JP2012511379A - 超音波トランスデューサ・プローブ用のフロントエンド回路 - Google Patents

Abstract

本発明は、超音波送信パルスを送信し、上記送信パルスに応じてエコー信号を受信するトランスデューサ素子アレイ１１０を有する超音波トランスデューサ・プローブ１００に関する。より具体的には、本発明は、前述の超音波トランスデューサ・プローブに予め接続されたフロントエンド回路３００、３００’、又は３００”を表し、上記フロントエンド回路は、例えば、制限された供給電圧_ｉｎ１を規定する特定の入力電圧制約を有する特定用途向集積回路（ＡＳＩＣ）として実現し得、振幅レベルが、電圧制御線３０２に供給される単一端のフロントエンド回路３００、３００’、又は３００”の電圧レベル_ｉｎ１の最大２倍である差動励起又はパルス電圧_ｏｐを前述のトランスデューサ素子それぞれに供給するために、各トランスデューサ素子１１０の別の端子にそれぞれ接続された２つの送信分岐３０２ａ及び３０２ｂを有する分岐電圧制御線３０２を含む送信段３０１を備える。

Description

本発明は、超音波送信パルスを送信し、前述の送信パルスに応じてエコー信号を受信するためにトランスデューサ素子アレイを有する超音波トランスデューサ・プローブ（スキャンヘッド）に関する。より具体的には、本発明は、前述の超音波トランスデューサ・プローブに予め接続されたフロントエンド回路を表し、上記フロントエンド回路は、例えば、限定された供給電圧を規定する特定の入力電圧制約を有する特定用途向集積回路（ＡＳＩＣ）として実現し得、上記送信段は、その振幅レベルが、電圧制御線によって供給される単一端のフロントエンド回路の電圧レベルの最大２倍である差動励起又はパルス電圧を前述のトランスデューサ素子それぞれに供給するために、各トランスデューサ素子の別の端子にそれぞれ接続された２つの送信分岐を有する分岐電圧制御線を有する。この意味合いで、２つの送信分岐それぞれにおいて一体化された少なくとも１つの送信増幅器又はパルサを含むブリッジ増幅器の幾何構造が提案されている。上記幾何構造では、前述の送信分岐のうちの第１の送信分岐における送信増幅器は非反転入力信号に対応する出力信号を供給し、送信分岐のうちの第２の送信分岐における送信増幅器は、超音波トランスデューサのフロントエンド供給電圧の電圧振幅の最大２倍が、特定用途向集積回路の電圧供給入力における前述の、倍にされた電圧レベルを供給する必要なしで各トランスデューサ素子にわたって存在しているように入力信号の反転形式に対応する出力信号を供給し、よって、トランスデューサ素子に対して２倍の電圧スイングを得るために同じＩＣ製造プロセスを使用することができる。

超音波医療診断システムは、超音波信号で標的領域を走査することにより、患者の体内の解剖学的構造のソノグラフィ・イメージを生成するために使用される。通常、２．０ＭＨｚと１０ＭＨｚとの間程度の超音波信号が、超音波トランスデューサ・プローブを介して患者に送信される。送信された超音波エネルギは部分的に、患者の体によって吸収され、分散させられ、回折させられ、反射させられ、反射させられた超音波エネルギは、トランスデューサ・プローブにおいて受信され、トランスデューサ・プローブでは、評価し、更に処理することが可能な電子エコー信号に変換される。従来の多くの超音波システムでは、例えば、受信されたエコー信号がビーム形成を経るようにし得る。その後、ビーム形成された信号は、エコー、ドップラ、及びフロー情報を解析し、患者の体内の関心の標的化された解剖学的構造又は組織領域のソノグラフィ・イメージを得るよう処理し得る。

現在、市場で利用可能なコンパクトなポータブル超音波マシンの従来の設計では、フロントエンド回路は、限定された供給電圧を規定する特定の入力電圧制約を有する集積回路によって実現される送信装置で装備し得、この集積回路を製造するために使用されるプロセスは、十分な音響送信電力を得るために伝統的な超音波プローブが通常、必要であり、望ましい高電圧レベルを処理することができないということがあり得る。他の応用分野（例として、例えば経食道心エコー法（ＴＥＥ）において使用される内視鏡超音波プローブなどの内部プローブ及びカテーテル）の場合、患者に対する潜在的なリスクを軽減し、より薄い絶縁層を提供することにより、プローブのサイズを最小にするために、より低い電圧でプローブを使用することが必要であり得る。

本発明の目的は、よって、フロントエンド回路の出力電力及び集積回路の入力電圧に関する上述の制約を考慮しながら、フロントエンド回路の送信部分（及び受信部分）を超音波マシンに一体化するためのやり方を求めることである。この意味合いで、本発明は特に、フロントエンドの集積回路を製造するために使用される処理の変更を必要とすることなく、より高い送信電圧を得るという課題を解決することを目的としている。

この目的に鑑みて、本出願の第１の例示的な実施例は、超音波送信パルスを送信し、上記送信パルスに応じてエコー信号を受信するために、差動接続されたトランスデューサ素子のアレイを有する超音波トランスデューサ・プローブのフロントエンド回路を表し、フロントエンド回路は、個別のトランスデューサ素子に２つの送信分岐を介して供給されるフロントエンド回路の入力制御信号の差により、振幅レベルが表される差動励起又はパルス電圧を前述のトランスデューサ素子それぞれに供給するために各トランスデューサ素子の別の端子に、別個の２つの送信分岐それぞれが接続された送信段を備える。

この実施例の第１の局面によれば、本願提案のフロントエンド回路は、差動励起又はパルス電圧を各トランスデューサ素子に供給するために使用される２つの送信分岐それぞれに一体化された少なくとも１つの送信増幅器を有するブリッジ増幅器トポロジを更に有し得、上記送信分岐のうちの第１の送信分岐における送信増幅器は、利得係数で増幅された後、非反転形式でフロントエンド回路の入力制御信号のうちの１つによって表される第１の出力信号を供給し、上記送信分岐のうちの第２の送信分岐における送信増幅器は、同じ利得係数で増幅された後、非反転形式で同じ入力制御信号によって表される第２の出力信号を供給する。例えば、入力制御信号が入力電圧によって表された場合、差動励起又はパルス電圧の振幅レベルはこの入力電圧の電圧レベルの最大２倍になるようにし得る。

送信増幅器は、それにより、線形入力制御信号によって制御される２つの線形増幅器として実現し得る。（本発明の好ましい一実施例を表す）前述の場合には、非反転入力制御信号が、一方の増幅器に供給され、反転入力制御信号は他方の増幅器に供給される。同じ効果は、２つの増幅器のうちの１つを反転増幅器にすることによって達成し得る。この場合、両方の増幅器に、同じ入力制御信号を供給し得る。

あるいは、この実施例の第２の局面によれば、本願提案のフロントエンド回路は、差動励起又はパルス電圧を各トランスデューサ素子に供給するために使用される２つの送信分岐それぞれに一体化された少なくとも１つの送信パルサを有するブリッジ増幅器トポロジを有し得、上記送信分岐の第１の送信分岐における送信パルサは、この第１の送信分岐における送信パルサの入力端子に供給されるディジタル制御信号の第１の組によって振幅レベルが設定される第１の出力信号を供給し、上記送信分岐の第２の送信分岐における送信パルサは、この第２の送信分岐における送信パルサの入力端子に供給されるディジタル制御信号の第２の組によって振幅レベルが設定される第２の出力信号を供給する。

特定の増幅器（又はパルサ）はそれにより、ブリッジ・モードで動作させる。各トランスデューサ素子は、よって、関連付けられた２つの増幅器の出力ポートにわたって接続され、各トランスデューサ素子には、増幅器の電圧供給端子に供給される入力電圧の電圧レベルの最大２倍が供給される。前述の回路トポロジを使用することは、事実上、使用される増幅器の数を２倍にすることを意味する。本願提案の回路は、同じＩＣプロセスで、フロントエンド回路の供給ポートにおける単一端供給電圧の振幅レベルを２倍にすることを可能にし、更に、既存のスキャンヘッド音響設計を変えることを必要とすることなく、かつ、接地電位に対してフロントエンド回路の供給電圧の振幅レベルを増加させることを必要とすることなく、より高い送信電力を得、よって、増加した透過又は信号対雑音比の増加を得るという利点を更に示唆している。更に、本願提案のフロントエンド回路は、送信電力を増加させる代わりに維持し、又は、送信電力、透過、信号対雑音比、及び音響スタック設計とコストとの間のトレードオフを行うことが意図される場合、より高価でないスキャンヘッド設計の使用を可能にする。

本発明の特定の局面によれば、送信増幅器又は送信パルサの出力ポートは、トランスデューサ・アレイの関連付けられたトランスデューサ素子に、フリップ・チップ、フレックス回路、又は他のタイプの相互接続によって接続される。すなわち、フロントエンド増幅器は、スキャンヘッドにおけるトランスデューサ素子と同じパッケージ内にあり、よって、増幅器とスキャンヘッドとの間の長いケーブル接続を不要にする。

好ましくは、本発明の特定の局面によれば、送信増幅器又は送信パルサは超音波トランスデューサ・プローブに一体化されており、本願提案のフロントエンド回路は、超音波トランスデューサ・プローブの特定用途向集積回路として実現される。

本発明によれば、本願提案のフロントエンド回路は更に、上記エコー信号を表す出力信号を供給する差動受信段を更に含み得る。受信段はそれにより、関連付けられた低雑音増幅器に少なくとも１つのトランスデューサ素子の各端子を接続し得る。

