 12c-12d.

以上より、高電圧発生手段7を圧電振動子6aの近傍に設置することにより、ケーブルには低電圧信号を伝送し、超音波プローブ内で圧電振動子駆動用の高電圧パルスを効率良く発生させることができる。 From the above, by placing a high voltage generating unit 7 in the vicinity of the piezoelectric vibrator 6a, the cable transmits a low voltage signal efficiently to generate a high voltage pulse for the piezoelectric vibrator driven by an ultrasonic probe be able to. また、ケーブルに起因するノイズの影響を防止することができる。 Further, it is possible to prevent the influence of noise caused by the cable.

(実施例2) (Example 2)
図3は、本実施形態における昇圧手段として圧電型昇圧トランスを用いた体腔内挿入型超音波診断装置の回路構成のブロック図を示す。 Figure 3 shows a block diagram of a circuit configuration of the body cavity insertion type ultrasonic diagnostic apparatus using a piezoelectric step-up transformer as a step-up means in the present embodiment. 本実施例における高電圧発生手段7は、圧電トランス20、抵抗体(直流抵抗)21、整流器11、スイッチ12から構成される。 High voltage generating means 7 in this embodiment, the piezoelectric transformer 20, resistor (DC resistance) 21, a rectifier 11, and a switch 12.

圧電トランス20は、圧電振動子20a、圧電トランス1次側電極20b,接地電極20c,圧電トランス2次側電極20dから構成される。 The piezoelectric transformer 20 is constructed piezoelectric vibrator 20a, the piezoelectric transformer primary electrode 20b, the ground electrode 20c, the piezoelectric transformer secondary electrode 20d. スイッチ12は、超音波送信時以外(スイッチ駆動端子に直流電圧が印加されていない状態)では、スイッチ端子12cと12dとが導通された状態になっている。 Switch 12, the other at ultrasonic transmission (state not DC voltage is applied to the switch driving terminal), which is the state in which the switch terminal 12c and 12d are rendered conductive.

超音波送信時には、ケーブル伝送信号Sg1が観測装置5から送信される。 During ultrasonic transmission, cable transmission signal Sg1 is transmitted from the observation apparatus 5. 本実施例では、ケーブル伝送信号Sg1は特定の周波数を有するバースト波である。 In this embodiment, cable transmission signal Sg1 is a burst wave having a specific frequency. このケーブル伝送信号Sg1は、圧電トランス20の圧電トランス1次側電極20bに入力される。 The cable transmission signal Sg1 is input to the piezoelectric transformer primary electrode 20b of the piezoelectric transformer 20. そうすると、圧電トランス2次側電極20dから高電圧が出力される。 Then, a high voltage is output from the piezoelectric transformer secondary electrode 20d. 圧電トランス2次側電極20dから出力される振動子駆動信号Sg2は、ケーブル伝送信号Sg1の振幅が大きくなった、より高電圧のバースト波である。 Transducer drive signal is outputted from the piezoelectric transformer secondary electrode 20d Sg2, the amplitude of the cable transmission signal Sg1 is increased, a burst wave of a higher voltage.

1次側電極20bに入力された電圧は直流抵抗21を経て接地されているので、1次側電極20bに入力された電圧による変位電流が直流抵抗21にも流れ、直流抵抗21の両端に起電力を発生させる。 Since the voltage input to the primary electrode 20b is grounded via a DC resistance 21, a displacement current by the voltage input to the primary electrode 20b also flows through the DC resistor 21, causing the both ends of the DC resistance 21 to generate electrical power. この電圧は、整流器11を通って直流化されて直流電圧となる。 This voltage is a DC voltage is direct current through the rectifier 11. その直流電圧がスイッチ12のスイッチ駆動端子に印加されると、スイッチ端子12aと12bとが導通される。 When the DC voltage is applied to the switch driving terminal of the switch 12 is conducting and the switch terminal 12a and 12b is. そうすると、高電圧の振動子駆動信号Sg2が、スイッチ端子12a−12bを通って圧電振動子6aに伝達される。 Then, transducer drive signal Sg2 of the high voltage is transmitted to the piezoelectric vibrator 6a through switch terminals 12a-12b.

超音波受信時には、ケーブル伝送信号Sg1が観測装置5から伝送されない。 During ultrasonic receiver, cable transmission signal Sg1 is not transmitted from the observation apparatus 5. 従って、直流抵抗21に電流が流れず、SW12a,12bは導通せず、従って圧電トランス20により高電圧が発生しない。 Thus, no current flows through the DC resistor 21, SW12a, 12b does not conduct, therefore a high voltage is not generated by the piezoelectric transformer 20. したがって、スイッチ12のスイッチ駆動端子に印加する電圧が発生しないため、スイッチ端子12cと12dとが導通された状態である。 Therefore, since the voltage applied to the switch driving terminal of the switch 12 does not occur, a state in which the switch terminal 12c and 12d are rendered conductive.

このとき、圧電振動子6aは、超音波を受信すると、その超音波を電気信号に変換する。 At this time, the piezoelectric vibrator 6a receives the ultrasonic wave, and converts the ultrasound into an electrical signal. この電気信号に変換された超音波受信信号Sg3は、スイッチ端子12c−12dを通って、同軸ケーブル8の芯線8aを介して観測装置5に伝送される。 This is converted into an electrical signal the ultrasonic reception signal Sg3 passes through the switch terminals 12c-12d, it is transmitted to the observation apparatus 5 via the core wire 8a of the coaxial cable 8. なお、ここで、圧電振動子6aはバルクの圧電振動子に限定されるものではなく、圧電薄膜をメンブレン上に形成した、いわゆるp−MUTであってもよい。 Here, the piezoelectric vibrator 6a is not limited to the piezoelectric vibrator of the bulk, to form a piezoelectric thin film on the membrane, may be a so-called p-MUT. この場合、Si基板に製造され、そのSi基板にSW12a,12bや整流器11を形成すると、コンパクト化が促進され好ましい。 In this case, fabricated on Si substrate, SW12a its Si substrate, forming a 12b and rectifier 11, preferably compact is promoted.

図4は、本実施形態におけるマイクロマシンプロセスにより製造される圧電振動子(p−MUT)の構成の一例を示す。 Figure 4 shows an example of a structure of a piezoelectric vibrator (p-MUT) produced by micromachining process in the present embodiment. p−MUTは、シリコン基板上6a−4に(空隙部)6a−3が形成され、そのキャビティ6a−3上部にメンブレン6a−2が形成されている。 p-MUT is a silicon substrate 6a-4 (gap portion) 6a-3 is formed, the membrane 6a-2 is formed in the cavity 6a-3 top. メンブレン6a−2は下部電極6a−5を含んでおり、下部電極6a−5はメンブレンの上面に設けられている。 The membrane 6a-2 includes a lower electrode 6a-5, the lower electrode 6a-5 is provided on the top surface of the membrane. 下部電極6a−5の上面には圧電膜6a−6が形成されている。 The piezoelectric film 6a-6 is formed on the upper surface of the lower electrode 6a-5. 圧電膜6a−6の上面には上部電極6a−1が形成されている。 Upper electrode 6a-1 is formed on the upper surface of the piezoelectric film 6a-6. 下部電極6a−5には、スイッチ12を介して信号が伝送される。 The lower electrode 6a-5, the signal is transmitted via the switch 12. 上部電極6a−1は、接地電極である。 Upper electrode 6a-1 is a ground electrode.

