JP4074169B2 - 超音波送受信ユニット - Google Patents
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Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、術部の前方に存在する患部を超音波観察する超音波送受信ユニットに関する。
【０００２】
【従来の技術】
従来、癌等の悪性腫瘍の組織診断では、組織細胞を採取し、顕微鏡下で、その細胞の状態を鑑別し悪性腫瘍除去の方針を判断して来た。
【０００３】
例えば早期胃癌の深達度診断は、癌組織の除去を経内視鏡粘膜切除術：ＥＭＲの適否判断をする上で重要であり、内視鏡鉗子孔から細胞採取用の鉗子を挿通させ、疑いのありそうな部分を採取し、それを顕微鏡下で細胞レベルの観察をする。そして、その観察結果から早期胃癌の深達の程度を見極め、癌組織の除去をＥＭＲで行うかを判断するのである。
【０００４】
この様に診断、治療は連続的でなく、内視鏡診断後、顕微鏡下での細胞レベルの観察結果を待って癌組織の除去方針を決めることになる。
【０００５】
これに対し、顕微鏡下観察に相当する診断を内視鏡観察と同時に行えれば、診断、治療を一つの流れの中で実施することが可能となり、患者に対する苦痛が軽減され、短時間で癌組織の除去までが完了することになる。顕微鏡下観察に相当する診断方法としては、数１００ＭＨzの周波数の超音波の送受信を用い超音波センサを用い、この超音波センサの近傍に超音波造影剤と放出して組織鑑別を行なう方法がある（例えば、特許文献１参照）。
【０００６】
図２３はこのような診断方法に用いられる組織鑑別用超音波プローブの全体の構成例を示す説明図である。
【０００７】
図２３に示すように、組織鑑別用超音波プローブ８０１は、内視鏡手術等に於いて、手術中の組織鑑別を行なう超音波造影剤を超音波センサとしての超音波変換器８２０の近傍に放出し、術野に露出した臓器８０２に表在する癌８０３の鑑別を行うのものである。
【０００８】
プローブ８１０は、針状体または棒状体となっている。具体的にプローブ８１０は、超音波変換器８２０を搭載した直径１ｍｍ程度の内針８３０とこれを保持するシース８４０からなる。
【０００９】
超音波変換器８２０は、サファイア８２１を基板とし，圧電振動子として金（Ａｕ）の電極に挟まれた酸化亜鉛（ＺｎＯ）８２２を成膜し，その反対面に凹面の音響レンズ８２３を加工したものである。送受波する超音波の中心周波数は１２０ＭＨｚ，音響レンズの焦点距離は５００μｍ，レンズのＦ値は１とする。この内針８３０は駆動部８５０により軸周囲の回転方向，及び軸方向に機械的に走査され，これに伴って走査音響レンズ面から５００μｍ離れた円筒形の焦点面の撮像を行う。
【００１０】
内針８３０の超音波変換器８２０の搭載部分はシース８４０から露出している。この超音波変換器８２０の近傍には造影剤を放出する孔８７０とフラッシング用の生理食塩水を放出する孔８８０が開口している。
【００１１】
孔８７０は内針８３０及び駆動部８５０の内部に配設された造影剤導出管８７１を介して造影剤槽８７２からの造影剤が導かれるようになっている。
【００１２】
孔８８０は内針８３０及び駆動部８５０の内部に配設された生理食塩水導出管８８１を介して生理食塩水槽８８２からの生理食塩水が導かれるようになっている。
【００１３】
超音波変換器８２０は、内針８３０及び駆動部８５０を介して送受波器８６１，８６２に接続されている。送波器８６１は制御装置８６５の制御に基づいて超音波変換器８２０に超音波を発信させるための電気信号を供給する。
【００１４】
受波器８６２は、超音波変換器８２０が超音波を受信して変換した電気信号の超音波受信信号に対して、増幅等の信号処理を行って信号処理装置８６３に供給する。
【００１５】
制御装置８６５は、受波器８６２、信号処理装置８６３及び駆動部８５０の制御を行う。
【００１６】
信号処理装置８６３は、制御装置８６５の制御に基づいて受波器８６２からの超音波受信信号に対して信号処理してＣモード像を得て表示装置８６４に表示する。
【００１７】
更に、他の顕微鏡下観察に相当する診断方法としては、被検体に刺入し、超音波センサを針の長手方向に並進運動させ、超音波Ｂモード診断像を得たり、軸の周りに回転運動させることによって円筒面のＣモード像を得たり、超音波ビームの深部方向のＡモード信号からドップラー血流速度を計測するものがある（例えば、特許文献２参照）。
【００１８】
図２４はこのような診断方法に用いられる超音波診断装置の針状センサの断面図である。図２４は超音波Ｂモード診断像を得るための構成を示している。
【００１９】
図２４に示すように、符号９０１は圧電素子であり、この圧電素子９０１の背面側には、背面吸音材９０２が設けられている。保持部材９０３は、細い軸状に形成されており、先端側の側面に形成された凹部９０４に圧電素子９０１及び背面吸音材９０２を設けている。保持部材９０３は、被覆ケース９０５に収納されている。
【００２０】
被覆ケース９０５は、極めて細径に形成されるとともに、その先端部が鋭利に形成れていおり、被検体の組織内に容易に刺入されるようになっている。
【００２１】
また、被覆ケース９０５には、圧電素子９０１から発せられる高周波超音波を減衰させることなく周囲の被検体の組織内に送出させるためのスリット９０６が設けられている。
【００２２】
機構部９１０は、保持部材９０３を並進移動させることで、圧電素子９０１を並進移動させるものである。
【００２３】
図２５は機構部９１０を詳細に示す断面図である。
【００２４】
図２５に示すように、機構部９１０は、筐体９１１の内部にスプリング９１２、回転並進変換器９１３、モータ９１４、ベアリング９１５を収納している。前記スプリング９１２は、前記保持部材９０３をベアリング９１５を介して回転並進変換器９１３に押圧する機能を有するものである。
【００２５】
回転並進変換器９１３は円柱を斜めに切断した斜平面を有し、モータ９１４の回転に同期して、前記保持部材９０３を矢印Ｂの方向に往復動させる機能を有するものである。
【００２６】
超音波診断装置は、針状センサ機構部９１０により圧電素子９０１を並進移動させ、超音波Ｂモード診断像を得る。
【００２７】
【特許文献１】
特開平１１−１６９３７５号公報（第３−５頁、図１）
【００２８】
【特許文献２】
特公平５−９０９７号公報（第２頁、図２）
【００２９】
【発明が解決しようとする課題】
図２３乃至図２５に示した従来の診断方法では、細胞を診断するための超音波センサは穿刺針の管壁側面に一体的に配置している。また、超音波ビームの走査は、超音波センサの保持部材でもある穿刺針そのものをその長手方向に並進運動させたり、長軸の周りに回転させるようになっている。これによって、周波数に応じた高分解能の超音波像を描出したり、Ａモード信号からドップラー血流速度を検出することは可能になる。しかしながら、超音波センサが穿刺針の管壁側面に配置しているということは、その先に穿刺針の先端部（最初に穿刺する部分）が配置することになる。このため、細胞診において血管を傷つけることなく穿刺針先端を目的の部位まで到達させ、組織を採取するために、穿刺針を穿刺している間、常時その位置をモニタで確認できる様に、体外から超音波送受信を行う超音波診断装置で観測することが多くなり、システム全体を大規模なものにすることになる。
【００３０】
また、組織鑑別の目的は、細胞核の大型化や染色性、細胞の多形性、配列性、正常組織との異形性、輪郭の明瞭性を識別することである。これに対し、図２３乃至図２５に示した従来の診断方法では、細胞組織に直接接している穿刺針を長手方向に並進運動させたり、長軸の周りに回転させているので、細胞に対し変形や断裂をもたらせ、細胞の配列状態等、本来の状態を擾乱させることになってしまう。
【００３１】
本発明はこれらの事情に鑑みてなされたもので、穿刺可能な針状体を細胞に対して相対的に変位させない状態で、超音波ビームを効率よく走査して前記針状体の先端部の穿刺状況を把握しながら細胞組織を診断することのできる超音波送受信ユニットを提供することを目的とする。
【００３２】
【課題を解決するための手段】
前記目的を達成するため本発明の一態様による超音波送受信ユニットは、音響的な開口部を有し、生体組織に穿刺可能な針状体と、前記針状体の内部に設けられ、超音波ビームを前記開口部から外部に走査して反射波を受信する超音波送受波器と、前記針状体の内部に設けられ、自身が屈曲変位することにより前記超音波送受波器を振動させることが可能な屈曲用圧電振動子を有する超音波走査手段と、を備えている。
