JP2017536217A - 超音波システム及び方法 - Google Patents

Abstract

超音波システム１が開示され、このシステムはＣＭＵＴ（容量性マイクロマシン超音波トランスデューサ）セル１００のアレイ１１０を含む探触子１０を備え、各セルは第１の電極１２２を担持する基板１１２を備え、この基板は第２の電極１２０を含む可撓性を有する膜１１４から間隙１１８により空間的に分離され、またこのシステムは前記探触子と結合されたバイアス電圧源４５を備え、このバイアス電圧源は、ＣＭＵＴセルの少なくとも一部のそれぞれの第１の電極及び第２の電極に、前記探触子の送信モードにおいて単調に変動する周波数変調を含む単調に変動するバイアス電圧を供給するように適合され、その結果、ＣＭＵＴセルが沈下状態で作動され、前記送信モードの間に少なくとも１つのチャープパルスを送信する。斯様なシステムは、例えば、超音波撮像システム又は超音波治療システムである。斯様なシステムを使用した超音波パルス生成方法も開示される。

Description

本発明は、容量性マイクロマシン超音波トランスデューサ（ＣＭＵＴ：capacitive micromachined ultrasound transducer）セルのアレイを含む探触子と、前記探触子に結合される電圧源とを備える超音波診断撮像システム又は超音波治療システムなどの超音波システムに関する。各ＣＭＵＴセルは第１の電極を担持する基板を含み、この基板は、第２の電極を含む可撓性膜から間隙により空間的に分離される。

本発明は更に、斯様なシステムを使用した超音波撮像方法に関する。

医用画像に使用される超音波トランスデューサは、高品質な診断画像の生成につながる多くの特性を有する。その中には、超音波周波数で低レベルの音響信号に対する広帯域幅があり、これは解像度及び高感度に影響を及ぼし、圧力出力と組み合わされると被写界深度に影響を与える。従来、これらの特性を有する圧電材料はＰＺＴ及びＰＶＤＦ材料から製造されており、選択される材料としてはＰＺＴが特に普及している。しかしながら、ＰＺＴには多くの著しい問題点がある。第１に、セラミックＰＺＴ材料は、ダイシング、整合層結合、フィラー、電気めっき、及び明確に異なり複雑な相互接続を含む製造工程を必要とし、かつ徹底的な取り扱いを必要とし、それら全てが、所望の歩留まりよりも低いトランスデューサ積層ユニットの歩留まりにつながり得る。この製造の複雑さにより、最終的なトランスデューサ探触子のコストが増大し、個々の素子のサイズに加えて素子間の最小間隔にデザイン上の制限がもたらされる。更に、ＰＺＴ材料は、水又は生物組織に対してインピーダンスの整合性が低く、そのため、関心対象の媒質と整合の取れた所望の音響インピーダンスを得るために、整合層がＰＺＴ材料に追加される必要がある。

超音波システムのメインフレームが、より小型になり、信号処理機能の大部分に関してフィールドプログラマブルゲートアレイ（ＦＰＧＡ：field programmable gate arrays）及びソフトウェアによって掌握されるようになったので、システムのメインフレームのコストは、システムのサイズと共に低下した。今では、超音波システムは、例えば超音波診断撮像システムとして、又は特定の（組織）異常部が高エネルギー超音波パルスを使用して切除される超音波治療システムとして使用するために、廉価な携帯型、デスクトップ型及び手持ち型の形態で利用可能である。結果として、トランスデューサ探触子のコストは、システム全体のコストのうちの絶えず増加する割合を占め、超音波診断撮像システムの場合には３Ｄ画像化に使用されるより素子数の多いアレイの出現によって加速度的に増加する。電子ステアリングを用いた超音波３Ｄ撮像に使用される探触子は、トランスデューサ素子の２次元（２Ｄ）アレイ用にマイクロビーム形成を行う、特殊半導体装置特定用途向け集積回路（ＡＳＩＣ：application-specific integrated circuits）に依存する。従って、好ましくは半導体製造と両立する製造工程により、歩留まりを改善しより低コストでトランスデューサアレイを製造して、低コストの超音波システムの必要性に役立つことができることが望ましい。

最近の発展により、医用超音波トランスデューサが半導体プロセスによりバッチ製造されることが可能になる見通しがもたらされた。これらのプロセスは、ＣＭＯＳプロセスなどの、超音波探触子により必要とされるＡＳＩＣ回路を製造するのに使用されるのと同一のプロセスであることが望ましい。これらの発展により、マイクロマシン化された超音波トランスデューサ即ちＭＵＴが製造されており、好ましい形態は容量性ＭＵＴ（ＣＭＵＴ）である。ＣＭＵＴトランスデューサは、電極を有する小さな振動膜状の装置であり、これは、受信された超音波信号の音響振動を変調された静電容量に変換する。送信の場合は、電極に印加された容量性の電荷が変調されて装置の振動膜を振動／運動させ、それによって超音波を送信する。これらの振動膜は半導体プロセスによって製造されるので、装置は通常１０〜５００マイクロメートルの範囲の寸法を有し、個々の振動膜の間に数マイクロメートル未満の間隔を伴う。斯様な個々のＣＭＵＴの多数が互いに接続され、単一のトランスデューサ素子として一斉に動作させられることができる。例えば、４個〜１６個のＣＭＵＴが互いに結合されて、単一のトランスデューサ素子として一斉に機能することができる。典型的な２Ｄトランスデューサアレイは、２０００〜３０００個のＣＭＵＴトランスデューサ素子を有することができる。

従って、ＣＭＵＴトランスデューサベースの超音波システムの製造は、ＰＺＴベースのシステムと比較してより費用対効果が高い。更に、斯様な半導体プロセスで使用される材料のおかげで、ＣＭＵＴトランスデューサは、水及び生物組織に対する音響インピーダンス整合がはるかに改善され、これにより整合層を不要にし、有効帯域幅を改善する。

効果的な超音波システム、とりわけＣＭＵＴトランスデューサベースの超音波システムの開発における主な課題のうちの１つは、超音波診断撮像システムの場合に、優れた画像解像度及び良好な被写界深度を備えたシステムを提供することである。これらは相反する要求である、というのも、より高い周波数パルスの超音波は解像度の改善につながるが、媒質の周波数依存の減衰に起因してより短い被写界深度につながるからである。深部まで高い解像度を得るためには、高圧力の短パルスが望ましく、これは広帯域幅を必要とする。原理的にはＣＭＵＴトランスデューサは広範囲の周波数を生成できるものの、ＣＭＵＴトランスデューサが効率的に動作する周波数は、ＣＭＵＴに印加される静的バイアス電圧に強く依存するので、帯域幅は制限される。

B.-H.Kimらによる、２０１３年IEEE Ultrasonics Symp集録、pp.1428-1431、「An Experimental Study on Coded Excitation in CMUT Arrays to Utilize Simultaneous Transmission Multiple-zone Focusing Method with Frequency Divided Sub-band Chirps」は、ＣＭＵＴアレイを用いたチャープされた超音波パルスの送信について開示している。しかしながら、斯様なパルスは、帯域幅範囲全体に渡る音響性能の低下に起因して比較的に狭い有効帯域幅を示し、従って、撮像データの解像度及び／又は被写界深度を改善しようと試みる場合には、そのための音響性能は可能な限り広帯域幅に渡って維持されなくてはならないので、大して有用ではない。

本発明は、改善された帯域幅及び圧力出力特性を示すＣＭＵＴトランスデューサベースの探触子を有する超音波システムを提供することを探求する。

本発明は更に、斯様な超音波診断撮像システムを用いて超音波パルスを生成する方法を提供することを探求する。

一態様によれば、超音波システムが提供され、このシステムはＣＭＵＴセルのアレイを含む探触子を備え、各セルは第１の電極を担持する基板を備え、この基板は第２の電極を含む可撓性を有する膜から間隙により空間的に分離され、またこのシステムは前記探触子と結合された電圧源を備え、この電圧源は、ＣＭＵＴセルの少なくとも一部のそれぞれの第１の電極及び第２の電極に、前記探触子の送信モードにおいて単調に変動する周波数変調を含む単調に変動する電圧を供給するように適合され、その結果、ＣＭＵＴセルが沈下状態で作動され、前記送信モードの間に少なくとも１つのチャープパルスを送信する。

本発明者らは、パルス送信の間にＣＭＵＴセルを沈下状態に駆動し、電圧及び周波数変調を相関させて変動させることによってチャープパルスを生成することにより、ＣＭＵＴセルの音響圧力出力が増大した周波数範囲に渡って維持されることができ、それによって、トランスデューサアレイが動作する有効帯域幅を改善することができることを、発見した。