次に、圧電トランス20について説明する。 It will now be described piezoelectric transformer 20.
図5は、圧電トランスのうち、基本的で最もよく研究されてきたRosen型の構造を示す(非特許文献1)。 5, of the piezoelectric transformer, showing the basic structure of the most common Rosen type that have been studied (Non-Patent Document 1). 共通接地電極は板の下面の左半分に付けられている。 Common ground electrode is attached to the left half of the lower surface of the plate. 圧電セラミック板は、入力部は厚み方向に、出力部は長さ方向に、それぞれ直流高電圧を印加して分極されている。 The piezoelectric ceramic plate, the input section in the thickness direction, the output section in the longitudinal direction are polarized respectively by applying a DC high voltage.

入力電極に長さ方向の寸法で決まる縦振動の共振周波数の電圧Vinを印加すると、圧電横効果により長さ縦振動が起こり、圧電縦効果を介して端部に付けた出力電極に高電圧Voutが生じる。 When a voltage is applied to Vin of the resonance frequency of longitudinal vibration is determined by the dimensions of the lengthwise direction to the input electrodes, occur length longitudinal vibration by the piezoelectric transverse effect, a high voltage Vout output electrodes attached to an end through the piezoelectric longitudinal effect It occurs. 出力端無負荷時の昇圧比Vout/Vinは式(1)で示される。 Up ratio Vout / Vin at the output end no load represented by the formula (1).

Vout/Vin ∝ k 3133 Q(L/T) (1) Vout / Vin α k 31 k 33 Q (L / T) (1)
これより、横効果の電気機械結合係数k 31と縦効果の電気機械結合係数k 33の積および機械的品質係数Q値の大きな圧電材を用いれば昇圧比の大きなトランスを構成できる。 From this, it constitutes a large transformer step-up ratio by using the large piezoelectric material of the product and the mechanical quality factor Q value of the transverse effect electromechanical coupling factor k 31 and longitudinal effect electromechanical coupling factor k 33.

本実施例では、圧電トランスとしてニオブ酸リチウム(LiNbO 3 )を用いることにする。 In this embodiment, to the use of lithium niobate (LiNbO 3) as a piezoelectric transformer. LiNbO 3単結晶を用いた圧電トランスは従来のセラミックを用いた圧電トランスに比べて次のような特長を持っている。 LiNbO 3 piezoelectric transformer using a single crystal as compared with the piezoelectric transformer using conventional ceramic has the following characteristics.

まず、LiNbO 3結晶は、セラミックのように直流高電圧を印加して入力部と出力部で分極方向が直交するように分極する必要がない。 First, LiNbO 3 crystal, the polarization direction does not have to polarization to be orthogonal between the output portion input unit by applying a high DC voltage as ceramic. また、1〜2×10 4の高いQ値を持っている。 In addition, it has a high 1~2 × 10 4 Q value. 3133がセラミックよりも大きいので、高い昇圧比が得られる。 Since k 31 k 33 is larger than a ceramic, a high step-up ratio can be obtained. また、発熱による動作中の温度上昇が少ない。 Also, a small temperature increase during operation due to heat generation. また、LiNbO 3には内部応力は存在せず、破壊されにくい。 Further, the internal stress is not present in LiNbO 3, less likely to be destroyed.

図6は、本実施例におけるニオブ酸リチウムを用いた圧電トランスを示す。 Figure 6 illustrates a piezoelectric transformer using lithium niobate in the present embodiment. 圧電トランス30は、ニオブ酸リチウム単結晶基板31、電圧入力側電極32(すなわち、圧電トランス1次側電極20b)、電圧出力側電極33(すなわち、圧電トランス2次側電極20d)、対向電極33a(電圧出力側電極33に対向するように、ニオブ酸リチウム単結晶基板31の底面に設けられている)、ストライプ電極34,35、圧電トランス支持部36a,36b、入力信号配線37、出力信号配線38から構成されている。 The piezoelectric transformer 30, lithium niobate single crystal substrate 31, the voltage input electrode 32 (i.e., the piezoelectric transformer primary electrode 20b), the voltage output electrode 33 (i.e., the piezoelectric transformer secondary electrode 20d), the counter electrode 33a (as opposed to the voltage output electrode 33 is provided on the bottom surface of the lithium niobate single crystal substrate 31), the stripe electrodes 34 and 35, the piezoelectric transformer supporting portions 36a, 36b, the input signal lines 37, output signal lines and a 38.

ニオブ酸リチウム単結晶基板31の横方向の長さをLで表すと、電圧入力側電極32の横方向の長さはL/2となる。 Denoting lateral length of the lithium niobate single crystal substrate 31 by L, the length of the transverse voltage input side electrode 32 becomes L / 2. 圧電トランス支持部36a,36bはそれぞれ、端部からL/4の位置に設けられているが、この理由は図7で説明する。 Piezoelectric transformer supporting portion 36a, respectively 36b, is provided from the end portion at the position of L / 4, the reason will be described in FIG. なお、圧電トランス支持部36a,36bはそれぞれ、入力信号配線37、出力信号配線38を、電圧入力側電極32、電圧出力側電極33に接続するための端子である。 The piezoelectric transformer supporting portion 36a, respectively 36b, the input signal lines 37, an output signal line 38, the voltage input electrode 32, a terminal for connecting to the voltage output electrode 33.

図7は、図6のニオブ酸リチウム単結晶基板31の側面方向から観察した場合の振動変位を示す。 Figure 7 shows a vibration displacement of when observed from the side of the lithium niobate single crystal substrate 31 of FIG. 41は振動中性面であり、入力信号配線37を介して電圧入力側電極32にバースト波を印加すると、ニオブ酸リチウムの特性として、端部からL/4の位置を節点として振動する(振動変位42)。 41 is a vibrating neutral surface, the application of a burst wave to the voltage input electrode 32 via input signal lines 37, as a characteristic of the lithium niobate, vibrate nodal position of L / 4 from the end portion (vibration displacement 42). よって、この節点となる部分に圧電トランス支持部36a,36bを設ける。 Therefore, the piezoelectric transformer supporting portion 36a, and 36b provided on the portion serving as the nodes.

圧電トランス支持36bと電圧出力側電極33とをストライプ電極34,35により導通させる。 A piezoelectric transformer support 36b and the voltage output electrode 33 to conduct the stripe electrodes 34 and 35. そうすると、電圧出力側電極33の表面に発生した高電圧信号は、ストライプ電極34,35を伝わって出力信号配線38から出力される。 Then, a high voltage signal generated on the surface of the voltage output electrode 33 is output from the output signal line 38 transmitted the stripe electrode 34, 35.

これにより、電圧出力側電極33に出力信号配線38を接続した場合と比べて、ニオブ酸リチウム単結晶基板31の振動を阻害することを防止することができる。 Thus, as compared with the case of connecting the output signal line 38 to the voltage output electrode 33, to prevent inhibit vibration of the lithium niobate single crystal substrate 31. なお、電圧出力側電極33は、端面に対して垂直方向に振動する。 The voltage output electrode 33 is vibrated in a direction perpendicular to the end face.

図8は、図6の変形例(その1)である。 Figure 8 is a modification of FIG. 6 (Part 1). 図8では、電圧出力側電極33と出力信号配線38とが引き出し線51により導通されている。 In Figure 8, the voltage output electrode 33 and the output signal lines 38 are conductively via a lead 51.
図9は、図6の変形例(その2)である。 Figure 9 is a modification of FIG. 6 (Part 2). 図9では、電圧出力側電極33と出力信号配線38とが引き出し線52により導通されている。 In Figure 9, the voltage output electrode 33 and the output signal lines 38 are conductively via a lead 52.