【００３４】
【発明の実施の形態】
以下、本発明の実施の形態を図面を参照して説明する。
（第１の実施の形態）
図１乃至図１１は本発明の第１の実施の形態に係り、図１は本発明による超音波診断装置を用いた内視鏡スコープ先端部を示す斜視図、図２は穿刺針を第１の方向から見た内部構造を示す断面図、図３は穿刺針の図２の第１の方向と直交する第２の方向から見た内部構造を示す断面図、図４は超音波送受波器の構造を示す断面図、図５は超音波ビームを走査するアクチュエータ系の駆動信号を含めた超音波診断装置の回路システムを示すブロック図、図６は屈曲用圧電振動子への駆動信号を示すグラフ、図７は第１の種類の圧電材料を用いた場合の超音波送受波器の送受波感度の周波数特性を示すグラフ、図８は第２の種類の圧電材料を用いた場合の超音波送受波器の送受波感度の周波数特性を示すグラフ、図９は５次の圧電オーバートーン応答に対する超音波振動子のインピーダンス及び位相特性を示すグラフ、図１０は圧電振動子のバッキング層として用いるポーラスシリコンの音響特性を示す第１のグラフ、図１１は圧電振動子のバッキング層として用いるポーラスシリコンの音響特性を示す第２のグラフである。
【００３５】
（構成）
まず、図１を用いて、本実施の形態の超音波診断装置が用いられる内視鏡スコープの先端部について説明する。
【００３６】
図１において、内視鏡スコープ１０１の先端部１０２には、鉗子孔１０３、観察窓１０４や照明窓１０５などを配設している。
【００３７】
鉗子孔１０３からはシース１０６が突出している。シース１０６は、先端にステンレス製の穿刺針１を固定保持している。
【００３８】
穿刺針１の先端部１０は生体組織への穿刺を容易にする為、鋭利なテーパを有する音響的な開口部２０を有している。
【００３９】
次に、図２及び図３を参照して穿刺針１の内部を詳細に説明する。
図２は該音響的な開口部２０が正面に（紙面に垂直）向くように配置させた状態を示している。
【００４０】
図２において、穿刺針１の管状部材２はシース先端部に接続固定する固定接続台３に固定保持されている。
【００４１】
穿刺針１の内部は、超音波送受波器１１、弾性棒１２、屈曲用圧電振動子１３、変位検出用圧電素子１４、配線１５及び接地配線１６，１７が設けられている。
【００４２】
超音波送受波器１１は、管状部材２の内部で管状部材２の長軸に沿う様に配置し、開口部２０の外側に向けて超音波ビームａ１を送波し、その反射波を受波することでＡモード信号の受信信号を得る。
【００４３】
弾性棒１２は、例えばジルコニアセラミクスから成り、超音波送受波器１１をその先端で固定保持し、それを穿刺針１の管状部材２の径方向に揺動変位させる。
【００４４】
屈曲用圧電振動子１３は、例えばジルコンチタン酸鉛（ＰＺＴ）から成り、弾性棒１２に接合して、超音波Ｂモード診断像を得るための屈曲変位を発生させる。
【００４５】
変位検出用圧電振動子１４は、弾性棒１２に接合して、前記屈曲変位の状態を検出する。
【００４６】
配線１５及び接地配線１６，１７は、超音波送受波器１１に超音波励起用信号を駆動信号として供給して超音波送受波器１１を駆動し、超音波送受波器１１の受信信号を伝送するためものである。
【００４７】
接地配線１６，１７は、屈曲用圧電振動子１３と変位検出用圧電振動子１４の接地電極を兼ね、弾性棒１２の表面に形成された接地配線１６，１７の端部は、細導線１８，１９を介して導電性の固定接続台３に接続される。
【００４８】
固定接続台３には貫通孔３１，３２，３３が形成されている。貫通孔３１，３２，３３は絶縁部材３４，３５，３６を介して電気端子ピン４１，４２，４３を保持している。
【００４９】
配線１５、屈曲用圧電振動子１３の駆動電極（図示していない）、及び変位検出用圧電振動子１４の駆動電極（図示していない）は、それぞれ細導線４４，４５，４６を経て、それぞれ電気端子ピン４１，４２，４３に接続される。
【００５０】
また、図３において、穿刺針１の管状部材２の先端部１０は、斜めにカットすることで、鋭利なテーパを形成している。管状部材２の先端部１０の開口部２０には、樹脂製遮蔽膜２１を取り付けている。
【００５１】
樹脂製遮蔽膜２１は、超音波を透過させる樹脂製の膜、例えばＰＥＩ（ポリエーテルイミド）の膜で形成しており、組織が穿刺針１の内部に入りこまないようにしている。
【００５２】
また、この樹脂製遮蔽膜２１の超音波送受波器１１の直近部には微細孔２２が形成されている。微細孔２２は、使用前の状態では水溶性樹脂２３が充填されている。
【００５３】
穿刺針１は、管状部材２、固定接続台３及び樹脂製遮蔽膜２１によって囲まれる空間が空洞部２５になっている。
【００５４】
更に樹脂製遮蔽膜２１の空洞部２５側の超音波送受波器１１の直近部は、部分的に親水性処理２４が施され、樹脂製遮蔽膜２１の微細孔２２を経て侵入した水滴が優先的に樹脂製遮蔽膜２１と超音波送受波器１１の間の空隙を埋める様に局在する。
【００５５】
空洞部２５は、水滴が樹脂製遮蔽膜２１の微細孔２２を経て侵入し易い様に陰圧状態にしてある。
【００５６】
次に、図４を用いて超音波送受波器１１について詳細に説明する。
図４に示すように、超音波送受波器１１は、シリコン単結晶５１、圧電振動子５３及び音響レンズ５４を含んで構成されている。
【００５７】
弾性棒１２の先端に接合されたシリコン単結晶５１はその表面近傍５０μｍ程度の深さまで、陽極化成等の手段で後述する音響特性を有したポーラスシリコン層５２が形成されている。ポーラスシリコン層５２の表面には薄膜電極５５が形成されている。薄膜電極５５上には、圧電振動子５３が形成されている。圧電振動子５３は両主面が電極形成されている。圧電振動子５３の先端側の主面には音響レンズ５４が形成されている。
【００５８】
薄膜電極５５は、図２に示した接地配線１６，１７に接続されている。
圧電振動子５３の先端側の主面の電極には図２に示した配線１５が接続されている。
【００５９】
圧電振動子５３には、細胞レベルの寸法に対応出来る送受信超音波周波数、例えば３００ＭＨz近傍に高次の圧電オーバートーン、例えば基本波の５倍が合致するような厚さに研磨された単結晶圧電体、たとえば４４°カットニオブ酸カリウム（ＫＮと略）または３６°カットニオブ酸リチウム（ＬＮと略）を用いている。その厚みは前者の場合４８μｍ、後者の場合５５μｍ程度となっている。
【００６０】
次に、図５を参照して本実施の形態に関わる信号制御システムを詳細に説明する。
【００６１】
図５に示すように、パルス送受信系は、超音波送受波器１１と、超音波発生の為の駆動信号ｂ１を供給するパルサ６１と、及び超音波エコー信号ｃ１を受信する為のレシーバ６２とからなっている。
【００６２】
パルサ６１には図示していないバースト波発生器やダンピング設定やインピーダンス整合の為の図示していない直流抵抗が出力端子に並列に接続されている。
【００６３】
駆動信号ｂ１は周波数が３００MHz、２〜５波のバースト波である。駆動信号ｂ１は、狭帯域信号とし、その周波数がオーバートーン周波数に合致する様にする。
【００６４】
レシーバ６２には図示していないプリアンプ、アテネータ、アナログ／デジタル変換器（ＡＤ変換器）、フィルター等が含まれている。レシーバ６２は受信したアナログ超音波エコー信号ｃ１を増幅、レベル調整、雑音除去等の信号処理を行いデジタル超音波エコー信号ｄ１に変換して出力する。
【００６５】
信号処理回路６３は、図示しないＳＴＣ(Sensitivity Time Control)回路、輝度調整回路等を含み、デジタル超音波エコー信号ｄ１に対して感度の時間的調整や輝度調整を行ってデジタル超音波エコー信号ｅ１としてスキャンコンバータ６４に供給する。
【００６６】
スキャンコンバータ６４は、信号処理回路６３の出力信号であるデジタル超音波エコー信号ｅ１と変位検出用圧電素子１４の出力信号Ｖsensとから超音波信号、例えばパルスピーク強度と位置信号の対応をとった画像信号ｆ１へ変換し、この画像信号を画像処理回路６５に供給する。画像処理回路６５は画像信号ｆ１に対して超音波Ｂモード診断像の画像処理を行い、最終的に超音波Ｂモード診断像をモニタ６６に表示する。
【００６７】