一実施形態では、電圧源は、前記送信モードの間に前記電圧の静的成分を生成するように適合された第１の段を含み、この静的成分はＣＭＵＴセルを沈下状態にするのに十分であり、またこの電圧源は前記電圧の単調変動成分を生成するように適合された第２の段を含み、前記単調変動成分は単調に変動する周波数変調を含み、この電圧源は静的成分と単調変動成分とを組み合わせて、単調に変動する周波数変調を含む単調に変動する電圧を形成するように適合される。これは、電圧の大部分が、比較的に急速な変調に追随する必要がないという利点を有し、その結果、電圧の大部分は、大きな平滑抵抗を含む電圧発生器を使用して生成されることができ、それによって電圧信号全般のノイズの量を低減することができる。

単調に変動する電圧及び単調に変動する周波数変調は、単調に増加、例えば、継続的に増加してもよい。これは、チャープパルス又はパルス列のより低い周波数成分が始めの時点で生成されるという利点を有し、これは、例えば、高解像度超音波撮像などのチャープパルスが望ましくない用途において、例えば、分散性媒質を使用してチャープパルスを圧縮するのを容易にする。例えば、単調に増加する電圧及び周波数変調により形成されるチャープパルスは、一般的な材料を使用して圧縮されることができる、というのも、斯様な材料の多くは超音波周波数に対して変則的な分散を示すからである。低密度ポリエチレン及びポリエーテルエーテルケトン（ＰＥＥＫ）が、斯様な材料の中で特に適した例である。

しかしながら、例えば以下のような開発された材料を提供することが可能である、即ち、複合材料であって、この複合物の体積弾性率又は密度のいずれかに強く影響する、繊維、カーボンナノチューブ、粒子などの弱散乱性要素を含む複合材料と、速度分散が近傍で強く変動する音響バンドギャップを有することができるメタマテリアルと、ＭＥＭＳ窓とを提供することが可能であり、これらの開発された材料の特性、例えば、組成、剛性、厚さ等は、その材料に所望の材料特性、例えば（特定の）超音波周波数帯の正常分散を提供するように制御され、その場合、単調に変動する電圧及び単調に変動する周波数変調は、超音波パルスの周波数に対して正常分散特性を有する材料により圧縮するために、単調に減少、例えば、継続的に減少してもよい。

単調に変動する周波数変調は、印加された単調に変動するバイアス電圧によって誘起されるＣＭＵＴセルのそれぞれの膜の共振周波数での単調変動に一致することが好ましい。これにより、ＣＭＵＴセルに印加される周波数がＣＭＵＴセルの共振周波数に一致することが確実になり、これにより、その共振周波数での音響性能が最適化されることが確実になる。なお、送信サイクル全体に渡って印加される一定の電圧に対して、ＣＭＵＴセルは通常、静的共振周波数、即ち、一定電圧により誘起される共振周波数で動作し、これは、静的共振周波数とは実質的に異なる生成された周波数成分に対しては音響性能が低下するので、有効帯域幅を制限する。

周波数変調は、一次分散補償と両立できるので、線形に増加する周波数変調であってもよい。これは、音響出力を最適化するために、非線形的に増加する電圧と組み合わされてもよい。

一実施形態では、超音波診断システムは、前記チャープを圧縮するために、ＣＭＵＴセルのアレイの正面に分散性材料の板を更に備える。これは、例えば、超音波診断システムが高解像度の超音波撮像のために使用される場合に、最適な解像度を得るためには広範囲の帯域幅を有する短いパルスが望まれるので、望ましい。

この板は、前記アレイの正面に着脱可能に取り付けられてもよく、その結果、超音波診断システムは、例えば高解像度撮像などのチャープパルスが望ましくない応用領域、及び、例えば超音波高調波撮像又は造影撮像などのチャープパルスが望ましい応用領域で動作するように構成されてもよい。

この板の厚さは、圧縮されたパルス又はパルス列のパルス幅を最小にするために、チャープパルス又はパルス列のチャープ特性に合致されていてもよい。送信するＣＭＵＴセルが受信チャネルとしても使用される実施形態では、この板は、前記圧縮のために最適な厚さの半分の厚さを有することがあり、その結果、パルスが、板を通る２回目の通過の後、即ち、パルスエコーとして戻ったときの後で、完全に圧縮される。

上記で説明されたように、任意の適切な分散性材料が分散板に使用されることがある。

少なくとも１つのチャープパルスが、０．１〜１．０マイクロ秒の範囲の持続時間を有することが好ましい。というのも、これが、診断撮像用途において、特に良好な撮像結果をもたらすからである。治療用途に適用される場合には、より長い最適パルス幅が妥当である。

一実施形態では、電圧源は、ＣＭＵＴセルの少なくとも一部のそれぞれの第１の電極及び第２の電極に、前記探触子の受信モードの間にＣＭＵＴセルを沈下状態にする更なる電圧を供給するように、更に適合される。単調に変動する電圧、例えば継続的に減少する電圧が、送信モードで生成されたチャープパルス又はパルス列のエコーの周波数範囲をスイープするために使用されることがある。これにより、例えば、チャープされたエコーを最適な感度で検出することが容易になる。これは即ち、ＣＭＵＴセルを、その対応する共振周波数が、予期されるエコー信号の周波数に一致する程度まで沈下させることにより成し遂げられる。というのも、媒質への超音波パルス又はパルス列の高周波数成分の貫通深度が制限されるおかげで、斯様なエコーの高周波数成分は通常最初に到着するからである。

超音波診断システムは、ユーザインターフェースを更に含むことがあり、ユーザがシステム動作の所望のモードに電圧を設定するのを容易にするために、電圧源は、受信モードの間に前記ユーザインターフェースを使用してユーザにより規定された更なる電圧を供給するように適合される。

別の態様によれば、超音波パルスを生成する方法が提供され、この方法はＣＭＵＴセルのアレイを設けるステップを含み、各セルは第１の電極を担持する基板を備え、この基板は第２の電極を含む可撓性を有する膜から間隙により空間的に分離され、またこの方法は、送信モードにおいて、ＣＭＵＴセルの少なくとも一部のそれぞれの第１の電極及び第２の電極に、単調に変動する周波数変調を含む単調に変動する電圧を提供するステップを含み、その結果、ＣＭＵＴセルが沈下状態で作動され、少なくとも１つのチャープパルスを送信する。これにより、より広い周波数範囲に渡って所望の音響性能を有するパルス又はパルス列を生成し、これは、例えば、超音波撮像システムに適用された場合には、斯様なパルスを用いて生成される超音波画像の画像解像度を改善し、又は、超音波治療システムを用いた治療措置に対しては、例えば、パルスのチャープを、パルスが異常組織に到達するまでに通らなければならない組織経路の分散特性に合致させることにより、組織に送達されるチャープパルスのピーク電力を改善し、その結果、組織経路は、パルスが異常部の位置で（ほぼ）最適な圧縮を達成するようにパルス圧縮媒質として作用し、その結果、パルスエネルギーが時間的に凝縮され、結果としてパルスのピーク電力が増加される。

この方法は、分散性材料を介して少なくとも１つのチャープパルスを送信してこの少なくとも１つのチャープパルスを圧縮し、広範囲の周波数を含む狭いパルスを得るステップを更に含み、これは、例えば高解像度撮像用途で、良好な解像度の撮像を容易にする。

この方法は、受信モードにおいて、ＣＭＵＴセルの少なくとも一部のそれぞれの第１の電極及び第２の電極に、ＣＭＵＴセルを沈下状態にする更なる電圧を供給するステップを更に含む。この更なる電圧は、例えば、高解像度の３Ｄ超音波画像を取得するために、異なる場の深さから発せられて受信された超音波エコーを強調するために、継続的に減少する電圧などの単調に変動する電圧であってもよい。