以上より、高電圧発生手段7を圧電振動子6aの近傍に設置することにより、ケーブルには低電圧信号を伝送し、超音波プローブ内で圧電振動子駆動用の高電圧パルスを効率良く発生させることができる。 From the above, by placing a high voltage generating unit 7 in the vicinity of the piezoelectric vibrator 6a, the cable transmits a low voltage signal efficiently to generate a high voltage pulse for the piezoelectric vibrator driven by an ultrasonic probe be able to. また、ケーブルに起因するノイズの影響を防止することができる。 Further, it is possible to prevent the influence of noise caused by the cable.

<第2の実施形態> <Second Embodiment>
本実施形態では、超音波振動子としてマイクロマシンプロセスを用いた静電容量型超音波振動子(cMUT)を用いた場合の体腔内挿入型超音波診断装置について説明する。 In the present embodiment, it will be described body cavity insertion type ultrasonic diagnostic apparatus in the case of using the capacitive ultrasonic transducer with micromachined process as an ultrasonic transducer (cMUT).

cMUTの構造を簡単に説明する。 Brief description of the structure of the cMUT. まず、シリコン基板にキャビティ(空隙部、凹部)を設け、そのキャビティの底部に下部電極を配設する。 First, a cavity (gap portion, the concave portion) on a silicon substrate provided, disposing the lower electrode on the bottom of the cavity. そのキャビティの上方にはメンブレンが形成され、そのメンブレンの構成要素の1つとして上部電極膜が含まれている。 Above the cavity membrane is formed, it contains an upper electrode film as one of the components of the membrane. なお、上部電極膜は接地電極である。 The upper electrode film is a ground electrode.

キャビティを形成する凹部及びその凹部を覆うメンブレンからなる単位をセルという。 A unit consisting of a membrane covering the concave portion and the concave portion thereof to form a cavity that cell. そして、複数の振動子セルの集合体を振動子エレメントという。 Then, an aggregate of a plurality of transducer cells of transducer element. この振動子エレメントは、駆動制御信号を入出力する最小単位である。 The transducer element is a minimum unit for inputting and outputting drive control signals.

このような構成概要となるcMUTの動作について説明すると、上部電極と下部電極の一対の電極に電圧をかけることで電極間が引っ張りあい、電圧を0にすると元に戻る。 Referring to cMUT operation comprising such a configuration summary, between the electrodes by applying a voltage to the pair of electrodes of the upper and lower electrodes are mutually pulling, returns to the original when the voltage to zero. この振動動作によってメンブレンが振動した結果、超音波が発生し、上部電極の上方向に超音波が照射される。 Results membrane is vibrated by this vibration operation, ultrasonic waves are generated, ultrasonic waves are irradiated in the upward direction of the upper electrode.

図10は、本実施形態における超音波振動子として静電容量型超音波振動子(cMUT)を用いた体腔内挿入型超音波診断装置のブロック図を示す。 Figure 10 shows a block diagram of a body-cavity insertion type ultrasonic diagnostic apparatus using the capacitive ultrasonic transducer as an ultrasonic transducer in this embodiment (cMUT). 図10は、図1の圧電振動子6aを静電容量型超音波振動子(cMUT)6bに置換したものである。 10 is obtained by replacing the piezoelectric vibrator 6a of Figure 1 in a capacitive ultrasonic transducer (cMUT) 6b. 図10の基本的な構成及び動作は、図1と同様である。 The basic structure and operation of Figure 10 is similar to FIG.

なお、本実施形態における高電圧発生手段7は、直流低電圧が入力されると直流高電圧を出力したり、直流低電圧が入力されると交流高電圧を出力したり、交流低電圧が入力されると直流高電圧を出力したり、交流低電圧が入力されると交流高電圧を出力したり等する。 The high voltage generating means 7 in this embodiment, the DC and outputs the DC high voltage and low voltage is inputted, and outputs the AC high voltage and low DC voltage is input, the AC low voltage input is a and outputs a high DC voltage is AC low voltage equal to output a high AC voltage to be input.

高電圧発生手段7には、昇圧手段7a(例えば、電磁トランス、圧電トランス)が含まれている。 The high voltage generating unit 7, the booster means 7a (e.g., electromagnetic transformer, the piezoelectric transformer) is included. 昇圧手段7aは、振動子を駆動させるために必要な電圧を得るために、ケーブル伝送信号Sg1の電圧(例えば、10V以下)を所定値(例えば、50V〜数百V)まで昇圧させる。 Boosting means 7a, in order to obtain a voltage necessary for driving the vibrator, the voltage of the cable transmission signal Sg1 (e.g., 10V or less) a predetermined value (e.g., 50V~ several hundred V) is boosted to.

また、高電圧発生手段7から交流高電圧信号が出力される場合、その交流高電圧信号の周波数は、静電型超音波振動子の共振周波数とほぼ等しくなるように調整されている。 Also, if the high AC voltage signal is output from the high voltage generating unit 7, the frequency of the AC high voltage signal is adjusted so as to be substantially equal to the resonant frequency of the electrostatic ultrasonic transducer.
以下では、昇圧手段7aとして、電磁型昇圧トランス、圧電トランスを用いた実施例について説明する。 In the following, a step-up unit 7a, the electromagnetic step-up transformer, for example using a piezoelectric transformer will be described. 電磁型昇圧トランスは出力インピーダンスが比較的低いので、比較的低インピーダンスの負荷を駆動できる。 Since electromagnetic step-up transformer has a relatively low output impedance, capable of driving loads of relatively low impedance. 一方、圧電トランスは、電磁型昇圧トランスに比べ、昇圧効率が高く小型化である。 On the other hand, the piezoelectric transformer, as compared with an electromagnetic step-up transformer, boosting efficiency is high miniaturization. また、圧電トランスは、出力インピーダンスが比較的高いので、高インピーダンスの負荷の必要なcMUTにとっては好ましい。 Further, the piezoelectric transformer, the output impedance is relatively high, preferred for the required cMUT load high impedance. なお、ここで、cMUTは純粋なコンデンサ構造でなくても、エレクトレット膜を用いたエレクトレットコンデンサであってもよい。 Note that, even cMUT is not a pure capacitor structures may be electret capacitor using an electret film.

(実施例1) (Example 1)
図11は、本実施例における昇圧手段として電磁型昇圧トランスを用いた体腔内挿入型超音波診断装置の回路構成のブロック図を示す。 Figure 11 shows a block diagram of a circuit configuration of the body cavity insertion type ultrasonic diagnostic apparatus using an electromagnetic step-up transformer as a step-up means in the present embodiment. 本実施例における高電圧発生手段7は、昇圧トランス10、整流器11、スイッチ12から構成される。 High voltage generating means 7 in this embodiment, the step-up transformer 10, a rectifier 11, and a switch 12. これらは、図2と同様である。 These are the same as in FIG. また、チャージアンプ60が設けられている。 Further, the charge amplifier 60 is provided. スイッチ12は、超音波送信時以外(スイッチ駆動端子に直流電圧が印加されていない状態)では、スイッチ端子12cと12dとが導通された状態になっている。 Switch 12, the other at ultrasonic transmission (state not DC voltage is applied to the switch driving terminal), which is the state in which the switch terminal 12c and 12d are rendered conductive.

チャージアンプ60では、インピーダンス変換を行う機能(高インピーダンス→低インピーダンスへ変換する)、cMUT6bの電極表面の電荷の検出を行う機能、及びアンプとしての機能を備えている。 In the charge amplifier 60, (it converted into a high impedance → low impedance) function of performing impedance conversion, a function of detecting a charge on the electrode surface of the CMUT6b, and a function as an amplifier. 電荷の検出を行う機能とは、cMUT6bのメンブレン表面より放射された超音波が体腔内で反射され、cMUT6bがその反射波を受信すると、その反射波の受信強度に応じてメンブレンが振動し、その振動に応じた上部電極上の電荷の変動が起こるので、その電荷を検出する機能をいう。 The function of detecting a charge, ultrasonic waves emitted from the membrane surface of cMUT6b is reflected in the body cavity, the cMUT6b receives the reflected wave, the membrane vibrates in response to the reception intensity of the reflected wave, the the variation of the charge on the upper electrode in response to the vibration occurs is a function of detecting the charge.