図示しない超音波送受波器変位駆動回路からは、超音波送受波器１１を径方向へ変位駆動させる為の駆動信号ｇ１を屈曲用圧電振動子１３への入力する。駆動信号ｇ１は低周波で最大振幅を有する印加電圧Ｖdispとなっている。この駆動信号ｇ１による弾性棒１２の屈曲振動は変位検出用圧電振動子１４から検出信号ｈ１（出力信号Ｖsens）が出力される構成となっている。
【００６８】
このような構成により、穿刺針１、パルサ６１、レシーバ６２、信号処理回路６３、スキャンコンバータ６４及び画像処理回路６５は、管状部材２により形成された穿刺針１を生体組織に刺針し、該穿刺針１から超音波を送受波して、前記生体組織の細胞を診断する超音波診断装置となっている。
【００６９】
超音波送受波器１１は、前記管状部材２の先端の開口部２０近傍に配置され、前記超音波を超音波ビームａ１として送波し、この超音波ビームａ１が生体組織に当たって反射した超音波のエコー信号を受波する。
【００７０】
弾性棒１２及び屈曲用圧電振動子１３は、前記管状部材２の内部に設けられ、前記超音波送受波器１１の位置を変化させることで該超音波送受波器１１からの超音波による超音波ビームａ１を前記管状部材２の径方向に走査する超音波走査手段となっている。
【００７１】
変位検出用圧電素子１４は、前記管状部材２の内部に設けられ、前記超音波送受波器１１の位置を検出し、この検出結果の位置信号を出力する位置検出手段となっている。
【００７２】
パルサ６１、レシーバ６２、信号処理回路６３、スキャンコンバータ６４及び画像処理回路６５は、前記位置検出手段の位置信号と前記超音波送受波器１１の受信信号とから、超音波Ｂモード診断像を構築する診断像構築手段となっている。
【００７３】
弾性棒１２及び屈曲用圧電振動子１３は、屈曲用圧電振動子１３に加えられる交流電圧信号の周波数と電圧に応じて、特定の振幅と変位速度で振動する。この振動振幅が超音波ビームａ１の走査範囲となる。
【００７４】
固定接続台３は、前記穿刺針１の前記管状部材２の根元に設けられ、内視鏡スコープ１０１の鉗子孔１０３を挿通したシースの先端に着脱可能に接続する接続手段となっている。
【００７５】
電気端子ピン４１は、前記穿刺針１の前記管状部材２の根元に設けられ、前記超音波送受信部に電気信号を送受信するための第１の電気端子となっている。
【００７６】
電気端子ピン４２は、前記穿刺針１の前記管状部材２の根元に設けられ、前記超音波走査手段に走査のための駆動信号を供給するための第２の電気端子となっている。
【００７７】
電気端子ピン４３は、前記穿刺針１の前記管状部材２の根元に設けられ、前記位置検出手段の位置信号を出力するための第３の電気端子となっている。
【００７８】
また弾性棒屈曲変位検出素子としての変位検出用圧電素子１４は、前記弾性棒１２との貼り合せ構造からなる圧電ユニモルフである。更にこの弾性棒１２は絶縁体であり、その表面に超音波送受波器１１の超音波振動子を駆動制御する為の配線１５が形成されている。
【００７９】
（作用）
まず、作業者は、予め図３に示す穿刺針１の先端の開口部２０を水に浸し、樹脂製遮蔽膜２１の一部に施した微細孔２２に充填した水溶性樹脂２３を溶解させ、管内部の陰圧で水滴を穿刺針１の管内の空洞部２５に導入する。樹脂製遮蔽膜２１の管内側送受波器１１の近傍には親水性処理２４が施されているので、水滴は優先的に樹脂製遮蔽膜２１と超音波送受波器１１の間の空隙に毛管現象で導かれ、しばらくその位置に滞在する。即ち、超音波送受波器１１からの超音波ａ１は対象物に効率良く入反射し、超音波送受信が実現される。
【００８０】
このような穿刺針１を図１に示す内視鏡スコープ１０１の先端部１０２の鉗子孔１０３から突出させ、生体組織表面を光学的に観測しながら穿刺部位を決定し、穿刺針１の先端部１０を刺入する。
【００８１】
これにより、穿刺針１の先端部１０は生体組織を断裂させながら、深部へと侵入して行くが、穿刺針１の開口部２０には超音波を透過する樹脂製遮蔽膜２１が配設されているので、穿刺針１の内部に生体組織が入り込むことは無い。
【００８２】
刺入量が少なく、生体組織表面の弾性限界にある間は、樹脂製遮蔽膜２１の表面にはもとの生体組織表面が延伸した状態で接触する。
【００８３】
そして、ある値以上の刺入量になると、生体組織表面は断裂し、該樹脂製遮蔽膜２１の表面には生体組織断層部が接触することになる。いずれの接触状態にあっても、樹脂製遮蔽膜２１によって生体組織が超音波送受波器表面に直接接触することはないので、超音波ビームａ１の走査状態に危害を及ぼすものではない。
【００８４】
この様に生体組織の表面または断裂した断層部が接触した状態で、図６に示すバースト波の駆動信号ｂ１を電気端子ピン４１、弾性棒１２上に形成された配線１５を経て、超音波送受波器１１に印加すると、バースト波の駆動信号ｂ１の周波数に相当する周波数、駆動信号ｂ１の電圧値に相当する音圧の超音波信号の超音波ビームａ１が送信される。
【００８５】
尚、樹脂製遮蔽膜２１より穿刺針１の内部側の空洞部２５には図示しない音響結合液、例えば水が充填されていて、超音波送受波器１１は、その音響結合液、樹脂製遮蔽膜２１を介して生体組織に超音波を送受することになる。この様な超音波送受状態で屈曲用圧電振動子１３に図６に示す交流電圧の駆動信号ｇ１を印加すると図５に示す弾性棒１２と屈曲用圧電振動子１３によって構成される圧電屈曲子５は最大屈曲変位５ａ、５ｂを起こし、その先端に配置した超音波送受波器１１は軌跡７１に沿って変位する。超音波送受波器１１の最大変位量Δｘmaxは弾性棒１２と屈曲用圧電振動子１３のそれぞれの厚さｔ１、ｔ２、印加電圧Ｖdisp、非線形補正係数α、横方向の圧電定数をｄ31として、
Δｘmax＝３・ｄ31・α・Ｖdisp・（Ｌ／ｔ２）2・（１＋ｔ１／ｔ２）…（１）
となる。
【００８６】
上式（１）において、例えば、ｄ31＝１５０×１０-12［m／V］、α＝２、Ｌ＝１０［mm］、ｔ１＝ｔ２＝０．１［mm］、ｔ＝ｔ１＋ｔ２、Ｖdisp＝５０Ｖppとすると、Δｘmax＝０．５mmとなる。
【００８７】
この時の共振周波数ｆresは、平均弾性率Ｙ、平均密度ρを用いて、
【数１】
で表され、Ｙ＝８×１０10［N／m2］、ρ＝７．８×１０3kg／ｍ3として、ｆres＝１kHzとなる。
【００８８】
従って、弾性棒屈曲変位駆動信号４３の周波数をｆres＝１kHzに一致させると、共振時の共振尖鋭度Ｑが積算される変位が得られるので、穿刺針の内径寸法にほぼ等しいΔｘmax＝０．５mmを得る為の駆動電圧はＶdisp／Ｑに低下出来る。
【００８９】
非共振で用いる時は、Ｖdisp＝５０Ｖppとなる。１００Ｈz即ち非共振駆動すると、０．５mmを１０msecで往復することになり、その時間内に超音波ａ１のパルスを１０kHz（０．１msec）で繰り返し送受する。従って、図６に示すように屈曲変位１サイクルの間に１００個のパルス（Ｐ２１，Ｐ２２，Ｐ２３…Ｐ２４，Ｐ２５，Ｐ２６）を送受出来ることになる。０．５mmを往復する間に１００個のパルスを送受するので横方向の走査ピッチは１０μｍとなり、走査分解能１０μｍが得られる。
【００９０】
横方向分解能は、図４に示した音響レンズ５４による焦点Ｚ０と開口長Ｄと生体の音速Ｃmedと超音波の中心周波数ｆcによって決まる。
【００９１】
横方向分解能δｌａｔは、
δｌａｔ−（Ｃmed ／ｆc）・（Ｚ０／Ｄ） …（３）
で表される。
【００９２】
今、Ｚ０＝０．４mm、Ｄ＝０．２mm、Ｃmed ＝１５００［m／sec］，ｆc＝３００［MHz］とすると、δｌａｔ＝１０μｍの横方向分解能が実現出来る。
【００９３】
またこの時の深達距離Ｚｐは、システムのダイナミックレンジＤＲ、超音波送受波器１１のトータルゲインＴＧ、及び音響レンズによる集束利得ＦＧの総和をその周波数ｆにおける生体組織の減衰αmed ［dB／ｍ／MHz］・ｆ［MHz］で除した値で表される。これにより、Ｚｐは深達距離０．７５mmが得られることになる。
【００９４】
この様に０．７５mmの深さまで超音波送受波器近傍の高分解能断層像が得られることになるが、更に深部の生体組織を高分解能で診断したい時は、穿刺針を更に穿刺してゆき、最終的に各深さでの診断像を合成し、目標の深さ迄の断層像を得る。
【００９５】
次に図７及び図８を用いて高次オーバートーン振動子を用いた超音波送受波器１１の動作原理および作用について記述する。
【００９６】