本発明の実施形態が、添付の図面を参照して、非限定的な例として、より詳細に説明される。

一実施形態による、超音波システムのＣＭＵＴセルを概略的に示す図である。 斯様なＣＭＵＴセルの動作原理を示す図である。 斯様なＣＭＵＴセルの動作原理を示す図である。 斯様なＣＭＵＴセルの動作原理を示す図である。 斯様なＣＭＵＴセルの動作原理を示す図である。 斯様なＣＭＵＴセルの音響性能の等高線図である。 一実施形態による超音波システムの送信モードにおいて、斯様なＣＭＵＴセルに印加される電圧波形の様々な成分を概略的に示す図である。 第１のパルス送信、後に続く受信、及び第２のパルス送信のシーケンスの間の、斯様なＣＭＵＴセルに印加される電圧波形の様々な成分を概略的に示す図である。 典型的なＣＭＵＴセルの様々な動作領域を概略的に示す図である。 一実施形態による超音波システムの受信モードにおいて、斯様なＣＭＵＴセルに印加される電圧波形の様々な成分を概略的に示す図である。 一実施形態による超音波システムの一態様を概略的に示す図である。 図７の態様の動作原理を概略的に示す図である。 超音波診断システムの例示の実施形態をブロック図で概略的に示した図である。 一実施形態による超音波パルス生成方法の流れ図である。

図は単に概略的なものであり、正確な縮尺で描かれてはいないことを理解されたい。また、同一の又は類似の部分を示すために、図全体に渡って同じ参照番号が使用されることも、理解されたい。

図１は、一実施形態による超音波システムの一態様を示し、システムは、ＣＭＵＴセル１００を備えるトランスデューサアレイを有する超音波探触子を含む。以下で更に詳細に説明されるように、斯様な超音波システムは、幾つかの実施形態では超音波診断撮像システムであることがあり、又は、他の幾つかの実施形態では超音波治療システムであることがある。本発明は、ＣＭＵＴセルの特定の種類に限定はされず、ＣＭＵＴセル１００について任意の適切なデザインが企図されてもよい。斯様なＣＭＵＴセル１００は、通常、シリコンの基板１１２の上に、間隙又は空洞１１８を間に挟んで吊るされた、膜又は振動膜１１４を備える。上部電極１２０が、振動膜１１４上に配置され、振動膜と共に動く。底部電極が、この例では、基板１１２の上面上のセルの床の上に配置される。電極１２０は、膜１１４内に埋め込まれることでもよく、又は、膜１１４の上に追加の層として堆積されてもよいなど、電極１２０のデザインの他の実現態様も考えられ得る。この例では、非限定的な例として、底部電極１２２は円形に構成され、基板層１１２内に埋め込まれている。他の適切な構成、例えば、他の電極形状及び底部電極１２２の他の位置、例えば基板層１１２の上なども考えられ、これにより、底部電極１２２は、間隙１１８に直接的に晒されるか、又は電気絶縁層若しくは膜によって間隙１１８から分離されて上部電極１２０と底部電極１２２との間の短絡を防止する。更に、膜層１１４は、基板層１１２の上面に対して固定されており、膜層１１４と基板層１１２との間に球形又は円筒形の空洞１１８を規定するように構成されかつ寸法決めされる。非限定的な例として、図１では、底部電極１２２は接地されていることを、疑念を避けるために留意されたい。他の構成、例えば、上部電極１２０を接地することも、又は、上部電極１２０と底部電極１２２の両方が浮動していることも、当然、同じく実現可能である。

セル１００及びその空洞１１８は、代わりの形状を示してもよい。例えば、空洞１１８は、長方形若しくは正方形の断面、六角形の断面、楕円形の断面、又は不規則な断面を示すことができる。本明細書では、ＣＭＵＴセル１００の直径への参照は、セルの最大の横方向の寸法として理解されるものとする。

一実施形態では、底部電極１２２は、追加層（図示せず）を用いて、空洞に面した表面上で絶縁される。好ましい電気絶縁層は、基板電極１２２の上かつ膜電極１２０の下に形成される、酸化物−窒化物−酸化物（ＯＮＯ：oxide-nitride-oxide）誘電体層であるが、任意の電気絶縁材料がこの層のために企図されてもよいことを、理解されたい。ＯＮＯ誘電体層は、装置の不安定性、ドリフト、及び音響出力圧力の低下につながる、電極上の電荷の蓄積を好都合に低減する。

ＣＭＵＴ上のＯＮＯ誘電体層の製造例が、２００８年９月１６日に出願され「Capacitive micromachined ultrasound transducer」と題された、Klootwijkらによる、欧州特許出願ＥＰ２，３２６，４３２Ａ２号に詳細に考察されている。ＯＮＯ誘電体層の使用は、事前に沈下したＣＭＵＴで望ましく、これは、吊られた膜で動作するＣＭＵＴよりも、電荷保持がより可能である。開示される構成要素は、ＣＭＯＳ適合性材料、例えば、Ａｌ、Ｔｉ、窒化物（例えば、シリコン窒化物）、酸化物（様々な等級）、テトラエチルオキシシラン（ＴＥＯＳ：tetra ethyl oxysilane）、ポリシリコンなどから製造されてもよい。ＣＭＯＳの製造では、例えば、酸化物層及び窒化物層が化学蒸着により形成されることができ、金属（電極）層がスパッタリング法により形成されることができる。

適切なＣＭＯＳプロセスは、ＬＰＣＶＤ及びＰＥＣＶＤであり、後者は４００℃未満の比較的に低い動作温度を有する。開示された空洞１１８を生成するための例示的な技術は、膜層１１４の上面を追加する前に、膜層１１４の初期部分に空洞を規定することを含む。他の製造の詳細が、米国特許第６，３２８，６９７号（Fraser）で見られる。図１に示される例示的な実施形態では、円筒形の空洞１１８の直径は、円形に構成された電極板１２２の直径よりも大きい。電極１２０は、円形に構成された電極板１２２と同じ外径を有してもよいが、斯様な一致は必須ではない。従って、本発明の例示的な実装では、膜電極１２０は、下部の電極板１２２と整列するように、膜層１１４の上面に対して固定される。ＣＭＵＴの電極は、装置の容量性板を提供し、間隙１１８はコンデンサの板同士の間の誘電体である。振動膜が振動すると、板同士の間の誘電性の間隙の寸法の変化が、静電容量の変化をもたらし、これは、音響エコーの受信に対するＣＭＵＴの応答として感知される。電極間の間隔は、電圧回路４５を用いて電極に静電圧、例えば、直流バイアス電圧を印加することによって制御される。それ自体知られているように、一定の閾値を上回る静電圧を印加することにより、ＣＭＵＴセル１００は強制的に、膜１１４が基板１１２上に沈み込む沈下状態にされる。この閾値は、ＣＭＵＴセル１００の厳密なデザインに依存することがあり、バイアス電圧が印加されている間に、膜１１４がファン・デル・ワールス力によりセルの床にくっつく（接触する）直流バイアス電圧として規定される。膜１１４と基板１１２との間の接触の量（面積）は、印加されるバイアス電圧に依存する。図２ａ及び図３ａの助けを借りてより詳細に説明されるように、膜１１４と基板１１２との間の接触面積を増加させると、膜１１４の共振周波数が増加する。

沈下モードのＣＭＵＴセル１００の周波数応答は、沈下の後でＣＭＵＴ電極に印加される直流バイアス電圧を調整することにより、変化させることができる。結果として、ＣＭＵＴセルの共振周波数は、より高い直流バイアス電圧が電極に印加されるにつれて増加する。この現象の背後にある原理が、図２ａ、図２ｂ、図３ａ、及び図３ｂに示されている。図２ａ及び図３ａの断面図は、各図において、膜１１４の外側支持体と、膜が空洞１１８の床に接触し始める地点との間の距離Ｄ１及びＤ２によって、これを一次元的に示す。比較的に低いバイアス電圧が印加される場合の図２ａでは距離Ｄ１は比較的に長い距離になり、一方、図３ａでは、より高いバイアス電圧が印加されるおかげで、距離Ｄ２ははるかに短い距離になることが分かる。これらの距離は、両端により保持されその後にかき鳴らされる、長い弦及び短い弦にたとえることができる。長い、緩んだ弦は、かき鳴らされると、より短い、ピンと張った弦よりも、はるかに低い周波数で振動する。同様に、図２ａのＣＭＵＴセルの共振周波数は、より高いプルダウンバイアス電圧を受ける図３ａのＣＭＵＴセルの共振周波数よりも低くなる。

この現象は、実際にはＣＭＵＴ膜の有効動作面積の関数であるので、図２ｂ及び図３ｂの２次元図からも理解され得る。図２ａに示されるように、膜１１４がＣＭＵＴセルの床に丁度接触するとき、セル膜１１４の非接触（自由振動）部分の有効振動領域Ａ１は、図２ｂに示されるように大きい。中心部の小さな穴１７は、膜の中央の接触領域を表す。大面積の膜は、比較的に低い周波数で振動する。この領域１７は、ＣＭＵＴセルの床に沈下した膜１１４の領域である。しかし、図３ａのように、より高いバイアス電圧により膜がより深い沈下へと引っ張られると、図３ｂに示されるように、中央の接触領域１７’がより大きくなり、より小さな自由振動領域Ａ２がもたらされる。このより小さな領域Ａ２は、より大きなＡ１領域よりも、より高い周波数で振動する。従って、直流バイアス電圧が低下するにつれて、沈下したＣＭＵＴセルの周波数応答が低下し、直流バイアス電圧が増加すると、沈下したＣＭＵＴセルの周波数応答が増加する。