超音波送信時には、ケーブル伝送信号Sg1が観測装置5から送信され、昇圧トランス10の昇圧トランス1次側コイル10aへ入力される。 During ultrasonic transmission, cable transmission signal Sg1 is transmitted from the observation apparatus 5, it is input to the step-up transformer primary coil 10a of the step-up transformer 10. そうすると、昇圧トランス2次側コイル10b,10cに、昇圧された交流信号が発生する。 Then, the step-up transformer secondary coil 10b, the 10c, the boosted AC signal is generated. なお、本実施例では、ケーブル伝送信号Sg1は特定の周波数を有するバースト波である。 In this embodiment, cable transmission signal Sg1 is a burst wave having a specific frequency.

昇圧トランス2次側コイル10c側から出力された電圧は、整流器11直流電圧に変換される。 Voltage outputted from the step-up transformer secondary coil 10c side is converted to a rectifier 11 DC voltage. その直流電圧がスイッチ12のスイッチ駆動端子に印加されると、スイッチ端子12aと12bとが導通する。 When the DC voltage is applied to the switch driving terminal of the switch 12 conducts and the switch terminal 12a and 12b is.

そうすると、昇圧トランス2次側コイル10b側から出力された高電圧は、導通しているスイッチ端子12a−12b間を通って、cMUT6bの下部電極(図では上側)に印加される。 Then, the high voltage output from the step-up transformer secondary coil 10b side through between the switch terminals 12a-12b which are conductive (in FIG upper) bottom electrode of cMUT6b applied to. なお、昇圧トランス2次側コイル10bから出力される振動子駆動信号Sg2は、ケーブル伝送信号Sg1の振幅が大きくなった、より高電圧のバースト波である。 Incidentally, transducer drive signal Sg2 output from the step-up transformer secondary coil 10b, the amplitude of the cable transmission signal Sg1 is increased, a burst wave of a higher voltage.

高電圧バースト波が印加されると、cMUT6bのメンブレンは振動して、メンブレン表面から超音波が放射される。 When a high voltage burst wave is applied, the membrane of cMUT6b is vibrating, ultrasonic waves are radiated from the membrane surface.
超音波受信時、既に駆動バースト波が発生していない時間領域では、ケーブル伝送信号Sg1の振幅は0なので、昇圧トランス10により交流高電圧が発生しない。 When ultrasonic reception, the already driven burst wave is not generated time domain, the amplitude of the cable transmission signal Sg1 is 0, so the AC high voltage is not generated by the step-up transformer 10. したがって、スイッチ12のスイッチ駆動端子に印加する電圧は0のため、スイッチ端子12cと12dとが導通された状態である。 Therefore, the voltage applied to the switch driving terminal of the switch 12 for 0, a state in which the switch terminal 12c and 12d are rendered conductive.

このとき、cMUT6bは超音波を受信すると、その超音波を電気信号に変換する。 At this time, CMUT6b When receiving the ultrasonic waves and converts the ultrasound into an electrical signal. この電気信号に変換された超音波受信信号Sg3は、スイッチ端子12c−12dを通って同軸ケーブル8の芯線8aを介して観測装置5に送信される。 The electric signal converted ultrasonic reception signal Sg3 is transmitted to the observation apparatus 5 via the core wire 8a of the coaxial cable 8 through the switch terminals 12c-12d.

以上より、高電圧発生手段7を静電容量型超音波振動子6bの近傍に設置することにより、ケーブルには低電圧信号を伝送し、超音波プローブ内で静電容量型超音波振動子駆動用の高電圧パルスを効率良く発生させることができる。 From the above, by placing a high voltage generating unit 7 in the vicinity of the capacitive ultrasonic transducer 6b, the cable transmits a low voltage signal, the capacitive ultrasonic transducer driving in an ultrasonic probe a high voltage pulse use can be efficiently generated. また、ケーブルに起因するノイズの影響を防止することができる。 Further, it is possible to prevent the influence of noise caused by the cable. なお、cMUTは前述したように、Si基板上にマイクロマシンプロセスを用いて製造させるが、昇圧トランス以外の構成要素、例えばSW12、整流器11、チャージアンプはcMUTを形成したSi基板上または内部に形成可能であり、こうすることによって更にコンパクト化が可能となる。 Incidentally, cMUT is as described above, but is manufactured using micromachining process on a Si substrate, the components other than the step-up transformer, for example SW12, rectifier 11, the charge amplifier can be formed on or within the Si substrate to form a cMUT , and the it is possible to further compaction by doing this.

(実施例2) (Example 2)
図12は、本実施例における昇圧手段として圧電型昇圧トランスを用いた体腔内挿入型超音波診断装置の回路構成のブロック図を示す。 Figure 12 shows a block diagram of a circuit configuration of the body cavity insertion type ultrasonic diagnostic apparatus using a piezoelectric step-up transformer as a step-up means in the present embodiment. 本実施例における高電圧発生手段7は、圧電トランス20、抵抗体(直流抵抗)21、整流器11、スイッチ12から構成される。 High voltage generating means 7 in this embodiment, the piezoelectric transformer 20, resistor (DC resistance) 21, a rectifier 11, and a switch 12. これらは、図2と同様である。 These are the same as in FIG. また、図11と同様に、チャージアンプ60が設けられている。 Similarly to FIG. 11, the charge amplifier 60 is provided. スイッチ12は、超音波送信時以外(スイッチ駆動端子に直流電圧が印加されていない状態)では、スイッチ端子12cと12dとが導通された状態になっている。 Switch 12, the other at ultrasonic transmission (state not DC voltage is applied to the switch driving terminal), which is the state in which the switch terminal 12c and 12d are rendered conductive.

超音波送信時には、ケーブル伝送信号Sg1が観測装置5から送信される。 During ultrasonic transmission, cable transmission signal Sg1 is transmitted from the observation apparatus 5. 本実施例では、ケーブル伝送信号Sg1は特定の周波数を有するバースト波である。 In this embodiment, cable transmission signal Sg1 is a burst wave having a specific frequency. このケーブル伝送信号Sg1は、圧電トランス20の圧電トランス1次側電極20bに入力される。 The cable transmission signal Sg1 is input to the piezoelectric transformer primary electrode 20b of the piezoelectric transformer 20. そうすると、圧電トランス2次側電極20dから高電圧が出力される。 Then, a high voltage is output from the piezoelectric transformer secondary electrode 20d. 圧電トランス2次側電極20dから出力される振動子駆動信号Sg2は、ケーブル伝送信号Sg1の振幅が大きくなった、より高電圧のバースト波である。 Transducer drive signal is outputted from the piezoelectric transformer secondary electrode 20d Sg2, the amplitude of the cable transmission signal Sg1 is increased, a burst wave of a higher voltage.