図７は圧電振動子５３の材料としてＰＺＴセラミクスを用いた場合のメーソンの等価回路を用いてパルス応答特性を計算した結果を示し、図８は圧電振動子５３の材料としてＫＮを用いた場合のメーソンの等価回路を用いてパルス応答特性を計算した結果を示している。
【００９７】
図７において、圧電振動子５３の材料としてＰＺＴセラミクスを用いた場合を示し、符号Ｓ１１はＰＺＴセラミクスの基本波応答スペクトル、符号Ｓ１３はＰＺＴセラミクスの３次のオーバートーンスペクトル、符号Ｓ１５はＰＺＴセラミクスの５次のオーバートーンスペクトル、符号Ｓ１７はＰＺＴセラミクスの７次のオーバートーンスペクトル、符号Ｓ１はＰＺＴセラミクスの奇数次のオーバートーン次数による暫減特性である。
【００９８】
図８において、圧電振動子５３の材料としてＫＮを用いた場合を示し、符号Ｓ２１はＫＮの基本波応答スペクトル、符号Ｓ２３はＫＮの３次のオーバートーンスペクトル、符号Ｓ２５はＫＮの５次のオーバートーンスペクトル、符号Ｓ２７はＫＮの７次のオーバートーンスペクトル、符号Ｓ２はＫＮの奇数次のオーバートーン次数による暫減特性である。
【００９９】
図７及び図８に示すように、パルス応答特性は、ＰＺＴセラミクスを用いた場合とＫＮを用いた場合の双方で、オーバートーン周波数ｆ0から三次、五次に倍数が上昇するに従い標準トータルゲインが低下する暫減特性Ｓ１，Ｓ２を示す。
【０１００】
一般に圧電振動子は、奇数次のオーバートーン特性を示し、振動レベルはオーバートーンの次数が大きくなるほど、単調に低下する暫減特性を示す。
【０１０１】
この暫減の程度は、圧電振動子の機械的品質係数Ｑｍと強い関係があり、図７に示すソフト系ＰＺＴのＰＺＴセラミクスを使った場合に比較し、図８に示すＫＮのように圧電単結晶や、大きい機械的品質係数Ｑｍを持つ圧電振動子ほど暫減の仕方が小さくなる。即ち、圧電単結晶や、大きい機械的品質係数Ｑｍを持つ圧電振動子を用いることにより、基本振動レベルに近いオーバートーンレベルを得ることが出来る。
【０１０２】
ニオブ酸カリウム、ニオブ酸リチウム、それらの固溶体、タンタルニオブ酸カリウム等の単結晶圧電材料はＱｍが大きく、且つ圧電定数は大きいので、オーバートーン応答利用に適している。
【０１０３】
一方、基本波細胞診断に必要な分解能を得るために必要な周波数は数１００ＭＨzと言われていて、この周波数を効率良く利用出来る圧電振動子の厚さは基本波の場合５〜１０μｍである。この厚さを研磨加工するのは極めて難しい。
【０１０４】
このため、圧電振動子５３の厚さは、５〜１０μｍのオーバートーンの次数倍の厚さにしている。
【０１０５】
そして、このオーバートーン振動周波数に一致した中心周波数を有した図６に示すバースト波を駆動信号ｂ１とすることにより、その周波数の超音波信号が送信される事になる。さらにエコー信号も送信信号にほぼ近い波形で受信され、その周波数のオーバートーン応答が可能になる。この様にオーバートーン信号を用いる方法は圧電素子厚を基本波に相当する厚さに加工すればよく、例えば５次オーバートーンで有れば通常の基本波の時の５倍の厚さで良いことになる。尚受信時に圧電効果で発生する電荷は静電容量で除した電圧に変換される。この場合、静電容量は１／５倍となるので出力は同じ周波数の基本波で送受信する場合の１／５倍になる。以上の様に高次オーバートーンを用いることにより圧電振動子の厚さは容易に加工出来る厚さとなり、また、高次オーバートーン周波数を基本波として受信する場合のオーバートーン次数倍の電圧出力が得られることになる。
【０１０６】
図９は３３μｍＫＮ振動子の５倍オーバートーン周波数近傍となる３００ＭＨz近傍の圧電オーバートーン応答のインピーダンスＩｍ及び位相Ｐｈの周波数特性を示している。
【０１０７】
図９に示すように、３３μｍＫＮ振動子の圧電オーバートーン応答は、周波数が３３０ＭＨz付近で位相が０°となり、周波数が３２０ＭＨz付近ででインピーダンスが最小値、周波数が３４０ＭＨz付近でインピーダンスが最大値となっている。
【０１０８】
次に、本実施の形態でバッキング材として図４に示すポーラスシリコン層５２を用いた作用について図１０及び図１１を用いて説明する。
【０１０９】
ポーラスシリコン層５２は１００面シリコン単結晶の片面に白金電極を形成し、これを陽極とし、該シリコン単結晶の他の面にフッ酸を接触させ、フッ酸液中に設けた白金陰極電極の間に電流を流すことにより、フッ酸が接触した側のシリコン単結晶表面に形成される。
【０１１０】
図１０は前記したポーラスシリコン層５２の音速、ポーラス度（多孔度）、ポーラスシリコン層深さ（ＰＳ深さ）とポーラスシリコン層５２の化成時間との関係を示すグラフであり、右側の縦軸に音速を取り、左側の縦軸に多孔度とＰＳ深さを取り、横軸に化成時間を取っている。
【０１１１】
図１０に示すように、ポーラスシリコン層５２の多孔度とＰＳ深さは化成時間が０から２０分弱まで化成時間に略比例して増大するが、化成時間が２０分弱から６０分まででは、ＰＳ深さは変化しないのに対して、多孔度は化成時間に略比例して増大する。
【０１１２】
このため、音速は化成時間１０分以上で２０００ｍ／ｓと極めて小さくなっている。そして化成時間１０分以上で音速の変化は少なく安定した値を示す。
【０１１３】
図１１は前記したポーラスシリコン層５２の音響インピーダンスとポーラスシリコン層５２の化成時間との関係を示すグラフであり、左側の縦軸に音響インピーダンスを取り、横軸に化成時間を取っている。
【０１１４】
図１１に示すように、音響インピーダンスも化成時間１０分以上で２．５Ｍｒａｙｌと極めて小さな値を示している。
【０１１５】
このポーラスシリコン層の音速、音響インピーダンスは、超音波の測定により図１０及び図１１に示す様に、樹脂材料並みの小ささになっていることがわかる。一般にバッキング層の音響インピーダンスは圧電振動子の音響インピーダンスと差がある程本来の周波数の振動を高効率で発生出来ることになる。本実施の形態で、ポーラスシリコン層５２を用いる目的は、圧電振動子５３の音響インピーダンスに比べ１桁小さな音響インピーダンスをもつバッキング材を利用し、ポーラスシリコン層５２の振動を高周波で維持させることである。
【０１１６】
（効果）
以上の様な第１の実施の形態によれば、超音波ビームの走査を穿刺針１の径方向に行うことができ、且つ、穿刺針１の開口部２０で超音波を送受するので、生体組織への穿刺状態を確実に検出でき、血管等を避けて穿刺できる。また超音波ビームの走査は穿刺針１の管状部材２の管内で行うので、超音波ビームの走査が細胞組織の配列を乱すことがなくなり、信頼性の高い細胞の鑑別診断が可能となる。さらに、数１００ＭＨzという高い周波数の超音波を高い効率で送受信出来、その超音波ビームを走査する為の屈曲変位手段共々穿刺針１内に設けることによって、生体組織に刺針した状態で、穿刺針１の先端開口部に接した生体組織の超音波像を描出できる様になる。
【０１１７】
これにより、穿刺針１を細胞組織に対して相対的に変位させない状態で、超音波ビームを効率良く走査して前記穿刺針１の先端部の穿刺状況を把握しながら細胞組織を鑑別診断でき、穿刺針１を用いた医療行為の効率化が図れる。
【０１１８】
また、第１の実施の形態では、穿刺針１は、その根元で内視鏡スコープ１０１の鉗子孔１０３を挿通したシース１０６の先端に着脱可能に接続する接続手段を有しているので、使い捨てが可能となる。
【０１１９】
また、本実施の形態では、遮蔽手段の樹脂製遮蔽膜２１により、細胞片が穿刺針１の開口部２０内に入り込むことを防ぐ事ができ、組織細胞の変形を最小限に抑えることが出来る。また樹脂製遮蔽膜２１により、超音波ビーム走査に対する妨害を起こらないようにすることが可能となり、樹脂製遮蔽膜２１の微細孔２２を経て水溶液を穿刺針管内に微量導入することが可能になり、しかも樹脂製遮蔽膜２１がその内側の面に親水性処理２４されているので、超音波送受波器と生体組織の間が空隙状態になることを防止でき、良好な超音波画像が得られる。
【０１２０】
尚、第１の実施の形態では、超音波送受波器１１が反射波を受波することでＡモード信号を得、屈曲用圧電振動子１３が超音波Ｂモード診断像を得るための屈曲変位を発生させ、画像処理回路６５が超音波送受波器１１のＡモード信号に対して超音波Ｂモード診断像の画像処理を行うことで超音波Ｂモード診断像を得るように構成したが、屈曲用圧電振動子１３に加えて屈曲変位に直交する屈曲変位を発生される第２の屈曲用圧電振動子を弾性棒１２に設け、超音波Ｃモード診断像を得るための超音波ビームの走査を行い、画像処理回路６５が超音波送受波器１１のＡモード信号に対して時間ゲートを行い超音波Ｂモード診断像の画像処理を行うことで超音波Ｃモード診断像を得るように構成してもよい。又Ｂモード像とＣモード像を合成する画像処理を行うことにより３次元超音波画像を構築することが可能になる。