本発明の態様が基づいている重要な見識が、図４に示されており、この図は、送信中に一定周波数の交流変調又は周波数変調を伴う、印加される直流バイアス電圧の関数として、沈下モードにおける典型的なＣＭＵＴセル１００の音響圧力出力の等高線図を示す。対応するパルス長は、適用される周波数の半分である。この等高線図から分かるように、ＣＭＵＴセル１００が固定電圧又は静電圧、例えば、静的な値の直流バイアス電圧で動作する場合、最適な音響性能が、狭い範囲の周波数に対してのみ得られる。しかしながら、バイアス電圧とバイアス電圧信号の周波数変調とを相関させて変化させた場合には、等高線図で破線によって示されるように、ＣＭＵＴセル１００の最適な音響性能ははるかに広い周波数範囲に渡って達成されることができ、それによって、ＣＭＵＴセル１００を含む超音波探触子の送信モードで生成される超音波パルス（又はパルス列）の有効帯域幅を増加させる。

これは、沈下状態のＣＭＵＴセル１００の共振周波数は印加される（直流）バイアス電圧の関数であると説明した、図２ａ及び図３ａを戻って参照すると理解されることができる。印加される電圧をスイープすることにより、ある範囲の共振周波数が生成され、それに対して、印加される電圧のＲＦ成分、即ち周波数変調も、この変調の周波数が、印加される直流バイアス電圧に対応する膜１１４の共振周波数と一致するように、又は少なくとも近似するように、スイープされる。このようにして、全てのスペクトル成分がＣＭＵＴセル１００の（ほぼ）最適な音響性能を引き出す、チャープパルス又はパルス列が生成されることができる。従って、これにより、広帯域幅の撮像周波数域に渡って、（ほぼ）最適な画像解像度が確実になる。

従って、本発明の一態様によると、電圧源４５は、超音波診断撮像システムの送信モードにおいて、超音波撮像パルスの送信のために使用されるＣＭＵＴセル１００の第１の電極１２０及び第２の電極１２２に、前記探触子の送信モードにおいて単調に変動する周波数変調を含む単調に変動する電圧を供給するように適合され、その結果、これらのＣＭＵＴセル１００は沈下状態で動作し、少なくとも１つのチャープパルスを送信する。

本出願の文脈では、単調に変動する電圧とは、継続的に増加する電圧又は継続的に減少する電圧を意味することがあり、継続的に増加する電圧の場合には、単調に変動する周波数変調が継続的に増加することがあり、継続的に減少する電圧の場合には、単調に変動する周波数変調が継続的に減少することがある。一実施形態では、周波数変調は、単調に増加、例えば線形に増加して、又は、単調に減少、例えば線形に減少して、一次分散補償と適合するチャープパルス又はパルス列を得てもよく、これにより、チャープパルスは比較的に簡単に効果的に圧縮されることができる。或いは、非線形のチャープパルス又はパルス列が望まれる場合には、周波数変調は非線形に増加又は減少してもよい。

電圧源４５により印加される信号の例示の実施形態が図５に概略的に示されており、これは単一パルスの持続時間に対するものであり、ここでは、低周波数スペクトル成分が最初に生成されるチャープパルス又はパルス列を得るために、印加される単調に変動するバイアス電圧は、継続的に増加する周波数変調、即ち、継続的に増加する変動周波数を有する周波数変調を有する継続的に増加するバイアス電圧である。下部のグラフは、直流電圧成分を時間の関数として示したものであり、中央下側のグラフは、適用される周波数変調、即ち、印加される電圧の印加される交流成分を時間の関数として示したものであり、中央上側のグラフは送信モードで動作可能なＣＭＵＴセル１００に印加されるチャープされた電圧成分Ｖ_ＡＣを示し、ここにおいて、印加される電圧の周波数変調の周波数の増加は、直ちに明らかである。上部のグラフは、送信しているＣＭＵＴセル１００に印加される電圧全体を示している。膜１１４の沈下のための閾値電圧（Ｖ_ｃｏｌ）も示されており、以下でより詳細に説明されるように、ＣＭＵＴセル１００を深い沈下モードで動作させるために、この閾値電圧はいつでもＣＭＵＴセルの最低電圧よりも十分に低くなければならず、例えば、送信しているＣＭＵＴセル１００に印加される最低動作電圧よりも少なくとも１０％、好ましくは少なくとも２０％、より好ましくは少なくとも３０％低くなければならない。深い沈下モードは、第１のＣＭＵＴ膜が、十分に高いバイアス電圧によってＣＭＵＴセルの床と永続的に接触し続け、パルス送信中に印加される交流駆動電圧を常に補償することにより特徴付けられる。この要件は、図５の上部グラフに示されており、全電圧の最低点は、沈下電圧（Ｖ_ｃｏｌ）よりも更に高い。

周波数変調された電圧は、信号増幅器、又は周波数変調された電圧を単一の信号として生成する他の適切な電圧源４５によって、適切なＣＭＵＴセル１００に印加されてもよい。しかしながら、代替の実施形態では、電圧源４５は、周波数変調された電圧の異なる成分を生成するために２つの段、即ち、図５の下部グラフで破線で示された静的（直流）電圧成分を生成するための第１の段１０２と、周波数変調を含む変動電圧成分を生成するための第２の段１０４とを含むことがあり、その変動電圧成分の信号は、典型的には、全電圧Ｖ_ｔｏｔと前述したその静的成分との差である。電圧源４５の他の適切な実施形態が明らかであり、例えば、電圧源４５が、３つの別個の段、ＣＭＵＴ駆動電圧の静的直流成分（Ｖ_ＤＣ）を生成するための第１の段と、駆動電圧の変動直流成分（Ｖ_ｒａｍｐ）を生成するための第２の段と、例えばパルス回路などの、信号の周波数変調（Ｖ_ＡＣ）を生成するための第３の段と、を含む実施形態が考えられる。要約すると、電圧源４５は、任意の適切な態様で実装され得る。

一実施形態では、印加された電圧の静的成分Ｖ_ＤＣは、ＣＭＵＴセル１００を沈下状態にするための閾値電圧を満たすか、又はこれを超過する。これには、第１の段１０２が、全電圧の特に低ノイズの静的成分を生成するために比較的に大きな抵抗及び／又はコンデンサ、例えば、平滑抵抗及び／又はコンデンサ、を含むことがあり、その静的成分は典型的には全電圧で優位を占め、その結果、電圧信号全体のノイズ特性は、この静的成分のノイズ特性により特徴づけられる、という利点がある。当業者により容易に理解されるように、斯様な平滑抵抗を含めることにより、電圧を生成する段が、電圧の交流（ＡＣ）高周波数成分を生成するのには適さなくなり、例えば、１ＭΩの平滑抵抗の場合、抵抗の応答が非常に遅くなり、例として１００ｐＦの静電容量を有するＣＭＵＴセル１００についてτ＝０．１ｍｓである。好ましい実施形態では、ＣＭＵＴセル１００によって生成されるチャープパルスのパルス幅は、１ＭΩの平滑抵抗が少なくとも２桁遅くなるように、０．１〜１．０μｓの範囲内である。電圧源４５は、周波数変調された電圧が単一のラインを介してＣＭＵＴセル１００に印加されるように、電圧の静的成分と動的成分とを結合してもよい。或いは、印加される電圧の異なる成分が、別個のラインを介してＣＭＵＴセル１００に印加されてもよい。

ここで、図５では、周波数変調の周波数は線形に変動していることに留意されたい。この周波数範囲全体に渡って最適な音響性能を得るためには、電圧を非線形に変動させることが必要であることがある。周波数変調において非線形の周波数変動が必要である場合に、電圧が線形に変動してもよいことを理解されたい。