入力側に印加された電圧は直流抵抗21と電極20b−20c間インピーダンスによって分圧され、直流抵抗21の両端の分圧圧電信号は、整流器11によって直流電圧に変換される。 Voltage applied to the input side is divided by the impedance between the DC resistor 21 and the electrode 20b-20c, partial-pressure electric signal across the DC resistance 21 is converted into a DC voltage by the rectifier 11. その直流電圧がスイッチ12のスイッチ駆動端子に印加されると、スイッチ端子12aと12bとが導通する。 When the DC voltage is applied to the switch driving terminal of the switch 12 conducts and the switch terminal 12a and 12b is. そうすると、高電圧の振動子駆動信号Sg2が、スイッチ端子12a−12bを通ってcMUT6bに印加する。 Then, transducer drive signal Sg2 high voltage is applied to cMUT6b through switch terminals 12a-12b.

超音波受信時、既に駆動バースト波が発生していない時間領域では、ケーブル伝送信号Sg1の振幅は0なので、圧電トランス20により高電圧が発生しない。 When ultrasonic reception, the already driven burst wave is not generated time domain, the amplitude of the cable transmission signal Sg1 is 0, so a high voltage is not generated by the piezoelectric transformer 20. したがって、スイッチ12のスイッチ駆動端子に印加する電圧が0のため、スイッチ端子12cと12dとが導通された状態である。 Therefore, since the voltage applied to the switch driving terminal of the switch 12 is 0, a state in which the switch terminal 12c and 12d are rendered conductive.

このとき、cMUT6bは、超音波を受信すると、その超音波を電気信号に変換する。 At this time, CMUT6b receives the ultrasonic wave, and converts the ultrasound into an electrical signal. この電気信号に変換された超音波受信信号Sg3は、スイッチ端子12d−12cを通って、同軸ケーブル8の芯線8aを介して観測装置5に伝送される。 This is converted into an electrical signal the ultrasonic reception signal Sg3 passes through the switch terminals 12d-12c, it is transmitted to the observation apparatus 5 via the core wire 8a of the coaxial cable 8.

なお、本実施形態において、cMUTを構成したSi基板上または内部にSW12,整流器11、チャージアンプ60を半導体プロセスを用いて集積することにより、よりコンパクト化が可能であり、好ましい。 In the present embodiment, SW12 inside Si substrate or constitutes a cMUT, rectifier 11, by integration using a semiconductor process a charge amplifier 60, it is possible more compact is preferred.

(実施例3) (Example 3)
本実施例では、DCバイアスパルス発生手段と、RFパルスとDCバイアスパルスとを加算する加算手段とを備えた体腔内挿入型超音波診断装置について説明する。 In this embodiment, a DC bias pulse generating means, for body cavity insertion type ultrasonic diagnostic apparatus and an adding means for adding the RF pulse and the DC bias pulse is described.

図13は、本実施例における体腔内挿入型超音波診断装置の回路構成のブロック図を示す。 Figure 13 shows a block diagram of a circuit configuration of the body cavity insertion ultrasonic diagnostic apparatus according to this embodiment. 図13は、図12において圧電トランス2次側電極20dとスイッチ端子12aとの間にDCバイアス印加手段70を設けたものである。 13, is provided with a DC bias application means 70 to between the piezoelectric transformer secondary electrode 20d and the switch terminal 12a in FIG. 12.

図14は、図13のDCバイアス印加手段70の詳細を示す。 Figure 14 shows the details of the DC bias application means 70 in FIG. 13. 図15は、図14の体腔内挿入型超音波診断装置内における各信号の波形を示す。 Figure 15 shows the waveforms of signals in the body cavity-insertion diagnostic ultrasound system of FIG. 14. DCバイアス印加手段70は、加算器71、整流器72を備えている。 DC bias application means 70, an adder 71, a rectifier 72.

まず、ケーブル伝送信号Sg1が圧電トランス20(例えば、ニオブ酸リチウム単結晶基板)の圧電トランス1次側電極20bに入力される(図15(a)参照)。 First, cable transmission signal Sg1 piezoelectric transformer 20 (e.g., lithium niobate single crystal substrate) is input to the piezoelectric transformer primary electrode 20b (see FIG. 15 (a)). そうすると、第1の実施形態でも説明したように、圧電トランス20の圧電トランス1次側電極20bと接地電極20c間に印加される高電圧信号によって横効果圧電振動を起こし、厚さ方向分極77の作用で縦効果振動に変換され、その結果、電極20dに高電圧の交流信号73が発生する。 Then, as described in the first embodiment, it causes a transverse effect piezoelectric vibrating by the high voltage signal applied between the piezoelectric transformer primary electrode 20b and the ground electrode 20c of the piezoelectric transformer 20, the thickness direction polarization 77 It is converted to longitudinal effect vibrations in effect, as a result, an AC signal 73 of the high voltage is generated in the electrode 20d.

そうすると、高電圧の信号であるRFパルス73が圧電トランス2次側電極20dから出力される。 Then, RF pulse 73 is a signal of high voltage is output from the piezoelectric transformer secondary electrode 20d. 圧電トランス2次側電極20dから出力された高電圧のRFパルス73は、DCバイアス印加手段70に入力される。 RF pulse 73 of high voltage output from the piezoelectric transformer secondary electrode 20d is input to the DC bias applying means 70.

RFパルス73は、DCバイアス印加手段70内で2つに分岐される。 RF pulse 73 is branched into two in the DC bias applying means 70. 分岐された一方のRFパルス74(=73)(図15(b)参照)は、加算器71に入力される。 One of the RF pulse 74 which is branched (= 73) (see FIG. 15 (b)) is inputted to the adder 71. 分岐された他方のRFパルスは、整流器72を通過してDCバイアスパルス(図15(c)参照)75となり、加算器71に入力される。 Other branched RF pulse, DC bias pulse through the rectifier 72 (see FIG. 15 (c)) 75, and the input to the adder 71. 加算器71では、RFパルス74とDCバイアスパルス75とを加算して、振動子駆動信号Sg2(図15(d)参照)として出力する。 The adder 71 adds the RF pulse 74 and the DC bias pulse 75 is output as transducer drive signal Sg2 (see FIG. 15 (d)). なお、図15(d)の80は、DCバイアスレベルを示す。 Incidentally, Figure 15 80 (d) shows the DC bias level.

このように、高電圧発生手段7から直流高電圧信号が出力される場合、高電圧発生手段7内部では、高電圧直流信号と高電圧交流信号の双方をほぼ同じタイミングで加算器71に出力する。 Thus, when the high DC voltage signal from the high voltage generating unit 7 is outputted, with the internal high voltage generating unit 7, and outputs both high voltage DC signal and a high-voltage AC signal to the adder 71 at substantially the same time . 双方の信号が重畳しやすくするためである。 This is because both the signal is easily superimposed. 具体的には、高電圧発生手段7から直流高電圧信号が出力される場合、整流器72から出力される直流出力信号75の発生期間が、交流出力信号74の発生期間と同じ、または交流出力信号74の発生期間より長くなるように設定し、両者の信号重畳しやすいようにする。 Specifically, high when the voltage high DC voltage signal from the generator 7 is output, the rectifier 72 is the generation period of the direct current output signal 75 output from the same as the generation period of the AC output signal 74, or AC output signal set to be longer than the period of generation of the 74, to be easy to superimpose both signals.

つまり、図15において、交流出力信号74のパルス幅より直流出力信号75のパルス幅を長くするために、直流出力信号75を先に出力してその後に交流出力信号74を重畳させ、交流出力信号74が出力し終わったのちに、直流出力信号75の出力が終わるようにする。 That is, in FIG. 15, in order to lengthen the pulse width of the DC output signal 75 from the pulse width of the AC output signal 74, followed by superimposing an AC output signal 74 and outputs the DC output signal 75 above, the AC output signal in after 74 has finished outputting, to the output of the DC output signal 75 is finished.