【０１２１】
また、第１の実施の形態では、弾性棒１２は短く形成すると、穿刺針１は超音波送受波器１１の超音波ビームａ１の扇状に走査し、弾性棒１２は長く形成すると、穿刺針１は超音波送受波器１１の超音波ビームａ１の直線状に走査することになる。
【０１２２】
図１２は図１乃至図１１に示した第１の実施の形態の第１の変形例を示す穿刺針の先端側の断面図である。
【０１２３】
図１２の第１の変形例の説明においては、図１乃至図１１に示した第１の実施の形態と同様の構成要素には同じ符号を付して説明を省略している。
【０１２４】
図１２に示すように、穿刺針２０１の管状部材２０２の先端部２１０は、図１乃至図６に示した第１の実施の形態の先端部１０に比べて、穿刺針先端の鋭利さ、即ちテーパ角度を少なくしている。
【０１２５】
図１２に示す第１の変形例においても、第１の実施の形態と同様の効果が得られる。
【０１２６】
図１３は図１乃至図６に示した第１の実施の形態の第２の変形例を示す穿刺針の側面図である。
【０１２７】
図１３の第２の変形例の説明においては、図１乃至図６に示した第１の実施の形態と同様の構成要素には同じ符号を付して説明を省略している。
【０１２８】
図１乃至図６に示した第１の実施の形態では穿刺針１の断面構造を円管としたが、図１３に示すように、穿刺針２２１の断面構造を偏平管にしている。即ち、穿刺針２２１の管状部材２２２の断面は、略長辺形の偏平管形状になっている。
【０１２９】
図１３に示す第２の変形例においても、第１の実施の形態と同様の効果が得られる。
【０１３０】
図１４は図１乃至図６に示した第１の実施の形態の第３の変形例を示す穿刺針の先端側の断面図である。
【０１３１】
図１４の第３の変形例の説明においては、図１乃至図６に示した第１の実施の形態と同様の構成要素には同じ符号を付して説明を省略している。
【０１３２】
図１４に示すように、穿刺針２４１では、管状部材２の先端部１０の開口部２０に設ける遮蔽膜２５１の形状を、超音波送受波器１１に前面側に来る前面部２５２の面のみ超音波送受波器１１の超音波送受面に平行にしている。これにより、穿刺針２４１は、超音波送受波器１１からの超音波が前面部２５２で全反射しないようになっている。
【０１３３】
図１４に示す第３の変形例によれば、第１の実施の形態と同様の効果が得られるとともに、遮蔽膜２５１の前面部２５２と音波送受波器１１の開口面とが平行になるので、音波送受波器１１からの超音波が前面部２５２で全反射せず、その間に介在する水膜も平行平面となり、効率の良い超音波送受波が可能となる。
【０１３４】
図１５は図１乃至図６に示した第１の実施の形態の第４の変形例を示す穿刺針の先端側の断面図である。
【０１３５】
図１５の第４の変形例の説明においては、図１乃至図６に示した第１の実施の形態と同様の構成要素には同じ符号を付して説明を省略している。
【０１３６】
図１５に示すように、穿刺針２６１の管状部材２６２の先端部２７０は、テーパを無くし、管軸方向に対して直交するように形成している。
【０１３７】
図１５に示す第４の変形例においても、第１の実施の形態と同様の効果が得られる。
【０１３８】
（第２の実施の形態）
図１６及び図１７は本発明の第２の実施の形態に係り、図１６は穿刺針１を第１の方向から見た内部構造を示す断面図、図１７は穿刺針の図１６の第１の方向と直交する第２の方向から見た内部構造を示す断面図である。
【０１３９】
図１６及び図１７の第２の実施の形態においては、図１乃至図６に示した第１の実施の形態と同様の構成要素には同じ符号を付して説明を省略している。
【０１４０】
（構成）
図１６及び図１７に示すように、本実施の形態の穿刺針３０１で第１の実施の形態と異なる点は、超音波送受波器３１１の開口面３５１を、樹脂製遮蔽膜２１と平行に配置している点である。
【０１４１】
また、シース先端部に接続固定する固定接続台３０３の基端面には、ジョイント孔３５２，３５３を形成している。
【０１４２】
ジョイント孔３５２，３５３はシース先端部に形成された図示しないピンが挿入されるようになっている。これにより、穿刺針３０１はシース先端部により安定して取り付けることが可能になる。
【０１４３】
（作用）
作業者は、穿刺針３０１を予め、その先端部を水侵させ、樹脂製遮蔽膜２１の微細孔２２に充填処理した水溶性樹脂２３を溶解させ、該微細孔２２から管内空洞部２５の陰圧によって図巣していない水滴を導入し、樹脂製遮蔽膜２１の管状部材２管内側に形成した親水性処理２４した部分で樹脂製遮蔽膜２１と超音波送受波器３１１の開口面３５１の間の空隙が水膜で満たされ超音波ビームａ２は効率良く対象物に送受される。しかも超音波ビームａ２は樹脂製遮蔽膜２１に直交するので、遮断膜によって全反射されたり、屈折されることがない。更にこの構成では超音波送受波器１１の開口面積を比較的大きくとれるので送受超音波強度を増加させることが可能となり、その分深達度が改善される。
【０１４４】
（効果）
以上、説明したように、第２の実施の形態によれば、第１の実施の形態と同様の効果が得られるとともに、超音波送受波器１１の深達度が改善される。また、穿刺針３０１はシース先端部により安定して取り付けることが可能になる。
【０１４５】
（第２の実施の形態）
図１８乃至図２０は本発明の第３の実施の形態に係り、図１８は穿刺針の先端側を第１の方向から見た側面図、図１９は穿刺針の前記第１の方向と直交する第２の方向から見た側面図、図２０は超音波送受波器の側面図である。
【０１４６】
図１８及び図１９に示すように、第３の実施の形態では、穿刺針４０１の断面構造を偏平管にしている。穿刺針４０１の管状部材４０２の断面は、略長辺形の偏平管形状になっている。
【０１４７】
穿刺針４０１の先端部４１０は生体組織への穿刺を容易にする為、鋭利なテーパを有する音響的な開口部４２０を有している。
【０１４８】
穿刺針４０１の内部には屈曲可能な弾性棒４１２やその先端に超音波送受波器４１１が配設された構造を持ち、管状部材４０２の径方向Ｄ３に超音波ビームａ３を走査する。
【０１４９】
図２０を用いて超音波送受波器４１１の構造について説明する。
図２０に示すように、超音波送受波器４１１は、ジルコニアセラミクス製の弾性棒４１２の先端部に、第一の実施の形態に示したポーラスシリコンがその表面に形成されたバッキング層４５１が接続され、その表面、側面を含めて、例えば金／クロムからなり配線電極が接続された下部電極４６０を形成し、その上にディップ等の方法によりＰＺＴ前駆液を塗布し、乾燥、熱処理を繰り返し目標の厚さ５〜１０μｍに堆積し、圧電厚膜４６１を形成する。この後、上部電極４６２を形成し、接地配線４６３に接続する。最後に下部電極４６０と接地配線４６３の間に５０Ｖ程度の直流電圧を印加し、分極処理を行う。これによって両電極に挟まれた圧電厚膜部４６４が圧電振動子となる。上部電極４６２には音響レンズ４６５が形成されている
圧電厚膜部４６４は、厚膜なので、容易に共振周波数が数１００ＭＨzの圧電変換素子が得られる。
【０１５０】
バッキング層４５１は圧電厚膜部４６４による圧電振動子の１／８以下の音響インピーダンスを有している。
【０１５１】
このバッキング層４５１は材料はＳｉ単結晶表面に数１０μｍの厚さのポーラスシリコンを形成することによって得られる。この層の音響インピーダンスは２．５Ｍｒａｙｌ程度であり、前記した圧電厚膜部４６４の単結晶圧電体の１／８以下である。
【０１５２】
（作用）
このような第３の実施の形態では、バッキング層４５１として音響インピーダンスが圧電厚膜部４６４による圧電振動子の１／８以下のポーラスシリコン層が配置されているので、超音波振動は圧電厚膜部４６４の中に効率良く閉じ込められ、振動子としての中心周波数が低下することがなくなる。圧電厚膜部４６４の共振周波数はＰＺＴの場合５〜１０μｍの厚さがほぼ３００ＭＨzに相当する。この周波数領域であれば生体組織細胞の鑑別が可能となる。また基本波を用いて送受信するので、駆動信号は単発のパルスを使うことが出来るようになり、バースト波を用いることによる深さ方向分解能の低減を防ぐことが可能になる。
【０１５３】
（効果）