それ以外に、本発明は、新たなタイプの超音波トランスデューサ・プローブも表す。従来のスキャンヘッドには、共通の接地電位を有する単一端のトランスデューサ素子が装備されており、トランスデューサ素子には、接地及び信号のために２本の配線が供給される一方、本願提案の超音波トランスデューサ・プローブには、差動接続されたトランスデューサ素子（すなわち、接地電極を有しないトランスデューサ素子）が装備されるようにし得る。

したがって、本出願の第２の例示的な実施例は、超音波送信パルスを送信し、前述の送信パルスに応じてエコー信号を受信するために、差動接続されたトランスデューサ素子のアレイを有する超音波トランスデューサ・プローブを備える超音波診断撮像システムに関する。本発明によれば、システムには、第１の例示的な実施例に関して上述した集積されたフロントエンド回路が装備される。

この第２の例示的な実施例の好ましい局面によれば、特許請求の範囲記載の超音波診断撮像システムには効果的には、集積マイクロ・ビーム形成器システムを装備し得る。

従来技術による、従来の超音波撮像システムの大規模構成部分を示す図である。 従来技術による、超音波撮像システムにおけるマルチライン・ビーム形成の従来の実現形態を示す図である。 従来技術による、別の超音波撮像システムにおけるサブアレイ・マルチラインビーム形成の従来の実現形態を示す図である。 本発明による超音波トランスデューサ・プローブのフロントエンド回路を示す図である。 図３ａに表す超音波トランスデューサ・プローブのフロントエンド回路のアナログ実現形態を示す図である。 図３ａに表す超音波トランスデューサ・プローブのフロントエンド回路のディジタル実現形態を示す図である。 図３ｂに表すアナログ実現形態に応じて超音波トランスデューサ・プローブのフロントエンド回路の第１の送信分岐における送信増幅器段の出力端子における第１のアナログ電圧の波形を示す図である。 図３ｂに表すアナログ実現形態に応じて超音波トランスデューサ・プローブのフロントエンド回路の第２の送信分岐における送信増幅器段の出力端子における第２のアナログ電圧の波形を示す図である。 超音波トランスデューサ・プローブのトランスデューサ・アレイの少なくとも１つの差動接続トランスデューサ素子を動作させるための励起又はパルス電圧の波形を示す図である。励起又はパルス電圧は、第１のアナログ電圧及び第２のアナログ電圧の差で表される。

本発明の前述並びに他の効果的な構成及び局面は、以下に説明する実施例に関し、かつ添付図面に関し、例として説明する。

以下では、本発明の種々の実施例は、特定の精緻化に関し、かつ、添付図面を参照して詳細に説明する。

図１は、（当該技術分野においては「超音波トランスデューサ」、「トランスデューサ・プローブ」又は「スキャンヘッド」として表す）超音波トランスデューサ・アッセンブリを含む、国際公開２００６／０３５３８４号明細書によって知られている従来の超音波システムを表す。超音波検査の間、ソノグラフィ・イメージを生成する際に、主治医は、自分の手に超音波トランスデューサ（送信する対象の超音波信号に電気信号を変換し、反射した超音波を同時に受け取る装置）を持ち、トランスデューサ面（音波を出し、反射した音波を受け取るスキャンヘッド又は表面）を患者の皮膚に押しつけ、患者の解剖学的構造の種々の部位にわたって移動させて、所望のソノグラフィ・イメージの組を得る。（時には、「プローブ」又は「トランスデューサ・プローブ」としても表す）トランスデューサと患者との間の好適な接触を確実にするために、スキャンヘッドが音波を発し、後方散乱エコーを受信している間に、トランスデューサが患者の皮膚をすべるように進むような水溶性高粘性ゲルを使用し得る。コンピュータは次いで、エコーを解析し、モニタ画面上にソノグラフィ・イメージを表示し、エコーの形状及び強度は胸の組織の密度に依存する。例えば、胸の超音波撮像では、液体で満たされた嚢胞が撮像されている場合、音波の大半は嚢胞を通過し、かすかなエコーを発する。しかし、固形腫瘍が撮像されている場合、音波は上記腫瘍に反射し、エコー・パターンは、固体の塊を示すとして主治医によって認識される画像にコンピュータによって変換される。患者はトランスデューサからのわずかな圧力を感じ得るが、患者には、高周波音は聞こえない。

通常、トランスデューサ・プローブ１００などの超音波トランスデューサ・アセンブリは、ケーブル１２０により、超音波ベース・システム１３０に接続される。超音波ベース・システム１３０は、処理及び制御機器１３２、並びにディスプレイ１３３を備える。トランスデューサ・プローブは、ケーブル１２０の代わりに超音波ベース・システムとの無線接続を含めるよう容易に構成し得、ビーム形成器を駆動させるソフトウェアは、トランスデューサ・プローブから無線信号を受け取り、処理するよう容易に修正し得る（例えば、無線通信、米国特許第６１４２９４６号明細書を参照されたい）。

トランスデューサ・プローブにおいて超音波を送受信するシステム構成部分は、種々の超音波システムにおいて違ったふうに実現し得る。図１の超音波システムでは、（撮像を行うために被験者の皮膚に押しつけられた）トランスデューサ・プローブ１００の面１０１は、超音波を送受信する、（「トランスデューサ素子」として時には表す）圧電素子のアレイ１１０を含む。前述のアレイを使用する超音波システムでは、超音波は、「ビーム形成」と呼ばれる処理によって生成され（、結果として生じる信号が上記処理によって解釈される）。上記処理は大半が、信号処理ハードウェア及びソフトウェアにおいて行われる。送信する場合、トランスデューサ・アレイ１１０内の個々の圧電素子が、１つ又は複数の超音波ビームに形成し、集束するために特定のパターンにおいて励起される。受信する場合、トランスデューサ・アレイ１１０内の個々の圧電素子によって受信される信号情報は、１つ又は複数の超音波ビームの電子的な表現を形成する（すなわち、ビーム形成する）ために、遅延させ、合成し、その他のやり方で操作する。

知られている特定のビーム形成の一実施はマルチライン・ビーム形成として表す。「マルチライン・ビーム形成」では、トランスデューサ・アレイ１１０は単一の超音波ビームを送信するが、受信ビーム形成器の電子回路は、別々の向きのいくつかの受信超音波ビームを合成する。マルチライン・ビーム形成の最も旧く、最も基本的な手法は、並列に動作させる複数の単一ラインのビーム形成器（参照によって本明細書及び特許請求の範囲に援用する、Ａｕｇｕｓｔｉｎｅによる米国特許第４６４４７９５号明細書に記載されたものなど）を使用することである。前述の構成では、トランスデューサ・アレイ内の各素子は、ビーム形成器のチャネルに接続される。前述のチャネルはそれぞれ、その対応する素子からの信号に対して遅延を施し、この遅延は、ビーム形成器によって形成されるビームの向きを変え、上記ビームを集束するのに適切である。ビーム形成器の各チャネルによって遅延させた信号は、一意に向きを変えて集束したビームを形成するよう合成され、並列に動作させたビーム形成器によって同時に生成される複数のビームは、超音波画像の複数のラインを形成するために使用される。

知られている通常の複数の信号ライン・ビーム形成アーキテクチャを有する超音波撮像システムの例は図２ａに示す。ここで、（超音波トランスデューサ・プローブ２００を含む）トランスデューサ・アレイ２１０のトランスデューサ素子２１１それぞれは、何れかの受信された信号が、超音波ベース・システム１３０においてケーブル２２０を介して処理手段２３２に送信されるチャネルを有する。素子２１１によって受け取られた信号は、トランスデューサにおいて調節され（例えば、インピーダンス・マッチングされ）、次いで、ケーブル２２０を介して超音波ベース・システムに送信されてもよく、そうされなくてもよい。処理手段２３２は、なおアナログ形式の受信信号を使用し、アナログ・ディジタル変換器（Ａ／Ｏ）２３３を使用してこれをディジタル信号に変換する。結果として生じるディジタル信号を次いで、ディジタル遅延部２３４によって遅延させ、加算器２３５により、併せて加算して、撮像面内の何れかの所望の点に集束した音響受信感度プロファイルを形成する。

トランスデューサ・アレイ２１０においてサンプリングされた素子２１１の数が比較的低い状態（すなわち、２００未満程度の素子（伝統的なビ―ム形成器は１２８個のチャネルを有する））に留まっている場合、前述の手法で十分である。トランスデューサ・アレイ２１０が、数千の音響素子２１１を有し、特定の処理手法が、前述の素子それぞれからのサンプルを使用することを必要とした場合、電線２２０は数千のチャネルを搬送しなければならない。前述の手法は、標準の電気コンセント（大半の超音波システムの場合の通常の電源）から利用可能な電線よりも極端に大きな電線を必要とし、上記電気コンセントから利用可能な電力よりも大きな電力を必要とする。（前述の電線並びに関連付けられた電子回路の過剰なコストを含む）前述及び他の理由で、トランスデューサ・アレイにおいて利用可能であり得る約３００、３００’、又は３００”の０素子を完全にサンプリングする場合に、図２ａに示す手法は実現可能でない。