さらに具体的に説明すると、DCバイアスパルスの立ち上がりタイミングで、トリガー信号を発生させ、そのトリガー信号で、設定した遅延時間経過後RFパルスが発生するようにする。 More specifically, at the rising edge of the DC bias pulse, to generate a trigger signal, at the trigger signal, so that the RF pulse is generated after a preset time delay. この遅延時間は長く設定しすぎるとRFパルスが、DCバイアスパルスから外れてしまう(重畳しなくなる)ので最適な遅延時間を設定する。 RF pulses If the delay time is set too long, (longer overlapped) deviates from DC bias pulse to set the optimal delay time since. したがって、加算器71には、そのような予備処理機能(遅延機能)が含まれている。 Accordingly, the adder 71, such pre-processing functions (delay function) is included.

なお、この直流出力信号発生期間は10μsecを越えないようにする。 Note that the DC output signal generation period so as not to exceed 10 .mu.sec. なぜなら、DCバイアスパルスのパルス幅を10μsec以上とすると、すぐ近傍にエコー信号があっても送信信号に重畳してしまい、検出のS/Nが低下してしまい、振動子に近い領域の診断画像が得られなくなってしまうからである。 This is because, if the above 10μsec the pulse width of the DC bias pulse, causes superimposed immediately when the transmission signal when there is an echo signal in the vicinity, S / N of detection is lowered, the diagnostic image of the region close to the vibrator This is because not be obtained.

また、高電圧直流出力信号の立ち上がり、立ち下がりが急激に起こるとcMUTが壊れる可能性がある。 Further, there is a possibility that the cMUT breaks the rising of the high voltage DC output signal, falling occurs rapidly. それを防止するため、高電圧直流出力信号の立ち上がり、立ち下がりを鈍化させる。 To prevent it, the rise of the high-voltage direct-current output signal, slowing the fall. つまり、急峻な立ち上がり、立ち下がりは高い周波数成分を持つので、この高い周波数成分を出力端子にコンデンサを並列に接続することによってバイパスさせ、立ち上がり、立ち下がりを鈍化させる。 In other words, steep rise, since falling has a high frequency component, it is bypassed by connecting a capacitor in parallel to the output terminal of the high frequency components, rising, slowing the fall.

なお、本実施例では、圧電トランスを用いた場合を説明したが、電磁トランスに用いても良い。 In the present embodiment, a case has been described using a piezoelectric transformer may be used in electromagnetic transformer.
cMUTの広帯域特性は、DCバイアスに依存するので、以上のようにDCバイアスを発生させることにより広帯域特性を得ることができ、ハーモニックイメージングを用いた超音波診断を行うことができる。 Wideband characteristics of cMUT is dependent on the DC bias, it is possible to obtain a wide band characteristic by generating a DC bias as described above, it is possible to perform the ultrasonic diagnosis using harmonic imaging. なお、本実施形態において、cMUT6bを形成したSi基板上または内部に、図13,図14に記載した構成要素、例えば、SW12、整流器11,72、加算器71、前述した遅延回路(不図示)、チャージアンプ60を、半導体プロセスを用いて一体化(集積化)することが可能であり、これによって更なるコンパクト化が実現され、体腔内挿入用超音波振動子として、より好ましい形態となる。 In the present embodiment, inside a Si substrate or the formation of the CMUT6b, 13, components described in FIG. 14, for example, SW12, rectifiers 11, 72, an adder 71, a delay circuit (not shown) described above the charge amplifier 60, integrated by using a semiconductor process is capable of (integrated) to, is realized thereby further downsizing, as an ultrasonic transducer for body cavity insertion, a more preferred form.

(実施例4) (Example 4)
図16は、本実施例における体腔内挿入型超音波診断装置の回路構成のブロック図を示す。 Figure 16 shows a block diagram of a circuit configuration of the body cavity insertion ultrasonic diagnostic apparatus according to this embodiment. 同図は、図13の回路に、さらに、昇圧手段7aの入力側に印加する交流信号を発生させる高周波発振器90を設けたものである。 This figure, the circuit of FIG. 13, further, is provided with a high-frequency oscillator 90 for generating an AC signal applied to the input side of the step-up means 7a. これは、圧電トランスは交流信号によって動作するデバイスであり、直流電圧動作を目的とした構成になっている。 This piezoelectric transformer is a device that operates by the AC signal has a structure for the purpose of DC voltage operation. すなわち、信号91がDC電圧信号であり、これを交流信号92に変換する手段として高周波発振回路90が用いられている。 That is, the signal 91 is a DC voltage signal, the high frequency oscillation circuit 90 is used as means for converting it into an AC signal 92.

図17は、図16の体腔内挿入型超音波診断装置内における各信号の波形を示す。 Figure 17 shows the waveforms of signals in the body cavity-insertion diagnostic ultrasound system of FIG. 16. ケーブル伝送信号Sg1としてDCパルス91(図17(a)参照)が送信され、高周波発振器90に入力される。 DC pulse 91 as cable transmission signal Sg1 (see FIG. 17 (a)) is transmitted, is input to the high-frequency oscillator 90. 高周波発振器90は、DCパルス91を高周波数化させ、バースト波92(図17(b)参照)に変換する。 High-frequency oscillator 90, a DC pulse 91 is higher frequency, into a burst wave 92 (see FIG. 17 (b)).

バースト波92が、圧電トランス20(例えば、ニオブ酸リチウム単結晶基板)の圧電トランス1次側電極20bに入力され、これ以降は実施例3と同様である(図17(b)は、図15(a)に対応する。図17(c)は、図15(b)に対応する。図17(d)は、図15(c)に対応する。図17(e)は、図15(d)に対応する。)。 Burst wave 92, the piezoelectric transformer 20 (e.g., lithium niobate single crystal substrate) is input to the piezoelectric transformer primary electrode 20b, the subsequent are the same as in Example 3 (FIG. 17 (b), FIG. 15 (a) corresponds to. FIG. 17 (c) to. Figure 17 (d) corresponding to FIG. 15 (b), the corresponding FIG. 15 (c). FIG. 17 (e) Fig. 15 (d ) corresponding to.).

このようにすることにより、ケーブル伝送信号Sg1は周波数が低いためケーブル信号ロスがなく、外部へまたは外部からのノイズの授受の影響を受けにくくなる。 By doing so, cable transmission signal Sg1 is no cable signal loss for frequencies is low, less susceptible to noise transfer from or external to the outside. なお、本実施例では、圧電トランスを用いた場合を説明したが、電磁トランスに用いても良い。 In the present embodiment, a case has been described using a piezoelectric transformer may be used in electromagnetic transformer.

図18は、本実施例におけるアレイ型超音波振動子を用いた体腔内挿入部の回路構成のブロック図を示す。 Figure 18 shows a block diagram of a circuit configuration of the body cavity insertion portion using an array type ultrasonic transducer of this embodiment. 静電容量型超音波振動子アレイ100、図16の振動子エレメント(6b−1,6b−2,6b−3,・・・,6b−n)を複数配列してアレイ状にしたものである。 Capacitive ultrasonic transducer array 100, transducer element of FIG. 16 is obtained by the (6b-1,6b-2,6b-3, ···, 6b-n) a and arrayed array .