このような第３の実施の形態によれば、超音波送受波器４１１の超音波振動は圧電厚膜部４６４に効率良く閉じ込められ、また超音波送受波器４１１は基本波を用いて送受信するので、駆動信号は単発のパルスを使うことが出来き、第１の実施の形態に比べて深さ方向分解能を向上できる。
【０１５４】
ここで、図２０では接地配線４６３が圧電厚膜４６１を介在して下部電極４６０と対向しているので、介在させられた圧電厚膜４６１も分極され圧電振動子の機能を有し、膜の鉛直方向に超音波送受してしまうことになる。図２１及び図２２に示す第１乃至第２の変形例はこのような問題に対応したものである。
【０１５５】
図２１は図１８乃至図２０に示した第３の実施の形態の第１の変形例を示す超音波送受波器の側面図である。
【０１５６】
図２１の第１の変形例の説明においては、図２０に示した第１の実施の形態と同様の構成要素には同じ符号を付して説明を省略している。
【０１５７】
図２１に示すように、第１の変形例の超音波送受波器５１１では、接地配線４６３を短く形成し、上部電極４６２と接地配線４６３の間を金属の細線５１２で接続している。細線５１２は接地配線４６３よりも十分細く形成されている。
【０１５８】
このような第１の変形例によれば、下部電極４６０と細線５１２の間に介在する圧電厚膜４６１の面積は小さいので、介在させられた圧電厚膜４６１が圧電振動子の機能を発揮したとしても、膜の鉛直方向に超音波送受を十分小さくできる。
【０１５９】
図２２は図１８乃至図２０に示した第３の実施の形態の第２の変形例を示す超音波送受波器の側面図である。
【０１６０】
図２２の第１の変形例の説明においては、図２０に示した第１の実施の形態と同様の構成要素には同じ符号を付して説明を省略している。
【０１６１】
図２２に示すように、第２の変形例の超音波送受波器５１２では、接地配線４６３と圧電厚膜４６１の間に酸化けい素等の低誘電率絶縁膜６１２を介在させている。
【０１６２】
このような第１の変形例によれば、低誘電率絶縁膜６１２によって、接地配線４６３と下部電極４６０の間に介在しする圧電厚膜４６１の分極を弱めることができ、介在させられた圧電厚膜４６１の圧電振動子の機能を弱め、膜の鉛直方向に超音波送受を十分小さくできる。
【０１６３】
尚、図２０乃至図２２に示した第３の本実施の形態及びその第１及び第２の変形例において、圧電厚膜４６１の形成方法はここに開示した方法に限定されるものではなく、例えば、ゾルゲル法、水熱合成法、電気泳動法、ジェットプリンティングシステム（ＪＰＳ）法、曲面スクリーン印刷法などでも構わない。また圧電厚膜材料もＰＺＴに限定されるものではなく、例えば酸化亜鉛、窒化アルミニウムでも構わない。また音響レンズ４６５では先端形状を凸面にしているが、これも平面、凹面でも、超音波ビームの指向性が損なわれない限り、表面形状を限定するものではない。
【０１６４】
［付記］
以上詳述したような本発明の上記実施の形態によれば、以下の如き構成を得ることができる。
【０１６５】
（付記項１） 管状部材により形成された穿刺針を生体組織に刺針し、該穿刺針から超音波を送受波して、前記生体組織の細胞を診断する超音波診断装置において、
前記管状部材先端の開口部近傍に配置され、前記超音波を送波し、この送信超音波による生体組織からの反射超音波のエコー信号を受波する超音波送受波器と、
前記管状部材の内部に設けられ、前記超音波送受波器の位置を変位させることで該超音波送受波器からの超音波を前記管状部材の径方向に走査する超音波走査手段と、
前記管状部材の内部に設けられ、前記超音波送受波器の位置を検出し、この検出結果の位置信号を出力する位置検出手段と、
前記位置検出手段の位置信号と前記超音波送受波器の受信信号とから、超音波Ｂモード診断像または超音波Ｃモード診断像を構築する診断像構築手段と、
を具備したことを特徴とする超音波診断装置。
【０１６６】
（付記項２） 前記穿刺針の前記管状部材の根元に設けられ、内視鏡の鉗子孔を挿通したシースの先端に着脱可能に接続する接続手段と、
前記穿刺針の前記管状部材の根元に設けられ、前記超音波送受信部に電気信号を送受信するための第１の電気端子と、
前記穿刺針の前記管状部材の根元に設けられ、前記超音波走査手段に走査のための駆動信号を供給するための第２の電気端子、
前記穿刺針の前記管状部材の根元に設けられ、前記位置検出手段の位置信号を出力するための第３の電気端子と、
を具備したことを特徴とする付記項１に記載の超音波診断装置。
【０１６７】
（付記項３） 前記超音波送受波器は、前記穿刺針の軸方向に前記超音波ビームを送波させる配置としたことを特徴とする付記項１または２に記載の超音波診断装置。
【０１６８】
（付記項４） 前記穿刺針の管状部材の先端部に鋭利なテーパを有す開口部を形成し、この開口部に遮蔽手段を施したことを特徴とする付記項１乃至３のいずれか一つに記載の超音波診断装置。
【０１６９】
（付記項５） 前記遮蔽手段には水溶液を微量導入する手段が形成されていることを特徴とする付記項４に記載の超音波診断装置。
【０１７０】
（付記項６） 前記水溶液を微量導入する手段は、前記遮蔽手段に施された微小孔と、この微小孔に詰まった水溶性樹脂と、前記管状部材内部の陰圧とから構成されていることを特徴とする付記項５に記載の超音波診断装置。
【０１７１】
（付記項７） 前記遮蔽手段の内側の面には親水性処理が施されていることを特徴とする付記項４乃至６のいずれか一つに記載の超音波診断装置。
【０１７２】
（付記項８） 遮蔽手段は、前記超音波送受波器の近接部の一部において、前記超音波送受波器と平行な面を有することを特徴とする付記項４乃至７のいずれか一つに記載の超音波診断装置。
【０１７３】
（付記項９） 前記超音波送受波器より送受される超音波が前記穿刺針の管状部材の先端部開口面に対し垂直方向に送受信するように配置されたことを特徴とする付記項１乃至７のいずれか一つに記載の超音波診断装置。
【０１７４】
（付記項１０） 前記超音波送受波器より送波される超音波ビームを前記管状部材の径方向に直線状ないし扇状に走査する手段を有することを特徴とする付記項１乃至９のいずれか一つに記載の超音波診断装置。
【０１７５】
（付記項１１） 前記超音波走査手段は、
前記穿刺針の管状部材の内部で前記管状部材の長軸に沿う様に配置し、前記超音波送受信素子をその先端で固定保持する弾性棒と、
この弾性棒に接合した圧電薄板からなる屈曲振動子と、
で構成されていることを特徴とする付記項１乃至１０のいずれか一つに記載の超音波診断装置。
【０１７６】
（付記項１２） 超音波送受波器は圧電変換素子からなり、この圧電変換素子が送受する超音波の周波数が圧電基本振動周波数の奇数倍であることを特徴とする付記項１乃至１１のいずれか一つに記載の超音波診断装置。
【０１７７】
（付記項１３） 前記圧電変換素子が単結晶圧電材料からなることを特徴とする付記項１２に記載の超音波診断装置。
【０１７８】
（付記項１４） 前記単結晶圧電材料は、ニオブ酸カリウム、ニオブ酸リチウム、それらの固溶体、タンタルニオブ酸カリウムの内のいずれかであることを特徴とする付記項１３に記載の超音波診断装置。
【０１７９】
（付記項１５） 前記圧電変換素子に印加する送信駆動信号が、バースト波で、その周波数が前記圧電基本振動周波数の奇数倍に等しくなる駆動手段を有することを特徴とする付記項１２に記載の超音波診断装置。
【０１８０】
（付記項１６） 前記超音波送受波器は、圧電変換素子からなり、圧電変換素子は弾性棒上にバッキング層を介して形成された下部電極と、その上に形成された圧電変換素子、更にその上に形成された上部電極とからなることを特徴とする付記項１乃至１１のいずれか一つに記載の超音波診断装置。
【０１８１】
（付記項１７） 前記バッキング層の音響インピーダンスは、前記圧電変換素子の音響インピーダンスの１／８以下であることを特徴とする付記項１６に記載の超音波診断装置。
【０１８２】
（付記項１８） 前記バッキング層は、シリコン単結晶上に層状に形成したポーラスシリコンであることを特徴とする付記項１６または１７に記載の超音波診断装置。
【０１８３】
（付記項１９） 前記圧電変換素子は、圧電厚膜であることを特徴とする付記項１６乃至１８のいずれか一つに記載の超音波診断装置。
【０１８４】
（付記項２０） 前記位置検出手段は、前記弾性棒の一部に、一体的に形成された弾性棒屈曲変位検出素子であることを特徴とする付記項１１乃至１９のいずれか一つに記載の超音波診断装置。