前述の複雑度の課題に対する既知の解決策は、「サブアレイ・ビーム形成」又は「マイクロ・ビーム形成」として表される。マイクロ・ビーム形成処理を実現することができる、国際公開２００６／０３５３８４号明細書によって知られているマイクロ・ビーム形成アーキテクチャを有する超音波撮像システムの例は図２ｂに略示する。詳細な処理は、Ｂｅｒｎａｒｄ Ｓａｖｏｒｄ及びＲｏｄ Ｓｏｌｏｍｏｎによる、「Ｆｕｌｌｙ Ｓａｍｐｌｅｄ Ｍａｔｒｉｘ Ｔｒａｎｓｄｕｃｅｒ ｆｏｒ Ｒｅａｌ Ｔｉｍｅ ３Ｄ Ｕｌｔｒａｓｏｎｉｃ Ｉｍａｇｉｎｇ（Ｐａｐｅｒ ３Ｊ−１， Ｐｒｏｃｅｅｄｉｎｇｓ ｏｆ ｔｈｅ ２００３ ＩＥＥＥ Ｕｌｔｒａｓｏｎｉｃｓ Ｓｙｍｐｏｓｉｕｍ， Ｏｃｔ． ５−８， ２００３ （ＩＥＥＥ Ｐｒｅｅｓ）」と題する論文、及び米国特許第５３１８０３３号明細書に十分に説明されている。前述の参考文献はともに、本明細書及び特許請求の範囲に、参照によって援用する。上記論文及び米国特許文献において記載されているように、かつ、図２ｂに示すように、サブアレイ・ビーム形成は、ビーム形成機能が２つの段階に分割されることを必要とし、第１の段階はトランスデューサ２００で行われ、第２の段階は超音波ベース・システム１３０の処理手段２３２において行われる。トランスデューサ２００内の第１の段における部分ビーム形成を行うことにより、超音波ベース・システム１３０に電線２２０にわたって送信される必要があるチャネルの数は、劇的に削減される。

図２ｂに示すように、トランスデューサ・アレイ２１０における個々の素子２１１はサブアレイ２４０−１乃至２４０−ｎにグループ化される。各サブアレイ２４０における各素子２１１は前置増幅器２４１及び低電力アナログ遅延部２４２を有する。各サブアレイ２４０は、サブアレイ内の適切に遅延させたアナログ信号を一チャネルに合成するためのサブアレイ加算器２４５を有する。第１の段において使用することが可能な低電力アナログ遅延手法の例には、ミクサ、位相シフタ、電荷結合素子（ＣＣＤ）、アナログ・ランダム・アクセス・メモリ（ＡＲＡＭ）、サンプルアンドホールド増幅器、及びアナログ・フィルタ等を含む。前述の手法は全て、十分なダイナミック・レンジを有し、特定用途向集積回路（ＡＳＩＣ）へのその一体化を可能にするために十分低い電力を使用する。このＡＳＩＣは、マイクロ・ビーム形成の適用例を行うためにトランスデューサ２００内に適合させることができる。

マイクロ・ビーム形成を行う場合、種々のバルク遅延を各サブアレイ信号に施し得る。各バルク遅延は、その他のサブアレイに対して各サブアレイに、適切な遅延を課す。サブアレイ２４０−１乃至２４０−ｎからの部分的にビーム形成されたアナログ信号は、ベース超音波システム１３０における処理手段２３２にケーブル２２０を介してチャネル２２２−１乃至２２２−ｎ上で送信される。サブアレイ・アナログ信号はディジタルにＡ／Ｄ２３３によって変換され、ディジタル遅延部２３４によって適切に遅延させ、次いで、最終加算器２３５によって合成される。上記段落に記載したバルク遅延部は、ディジタル遅延部２３４によって実現し得る。

連続的であるが、サブアレイを含むトランスデューサ素子は、トランスデューサ・アレイ上の各種形状又はパターンを形成し得る。例えば、矩形形状のトランスデューサ・アレイでは、トランスデューサ素子の各列はサブアレイを形成し得る。前述の構成は、それぞれを本明細書及び特許請求の範囲において援用する米国特許第６１０２８６３号明細書、米国特許第５９９７４７９号明細書、米国特許第６０１３０３２号明細書、米国特許第６３８０７６６号明細書、及び米国特許第６４９１６３４号明細書に記載されている。米国特許第６１０２８６３号明細書では、「仰角」ビーム形成（すなわち、素子の各列における信号の合成）はトランスデューサ内で行われる一方、「方位角」ビーム形成（すなわち、先行して合成された列の行を合成する）は超音波システム内の処理手段によって行われる。

図３ａには、本発明による超音波トランスデューサ・プローブのフロントエンド回路３００を示す。フロントエンド回路は、送信段３０１を備え、別個の２つの送信分岐３０２ａ及び３０２ｂはそれぞれ、個別のトランスデューサ素子１１０に、２つの送信分岐３０２ａ及び３０２ｂを介して供給されるフロントエンド回路の入力電圧Ｕ _ｉｎ１及びＵ _ｉｎ２の差で振幅レベルが表される差動励起又はパルス電圧Ｕ _ｏｐを前述のトランスデューサ素子それぞれに供給するために各トランスデューサ素子１１０（圧電素子３０５によって表す）の別々の端子に接続される。

図３ａに表す超音波トランスデューサ・プローブのフロントエンド回路３００のアナログ実現形態３００’は図３ｂに示す。ここでは、差動励起又はパルス電圧Ｕ _ｏｐを各トランスデューサ素子１１０に供給するために使用される２つの送信分岐３０２ａ及び３０２ｂそれぞれに一体化された少なくとも１つの送信増幅器３０４ａ、３０４ｂを備えるブリッジ増幅器トポロジが施される。ここで、前述の送信分岐のうちの第１の送信分岐（３０２ａ）における送信増幅器３０４ａは、非反転形式（Ｕ _ｏｐ１＝+k・Ｕ _ｉｎ１）におけるフロントエンド回路の入力電圧Ｕ _ｉｎ１で表される第１の出力信号Ｕ _ｏｐ１を供給する。ここで、ｋは増幅器３０４ａ及び３０４ｂの利得を表し、前述の送信分岐のうちの第２の送信分岐（３０２ｂ）における送信増幅器は、反転形式（Ｕ _ｏｐ２＝-k・Ｕ _ｉｎ１）で同じ入力電圧によって表される第２の出力信号Ｕ _ｏｐ２を供給する。

提案された回路はよって、スキャンヘッド１００における（例えば、圧電素子３０５によって表し得る）フロントエンド回路３００’及び関連付けられたトランスデューサ素子１１０の電圧供給入力における単一のアナログ線３０２（又は複数のディジタル制御線）間の差動接続を含む。差動回路設計が理由で、本願提案のフロントエンド回路は、共通の接地電位を有していない。本発明によるフロントエンド回路は、従来の送信増幅器３０４ａ及び３０４ｂを使用して実現し得る。差動ケーブル３０７が、スキャンヘッド１００内のトランスデューサ・アレイの特定のトランスデューサ素子１１０とフロントエンド回路３００’との間に必要である。一方、差動でない同軸ケーブルが伝統的に、使用されている。したがって、特定の他のタイプのケーブル（例えば、ツイストペア・ケーブルなど）が必要である。

別の好ましい実施形態は、スキャンヘッド１００内にブリッジ送信増幅器３０４ａ及び３０４ｂを実現することである。この場合、上記増幅器は、一体化されたフレックス回路を介して、トランスデューサ素子１１０に接続し得る。この場合、トランスデューサ素子１１０に直結するフレックス回路を設計することは容易である。

図３ｂに示すように、本発明の別の重要な局面は、関連付けられたトランスデューサ素子１１０それぞれと、送信増幅器３０４ａ、３０４ｂそれぞれの出力ポートとの間に直接的な電気接続３０７を設けることである。差動から単一端への変換、又は電気絶縁が必要な場合に変圧器が通常、間に配置される。しかし、スキャンヘッド１００内の構成部分の至近性により、前述の接続を行う配線の長さは、スキャンヘッド素子に対する直接の差動接続を行い、変圧器に対する必要性をなくすために十分小さいということが認識されている。

図３ｂは単一のチャネルの本願提案の回路設計を示すに過ぎず、スキャンヘッド１００内に２つ以上のトランスデューサ素子及び２つ以上のチャネルを有する回路設計の場合、トランスデューサ・アレイにおいてトランスデューサ素子全てについて複製しなければならない。更に、本発明によれば、図３ｂに表すフロントエンド回路３００’の機能を実現し、集束した、又は集束しない超音波ビームを生成するよう超音波トランスデューサ・プローブ１００を制御し、受信チャネルのビーム形成を制御するためのビーム形成器機能（マイクロ・ビーム形成）も組み入れ得る、スキャンヘッド内のＡＳＩＣが好ましい。本願提案の設計では、フロントエンド回路３００’を実現する特定用途向集積回路は、フリップ・チップ構成で必ずしもなくてよく、少なくとも、規則的なスキャンヘッド・アレイの場合、フリップ・チップ構成で必ずしもなくてよい。ＡＳＩＣ（フリップ・チップ構成か否かにかかわらず）は代わりに、フレックス回路を介して接続し得る印刷回路基板（ＰＣＢ）アセンブリ上に実装し得る。

フロントエンド回路が、トランスデューサ素子１１０の入力ポートに直結された超音波トランスデューサ・プローブの場合、共通の接地を有しなくてよいことを可能にする適切な音響設計を提供し得る。

図３ａに表す超音波トランスデューサ・プローブのフロントエンド回路３００のディジタル実現形態３００”は図３ｃに示す。このディジタル実現形態は、差動励起又はパルス電圧Ｕ _ｏｐを各トランスデューサ素子１１０に供給するために使用される２つの送信分岐３０２ａ及び３０２ｂそれぞれにおいて一体化された少なくとも１つの送信パルサ３０４ａ’、３０４’ｂを備える。上述の送信分岐のうちの第１の分岐（３０２ａ）における送信パルサ３０４ａ’は、この第１の送信分岐３０２ａにおいて送信パルサ３０４ａ’の入力端子に供給されるディジタル制御信号Ｓ_１の第１の組によって振幅レベルが設定される第１の出力信号Ｕ _ｏｐ１を供給し、上述の送信分岐のうちの第２の分岐（３０２ｂ）における送信パルサ３０４ｂ’は、この第２の送信分岐３０２ｂにおいて送信パルサ３０４ｂ’の入力端子に供給されるディジタル制御信号Ｓ_２の第２の組によって振幅レベルが設定される第２の出力信号Ｕ _ｏｐ２を供給する。