一実施形態では、ＣＭＵＴセルからの最適な出力電力又は最適な音圧がフィードバックループにより制御されてもよく、このフィードバックループでは、（チャープされた、バイアスされた、及び傾斜した）信号全体の瞬時出力強度が監視される。斯様なフィードバックループは、以下のように実装されてもよい。第１のパルスの間に、一定のパルス持続時間の間、ある第１のバイアス及び傾斜の傾きについて、ＣＭＵＴセルの出力が測定される。このプロセスは、増加した傾斜の傾きを有する、次に続く第２のパルスを供給することによって繰り返され、出力が再度測定される。この次に続く出力が初めの出力よりも高い場合、この手順は、後のパルスに対して出力強度が低下するまで再び繰り返され、その後は、次のパルスは減少した傾きで生成される。

この手順は、実際の送信中に（「オンザフライ」で）、又は別の較正プロセス中に、適用されることができる。ＣＭＵＴ出力の測定は、反射音が使用される、送信パルス間の標準受信窓の中で行われてもよい。或いは、最適効率において駆動電気信号（Ｖ_ＡＣ）の反射は最小になるので、送信電力は、送信中のＣＭＵＴの電気入力信号から推測されてもよい。

図６は、第１のパルス送信、後に続く受信、及び第２のパルス送信のシーケンスの間の、斯様なＣＭＵＴセルに印加される電圧波形の様々な成分を概略的に示す。ＣＭＵＴセルは、静的Ｖ_ＤＣバイアス電圧を印加することにより、沈下モードに駆動される。次いで、ＣＭＵＴセル１００を沈下状態に駆動するバイアス電圧は、全刺激持続時間に相当する持続時間Ｔ１の間、ＣＭＵＴセル１００のＶ_ＡＣ刺激と同時に変動する（Ｒ１）。次いで、ＣＭＵＴセル１００は期間Ｔ_２の間に音響エコーを受信し、この期間の間、バイアス電圧は、取得時間内の様々な周波数成分に対するＣＭＵＴセル１００の感度を変化させる（周波数利得補償）ように適合されることができる。励振期間とこれに続く受信期間は、Ｐで示されるパルス繰り返し期間で繰り返される。傾斜Ｒ１又はＲ２の傾きは、図に示されるように負であってもよいが、同様に正であってもよい。

図７は、印加されるバイアス電圧の関数としての膜共振周波数に関して、典型的なＣＭＵＴセル１００の様々な動作領域を概略的に示す。典型的に、ＣＭＵＴセル１００は４つの顕著な動作モードで動作することができる。

第１のモードは従来モードと呼ばれることもあり、（０）と（１）との間の領域により示される。この動作領域では、振動膜１１４が接地電極１２２に接触せず、バイアス電圧の増加がＣＭＵＴセルの膜の共振周波数の低下を引き起こす。

第２のモードは沈下モードと呼ばれ、（２）の領域により示される。全印加電圧が沈下電圧閾値（Ｖ_ｃｏｌ）を超えると、ＣＭＵＴ膜は沈下モードに入る。この領域では、ＣＭＵＴ膜１１４の共振周波数は従来モードよりも実質的に高くなり、振動するＣＭＵＴ膜１１４は接地電極１２２と接触する。領域は、範囲（３）→（４）に渡る。

第３のモードは、沈下−スナップバックモードと呼ばれることもあり、（０）→（１）→（２）→（３）→（０）の閉ループ領域によって示される。膜１１４のこのモードでの共振周波数は、従来モード、沈下モード及びスナップバック領域のサイクル全体に渡って変化するので、明確に定義されていない。このモードでは、振動するＣＭＵＴ膜１１４は、その励振中に、接地電極と接触したり離れたりする。

第４のモードは深い沈下モードと呼ばれることもあり、（２）→（４）及びそれ以上の領域で示される。このモードでは、ＣＭＵＴ膜１１４の共振周波数は、沈下モードと同じくらい高いか、又はそれよりも高く、バイアス電圧の増加と共に増加し（典型的には約０．１ＭＨｚ／Ｖ）、振動するＣＭＵＴ膜１１４はどの時点でも接地電極１２２と接触している。

上述した最初の３つのモード内でバイアス電圧を変化させると、膜１１４の共振周波数において強いヒステリシスが典型的に観測され、その結果として、ＣＭＵＴセル１００の信頼のおける動作が複雑になることに、留意することが重要である。対照的に、斯様なヒステリシス効果は、深い沈下モードでは最小になる。少なくとも幾つかの実施形態では、変わりやすいヒステリシス効果を抑制することにより信頼性を向上させるために、例えば水又は血液などの体液などの水性の媒質中で例えばＣＭＵＴセル１００を動作させる場合には、ＣＭＵＴセル１００は深い沈下モードのみで作動される。

図８の下部グラフは、一実施形態での超音波診断撮像システムの受信モードの間に電圧源４５によって印加される波形を、概略的に示す（パルスエコーが収集されない超音波治療システムに対しては、これは当然無関係である）。この実施形態では、受信するＣＭＵＴセル１００も沈下状態にされ、そのために印加される電圧は、ＣＭＵＴセル１００を図８の上部グラフで示される共振周波数の範囲に渡って受信モードで動作可能にするために、システムの送信モードで印加されるバイアス電圧の鏡像、ここでは継続的に低下するバイアス電圧、であってもよい。これは、例えば、チャープパルスが、撮像されることになる媒質中に送信される応用領域で望ましいことがある、というのも、それ自体知られているように、異なるパルス周波数は一般的に、それらの異なる被写界深度のおかげで、異なる時点でパルスエコーを受信することにつながり、高周波数成分は一般的に貫通深さが限られているおかげでより早く到来するからである。一実施形態では、超音波診断撮像システムは、以下でより詳細に説明されるユーザインターフェースを含んで、ユーザがバイアス電圧の変化をリアルタイムに制御することを可能にしてもよい。これにより、例えば、システムの所望の撮像モードでＣＭＵＴセル１００の最適な感度を得るために、ユーザが、その撮像モードに従ってＣＭＵＴセル１００の特定の共振周波数を選択することが可能になる。

前述したように、超音波システムの探触子は、システムの特定の動作モード、例えば超音波診断撮像システムの場合には超音波高調波撮像、又は造影撮像などに従って、関心対象の媒質中にチャープパルスを送信するように適合されることがある。しかしながら、例えば高解像度の超音波撮像、又は超音波治療などの応用領域では、所望の高解像度又は高エネルギーを得るために、最大周波数帯域幅を有する短い高エネルギーパルスが必要とされる。斯様な応用領域では、チャープパルス又はパルス列を圧縮する必要がある。

例えば、チャープされたガウスパルスの場合には、以下があてはまる（なお、波の数はｋ＝２π／λを介して波長と関連付けられる）。チャープされたガウスパルスの振幅は、次式によって表わされる。
Ａ（ｔ）＝ｅｘｐ（−γｔ^２）ｅｘｐ（ｉω_０ｔ）
但し、γ＝α−ｉβはパルスの包絡線及びチャープを規定し、強度は次式の通りである。
Ｉ（ｔ）＝｜Ａ（ｔ）｜^２＝ｅｘｐ（−２αｔ^２）
ここで、パルス幅

は、半値全幅（ＦＷＨＭ：full width half maximum）で規定される。振幅Ａ（ｔ）のフーリエ変換から、パルスのパワースペクトル

が次のように得られる。

そこにΔω_ｐ＝２πΔｆ_ｐを用いると、次の式が得られる。

この時、パルスに対する最小時間−帯域幅積は、次式になる。

これは、ある一定の（短い）持続時間のパルスに関連付けられた最小帯域幅が存在することを示している。このパルスがチャープされている場合、その持続時間又はパルス幅は最小値よりも長く、分散性材料を適切に適用することにより圧縮されることができる。初期パルスパラメータγ＝α−ｉβを有するパルスが、群速度分散を伴って分散性媒質を介して伝搬される場合、

この時、この分散性材料中の（最短パルスを得るための）最適な圧縮長は、

最小パルス幅を伴うと、

理解されるように、上記の分析はそれ自体よく知られており、ガウス形状のチャープパルスにのみ当てはまる。他のパルス形状についても、適切な方程式がそれ自体よく知られており、当業者には直ちに明らかであろう。

従って、一実施形態では、図９に概略的に示されるように、超音波診断撮像システムの探触子は、チャープパルスを所望の（最小の）パルス幅に圧縮するために、ＣＭＵＴセル１００のトランスデューサアレイ１１０の正面に取り付けられた分散性材料の板１５０を更に備えてもよく、その結果、送信モードの間、チャープパルス又はパルス列は、図１０に概略的に示されるように、板１５０を通って送信される。左側の信号はチャープパルスを示し、右側の信号は、図１０の板１５０の上のブロック矢印によって示されるように、チャープパルスが板１５０の分散性媒質を通って進行した後で得られる圧縮されたパルスを示す。