【０１８５】
（付記項２１） 前記弾性棒屈曲変位検出素子は、圧電変換素子で、この圧電素子と前記弾性棒との貼り合わせ構造からなる圧電ユニモルフであることを特徴とする付記項２０に記載の超音波診断装置。
【０１８６】
（付記項２２） 前記弾性棒は絶縁体であり、その表面に前記超音波送受波器を駆動制御する為の配線が形成されていることを特徴とする付記項１１乃至２１のいずれか一つに記載の超音波診断装置。
【０１８７】
【発明の効果】
以上述べた様に本発明の付記項１及び２に記載の超音波診断装置によれば、穿刺針を細胞に対して相対的に変位させない状態で、超音波ビームを効率良く走査して前記穿刺針の先端部の穿刺状況を把握しながら細胞組織を鑑別診断できるので、穿刺針を用いた医療行為の効率化が図れる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の第１の実施の形態に係る超音波診断装置を用いた内視鏡スコープ先端部を示す斜視図。
【図２】本発明の第１の実施の形態に係る穿刺針を第１の方向から見た内部構造を示す断面図。
【図３】本発明の第１の実施の形態に係る穿刺針の図２の第１の方向と直交する第２の方向から見た内部構造を示す断面図。
【図４】本発明の第１の実施の形態に係る超音波送受波器の構造を示す断面図。
【図５】本発明の第１の実施の形態に係る超音波ビームを走査するアクチュエータ系の駆動信号を含めた超音波診断装置の回路システムを示すブロック図。
【図６】本発明の第１の実施の形態に係る屈曲用圧電振動子への駆動信号を示すグラフ。
【図７】本発明の第１の実施の形態に係る第１の種類の圧電材料を用いた場合の超音波送受波器の送受波感度の周波数特性を示すグラフ。
【図８】本発明の第１の実施の形態に係る第２の種類の圧電材料を用いた場合の超音波送受波器の送受波感度の周波数特性を示すグラフ。
【図９】本発明の第１の実施の形態に係る５次の圧電オーバートーン応答に対する超音波振動子のインピーダンス及び位相特性を示すグラフ。
【図１０】本発明の第１の実施の形態に係る圧電振動子のバッキング層として用いるポーラスシリコンの音響特性を示す第１のグラフ。
【図１１】本発明の第１の実施の形態に係る圧電振動子のバッキング層として用いるポーラスシリコンの音響特性を示す第２のグラフ。
【図１２】図１乃至図１１に示した第１の実施の形態の第１の変形例を示す穿刺針の先端側の断面図。
【図１３】図１乃至図１１に示した第１の実施の形態の第２の変形例を示す穿刺針の先端側の断面図。
【図１４】図１乃至図１１に示した第１の実施の形態の第３の変形例を示す穿刺針の先端側の断面図。
【図１５】図１乃至図１１に示した第１の実施の形態の第４の変形例を示す穿刺針の先端側の断面図。
【図１６】本発明の第２の実施の形態に係る穿刺針を第１の方向から見た内部構造を示す断面図。
【図１７】本発明の第２の実施の形態に係る穿刺針の図１６の第１の方向と直交する第２の方向から見た内部構造を示す断面図である。
【図１８】本発明の第３の実施の形態に係る穿刺針の先端側を第１の方向から見た側面図
【図１９】本発明の第３の実施の形態に係る穿刺針の前記第１の方向と直交する第２の方向から見た側面図
【図２０】本発明の第３の実施の形態に係る超音波送受波器の側面図。
【図２１】図１８乃至図２０に示した第３の実施の形態の第１の変形例を示す超音波送受波器の側面図。
【図２２】図１８乃至図２０に示した第３の実施の形態の第２の変形例を示す超音波送受波器の側面図。
【図２３】従来の組織鑑別用超音波プローブの全体の構成例を示す説明図。
【図２４】従来の超音波診断装置の針状センサの断面図。
【図２５】図２４の従来の超音波診断装置の機構部を詳細に示す断面図。
【符号の説明】
１ …穿刺針
２ …管状部材
３ …固定接続台
１０ …先端部
１１ …超音波送受波器
１２ …弾性棒
１３ …屈曲用圧電振動子
１４ …変位検出用圧電素子
１５ …配線
１６，１７…接地配線
２０ …開口部
１０１ …内視鏡スコープ
１０２ …先端部
１０３ …鉗子孔
１０６ …シース
【発明の属する技術分野】
本発明は、術部の前方に存在する患部を超音波観察する超音波送受信ユニットに関する。
【０００２】
【従来の技術】
従来、癌等の悪性腫瘍の組織診断では、組織細胞を採取し、顕微鏡下で、その細胞の状態を鑑別し悪性腫瘍除去の方針を判断して来た。
【０００３】
例えば早期胃癌の深達度診断は、癌組織の除去を経内視鏡粘膜切除術：ＥＭＲの適否判断をする上で重要であり、内視鏡鉗子孔から細胞採取用の鉗子を挿通させ、疑いのありそうな部分を採取し、それを顕微鏡下で細胞レベルの観察をする。そして、その観察結果から早期胃癌の深達の程度を見極め、癌組織の除去をＥＭＲで行うかを判断するのである。
【０００４】
この様に診断、治療は連続的でなく、内視鏡診断後、顕微鏡下での細胞レベルの観察結果を待って癌組織の除去方針を決めることになる。
【０００５】
これに対し、顕微鏡下観察に相当する診断を内視鏡観察と同時に行えれば、診断、治療を一つの流れの中で実施することが可能となり、患者に対する苦痛が軽減され、短時間で癌組織の除去までが完了することになる。顕微鏡下観察に相当する診断方法としては、数１００ＭＨzの周波数の超音波の送受信を用い超音波センサを用い、この超音波センサの近傍に超音波造影剤と放出して組織鑑別を行なう方法がある（例えば、特許文献１参照）。
【０００６】
図２３はこのような診断方法に用いられる組織鑑別用超音波プローブの全体の構成例を示す説明図である。
【０００７】
図２３に示すように、組織鑑別用超音波プローブ８０１は、内視鏡手術等に於いて、手術中の組織鑑別を行なう超音波造影剤を超音波センサとしての超音波変換器８２０の近傍に放出し、術野に露出した臓器８０２に表在する癌８０３の鑑別を行うのものである。
【０００８】
プローブ８１０は、針状体または棒状体となっている。具体的にプローブ８１０は、超音波変換器８２０を搭載した直径１ｍｍ程度の内針８３０とこれを保持するシース８４０からなる。
【０００９】
超音波変換器８２０は、サファイア８２１を基板とし，圧電振動子として金（Ａｕ）の電極に挟まれた酸化亜鉛（ＺｎＯ）８２２を成膜し，その反対面に凹面の音響レンズ８２３を加工したものである。送受波する超音波の中心周波数は１２０ＭＨｚ，音響レンズの焦点距離は５００μｍ，レンズのＦ値は１とする。この内針８３０は駆動部８５０により軸周囲の回転方向，及び軸方向に機械的に走査され，これに伴って走査音響レンズ面から５００μｍ離れた円筒形の焦点面の撮像を行う。
【００１０】
内針８３０の超音波変換器８２０の搭載部分はシース８４０から露出している。この超音波変換器８２０の近傍には造影剤を放出する孔８７０とフラッシング用の生理食塩水を放出する孔８８０が開口している。
【００１１】
孔８７０は内針８３０及び駆動部８５０の内部に配設された造影剤導出管８７１を介して造影剤槽８７２からの造影剤が導かれるようになっている。
【００１２】
孔８８０は内針８３０及び駆動部８５０の内部に配設された生理食塩水導出管８８１を介して生理食塩水槽８８２からの生理食塩水が導かれるようになっている。
【００１３】
超音波変換器８２０は、内針８３０及び駆動部８５０を介して送受波器８６１，８６２に接続されている。送波器８６１は制御装置８６５の制御に基づいて超音波変換器８２０に超音波を発信させるための電気信号を供給する。
【００１４】
受波器８６２は、超音波変換器８２０が超音波を受信して変換した電気信号の超音波受信信号に対して、増幅等の信号処理を行って信号処理装置８６３に供給する。
【００１５】
制御装置８６５は、受波器８６２、信号処理装置８６３及び駆動部８５０の制御を行う。
【００１６】
信号処理装置８６３は、制御装置８６５の制御に基づいて受波器８６２からの超音波受信信号に対して信号処理してＣモード像を得て表示装置８６４に表示する。
【００１７】
更に、他の顕微鏡下観察に相当する診断方法としては、被検体に刺入し、超音波センサを針の長手方向に並進運動させ、超音波Ｂモード診断像を得たり、軸の周りに回転運動させることによって円筒面のＣモード像を得たり、超音波ビームの深部方向のＡモード信号からドップラー血流速度を計測するものがある（例えば、特許文献２参照）。
【００１８】
図２４はこのような診断方法に用いられる超音波診断装置の針状センサの断面図である。図２４は超音波Ｂモード診断像を得るための構成を示している。
【００１９】