医療プローブ（例えば、超音波トランスデューサ・プローブ（スキャンヘッド）など）を動作させるために上記フロントエンド回路を使用することにより、事実上、フロントエンド回路の供給電圧の振幅レベルが倍になり、したがって、フロントエンド回路の達成可能な出力電力が４倍になる。

図４ａは、図３ｂに表すアナログ実現形態に応じて超音波トランスデューサ・プローブのフロントエンド回路３００’の第１の送信分岐３０２ａにおける送信増幅器３０４ａの出力端子におけるアナログ出力電圧Ｕ _ｏｐ１の波形を示す。図４ａから分かるように、出力電圧Ｕ _ｏｐ１は、上記フロントエンド回路の機能を実現する集積回路のＩＣ製造プロセスによって扱うことが可能な、正の最大電圧レベル（Ｕ _{ｏｐ１，ｍａｘ}＝＋Ｕ _ＨＶ）に達する。

図４ｂは、図３ｂに表すアナログ実現形態に応じて超音波トランスデューサ・プローブのフロントエンド回路３００’の第２の送信分岐３０２ｂにおける送信増幅器３０４ｂの出力端子におけるアナログ出力電圧Ｕ _ｏｐ２の波形を示す。図４ｂから分かるように、出力電圧Ｕ _ｏｐ２は、ＩＣ製造プロセスによって扱うことが可能な負の最小電圧レベル（Ｕ _{ｏｐ２，ｍａｘ}＝-Ｕ _ＨＶ）。

図４ｃは、超音波トランスデューサ・プローブのトランスデューサ・アレイの少なくとも１つの差動接続トランスデューサ素子３０５を動作させるための励起又はパルス電圧Ｕ _ｏｐの波形を示し、励起又はパルス電圧は、第１のアナログ電圧Ｕ _ｏｐ１及び第２のアナログ電圧Ｕ _ｏｐ２の差で表される。本発明によって提供されるように、励起又はパルス電圧Ｕ _ｏｐはよって、ＩＣ製造プロセスを変えることなく、２倍にすることが可能であり得る。

本発明の適用分野
効果的には、本発明は、サイズ、コスト、又は安全性の理由で、超音波トランスデューサ・プローブの動作電圧を削減するために、又は比較的低い電圧の製造プロセスを用いて製造されるフロントエンド集積回路の使用を必要とするコンパクト超音波マシン及び他のアプリケーションの分野において適用し得る。本発明の主な適用分野には、一体化されたビーム形成機能を有するスキャンヘッドが使用される低コストのコンパクトな超音波マシンがある。前述の適用分野の場合、本発明は、比較的安価な音響設計を使用するための手段を提供し、特定のＩＣ製造プロセスの電圧制約を前提として、かなり高い励起又はパルス電圧を供給する役目を担う。

本発明は、図面及び明細書において詳細に例証し、説明しているが、前述の例証及び説明は、限定的なものでなく、例証的又は例示的であるとみなすものとし、これは、本発明が、開示された実施例に限定されないことを意味する。上記開示された実施例に対する他の変形は、図面、明細書の説明、及び添付の特許請求の範囲を検討することにより、本願の特許請求の範囲記載の発明を実施するうえで当該技術分野において通常の知識を有する者によって理解され、実施することが可能である。特許請求の範囲では、「ｃｏｍｐｒｉｓｉｎｇ」の語は他の構成要素又は構成工程を排除するものでなく、不定冠詞「ａ」又は「ａｎ」は複数形を排除するものでない。更に、特許請求の範囲に記載の何れの参照符号も、本発明の範囲を限定するものとして解されるべきでない。
参照符号リスト
１００ 超音波トランスデューサ・アセンブリ（「超音波トランスデューサ」、「超音波トランスデューサ・プローブ」又は「スキャンヘッド」としても表す）
１０１ 超音波トランスデューサ・プローブ１００の面
１１０ 超音波を送受信する圧電素子（「トランスデューサ素子」とも表す）のアレイ
１２０ 単一端のケーブル
１３０ 超音波ベース・システム
１３２ 処理及び制御機器
１３３ ディスプレイ
２００ 超音波トランスデューサ・プローブ
２１０ トランスデューサ・アレイ（超音波トランスデューサ・プローブ２００を含む）
２１１ トランスデューサ・アレイ２１０のトランスデューサ素子
２２０ 単一端のケーブル
２２１−１ 第１の送信チャネル
２２１−ｎ 第ｎの送信チャネル
２２２ａ 多重化器
２２２ｂ 逆多重化器
２３２ 処理手段
２３３ アナログ・ディジタル（Ａ／Ｏ）変換器
２３４ ディジタル遅延部
２３５ 加算器
２４０−１ トランスデューサ・アレイ２１０の第１のサブアレイ
２４０−ｎ トランスデューサ・アレイ２１０の第ｎのサブアレイ
２４１ 前置増幅器
２４２ 低電力アナログ遅延部
３００ フロントエンド回路（単純化された実施例）
３００’ フロントエンド回路（アナログ実現形態、更に詳細な実施例）
３００” フロントエンド回路（ディジタル実現形態、更に詳細な実施例）
３０１ ブリッジ又は差動増幅器として構成された送信段
３０２ フロントエンド回路３００’の入力電圧供給線
３０２ａ 第１の入力電圧若しくは電圧制御信号Ｕ _ｉｎ１、又はディジタル制御信号Ｓ_１の第１の組を供給するために使用されるフロントエンド回路３００、３００’又は３００’’の第１の送信分岐
３０２ｂ 第２の入力電圧若しくは電圧制御信号Ｕ _ｉｎ２、又はディジタル制御信号Ｓ_２の第２の組を供給するために使用されるフロントエンド回路３００、３００’又は３００’’の第２の送信分岐（Ｕ _ｉｎ２は、インバータ３０３によって供給される反転形式でＵ _ｉｎ１によって表し得る）
３０３ 第２の送信分岐３０２ｂにおいて一体化されたインバータ又はディジタル制御回路
３０４ａ アナログ・フロントエンド回路３００’の第１の送信分岐３０２ａに一体化された高電圧送信増幅器段
３０４ａ’ ディジタル・フロントエンド回路３００”の第１の送信分岐３０２ａに一体化された送信パルサ段
３０４ｂ アナログ・フロントエンド回路３００’の第２の送信分岐３０２ｂに一体化された高電圧送信増幅器段
３０４ｂ’ ディジタル・フロントエンド回路３００”の第２の送信分岐３０２ｂに一体化された送信パルサ段
３０５ スキャンヘッド１００に一体化されたトランスデューサ素子のアレイに属するトランスデューサ素子（例えば、チタン酸ジルコン酸鉛又は他の物質でできた圧電素子）
３０６ 差動受信段
３０７ トランスデューサ素子３０５と、差動増幅器段３０４ａ／ｂとの間の差動ケーブル、フレックス回路、又は他の電気相互接続
ｋ 増幅器３０４ａ及び３０４ｂの利得
Ｓ_１ 高電圧送信増幅器段３０４ａに供給されるディジタル制御信号の第１の組
Ｓ_２ 高電圧送信増幅器段３０４ｂに供給されるディジタル制御信号の第２の組
ｔ 連続時変数
Ｕ _ｉｎ１ フロントエンド回路３００又は３００’のアナログ入力電圧若しくは電圧制御信号
Ｕ _ｉｎ２ フロントエンド回路３００又は３００’の更なるアナログ入力電圧若しくは電圧制御信号
±Ｕ _ＨＶ 高電圧送信増幅器段３０４ａ並びに３０４ｂの正及び負の供給電圧電位
Ｕ _ｏｐ トランスデューサ素子３０５の励起又はパルス電圧
Ｕ _ｏｐ１ 高電圧送信増幅器段３０４ａの出力信号
Ｕ _{ｏｐ１，ｍａｘ} 出力信号Ｕ _ｏｐ１の最大レベル
Ｕ _ｏｐ２ 高電圧送信増幅器段３０４ｂの出力信号
Ｕ _{ｏｐ２，ｍｉｎ} 出力信号Ｕ _ｏｐ２の最小レベル
Ｕ _ｏｕｔ （単一端又は差動であり得る）フロントエンド回路３００，３００’若しくは３００”の出力ポートにおける受信増幅器３０６の出力信号

本発明は、超音波送信パルスを送信し、前述の送信パルスに応じてエコー信号を受信するためにトランスデューサ素子アレイを有する超音波トランスデューサ・プローブ（スキャンヘッド）に関する。より具体的には、本発明は、前述の超音波トランスデューサ・プローブに予め接続されたフロントエンド回路を表し、上記フロントエンド回路は、例えば、限定された供給電圧を規定する特定の入力電圧制約を有する特定用途向集積回路（ＡＳＩＣ）として実現し得、上記送信段は、その振幅レベルが、電圧制御線によって供給される単一端のフロントエンド回路の電圧レベルの最大２倍である差動励起又はパルス電圧を前述のトランスデューサ素子それぞれに供給するために、各トランスデューサ素子の別の端子にそれぞれ接続された２つの送信分岐を有する分岐電圧制御線を有する。この意味合いで、２つの送信分岐それぞれにおいて一体化された少なくとも１つの送信増幅器又はパルサを含むブリッジ増幅器の幾何構造が提案されている。上記幾何構造では、前述の送信分岐のうちの第１の送信分岐における送信増幅器は非反転入力信号に対応する出力信号を供給し、送信分岐のうちの第２の送信分岐における送信増幅器は、超音波トランスデューサのフロントエンド供給電圧の電圧振幅の最大２倍が、特定用途向集積回路の電圧供給入力における前述の、倍にされた電圧レベルを供給する必要なしで各トランスデューサ素子にわたって存在しているように入力信号の反転形式に対応する出力信号を供給し、よって、トランスデューサ素子に対して２倍の電圧スイングを得るために同じＩＣ製造プロセスを使用することができる。