一実施形態では、板１５０はトランスデューサアレイ１１０の正面に着脱可能に取り付けられ、これにより、上述したようにチャープパルスが必要とされる用途で超音波診断撮像システムが使用される場合には、板１５０は取り外されることができる。板１５０は、任意の適切な態様で、例えば、受け入れスロットに差し込まれる、又は、適切なクリップ若しくは板１５０の取り外しを可能にする任意の他の適切な固定手段を使用してトランスデューサアレイ１１０の正面にクリップされるなどにより、トランスデューサアレイ１１０の正面に着脱可能に取り付けられてもよい。

板１５０は一般的に、チャープをそのフーリエ限界に効果的に圧縮するために、送信モードでＣＭＵＴセル１００により生成されるパルス又はパルス列のチャープと合致する厚さを有する。板１５０の分散性材料の最適な厚さｄ_ｏｐｔは、例えば、ガウスパルスに適用可能な次の式など、良く知られた方程式を使用して得られることがあり、次式は、先に提示された式の結果として得られるものである。

従って、斯様なチャープされたガウスパルスに対する最短取得可能パルス幅は、次の通りである。

上記において、ω_０ ^２ｋ”により表わされる群速度分散は、それ自体よく知られているように材料に依存しているので、板１５０の厚さは、使用される材料の分散特性に基づいて選択される。任意の適切な分散性材料が、板１５０として使用されることができる。特に好ましい材料は、水又は生物組織の音響インピーダンスに匹敵する音響インピーダンスを有する材料であり、これにより、これらの材料は低い反射特性を有し、斯様な媒質を画像化するために使用された場合には無視できる程度の損失を引き起こす。この理由のために、低密度のポリエチレンが特に好ましい。ＰＥＥＫは類似の音響インピーダンスを有し、従って同様に特に適している。しかしながら、板１５０により適当な多数の材料が、当業者には直ちに明らかであろう。

なお、ＣＭＵＴセル１００を用いて生成されるパルス又はパルス列のチャープの符号は典型的に、板１５０の材料の分散的性質と一致することに、疑念を回避するために留意されたい。例えば、変則的な分散特性を示す低密度のポリエチレン又はＰＥＥＫを使用する場合、チャープパルスの低周波数成分が、分散性媒質を通って進行するのにより長い時間がかかるので、最初に生成されなくてはならない。しかしながら、通常の分散特性を示す材料を使用する場合には、チャープの符号は逆にすべきであり、即ち、それ自体よく知られているように、チャープパルスの高周波数成分が最初に生成されなくてはならない。

板１５０を製造するために、低密度のポリエチレン又はＰＥＥＫなどの容易に利用可能な材料を使用することが便利であることがある。しかしながら、特定の応用領域では、板１５０の分散特性を生成されたパルスのチャープ特性に密接に一致させて、例えば、生成されるパルスの周波数範囲に調整された分散特性を有する材料を生成することが望ましいことがある。斯様なシナリオでは、容易に入手可能な材料を使用するよりも、所望の特性を有する材料を開発することが望ましいことがある。斯様な専用の材料の開発は、それ自体知られている。

例えば、複合材料の特性を変化させる、例えば、組成、厚さ、などを変化させることによって、特性が調整されることができる複合材料を生成することが知られている。板１５０に適した複合材料としては、（極小）繊維又はカーボンナノチューブ、ナノ結晶等の他の（弱い）散乱粒子がポリマー基質中に埋め込まれた材料を含むことがある。特に適切な例では、シリコーン基質中にガラス繊維片を組み込むことがあり、その材料特性は、基質中のガラス繊維片の量若しくは密度を変動させることにより、かつ／又は基質を規定するシリコーンポリマーの構造を調整することにより、調整されることができる。この点で、均質材料の場合、音響インピーダンス及び音響速度は両方とも、材料の体積弾性率及び密度に依存することに、留意されたい。

斯様な開発される材料の別の例としては音響メタマテリアルがあり、これは、音波を制御、指向、及び操作するようにデザインされた人工の格子構造を有する人工的に製造された材料である。斯様な音響メタマテリアルは、例えば剛性などの材料特性を制御することにより、所望の分散特性を示すように調整されることができ、この材料特性は、例えば、材料のパターン繰り返しの程度、即ち格子定数を制御することにより、かつ、音響メタマテリアルを生成するのに使用される材料を選択することなどにより、制御されることができる。

斯様な開発される材料の更に別の例としては、微小電気機械システム（ＭＥＭＳ：microelectromechanical systems）窓があり、これは一般的に、キャリア上に中心に材料の薄膜を置く、例えば、シリコンのキャリア上に中心にシリコン窒化物などの薄い誘電体膜を置くことにより構築され、薄膜の材料特性、例えば材料組成、剛性、及び厚さなどは、ＭＥＭＳ窓に所望の特性をもたらすために制御されることがある。

一実施形態では、チャープパルスを送信するために使用されるＣＭＵＴセル１００は、超音波診断撮像システムの受信モードにおいて、パルスエコーのための受信チャネルとして使用されることもある。斯様なシナリオでは、パルスは板１５０を２度通過する、即ち、送信中にトランスデューサアレイ１１０から媒質に向かってと、送信中にエコーとして媒質からトランスデューサアレイ１１０に向かって、通過する。この実施形態では、板１５０は、チャープパルスがトランスデューサアレイ１１０によって受信されたときに最適に圧縮されるように、０．５＊ｄ_ｏｐｔの厚さ（即ち、パルス圧縮のための最適な厚さの半分）を有してもよい。

ＣＭＵＴセル１００を送信モードで駆動するための最適なチャープ及び遅延を得るために、以下の手順に従ってもよい。第１に、所望の中心周波数ω_０＝２πｆ_０を決定し、この周波数での群速度分散ｋ“を決定する。第２に、中心周波数での実際の帯域幅Δｆ_０を決定し、これから、αを計算するための最小の可能な初期パルス幅τ_ｐを決定する。第３に、潜在的に有用な帯域幅Δｆ_ｐを決定し、β、パルス幅τ_ｍｉｎ、及び材料厚さｄ_ｏｐｔを計算し、最後に第４に、ＣＭＵＴセル１００に対する所要の電圧バイアススイープのタイミングを決定する。

チャープ圧縮に係る上記の説明は、チャープされた超音波パルスが患者の組織に送達されることがある超音波治療システムにも同様に当てはまり、組織はある深さに組織異常部を含むことがあることを、理解されたい。斯様な用途では、組織の深さは分散性板１５０としてみなされることができ、板の厚さは組織の深さに相当する。斯様な実施形態では、ＣＭＵＴトランスデューサアレイ１１０により生成されるパルスのチャープ特性は、パルスが組織の異常部に到達するまでに通過しなくてはならない組織の経路長及び組織の分散特性と合致させられてもよく、その結果、非常に集中した超音波パルス、即ち、エネルギーが集中したパルスを異常部に送達するために、パルスが異常部に到達するために通過した組織によって、組織の異常部でパルスは圧縮される。換言すると、これにより、異常部に送達されるパルスのピーク電力が最大になり、それによって治療の有効性が高まる。

なお、斯様な治療用途で、超音波治療システムに実際の分散性板１５０を設けることは勿論同様に可能であり、この場合、チャープパルスの所望の圧縮が、板１５０と患者の組織を通る経路との組み合わせにより、達成される。これは、例えば、ＣＭＵＴトランスデューサアレイ１１０によって生成されるパルスのチャープ特性を調整することが簡単ではない場合に有利であることがあり、その場合には代わりに、例えば板１５０の分散特性を組織を通る経路長と合致させることにより、パルスの効果的な圧縮が調節されることができ、その結果、チャープパルスに働く分散全体が、所望のパルス圧縮を達成する。

図１１には、本発明の例示的な一実施形態によるアレイトランスデューサ探触子を有する超音波診断撮像システムが、ブロック図の形態で示されている。図１１では、ＣＭＵＴトランスデューサアレイ１１０が、超音波を送信しエコー情報を受信するための超音波探触子１０内に設けられている。トランスデューサアレイ１１０は、２Ｄの平面又は３Ｄ画像化のために３次元を走査することができるトランスデューサ素子の一次元又は二次元のアレイであってもよい。

トランスデューサアレイ１１０は、探触子１０内のマイクロビーム形成器１２に結合され、探触子１０は、ＣＭＵＴアレイセルにより信号の送受信を制御する。マイクロビーム形成器は、例えば、米国特許第５，９９７，４７９号（Savordら）、米国特許第６，０１３，０３２号（Savord）、及び米国特許第６，６２３，４３２号（Powersら）に記載されているように、トランスデューサ素子のグループ又は「パッチ」により受信される信号の少なくとも部分的なビーム形成を行うことができる。