第1の実施形態における超音波振動子として圧電振動子を用いた体腔内挿入型超音波診断装置の回路構成のブロック図を示す。 It shows a block diagram of a circuit configuration of the body cavity insertion type ultrasonic diagnostic apparatus using a piezoelectric vibrator as the ultrasonic transducer in the first embodiment. 第1の実施形態(実施例1)における昇圧手段として電磁型昇圧トランスを用いた体腔内挿入型超音波診断装置の回路構成のブロック図を示す。 It shows a block diagram of a circuit configuration of the body cavity insertion type ultrasonic diagnostic apparatus using an electromagnetic step-up transformer as a step-up means in the first embodiment (Example 1). 第1の実施形態(実施例2)における昇圧手段として圧電型昇圧トランスを用いた体腔内挿入型超音波診断装置の回路構成のブロック図を示す。 It shows a block diagram of a circuit configuration of the body cavity insertion type ultrasonic diagnostic apparatus using a piezoelectric step-up transformer as a step-up means in the first embodiment (Example 2). 第1の実施形態におけるp−MUTの構成の一例を示す。 It shows an example of the structure of a p-MUT in the first embodiment. Rosen型圧電トランスの構造を示す。 It shows the structure of a Rosen-type piezoelectric transformer. 第1の実施形態(実施例2)におけるニオブ酸リチウムを用いた圧電トランスを示す。 Showing a piezoelectric transformer using lithium niobate in the first embodiment (Example 2). 図6のニオブ酸リチウム単結晶基板31の側面方向から観察した場合の振動変位を示す。 It shows a vibration displacement of when observed from the side of the lithium niobate single crystal substrate 31 of FIG. 図6の変形例(その1)である。 Modification of FIG. 6; FIG. 図6の変形例(その2)である。 Modification of FIG. 6; FIG. 第2の実施形態における超音波振動子として静電容量型超音波振動子(cMUT)を用いた体腔内挿入型超音波診断装置のブロック図を示す。 It shows a block diagram of a body-cavity insertion type ultrasonic diagnostic apparatus using the capacitive ultrasonic transducer (cMUT) as an ultrasonic transducer in the second embodiment. 第2の実施形態(実施例1)における昇圧手段として電磁型昇圧トランスを用いた体腔内挿入型超音波診断装置の回路構成のブロック図を示す。 It shows a block diagram of a circuit configuration of the body cavity insertion type ultrasonic diagnostic apparatus using an electromagnetic step-up transformer as a step-up unit in the second embodiment (Example 1). 第2の実施形態(実施例2)における昇圧手段として圧電型昇圧トランスを用いた体腔内挿入型超音波診断装置の回路構成のブロック図を示す。 It shows a block diagram of a circuit configuration of the body cavity insertion type ultrasonic diagnostic apparatus using a piezoelectric step-up transformer as a step-up unit in the second embodiment (Example 2). 第2の実施形態(実施例3)における体腔内挿入型超音波診断装置の回路構成のブロック図を示す。 It shows a block diagram of a circuit configuration of the body-cavity insertion type ultrasonic diagnostic apparatus in the second embodiment (Example 3). 図13のDCバイアス印加手段70の詳細を示す。 Showing details of the DC bias application means 70 in FIG. 13. 図14の体腔内挿入型超音波診断装置内における各信号の波形を示す。 Illustrating waveforms of signals in the insertion type ultrasonic diagnostic apparatus body cavity of FIG. 14. 第2の実施形態(実施例4)における体腔内挿入型超音波診断装置の回路構成のブロック図を示す。 It shows a block diagram of a circuit configuration of the body-cavity insertion type ultrasonic diagnostic apparatus in the second embodiment (Example 4). 図16の体腔内挿入型超音波診断装置内における各信号の波形を示す。 Illustrating waveforms of signals in the insertion type ultrasonic diagnostic apparatus body cavity of FIG. 16. 第2の実施形態(実施例4)におけるアレイ型超音波振動子を用いた体腔内挿入部の回路構成のブロック図を示す。 It shows a block diagram of a body cavity insertion portion circuit configuration of using the array type ultrasonic transducer in the second embodiment (Example 4). 従来におけるcMUTの一例を示す。 It shows an example of the cMUT in a conventional. 従来における圧電式超音波振動子の駆動回路を用いた制御回路の一例(その1)を示す。 An example of a control circuit using the drive circuit of the piezoelectric ultrasonic transducer in the conventional indicating the (Part 1). 従来における圧電式超音波振動子の駆動回路を用いた制御回路の一例(その2)を示す。 An example of a control circuit using the drive circuit of the piezoelectric ultrasonic transducer in the conventional indicating the (Part 2).

符号の説明 DESCRIPTION OF SYMBOLS

1 体腔内挿入型超音波診断装置 2 挿入部 3 超音波プローブ 4 湾曲部及び可撓管部 5 観測装置 6a 圧電振動子 6a−1 上部電極 6a−2 メンブレン 6a−3 キャビティ 6a−4 シリコン基板 6a−5 下部電極 6a−6 圧電膜 6b cMUT 1 body cavity insertion ultrasonic diagnostic apparatus 2 insertion portion 3 ultrasound probe 4 bending portion and the flexible tube section 5 observation apparatus 6a piezoelectric vibrator 6a-1 upper electrode 6a-2 membranes 6a-3 cavity 6a-4 silicon substrate 6a -5 lower electrode 6a-6 piezoelectric film 6b cMUT
7 高電圧発生手段 7a 昇圧手段 8 同軸ケーブル8 7 the high voltage generating means 7a boosting means 8 coaxial cable 8
8a 芯線 8b シールド線 10 昇圧トランス 10a 昇圧トランス1次側コイル10b,10c 昇圧トランス2次側コイル 11 整流器 12 スイッチ 12a,12b,12c,12d スイッチ端子 20 圧電トランス 20a 圧電振動子 20b 圧電トランス1次側電極 20c 接地電極 20d 圧電トランス2次側電極 21 抵抗体(直流抵抗) 8a core 8b shielded wire 10 step-up transformer 10a up transformer primary coil 10b, 10c booster transformer secondary coil 11 a rectifier 12 switches 12a, 12b, 12c, 12d switch terminal 20 piezoelectric transformer 20a piezoelectric vibrator 20b piezoelectric transformer primary side electrode 20c ground electrode 20d piezoelectric transformer secondary electrode 21 the resistor (DC resistance)
60 チャージアンプ 70 DCバイアス印加手段 71 加算器 72 整流器 90 高周波発振器 60 charge amplifier 70 DC bias application means 71 Adder 72 rectifier 90 high-frequency oscillator

Claims (26)