超音波医療診断システムは、超音波信号で標的領域を走査することにより、患者の体内の解剖学的構造のソノグラフィ・イメージを生成するために使用される。通常、２．０ＭＨｚと１０ＭＨｚとの間程度の超音波信号が、超音波トランスデューサ・プローブを介して患者に送信される。送信された超音波エネルギは部分的に、患者の体によって吸収され、分散させられ、回折させられ、反射させられ、反射させられた超音波エネルギは、トランスデューサ・プローブにおいて受信され、トランスデューサ・プローブでは、評価し、更に処理することが可能な電子エコー信号に変換される。従来の多くの超音波システムでは、例えば、受信されたエコー信号がビーム形成を経るようにし得る。その後、ビーム形成された信号は、エコー、ドップラ、及びフロー情報を解析し、患者の体内の関心の標的化された解剖学的構造又は組織領域のソノグラフィ・イメージを得るよう処理し得る。

現在、市場で利用可能なコンパクトなポータブル超音波マシンの従来の設計では、フロントエンド回路は、限定された供給電圧を規定する特定の入力電圧制約を有する集積回路によって実現される送信装置で装備し得、この集積回路を製造するために使用されるプロセスは、十分な音響送信電力を得るために伝統的な超音波プローブが通常、必要であり、望ましい高電圧レベルを処理することができないということがあり得る。他の応用分野（例として、例えば経食道心エコー法（ＴＥＥ）において使用される内視鏡超音波プローブなどの内部プローブ及びカテーテル）の場合、患者に対する潜在的なリスクを軽減し、より薄い絶縁層を提供することにより、プローブのサイズを最小にするために、より低い電圧でプローブを使用することが必要であり得る。

本発明の目的は、よって、フロントエンド回路の出力電力及び集積回路の入力電圧に関する上述の制約を考慮しながら、フロントエンド回路の送信部分（及び受信部分）を超音波マシンに一体化するためのやり方を求めることである。この意味合いで、本発明は特に、フロントエンドの集積回路を製造するために使用される処理の変更を必要とすることなく、より高い送信電圧を得るという課題を解決することを目的としている。

この目的に鑑みて、本出願の第１の例示的な実施例は、超音波送信パルスを送信し、上記送信パルスに応じてエコー信号を受信するために、差動接続されたトランスデューサ素子のアレイを有する超音波トランスデューサ・プローブのフロントエンド回路を表し、フロントエンド回路は、個別のトランスデューサ素子に２つの送信分岐を介して供給されるフロントエンド回路の入力制御信号の差により、振幅レベルが表される差動励起又はパルス電圧を前述のトランスデューサ素子それぞれに供給するために各トランスデューサ素子の別の端子に、別個の２つの送信分岐それぞれが接続された送信段を備える。

この実施例の第１の局面によれば、本願提案のフロントエンド回路は、差動励起又はパルス電圧を各トランスデューサ素子に供給するために使用される２つの送信分岐それぞれに一体化された少なくとも１つの送信増幅器を有するブリッジ増幅器トポロジを更に有し得、上記送信分岐のうちの第１の送信分岐における送信増幅器は、利得係数で増幅された後、非反転形式でフロントエンド回路の入力制御信号のうちの１つによって表される第１の出力信号を供給し、上記送信分岐のうちの第２の送信分岐における送信増幅器は、同じ利得係数で増幅された後、非反転形式で同じ入力制御信号によって表される第２の出力信号を供給する。例えば、入力制御信号が入力電圧によって表された場合、差動励起又はパルス電圧の振幅レベルはこの入力電圧の電圧レベルの最大２倍になるようにし得る。

送信増幅器は、それにより、線形入力制御信号によって制御される２つの線形増幅器として実現し得る。（本発明の好ましい一実施例を表す）前述の場合には、非反転入力制御信号が、一方の増幅器に供給され、反転入力制御信号は他方の増幅器に供給される。同じ効果は、２つの増幅器のうちの１つを反転増幅器にすることによって達成し得る。この場合、両方の増幅器に、同じ入力制御信号を供給し得る。

あるいは、この実施例の第２の局面によれば、本願提案のフロントエンド回路は、差動励起又はパルス電圧を各トランスデューサ素子に供給するために使用される２つの送信分岐それぞれに一体化された少なくとも１つの送信パルサを有するブリッジ増幅器トポロジを有し得、上記送信分岐の第１の送信分岐における送信パルサは、この第１の送信分岐における送信パルサの入力端子に供給されるディジタル制御信号の第１の組によって振幅レベルが設定される第１の出力信号を供給し、上記送信分岐の第２の送信分岐における送信パルサは、この第２の送信分岐における送信パルサの入力端子に供給されるディジタル制御信号の第２の組によって振幅レベルが設定される第２の出力信号を供給する。

特定の増幅器（又はパルサ）はそれにより、ブリッジ・モードで動作させる。各トランスデューサ素子は、よって、関連付けられた２つの増幅器の出力ポートにわたって接続され、各トランスデューサ素子には、増幅器の電圧供給端子に供給される入力電圧の電圧レベルの最大２倍が供給される。前述の回路トポロジを使用することは、事実上、使用される増幅器の数を２倍にすることを意味する。本願提案の回路は、同じＩＣプロセスで、フロントエンド回路の供給ポートにおける単一端供給電圧の振幅レベルを２倍にすることを可能にし、更に、既存のスキャンヘッド音響設計を変えることを必要とすることなく、かつ、接地電位に対してフロントエンド回路の供給電圧の振幅レベルを増加させることを必要とすることなく、より高い送信電力を得、よって、増加した透過又は信号対雑音比の増加を得るという利点を更に示唆している。更に、本願提案のフロントエンド回路は、送信電力を増加させる代わりに維持し、又は、送信電力、透過、信号対雑音比、及び音響スタック設計とコストとの間のトレードオフを行うことが意図される場合、より高価でないスキャンヘッド設計の使用を可能にする。

本発明の特定の局面によれば、送信増幅器又は送信パルサの出力ポートは、トランスデューサ・アレイの関連付けられたトランスデューサ素子に、フリップ・チップ、フレックス回路、又は他のタイプの相互接続によって接続される。すなわち、フロントエンド増幅器は、スキャンヘッドにおけるトランスデューサ素子と同じパッケージ内にあり、よって、増幅器とスキャンヘッドとの間の長いケーブル接続を不要にする。

好ましくは、本発明の特定の局面によれば、送信増幅器又は送信パルサは超音波トランスデューサ・プローブに一体化されており、本願提案のフロントエンド回路は、超音波トランスデューサ・プローブの特定用途向集積回路として実現される。

本発明によれば、本願提案のフロントエンド回路は更に、上記エコー信号を表す出力信号を供給する差動受信段を更に含み得る。受信段はそれにより、関連付けられた低雑音増幅器に少なくとも１つのトランスデューサ素子の各端子を接続し得る。

それ以外に、本発明は、新たなタイプの超音波トランスデューサ・プローブも表す。従来のスキャンヘッドには、共通の接地電位を有する単一端のトランスデューサ素子が装備されており、トランスデューサ素子には、接地及び信号のために２本の配線が供給される一方、本願提案の超音波トランスデューサ・プローブには、差動接続されたトランスデューサ素子（すなわち、接地電極を有しないトランスデューサ素子）が装備されるようにし得る。

したがって、本出願の第２の例示的な実施例は、超音波送信パルスを送信し、前述の送信パルスに応じてエコー信号を受信するために、差動接続されたトランスデューサ素子のアレイを有する超音波トランスデューサ・プローブを備える超音波診断撮像システムに関する。本発明によれば、システムには、第１の例示的な実施例に関して上述した集積されたフロントエンド回路が装備される。

この第２の例示的な実施例の好ましい局面によれば、特許請求の範囲記載の超音波診断撮像システムには効果的には、集積マイクロ・ビーム形成器システムを装備し得る。

従来技術による、従来の超音波撮像システムの大規模構成部分を示す図である。 従来技術による、超音波撮像システムにおけるマルチライン・ビーム形成の従来の実現形態を示す図である。 従来技術による、別の超音波撮像システムにおけるサブアレイ・マルチラインビーム形成の従来の実現形態を示す図である。 本発明による超音波トランスデューサ・プローブのフロントエンド回路を示す図である。 図３ａに表す超音波トランスデューサ・プローブのフロントエンド回路のアナログ実現形態を示す図である。 図３ａに表す超音波トランスデューサ・プローブのフロントエンド回路のディジタル実現形態を示す図である。 図３ｂに表すアナログ実現形態に応じて超音波トランスデューサ・プローブのフロントエンド回路の第１の送信分岐における送信増幅器段の出力端子における第１のアナログ電圧の波形を示す図である。 図３ｂに表すアナログ実現形態に応じて超音波トランスデューサ・プローブのフロントエンド回路の第２の送信分岐における送信増幅器段の出力端子における第２のアナログ電圧の波形を示す図である。 超音波トランスデューサ・プローブのトランスデューサ・アレイの少なくとも１つの差動接続トランスデューサ素子を動作させるための励起又はパルス電圧の波形を示す図である。励起又はパルス電圧は、第１のアナログ電圧及び第２のアナログ電圧の差で表される。