マイクロビーム形成器１２は、探触子ケーブル、例えば同軸ワイヤによって送信／受信（Ｔ／Ｒ：transmit/receive）スイッチ１６に結合され、このスイッチ１６は、送信モードと受信モードとを切り替え、マイクロビーム形成器が存在しないか又は使用されておらず、かつ、トランスデューサアレイ１１０が主システムビーム形成器２０により直接作動される場合には、主ビーム形成器２０を高エネルギー送信信号から保護する。マイクロビーム形成器１２の制御下でのトランスデューサアレイ１１０からの超音波ビームの送信は、Ｔ／Ｒスイッチ１６によってマイクロビーム形成器及び主システムビーム形成器２０に結合されたトランスデューサコントローラ１８によって指向され、トランスデューサコントローラ１８は、ユーザインターフェース又は制御パネル３８のユーザ操作から入力を受け取る。トランスデューサコントローラ１８によって制御される機能の１つは、ビームが向けられ焦点を合わせられる方向である。ビームは、トランスデューサアレイ１１０から（直交して）真っ直ぐ前に向けられてもよく、又はより広い視野のために異なる角度に向けられてもよい。トランスデューサコントローラ１８は、ＣＭＵＴアレイ用の前述した電圧源４５を制御するように結合されてもよい。例えば、電圧源４５は、ＣＭＵＴアレイ１１０のＣＭＵＴセル１００に印加される直流及び交流バイアス電圧を設定して、例えば、上述したように送信モードでチャープパルスを生成する。

マイクロビーム形成器１２により生成された部分的にビーム形成された信号は、主ビーム形成器２０に送信され、そこで、トランスデューサ素子の個々のパッチからの部分的にビーム形成された信号が、完全にビーム形成された信号に結合される。例えば、主ビーム形成器２０は１２８個のチャネルを有してもよく、その各々が、数十又は数百のＣＭＵＴトランスデューサセル１００からなるパッチから部分的にビーム形成された信号を受信する。このようにして、トランスデューサアレイ１１０の数千のトランスデューサ素子により受信された信号は、単一のビーム形成された信号に効率的に寄与することができる。

ビーム形成された信号は、信号プロセッサ２２に結合される。信号プロセッサ２２は、受信されたエコー信号を様々に処理することができ、例えば、帯域通過フィルタリング、間引き、Ｉ成分及びＱ成分分離、高調波信号分離などの処理を行うことができ、この高調波信号分離は、組織及び微小気泡から戻される非線形の（基本周波数の高次高調波）エコー信号を識別することを可能にするように、線形信号と非線形信号とを分離するように作用する。

信号プロセッサ２２は、任意選択的に、スペックル低減、信号合成、及びノイズ除去などの追加の信号強調を実行することができる。信号プロセッサ２２内の帯域通過フィルタは追跡フィルタであってもよく、エコー信号が更に増す深さから受信されるにつれて、通過帯域がより高い周波数帯域からより低い周波数帯域にスライドし、それによって、解剖学的な情報を有していないより深い所からのより高い周波数でのノイズを棄却する。

処理された信号は、Ｂモードプロセッサ２６と、任意選択的にドップラープロセッサ２８とに結合される。Ｂモードプロセッサ２６は、体内の臓器及び脈管の組織などの体内の構造の画像化のために受信された超音波信号の振幅の検出を使用する。身体の構造のＢモード画像は、例えば米国特許第６，２８３，９１９号（Roundhillら）及び米国特許第６，４５８，０８３号（Jagoら）に記載されているように、高調波画像モード、基本画像モード、又はそれら両方の組み合わせのいずれかで形成されてもよい。

ドップラープロセッサ２８は、存在する場合、画像フィールド内の血液細胞の流れなどの物質の動きを検出するために、組織の動き及び血流からの時間的に性質が異なる信号を処理する。ドップラープロセッサは一般的に、体内の選択された種類の物質から戻されるエコーを通過及び／又は棄却するように設定されることがあるパラメータを有するウォールフィルタを含む。例えば、このウォールフィルタは、より高速の物質からの比較的に低い振幅の信号を通過させ、一方、より低速の又は速度ゼロの物質からの比較的に強い信号を棄却するような通過帯域特性を有するように設定されることができる。

この通過帯域特性は、流れている血液からの信号を通過させ、一方、近くの静止した又は心臓の壁などのゆっくり動く物体からの信号を棄却する。逆の特性は、組織ドップラー撮像と呼ばれるもののために、心臓の動いている組織からの信号を通過させる一方で血流信号を棄却し、組織の動きを検出し描写する。ドップラープロセッサは、画像フィールド内の異なる地点からの時間的に不連続なエコー信号のシーケンスを受信して処理し、特定の地点からのエコーのシーケンスはアンサンブルと呼ばれる。比較的に短い間隔で立て続けに受信されるエコーのアンサンブルは、ドップラー周波数と血流速度を示す速度との対応を用いて、流れている血液のドップラーシフト周波数を推定するのに使用されることができる。より長い期間で受信されるエコーのアンサンブルは、よりゆっくり流れる血液又はゆっくり動く組織の速度を推定するのに使用される。

Ｂモードプロセッサ（及びドップラープロセッサ）によって生成される構造信号及び動作信号は、スキャンコンバータ３２及び多断面再構成器４４に結合される。スキャンコンバータ３２は、エコー信号が所望の画像フォーマットで受信された空間的関係に、エコー信号を配置する。例えば、スキャンコンバータは、エコー信号を２次元（２Ｄ）セクター形状のフォーマット、又はピラミッド状３次元（３Ｄ）画像に配置することができる。

スキャンコンバータは、画像フィールド内の地点の動きに対応する色でそれらの点のドップラー推定された速度をＢモード構造画像に重ね合わせて、画像フィールド内の組織及び血流の動きを描写する、カラードップラー画像を生成することができる。多断面再構成器４４は、例えば、米国特許第６，４４３，８９６号（Detmer）に記載されているように、身体の体積測定領域内の共通平面内の点から受信されたエコーを、その平面の超音波画像に変換する。体積レンダラ４２は、米国特許第６，５３０，８８５号（Entrekinら）に記載されているように、３Ｄデータセットのエコー信号を、所与の基準点から見て投影された３Ｄ画像に変換する。

２Ｄ画像又は３Ｄ画像は、画像表示部４０上に表示するための更なる強調、バッファリング、及び一時的記憶のために、スキャンコンバータ３２、多断面再構成器４４、及び体積レンダラ４２から画像プロセッサ３０に結合される。画像化のために使用されるのに加えて、ドップラープロセッサ２８によって生成された血流値、及びＢモードプロセッサ２６によって生成された組織構造情報は、定量化プロセッサ３４に結合される。定量化プロセッサは、体積血液流量などの異なる流れの状態の測定、並びに臓器の寸法及び妊娠期間などの構造的な測定を行う。定量化プロセッサは、測定が行われるべき画像の解剖学的構造内の点などの、ユーザ制御パネル３８からの入力を受け取ることができる。

定量化プロセッサからの出力データは、測定グラフィックス及び値を表示部４０上の画像を用いて再現するために、グラフィックスプロセッサ３６に結合される。グラフィックスプロセッサ３６は、超音波画像を用いて表示用のグラフィック重ね合わせを生成することもできる。これらのグラフィック重ね合わせは、患者の氏名、画像の日時、撮像パラメータなどの標準的な識別情報を含むことができる。これらの目的のために、グラフィックスプロセッサは、患者の氏名などのユーザインターフェース３８からの入力を受け取る。

ユーザインターフェースは、送信コントローラ１８に結合されて、トランスデューサアレイ１１０からの超音波信号の生成を制御し、従って、トランスデューサアレイ及び超音波システムによって生成される画像の生成を制御する。ユーザインターフェースは、複数の多断面再構成（ＭＰＲ：multiplanar reformatted）画像の平面の選択及び制御のための多断面再構成器４４にも結合され、これらのＭＰＲ画像は、ＭＰＲ画像の画像フィールド内で定量化測定を実行するために使用されてもよい。