  1. 超音波を送受信する超音波振動子と、 An ultrasonic transducer for transmitting and receiving ultrasonic waves,
    前記超音波振動子を駆動させる駆動信号が入力された場合、該駆動信号に基づいて高電圧を発生させ、該高電圧を該超音波振動子に印加させる高電圧発生手段と、 When the drive signal for driving the ultrasonic transducers are inputted to generate a high voltage on the basis of the drive signal, and the high voltage generating means for applying a high voltage to the ultrasonic vibrator,
    をその先端に互いに近接配置して備えることを特徴とする超音波プローブ。 Ultrasound probe, characterized in that it comprises a proximate each other on the tip.
  2. 前記超音波振動子は、マイクロマシン製造プロセスを用いて製造される静電容量型超音波振動子(cMUT)であることを特徴とする請求項1に記載の超音波プローブ。 The ultrasonic transducer, ultrasonic probe according to claim 1, characterized in that the capacitive ultrasonic transducer produced using the micro-machining process (cMUT).
  3. 前記超音波振動子は、マイクロマシン製造プロセスを用いて製造される圧電振動子(p−MUT)であることを特徴とする請求項1に記載の超音波プローブ。 The ultrasonic transducer, ultrasonic probe according to claim 1, characterized in that the piezoelectric vibrator (p-MUT) manufactured using the micro-machining process.
  4. 前記高電圧発生手段は、前記駆動信号が直流低電圧である場合、該駆動信号に基づいて直流高電圧を出力することを特徴とする請求項1に記載の超音波プローブ。 The high voltage generating unit, when the drive signal is a direct current low voltage, the ultrasonic probe according to claim 1, characterized in that for outputting a high DC voltage based on the driving signal.
  5. 前記高電圧発生手段は、前記駆動信号が直流低電圧である場合、該駆動信号に基づいて交流高電圧を出力することを特徴とする請求項1に記載の超音波プローブ。 The high voltage generating unit, when the drive signal is a direct current low voltage, the ultrasonic probe according to claim 1, characterized in that outputs an AC high voltage based on the driving signal.
  6. 前記高電圧発生手段は、前記駆動信号が交流低電圧である場合、該駆動信号に基づいて直流高電圧を出力することを特徴とする請求項1に記載の超音波プローブ。 The high voltage generating unit, when the drive signal is an AC low voltage, the ultrasonic probe according to claim 1, characterized in that for outputting a high DC voltage based on the driving signal.
  7. 前記高電圧発生手段は、前記駆動信号が交流低電圧である場合、該駆動信号に基づいて交流高電圧を出力することを特徴とする請求項1に記載の超音波プローブ。 The high voltage generating unit, when the drive signal is an AC low voltage, the ultrasonic probe according to claim 1, characterized in that outputs an AC high voltage based on the driving signal.
  8. 前記交流高電圧の前記駆動信号の周波数は、前記超音波振動子の共振周波数と略同等であることを特徴とする請求項5、又は7に記載の超音波プローブ。 The frequency of the drive signal of the AC high voltage, the ultrasonic probe according to claim 5, or 7, wherein said is substantially equal to the resonant frequency of the ultrasonic vibrator.
  9. 前記交流高電圧は、バースト波であることを特徴とする請求項5、又は7に記載の超音波プローブ。 The AC high voltage, the ultrasonic probe according to claim 5, or 7 characterized in that it is a burst wave.
  10. 前記高電圧発生手段は、前記駆動信号の電圧を昇圧させる昇圧手段を有することを特徴とする請求項1に記載の超音波プローブ。 The high voltage generating means, ultrasonic probe according to claim 1, characterized in that it comprises a step-up means for boosting a voltage of said drive signals.
  11. 前記昇圧手段は、電磁型トランスであることを特徴とする請求項10に記載の超音波プローブ。 It said boosting means, ultrasonic probe according to claim 10, characterized in that the electromagnetic transformer.
  12. 前記昇圧手段は、圧電トランスであることを特徴とする請求項10に記載の超音波プローブ。 It said boosting means, ultrasonic probe according to claim 10, characterized in that the piezoelectric transformer.
  13. 前記圧電トランスは、ローゼン型であることを特徴とする請求項12に記載の超音波プローブ。 Said piezoelectric transformer, ultrasonic probe according to claim 12 which is a Rosen type.
  14. 前記圧電トランスは、ニオブ酸リチウムから構成されていることを特徴とする請求項12に記載の超音波プローブ。 Said piezoelectric transformer, ultrasonic probe according to claim 12, characterized by being composed of lithium niobate.
  15. 前記高電圧発生手段は、さらに、 The high voltage generating means further comprises
    前記駆動信号が直流信号である場合、該駆動信号を交流信号に変換して前記昇圧手段に出力する発振手段を有する ことを特徴とする請求項10に記載の超音波プローブ。 If the driving signal is a DC signal, an ultrasonic probe according to claim 10, characterized in that it comprises an oscillating means for outputting to said boosting means converts the drive signal into an AC signal.
  16. 前記高電圧発生手段は、さらに、 The high voltage generating means further comprises
    前記昇圧手段より出力された交流高電圧に直流バイアス電圧を印加する直流バイアス印加手段 を有していることを特徴とする請求項10に記載の超音波プローブ。 Ultrasonic probe according to claim 10, characterized in that it has a DC-bias applying means for applying a DC bias voltage to the AC high voltage outputted from the step-up means.
  17. 前記直流バイアス印加手段は、前記昇圧手段より出力された交流高電圧を、第1の交流高電圧と第2の交流高電圧とに分岐する分岐手段と、 The DC bias applying means includes a branch means for branching been high AC voltage output from the boosting means, to a first alternating high voltage and the second AC high voltage,
    前記第1の交流高電圧を直流に変換する直流変換手段と、 A DC converting means for converting the first alternating high voltage to a DC,
    前記直流変換手段より出力された直流電圧と前記第2の交流高電圧とを加算する加算手段と、 Adding means for adding the output DC voltage and said second alternating high voltage from the DC converting means,
    を有することを特徴とする請求項16に記載の超音波プローブ。 Ultrasonic probe according to claim 16, characterized in that it comprises a.
  18. 前記加算手段は、前記直流電圧が発生している期間に対して、前記第2の交流高電圧を重畳させることを特徴とする請求項17に記載の超音波プローブ。 It said adding means, the ultrasonic probe of claim 17 for the duration of the DC voltage is generated, characterized by superimposing the second high AC voltage.
  19. 前記直流電圧が発生している前記期間は、10μsecを越えないことを特徴とする請求項18に記載の超音波プローブ。 The period in which the DC voltage is generated, ultrasound probe according to claim 18, characterized in that does not exceed 10 .mu.sec.
  20. 前記加算手段は、前記直流電圧の立ち上がり及び立ち下がりを鈍化させる手段を備えていることを特徴する請求項17に記載の超音波プローブ。 Said adding means, ultrasonic probe according to claim 17, characterized in that it comprises means for slowing the rise and fall of the DC voltage.
  21. 前記p−MUTは、シリコン基板上に形成され、さらに該シリコン基板にスイッチ回路及び整流器を設けることを特徴とする請求項3に記載の超音波プローブ。 The p-MUT is formed on a silicon substrate, further ultrasonic probe according to claim 3, characterized in that a switch circuit and a rectifier to the silicon substrate.
  22. 前記cMUTは、エレクトレット膜を用いたエレクトレットコンデンサであることを特徴とする請求項2に記載の超音波プローブ。 The cMUT is an ultrasonic probe according to claim 2, characterized in that the electret capacitor using an electret film.
  23. 前記cMUTのシリコン基板上または内部には、昇圧トランス、スイッチ回路、整流器、及びチャージアンプのうち少なくとも1つが形成可能であることを特徴とする請求項2に記載の超音波プローブ。 Wherein the inside or on the silicon substrate of the cMUT, the step-up transformer, the switching circuit, a rectifier, and an ultrasonic probe according to claim 2, wherein at least one of the charge amplifier is a possible formation.
  24. 前記cMUTを構成したシリコン基板上または内部に、スイッチ回路、整流器、及びチャージアンプを半導体プロセスを用いて集積させることを特徴とする請求項2に記載の超音波プローブ。 The structure and the silicon substrate or within a cMUT, the switch circuit, a rectifier, and an ultrasonic probe according to claim 2, the charge amplifier using a semiconductor process, characterized in that to integrate.
  25. 前記cMUTを形成したシリコン基板上または内部に、スイッチ回路、整流器、加算器、遅延回路、及びチャージアンプを、半導体プロセスを用いて集積化することを特徴とする請求項2に記載の超音波プローブ。 On or within the silicon substrate to form the cMUT, the switching circuit, a rectifier, an adder, a delay circuit, and a charge amplifier, the ultrasonic probe according to claim 2, wherein the integrating using a semiconductor process .
  26. 請求項1〜25のうちいずれか1項に記載の超音波プローブを備える体腔内挿入型超音波診断装置。 Body cavity insertion type ultrasonic diagnostic apparatus including the ultrasonic probe according to any one of claims 1 to 25.


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