本発明の前述並びに他の効果的な構成及び局面は、以下に説明する実施例に関し、かつ添付図面に関し、例として説明する。

以下では、本発明の種々の実施例は、特定の精緻化に関し、かつ、添付図面を参照して詳細に説明する。

図１は、（当該技術分野においては「超音波トランスデューサ」、「トランスデューサ・プローブ」又は「スキャンヘッド」として表す）超音波トランスデューサ・アッセンブリを含む、国際公開２００６／０３５３８４号明細書によって知られている従来の超音波システムを表す。超音波検査の間、ソノグラフィ・イメージを生成する際に、主治医は、自分の手に超音波トランスデューサ（送信する対象の超音波信号に電気信号を変換し、反射した超音波を同時に受け取る装置）を持ち、トランスデューサ面（音波を出し、反射した音波を受け取るスキャンヘッド又は表面）を患者の皮膚に押しつけ、患者の解剖学的構造の種々の部位にわたって移動させて、所望のソノグラフィ・イメージの組を得る。（時には、「プローブ」又は「トランスデューサ・プローブ」としても表す）トランスデューサと患者との間の好適な接触を確実にするために、スキャンヘッドが音波を発し、後方散乱エコーを受信している間に、トランスデューサが患者の皮膚をすべるように進むような水溶性高粘性ゲルを使用し得る。コンピュータは次いで、エコーを解析し、モニタ画面上にソノグラフィ・イメージを表示し、エコーの形状及び強度は胸の組織の密度に依存する。例えば、胸の超音波撮像では、液体で満たされた嚢胞が撮像されている場合、音波の大半は嚢胞を通過し、かすかなエコーを発する。しかし、固形腫瘍が撮像されている場合、音波は上記腫瘍に反射し、エコー・パターンは、固体の塊を示すとして主治医によって認識される画像にコンピュータによって変換される。患者はトランスデューサからのわずかな圧力を感じ得るが、患者には、高周波音は聞こえない。

通常、トランスデューサ・プローブ１００などの超音波トランスデューサ・アセンブリは、ケーブル１２０により、超音波ベース・システム１３０に接続される。超音波ベース・システム１３０は、処理及び制御機器１３２、並びにディスプレイ１３３を備える。トランスデューサ・プローブは、ケーブル１２０の代わりに超音波ベース・システムとの無線接続を含めるよう容易に構成し得、ビーム形成器を駆動させるソフトウェアは、トランスデューサ・プローブから無線信号を受け取り、処理するよう容易に修正し得る（例えば、無線通信、米国特許第６１４２９４６号明細書を参照されたい）。

トランスデューサ・プローブにおいて超音波を送受信するシステム構成部分は、種々の超音波システムにおいて違ったふうに実現し得る。図１の超音波システムでは、（撮像を行うために被験者の皮膚に押しつけられた）トランスデューサ・プローブ１００の面１０１は、超音波を送受信する、（「トランスデューサ素子」として時には表す）圧電素子のアレイ１１０を含む。前述のアレイを使用する超音波システムでは、超音波は、「ビーム形成」と呼ばれる処理によって生成され（、結果として生じる信号が上記処理によって解釈される）。上記処理は大半が、信号処理ハードウェア及びソフトウェアにおいて行われる。送信する場合、トランスデューサ・アレイ１１０内の個々の圧電素子が、１つ又は複数の超音波ビームに形成し、集束するために特定のパターンにおいて励起される。受信する場合、トランスデューサ・アレイ１１０内の個々の圧電素子によって受信される信号情報は、１つ又は複数の超音波ビームの電子的な表現を形成する（すなわち、ビーム形成する）ために、遅延させ、合成し、その他のやり方で操作する。

知られている特定のビーム形成の一実施はマルチライン・ビーム形成として表す。「マルチライン・ビーム形成」では、トランスデューサ・アレイ１１０は単一の超音波ビームを送信するが、受信ビーム形成器の電子回路は、別々の向きのいくつかの受信超音波ビームを合成する。マルチライン・ビーム形成の最も旧く、最も基本的な手法は、並列に動作させる複数の単一ラインのビーム形成器（参照によって本明細書及び特許請求の範囲に援用する、Ａｕｇｕｓｔｉｎｅによる米国特許第４６４４７９５号明細書に記載されたものなど）を使用することである。前述の構成では、トランスデューサ・アレイ内の各素子は、ビーム形成器のチャネルに接続される。前述のチャネルはそれぞれ、その対応する素子からの信号に対して遅延を施し、この遅延は、ビーム形成器によって形成されるビームの向きを変え、上記ビームを集束するのに適切である。ビーム形成器の各チャネルによって遅延させた信号は、一意に向きを変えて集束したビームを形成するよう合成され、並列に動作させたビーム形成器によって同時に生成される複数のビームは、超音波画像の複数のラインを形成するために使用される。

知られている通常の複数の信号ライン・ビーム形成アーキテクチャを有する超音波撮像システムの例は図２ａに示す。ここで、（超音波トランスデューサ・プローブ２００を含む）トランスデューサ・アレイ２１０のトランスデューサ素子２１１それぞれは、何れかの受信された信号が、超音波ベース・システム１３０においてケーブル２２０を介して処理手段２３２に送信されるチャネルを有する。素子２１１によって受け取られた信号は、トランスデューサにおいて調節され（例えば、インピーダンス・マッチングされ）、次いで、ケーブル２２０を介して超音波ベース・システムに送信されてもよく、そうされなくてもよい。処理手段２３２は、なおアナログ形式の受信信号を使用し、アナログ・ディジタル変換器（Ａ／Ｏ）２３３を使用してこれをディジタル信号に変換する。結果として生じるディジタル信号を次いで、ディジタル遅延部２３４によって遅延させ、加算器２３５により、併せて加算して、撮像面内の何れかの所望の点に集束した音響受信感度プロファイルを形成する。

トランスデューサ・アレイ２１０においてサンプリングされた素子２１１の数が比較的低い状態（すなわち、２００未満程度の素子（伝統的なビ―ム形成器は１２８個のチャネルを有する））に留まっている場合、前述の手法で十分である。トランスデューサ・アレイ２１０が、数千の音響素子２１１を有し、特定の処理手法が、前述の素子それぞれからのサンプルを使用することを必要とした場合、電線２２０は数千のチャネルを搬送しなければならない。前述の手法は、標準の電気コンセント（大半の超音波システムの場合の通常の電源）から利用可能な電線よりも極端に大きな電線を必要とし、上記電気コンセントから利用可能な電力よりも大きな電力を必要とする。（前述の電線並びに関連付けられた電子回路の過剰なコストを含む）前述及び他の理由で、トランスデューサ・アレイにおいて利用可能であり得る３００の０素子を完全にサンプリングする場合に、図２ａに示す手法は実現可能でない。

前述の複雑度の課題に対する既知の解決策は、「サブアレイ・ビーム形成」又は「マイクロ・ビーム形成」として表される。マイクロ・ビーム形成処理を実現することができる、国際公開２００６／０３５３８４号明細書によって知られているマイクロ・ビーム形成アーキテクチャを有する超音波撮像システムの例は図２ｂに略示する。詳細な処理は、Ｂｅｒｎａｒｄ Ｓａｖｏｒｄ及びＲｏｄ Ｓｏｌｏｍｏｎによる、「Ｆｕｌｌｙ Ｓａｍｐｌｅｄ Ｍａｔｒｉｘ Ｔｒａｎｓｄｕｃｅｒ ｆｏｒ Ｒｅａｌ Ｔｉｍｅ ３Ｄ Ｕｌｔｒａｓｏｎｉｃ Ｉｍａｇｉｎｇ（Ｐａｐｅｒ ３Ｊ−１， Ｐｒｏｃｅｅｄｉｎｇｓ ｏｆ ｔｈｅ ２００３ ＩＥＥＥ Ｕｌｔｒａｓｏｎｉｃｓ Ｓｙｍｐｏｓｉｕｍ， Ｏｃｔ． ５−８， ２００３ （ＩＥＥＥ Ｐｒｅｅｓ）」と題する論文、及び米国特許第５３１８０３３号明細書に十分に説明されている。前述の参考文献はともに、本明細書及び特許請求の範囲に、参照によって援用する。上記論文及び米国特許文献において記載されているように、かつ、図２ｂに示すように、サブアレイ・ビーム形成は、ビーム形成機能が２つの段階に分割されることを必要とし、第１の段階はトランスデューサ２００で行われ、第２の段階は超音波ベース・システム１３０の処理手段２３２において行われる。トランスデューサ２００内の第１の段における部分ビーム形成を行うことにより、超音波ベース・システム１３０に電線２２０にわたって送信される必要があるチャネルの数は、劇的に削減される。

図２ｂに示すように、トランスデューサ・アレイ２１０における個々の素子２１１はサブアレイ２４０−１乃至２４０−ｎにグループ化される。各サブアレイ２４０における各素子２１１は前置増幅器２４１及び低電力アナログ遅延部２４２を有する。各サブアレイ２４０は、サブアレイ内の適切に遅延させたアナログ信号を一チャネルに合成するためのサブアレイ加算器２４５を有する。第１の段において使用することが可能な低電力アナログ遅延手法の例には、ミクサ、位相シフタ、電荷結合素子（ＣＣＤ）、アナログ・ランダム・アクセス・メモリ（ＡＲＡＭ）、サンプルアンドホールド増幅器、及びアナログ・フィルタ等を含む。前述の手法は全て、十分なダイナミック・レンジを有し、特定用途向集積回路（ＡＳＩＣ）へのその一体化を可能にするために十分低い電力を使用する。このＡＳＩＣは、マイクロ・ビーム形成の適用例を行うためにトランスデューサ２００内に適合させることができる。