当業者により理解されるように、超音波診断撮像システムの上記の実施形態は、斯様な超音波診断撮像システムの非限定的な例を与えることが意図されている。当業者であれば、本発明の教示から逸脱することなく、超音波診断撮像システムのアーキテクチャにおいて幾つかの変形が可能であることを、直ちに理解するであろう。例えば、上記の実施形態でも示されているように、マイクロビーム形成器１２及び／又はドップラープロセッサ２８は省略されてもよく、超音波探触子１０は３Ｄ撮像能力を有していなくてもよい、等である。当業者には、他の変形例が明らかであろう。

図１２は、図１１に示されたような超音波診断撮像システム１の例示の実施形態などの、本発明の実施形態による超音波システムにより、又は前述した超音波治療システムにより、使用される超音波パルス生成方法２００の流れ図である。方法２００は、ステップ２１０で開始し、その後この方法は、ＣＭＵＴトランスデューサアレイ１１０が設けられるステップ２２０に進む。ステップ２３０では、ＣＭＵＴトランスデューサアレイ１１０は、電圧源４５により駆動されて、超音波システム、例えば上記でより詳細に説明された超音波診断撮像システム１の送信モードでチャープパルスを生成し、そのチャープパルスは、例えばシステム１が高解像度撮像のために使用される場合など、チャープパルスが望ましくない場合に典型的に適用される板１５０を例えば使用して、任意選択のステップ２４０で圧縮されてもよい。或いは、この圧縮ステップ２４０は、超音波治療システムの場合には上述したように任意選択的に分散性板１５０と組み合わせて、患者の組織により、適用されてもよい。

次に、この方法は、超音波診断撮像システム１について、ステップ２５０で受信モードに切り替わることにより先に進んでもよく、ステップ２５０では、例えば送信に使用されなかったトランスデューサアレイ１１０のＣＭＵＴセル１００のサブセットを使用して、或いはチャープパルスを送信するために先に使用されたＣＭＵＴセル１００を受信モードで動作させることにより、パルスエコーが前述したように受信され、この受信されたパルスエコーは、例えば上述したように処理されて所望の超音波画像を生成する。斯様な超音波エコーの処理は、それ自体よく知られているので、簡潔さのためにのみ、更に詳細には説明されない。任意の適切な超音波エコー処理技術が適用されてもよいことは、言うにとどめておく。一実施形態では、ステップ２５０の受信モードは、上記でより詳細に説明されたように、異なる時点で到来するパルスエコーの異なる周波数成分に対するＣＭＵＴセル１００の感度を最適化するために、ＣＭＵＴセル１００に単調に変動する電圧を供給することを含んでもよい。

続いて、ステップ２６０で、画像化が完了したかどうかがチェックされる。完了していない場合、方法２００は次の送信／受信サイクルのためにステップ２３０に戻る。そうでなければ、この方法はステップ２７０で終了する。

ここで、ＣＭＵＴセル１００の前述した新規性のある動作に加えて、超音波診断撮像システムの場合には、送信モードの間の励振信号の生成と信号受信との両方において、追加の高度な信号処理技術が使用されてもよいことが明らかであることに、留意されたい。例えば、異なる受信エコーに遅延が適用されて、個々の周波数の異なる送信時間を補償してもよく、又は、パルス圧縮技術が画像形成の前に使用されてもよい。本発明のコンテキストで使用されることができる他の適切な信号処理技術が、当業者には明らかであろう。

上述した実施形態は、本発明を限定するよりはむしろ例示するものであり、当業者であれば添付の特許請求の範囲から逸脱することなく多数の代替の実施形態をデザインすることができることに、留意されたい。特許請求の範囲では、括弧の間に置かれたいかなる参照符号も、特許請求の範囲を限定するものとして解釈されるべきではない。「含む（ｃｏｍｐｒｉｓｉｎｇ）」という語は、特許請求の範囲に列挙された要素又はステップ以外の要素又はステップの存在を排除するものではない。要素に先行する「１つの（ａ）」又は「１つの（ａｎ）」という語は、複数の斯様な要素の存在を排除するものではない。本発明は、幾つかの別個の要素を含むハードウェアによって実装されることができる。幾つかの手段を列挙する装置の請求項において、これらの手段のうちの幾つかは、全く同一のハードウェア品目によって具現化されることができる。特定の処置が互いに異なる従属請求項に記載されているという単なる事実は、これらの処置の組み合わせが利益を得るように使用され得ないということを示すものではない。

Claims (15)

1. ＣＭＵＴ（容量性マイクロマシン超音波トランスデューサ）セルのアレイを含む探触子であって、前記ＣＭＵＴセルの各々は第１の電極を担持する基板を備え、前記基板は第２の電極を含む可撓性を有する膜から間隙により空間的に分離されている、探触子と、
   前記探触子と結合された電圧源であって、前記電圧源は、前記ＣＭＵＴセルが沈下状態で作動され、送信モードの間に少なくとも１つのチャープパルスを送信するように、前記ＣＭＵＴセルの少なくとも一部のそれぞれの前記第１の電極及び前記第２の電極に、前記探触子の前記送信モードにおいて単調に変動する周波数変調を含む単調に変動する電圧を供給する、電圧源とを備える、超音波システム。
2. バイアス電圧源は、
   前記送信モードの間に前記電圧の静的成分を生成する第１の段であって、前記静的成分は前記ＣＭＵＴセルを前記沈下状態にするのに十分である、第１の段と、
   前記電圧の単調変動成分を生成する第２の段であって、前記単調変動成分は単調に変動する前記周波数変調を含む第２の段とを含み、前記電圧源は前記静的成分と前記単調変動成分とを組み合わせて、単調に変動する前記周波数変調を含む単調に変動する前記電圧を形成する、請求項１に記載の超音波システム。
3. 単調に変動する前記電圧及び単調に変動する前記周波数変調は、単調に増加する、請求項１又は２に記載の超音波システム。
4. 単調に変動する前記周波数変調は、印加された単調に変動するバイアス電圧によって誘起される前記ＣＭＵＴセルのそれぞれの膜の共振周波数での単調変動に一致する、請求項１乃至３の何れか一項に記載の超音波システム。
5. 前記周波数変調は、線形に増加する周波数変調である、請求項１乃至４の何れか一項に記載の超音波システム。
6. チャープを圧縮するために、前記ＣＭＵＴセルのアレイの正面に分散性材料の板を更に備える、請求項１乃至５の何れか一項に記載の超音波システム。
7. 前記板は、前記アレイの正面に着脱可能に取り付けられる、請求項６に記載の超音波システム。
8. 前記板は、前記圧縮のために最適な厚さの半分の厚さを有する、請求項６又は７に記載の超音波システム。
9. 少なくとも１つの前記チャープパルスが、０．１〜１．０マイクロ秒の範囲の持続時間を有する、請求項１乃至８の何れか一項に記載の超音波システム。
10. 前記電圧源は更に、前記ＣＭＵＴセルの少なくとも一部のそれぞれの前記第１の電極及び前記第２の電極に、前記探触子の受信モードの間に当該ＣＭＵＴセルを沈下状態にする更なる電圧を供給する、請求項１乃至９の何れか一項に記載の超音波システム。
11. ユーザインターフェースを更に含み、前記電圧源は、前記受信モードの間に前記ユーザインターフェースを使用してユーザにより規定された前記更なる電圧を供給する、請求項１０に記載の超音波診断システム。
12. 超音波診断撮像システム又は超音波治療システムである、請求項１乃至１１の何れか一項に記載の超音波システム。
13. 超音波パルスを送信する方法であって、前記方法は、
    ＣＭＵＴ（容量性マイクロマシン超音波トランスデューサ）セルのアレイを設けるステップであって、前記ＣＭＵＴセルの各々は第１の電極を担持する基板を備え、前記基板は第２の電極を含む可撓性を有する膜から間隙により空間的に分離される、ステップと、
    送信モードにおいて、前記ＣＭＵＴセルが沈下状態で作動され、少なくとも１つのチャープパルスを送信するように、当該ＣＭＵＴセルの少なくとも一部のそれぞれの前記第１の電極及び前記第２の電極に、単調に変動する周波数変調を含む単調に変動する電圧を提供するステップであって、好ましくは、前記ＣＭＵＴセルは、深い沈下モードで作動される、ステップとを含む、方法。
14. 少なくとも１つの前記チャープパルスを圧縮するために分散性材料を介して少なくとも１つの当該チャープパルスを送信するステップを更に含む、請求項１３に記載の方法。
15. 受信モードにおいて、前記ＣＭＵＴセルの少なくとも一部のそれぞれの前記第１の電極及び前記第２の電極に、当該ＣＭＵＴセルを前記沈下状態にする更なる電圧を供給するステップを更に含む、請求項１３又は１４に記載の方法。

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