マイクロ・ビーム形成を行う場合、種々のバルク遅延を各サブアレイ信号に施し得る。各バルク遅延は、その他のサブアレイに対して各サブアレイに、適切な遅延を課す。サブアレイ２４０−１乃至２４０−ｎからの部分的にビーム形成されたアナログ信号は、ベース超音波システム１３０における処理手段２３２にケーブル２２０を介してチャネル２２２−１乃至２２２−ｎ上で送信される。サブアレイ・アナログ信号はディジタルにＡ／Ｄ２３３によって変換され、ディジタル遅延部２３４によって適切に遅延させ、次いで、最終加算器２３５によって合成される。上記段落に記載したバルク遅延部は、ディジタル遅延部２３４によって実現し得る。

連続的であるが、サブアレイを含むトランスデューサ素子は、トランスデューサ・アレイ上の各種形状又はパターンを形成し得る。例えば、矩形形状のトランスデューサ・アレイでは、トランスデューサ素子の各列はサブアレイを形成し得る。前述の構成は、それぞれを本明細書及び特許請求の範囲において援用する米国特許第６１０２８６３号明細書、米国特許第５９９７４７９号明細書、米国特許第６０１３０３２号明細書、米国特許第６３８０７６６号明細書、及び米国特許第６４９１６３４号明細書に記載されている。米国特許第６１０２８６３号明細書では、「仰角」ビーム形成（すなわち、素子の各列における信号の合成）はトランスデューサ内で行われる一方、「方位角」ビーム形成（すなわち、先行して合成された列の行を合成する）は超音波システム内の処理手段によって行われる。

図３ａには、本発明による超音波トランスデューサ・プローブのフロントエンド回路３００を示す。フロントエンド回路は、送信段３０１を備え、別個の２つの送信分岐３０２ａ及び３０２ｂはそれぞれ、個別のトランスデューサ素子１１０に、２つの送信分岐３０２ａ及び３０２ｂを介して供給されるフロントエンド回路の入力電圧Ｕ _ｉｎ１及びＵ _ｉｎ２の差で振幅レベルが表される差動励起又はパルス電圧Ｕ _ｏｐを前述のトランスデューサ素子それぞれに供給するために各トランスデューサ素子１１０（圧電素子３０５によって表す）の別々の端子に接続される。

図３ａに表す超音波トランスデューサ・プローブのフロントエンド回路３００のアナログ実現形態３００’は図３ｂに示す。ここでは、差動励起又はパルス電圧Ｕ _ｏｐを各トランスデューサ素子１１０に供給するために使用される２つの送信分岐３０２ａ及び３０２ｂそれぞれに一体化された少なくとも１つの送信増幅器３０４ａ、３０４ｂを備えるブリッジ増幅器トポロジが施される。ここで、前述の送信分岐のうちの第１の送信分岐（３０２ａ）における送信増幅器３０４ａは、非反転形式（Ｕ _ｏｐ１＝+k・Ｕ _ｉｎ１）におけるフロントエンド回路の入力電圧Ｕ _ｉｎ１で表される第１の出力信号Ｕ _ｏｐ１を供給する。ここで、ｋは増幅器３０４ａ及び３０４ｂの利得を表し、前述の送信分岐のうちの第２の送信分岐（３０２ｂ）における送信増幅器は、反転形式（Ｕ _ｏｐ２＝-k・Ｕ _ｉｎ１）で同じ入力電圧によって表される第２の出力信号Ｕ _ｏｐ２を供給する。

提案された回路はよって、スキャンヘッド１００における（例えば、圧電素子３０５によって表し得る）フロントエンド回路３００’及び関連付けられたトランスデューサ素子１１０の電圧供給入力における単一のアナログ線３０２（又は複数のディジタル制御線）間の差動接続を含む。差動回路設計が理由で、本願提案のフロントエンド回路は、共通の接地電位を有していない。本発明によるフロントエンド回路は、従来の送信増幅器３０４ａ及び３０４ｂを使用して実現し得る。差動ケーブル３０７が、スキャンヘッド１００内のトランスデューサ・アレイの特定のトランスデューサ素子１１０とフロントエンド回路３００’との間に必要である。一方、差動でない同軸ケーブルが伝統的に、使用されている。したがって、特定の他のタイプのケーブル（例えば、ツイストペア・ケーブルなど）が必要である。

別の好ましい実施形態は、スキャンヘッド１００内にブリッジ送信増幅器３０４ａ及び３０４ｂを実現することである。この場合、上記増幅器は、一体化されたフレックス回路を介して、トランスデューサ素子１１０に接続し得る。この場合、トランスデューサ素子１１０に直結するフレックス回路を設計することは容易である。

図３ｂに示すように、本発明の別の重要な局面は、関連付けられたトランスデューサ素子１１０それぞれと、送信増幅器３０４ａ、３０４ｂそれぞれの出力ポートとの間に直接的な電気接続３０７を設けることである。差動から単一端への変換、又は電気絶縁が必要な場合に変圧器が通常、間に配置される。しかし、スキャンヘッド１００内の構成部分の至近性により、前述の接続を行う配線の長さは、スキャンヘッド素子に対する直接の差動接続を行い、変圧器に対する必要性をなくすために十分小さいということが認識されている。

図３ｂは単一のチャネルの本願提案の回路設計を示すに過ぎず、スキャンヘッド１００内に２つ以上のトランスデューサ素子及び２つ以上のチャネルを有する回路設計の場合、トランスデューサ・アレイにおいてトランスデューサ素子全てについて複製しなければならない。更に、本発明によれば、図３ｂに表すフロントエンド回路３００’の機能を実現し、集束した、又は集束しない超音波ビームを生成するよう超音波トランスデューサ・プローブ１００を制御し、受信チャネルのビーム形成を制御するためのビーム形成器機能（マイクロ・ビーム形成）も組み入れ得る、スキャンヘッド内のＡＳＩＣが好ましい。本願提案の設計では、フロントエンド回路３００’を実現する特定用途向集積回路は、フリップ・チップ構成で必ずしもなくてよく、少なくとも、規則的なスキャンヘッド・アレイの場合、フリップ・チップ構成で必ずしもなくてよい。ＡＳＩＣ（フリップ・チップ構成か否かにかかわらず）は代わりに、フレックス回路を介して接続し得る印刷回路基板（ＰＣＢ）アセンブリ上に実装し得る。

フロントエンド回路が、トランスデューサ素子１１０の入力ポートに直結された超音波トランスデューサ・プローブの場合、共通の接地を有しなくてよいことを可能にする適切な音響設計を提供し得る。

図３ａに表す超音波トランスデューサ・プローブのフロントエンド回路３００のディジタル実現形態３００”は図３ｃに示す。このディジタル実現形態は、差動励起又はパルス電圧Ｕ _ｏｐを各トランスデューサ素子１１０に供給するために使用される２つの送信分岐３０２ａ及び３０２ｂそれぞれにおいて一体化された少なくとも１つの送信パルサ３０４ａ’、３０４’ｂを備える。上述の送信分岐のうちの第１の分岐（３０２ａ）における送信パルサ３０４ａ’は、この第１の送信分岐３０２ａにおいて送信パルサ３０４ａ’の入力端子に供給されるディジタル制御信号Ｓ_１の第１の組によって振幅レベルが設定される第１の出力信号Ｕ _ｏｐ１を供給し、上述の送信分岐のうちの第２の分岐（３０２ｂ）における送信パルサ３０４ｂ’は、この第２の送信分岐３０２ｂにおいて送信パルサ３０４ｂ’の入力端子に供給されるディジタル制御信号Ｓ_２の第２の組によって振幅レベルが設定される第２の出力信号Ｕ _ｏｐ２を供給する。

医療プローブ（例えば、超音波トランスデューサ・プローブ（スキャンヘッド）など）を動作させるために上記フロントエンド回路を使用することにより、事実上、フロントエンド回路の供給電圧の振幅レベルが倍になり、したがって、フロントエンド回路の達成可能な出力電力が４倍になる。

図４ａは、図３ｂに表すアナログ実現形態に応じて超音波トランスデューサ・プローブのフロントエンド回路３００’の第１の送信分岐３０２ａにおける送信増幅器３０４ａの出力端子におけるアナログ出力電圧Ｕ _ｏｐ１の波形を示す。図４ａから分かるように、出力電圧Ｕ _ｏｐ１は、上記フロントエンド回路の機能を実現する集積回路のＩＣ製造プロセスによって扱うことが可能な、正の最大電圧レベル（Ｕ _{ｏｐ１，ｍａｘ}＝＋Ｕ _ＨＶ）に達する。

図４ｂは、図３ｂに表すアナログ実現形態に応じて超音波トランスデューサ・プローブのフロントエンド回路３００’の第２の送信分岐３０２ｂにおける送信増幅器３０４ｂの出力端子におけるアナログ出力電圧Ｕ _ｏｐ２の波形を示す。図４ｂから分かるように、出力電圧Ｕ _ｏｐ２は、ＩＣ製造プロセスによって扱うことが可能な負の最小電圧レベル（Ｕ _{ｏｐ２，ｍａｘ}＝-Ｕ _ＨＶ）。

図４ｃは、超音波トランスデューサ・プローブのトランスデューサ・アレイの少なくとも１つの差動接続トランスデューサ素子３０５を動作させるための励起又はパルス電圧Ｕ _ｏｐの波形を示し、励起又はパルス電圧は、第１のアナログ電圧Ｕ _ｏｐ１及び第２のアナログ電圧Ｕ _ｏｐ２の差で表される。本発明によって提供されるように、励起又はパルス電圧Ｕ _ｏｐはよって、ＩＣ製造プロセスを変えることなく、２倍にすることが可能であり得る。

本発明の適用分野
効果的には、本発明は、サイズ、コスト、又は安全性の理由で、超音波トランスデューサ・プローブの動作電圧を削減するために、又は比較的低い電圧の製造プロセスを用いて製造されるフロントエンド集積回路の使用を必要とするコンパクト超音波マシン及び他のアプリケーションの分野において適用し得る。本発明の主な適用分野には、一体化されたビーム形成機能を有するスキャンヘッドが使用される低コストのコンパクトな超音波マシンがある。前述の適用分野の場合、本発明は、比較的安価な音響設計を使用するための手段を提供し、特定のＩＣ製造プロセスの電圧制約を前提として、かなり高い励起又はパルス電圧を供給する役目を担う。

本発明は、図面及び明細書において詳細に例証し、説明しているが、前述の例証及び説明は、限定的なものでなく、例証的又は例示的であるとみなすものとし、これは、本発明が、開示された実施例に限定されないことを意味する。上記開示された実施例に対する他の変形は、図面、明細書の説明、及び添付の特許請求の範囲を検討することにより、本願の特許請求の範囲記載の発明を実施するうえで当該技術分野において通常の知識を有する者によって理解され、実施することが可能である。特許請求の範囲では、「ｃｏｍｐｒｉｓｉｎｇ」の語は他の構成要素又は構成工程を排除するものでなく、不定冠詞「ａ」又は「ａｎ」は複数形を排除するものでない。更に、特許請求の範囲に記載の何れの参照符号も、本発明の範囲を限定するものとして解されるべきでない。
参照符号リスト
１００ 超音波トランスデューサ・アセンブリ（「超音波トランスデューサ」、「超音波トランスデューサ・プローブ」又は「スキャンヘッド」としても表す）
１０１ 超音波トランスデューサ・プローブ１００の面
１１０ 超音波を送受信する圧電素子（「トランスデューサ素子」とも表す）のアレイ
１２０ 単一端のケーブル
１３０ 超音波ベース・システム
１３２ 処理及び制御機器
１３３ ディスプレイ
２００ 超音波トランスデューサ・プローブ
２１０ トランスデューサ・アレイ（超音波トランスデューサ・プローブ２００を含む）
２１１ トランスデューサ・アレイ２１０のトランスデューサ素子
２２０ 単一端のケーブル
２２１−１ 第１の送信チャネル
２２１−ｎ 第ｎの送信チャネル
２２２ａ 多重化器
２２２ｂ 逆多重化器
２３２ 処理手段
２３３ アナログ・ディジタル（Ａ／Ｏ）変換器
２３４ ディジタル遅延部
２３５ 加算器
２４０−１ トランスデューサ・アレイ２１０の第１のサブアレイ
２４０−ｎ トランスデューサ・アレイ２１０の第ｎのサブアレイ
２４１ 前置増幅器
２４２ 低電力アナログ遅延部
３００ フロントエンド回路（単純化された実施例）
３００’ フロントエンド回路（アナログ実現形態、更に詳細な実施例）
３００” フロントエンド回路（ディジタル実現形態、更に詳細な実施例）
３０１ ブリッジ又は差動増幅器として構成された送信段
３０２ フロントエンド回路３００’の入力電圧供給線
３０２ａ 第１の入力電圧若しくは電圧制御信号Ｕ _ｉｎ１、又はディジタル制御信号Ｓ_１の第１の組を供給するために使用されるフロントエンド回路３００、３００’又は３００’’の第１の送信分岐
３０２ｂ 第２の入力電圧若しくは電圧制御信号Ｕ _ｉｎ２、又はディジタル制御信号Ｓ_２の第２の組を供給するために使用されるフロントエンド回路３００、３００’又は３００’’の第２の送信分岐（Ｕ _ｉｎ２は、インバータ３０３によって供給される反転形式でＵ _ｉｎ１によって表し得る）
３０３ 第２の送信分岐３０２ｂにおいて一体化されたインバータ又はディジタル制御回路
３０４ａ アナログ・フロントエンド回路３００’の第１の送信分岐３０２ａに一体化された高電圧送信増幅器段
３０４ａ’ ディジタル・フロントエンド回路３００”の第１の送信分岐３０２ａに一体化された送信パルサ段
３０４ｂ アナログ・フロントエンド回路３００’の第２の送信分岐３０２ｂに一体化された高電圧送信増幅器段
３０４ｂ’ ディジタル・フロントエンド回路３００”の第２の送信分岐３０２ｂに一体化された送信パルサ段
３０５ スキャンヘッド１００に一体化されたトランスデューサ素子のアレイに属するトランスデューサ素子（例えば、チタン酸ジルコン酸鉛又は他の物質でできた圧電素子）
３０６ 差動受信段
３０７ トランスデューサ素子３０５と、差動増幅器段３０４ａ／ｂとの間の差動ケーブル、フレックス回路、又は他の電気相互接続
ｋ 増幅器３０４ａ及び３０４ｂの利得
Ｓ_１ 高電圧送信増幅器段３０４ａに供給されるディジタル制御信号の第１の組
Ｓ_２ 高電圧送信増幅器段３０４ｂに供給されるディジタル制御信号の第２の組
ｔ 連続時変数
Ｕ _ｉｎ１ フロントエンド回路３００又は３００’のアナログ入力電圧若しくは電圧制御信号
Ｕ _ｉｎ２ フロントエンド回路３００又は３００’の更なるアナログ入力電圧若しくは電圧制御信号
±Ｕ _ＨＶ 高電圧送信増幅器段３０４ａ並びに３０４ｂの正及び負の供給電圧電位
Ｕ _ｏｐ トランスデューサ素子３０５の励起又はパルス電圧
Ｕ _ｏｐ１ 高電圧送信増幅器段３０４ａの出力信号
Ｕ _{ｏｐ１，ｍａｘ} 出力信号Ｕ _ｏｐ１の最大レベル
Ｕ _ｏｐ２ 高電圧送信増幅器段３０４ｂの出力信号
Ｕ _{ｏｐ２，ｍｉｎ} 出力信号Ｕ _ｏｐ２の最小レベル
Ｕ _ｏｕｔ （単一端又は差動であり得る）フロントエンド回路３００，３００’若しくは３００”の出力ポートにおける受信増幅器３０６の出力信号

Claims (11)

1. 超音波トランスデューサ・プローブであって、
   超音波送信パルスを送信し、前記送信パルスに応じてエコー信号を受信するための差動接続されたトランスデューサ素子のアレイと、
   振幅レベルが差（Ｕ _ｏｐ１-Ｕ _ｏｐ２）で表される差動励起又はパルス電圧を前記トランスデューサ素子それぞれに供給するために各トランスデューサ素子の別々の端子に、それぞれが接続される別個の２つの送信分岐を備えた送信段を有するフロントエンド回路とを備え、Ｕ _ｏｐ１及びＵ _ｏｐ２は、個別のトランスデューサ素子に、前記２つの送信分岐を介して供給される前記フロントエンド回路の入力制御信号によって表される超音波トランスデューサ・プローブ。
2. 請求項１記載の超音波トランスデューサ・プローブであって、
   前記差動励起又はパルス電圧を各トランスデューサ素子に供給するために使用される前記２つの送信分岐それぞれに一体化された少なくとも１つの送信増幅器を有するブリッジ増幅器トポロジを備え、前記送信分岐のうちの第１の送信分岐における前記送信増幅器は、利得係数で増幅された後、非反転形式で前記フロントエンド回路の入力制御信号のうちの１つによって表される第１の出力信号を供給し、前記送信分岐のうちの第２の送信分岐における前記送信増幅器は、同じ利得係数で増幅された後、反転形式で、同じ入力制御信号によって表される第２の出力信号を供給する超音波トランスデューサ・プローブ。
3. 請求項１又は２に記載の超音波トランスデューサ・プローブであって、
   前記差動励起又はパルス電圧を各トランスデューサ素子に供給するために使用される前記２つの送信分岐それぞれにおいて一体化された少なくとも１つの送信パルサを有するブリッジ増幅器トポロジを備え、前記送信分岐のうちの第１の送信分岐における前記送信パルサは、この第１の送信分岐において前記送信パルサの入力端子に供給されるディジタル制御信号の第１の組によって振幅レベルが設定される第１の出力信号を供給し、前記送信分岐のうちの第２の送信分岐における前記送信パルサは、この第２の送信分岐において前記送信パルサの入力端子に供給されるディジタル制御信号の第２の組によって振幅レベルが設定される第２の出力信号を供給する超音波トランスデューサ・プローブ。
4. 請求項２又は３に記載の超音波トランスデューサ・プローブであって、
   前記送信増幅器又は送信パルサの出力ポートは、前記アレイの関連付けられたトランスデューサ素子に、フリップ・チップ、フレックス回路又は他のタイプの相互接続によって接続される超音波トランスデューサ・プローブ。
5. 請求項４記載の超音波トランスデューサ・プローブであって、
   前記送信増幅器又は送信パルサは前記超音波トランスデューサ・プローブに一体化される超音波トランスデューサ・プローブ。
6. 請求項５記載の超音波トランスデューサ・プローブであって、
   前記超音波トランスデューサ・プローブの特定業務向集積回路として実現された超音波トランスデューサ。
7. 請求項６記載の超音波トランスデューサ・プローブであって、
   前記エコー信号を表す出力信号を供給する差動受信段
   を備えた超音波トランスデューサ・プローブ。
8. 請求項７記載の超音波トランスデューサ・プローブであって、
   前記受信段は、前記少なくとも１つのトランスデューサ素子の端子それぞれを関連付けられた低雑音増幅器に接続する超音波トランスデューサ・プローブ。
9. 請求項８記載の超音波トランスデューサ・プローブであって、
   各トランスデューサ素子が圧電素子として実現される超音波トランスデューサ・プローブ。
10. 超音波診断撮像システムであって、前記システムは、請求項１乃至９のうちの何れか一項に記載された超音波トランスデューサ・プローブを備える超音波診断撮像システム。
11. 請求項１０記載の超音波診断撮像システムであって、一体化されたマイクロ・ビーム形成器システムを装備した超音波診断撮像システム。

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