図２４に示すように、符号９０１は圧電素子であり、この圧電素子９０１の背面側には、背面吸音材９０２が設けられている。保持部材９０３は、細い軸状に形成されており、先端側の側面に形成された凹部９０４に圧電素子９０１及び背面吸音材９０２を設けている。保持部材９０３は、被覆ケース９０５に収納されている。
【００２０】
被覆ケース９０５は、極めて細径に形成されるとともに、その先端部が鋭利に形成れていおり、被検体の組織内に容易に刺入されるようになっている。
【００２１】
また、被覆ケース９０５には、圧電素子９０１から発せられる高周波超音波を減衰させることなく周囲の被検体の組織内に送出させるためのスリット９０６が設けられている。
【００２２】
機構部９１０は、保持部材９０３を並進移動させることで、圧電素子９０１を並進移動させるものである。
【００２３】
図２５は機構部９１０を詳細に示す断面図である。
【００２４】
図２５に示すように、機構部９１０は、筐体９１１の内部にスプリング９１２、回転並進変換器９１３、モータ９１４、ベアリング９１５を収納している。前記スプリング９１２は、前記保持部材９０３をベアリング９１５を介して回転並進変換器９１３に押圧する機能を有するものである。
【００２５】
回転並進変換器９１３は円柱を斜めに切断した斜平面を有し、モータ９１４の回転に同期して、前記保持部材９０３を矢印Ｂの方向に往復動させる機能を有するものである。
【００２６】
超音波診断装置は、針状センサ機構部９１０により圧電素子９０１を並進移動させ、超音波Ｂモード診断像を得る。
【００２７】
【特許文献１】
特開平１１−１６９３７５号公報（第３−５頁、図１）
【００２８】
【特許文献２】
特公平５−９０９７号公報（第２頁、図２）
【００２９】
【発明が解決しようとする課題】
図２３乃至図２５に示した従来の診断方法では、細胞を診断するための超音波センサは穿刺針の管壁側面に一体的に配置している。また、超音波ビームの走査は、超音波センサの保持部材でもある穿刺針そのものをその長手方向に並進運動させたり、長軸の周りに回転させるようになっている。これによって、周波数に応じた高分解能の超音波像を描出したり、Ａモード信号からドップラー血流速度を検出することは可能になる。しかしながら、超音波センサが穿刺針の管壁側面に配置しているということは、その先に穿刺針の先端部（最初に穿刺する部分）が配置することになる。このため、細胞診において血管を傷つけることなく穿刺針先端を目的の部位まで到達させ、組織を採取するために、穿刺針を穿刺している間、常時その位置をモニタで確認できる様に、体外から超音波送受信を行う超音波診断装置で観測することが多くなり、システム全体を大規模なものにすることになる。
【００３０】
また、組織鑑別の目的は、細胞核の大型化や染色性、細胞の多形性、配列性、正常組織との異形性、輪郭の明瞭性を識別することである。これに対し、図２３乃至図２５に示した従来の診断方法では、細胞組織に直接接している穿刺針を長手方向に並進運動させたり、長軸の周りに回転させているので、細胞に対し変形や断裂をもたらせ、細胞の配列状態等、本来の状態を擾乱させることになってしまう。
【００３１】
本発明はこれらの事情に鑑みてなされたもので、穿刺可能な針状体を細胞に対して相対的に変位させない状態で、超音波ビームを効率よく走査して前記針状体の先端部の穿刺状況を把握しながら細胞組織を診断することのできる超音波送受信ユニットを提供することを目的とする。
【００３２】
【課題を解決するための手段】
前記目的を達成するため本発明の一態様による超音波送受信ユニットは、音響的な開口部を有し、生体組織に穿刺可能な針状体と、前記針状体の内部に設けられ、超音波ビームを前記開口部から外部に走査して反射波を受信する超音波送受波器と、前記針状体の内部に設けられ、自身が屈曲変位することにより前記超音波送受波器を振動させることが可能な屈曲用圧電振動子を有する超音波走査手段と、を備えている。
【００３４】
【発明の実施の形態】
以下、本発明の実施の形態を図面を参照して説明する。
（第１の実施の形態）
図１乃至図１１は本発明の第１の実施の形態に係り、図１は本発明による超音波診断装置を用いた内視鏡スコープ先端部を示す斜視図、図２は穿刺針を第１の方向から見た内部構造を示す断面図、図３は穿刺針の図２の第１の方向と直交する第２の方向から見た内部構造を示す断面図、図４は超音波送受波器の構造を示す断面図、図５は超音波ビームを走査するアクチュエータ系の駆動信号を含めた超音波診断装置の回路システムを示すブロック図、図６は屈曲用圧電振動子への駆動信号を示すグラフ、図７は第１の種類の圧電材料を用いた場合の超音波送受波器の送受波感度の周波数特性を示すグラフ、図８は第２の種類の圧電材料を用いた場合の超音波送受波器の送受波感度の周波数特性を示すグラフ、図９は５次の圧電オーバートーン応答に対する超音波振動子のインピーダンス及び位相特性を示すグラフ、図１０は圧電振動子のバッキング層として用いるポーラスシリコンの音響特性を示す第１のグラフ、図１１は圧電振動子のバッキング層として用いるポーラスシリコンの音響特性を示す第２のグラフである。
【００３５】
（構成）
まず、図１を用いて、本実施の形態の超音波診断装置が用いられる内視鏡スコープの先端部について説明する。
【００３６】
図１において、内視鏡スコープ１０１の先端部１０２には、鉗子孔１０３、観察窓１０４や照明窓１０５などを配設している。
【００３７】
鉗子孔１０３からはシース１０６が突出している。シース１０６は、先端にステンレス製の穿刺針１を固定保持している。
【００３８】
穿刺針１の先端部１０は生体組織への穿刺を容易にする為、鋭利なテーパを有する音響的な開口部２０を有している。
【００３９】
次に、図２及び図３を参照して穿刺針１の内部を詳細に説明する。
図２は該音響的な開口部２０が正面に（紙面に垂直）向くように配置させた状態を示している。
【００４０】
図２において、穿刺針１の管状部材２はシース先端部に接続固定する固定接続台３に固定保持されている。
【００４１】
穿刺針１の内部は、超音波送受波器１１、弾性棒１２、屈曲用圧電振動子１３、変位検出用圧電素子１４、配線１５及び接地配線１６，１７が設けられている。
【００４２】
超音波送受波器１１は、管状部材２の内部で管状部材２の長軸に沿う様に配置し、開口部２０の外側に向けて超音波ビームａ１を送波し、その反射波を受波することでＡモード信号の受信信号を得る。
【００４３】
弾性棒１２は、例えばジルコニアセラミクスから成り、超音波送受波器１１をその先端で固定保持し、それを穿刺針１の管状部材２の径方向に揺動変位させる。
【００４４】
屈曲用圧電振動子１３は、例えばジルコンチタン酸鉛（ＰＺＴ）から成り、弾性棒１２に接合して、超音波Ｂモード診断像を得るための屈曲変位を発生させる。
【００４５】
変位検出用圧電振動子１４は、弾性棒１２に接合して、前記屈曲変位の状態を検出する。
【００４６】
配線１５及び接地配線１６，１７は、超音波送受波器１１に超音波励起用信号を駆動信号として供給して超音波送受波器１１を駆動し、超音波送受波器１１の受信信号を伝送するためものである。
【００４７】
接地配線１６，１７は、屈曲用圧電振動子１３と変位検出用圧電振動子１４の接地電極を兼ね、弾性棒１２の表面に形成された接地配線１６，１７の端部は、細導線１８，１９を介して導電性の固定接続台３に接続される。
【００４８】
固定接続台３には貫通孔３１，３２，３３が形成されている。貫通孔３１，３２，３３は絶縁部材３４，３５，３６を介して電気端子ピン４１，４２，４３を保持している。
【００４９】
配線１５、屈曲用圧電振動子１３の駆動電極（図示していない）、及び変位検出用圧電振動子１４の駆動電極（図示していない）は、それぞれ細導線４４，４５，４６を経て、それぞれ電気端子ピン４１，４２，４３に接続される。
【００５０】
また、図３において、穿刺針１の管状部材２の先端部１０は、斜めにカットすることで、鋭利なテーパを形成している。管状部材２の先端部１０の開口部２０には、樹脂製遮蔽膜２１を取り付けている。
【００５１】
樹脂製遮蔽膜２１は、超音波を透過させる樹脂製の膜、例えばＰＥＩ（ポリエーテルイミド）の膜で形成しており、組織が穿刺針１の内部に入りこまないようにしている。
【００５２】
また、この樹脂製遮蔽膜２１の超音波送受波器１１の直近部には微細孔２２が形成されている。微細孔２２は、使用前の状態では水溶性樹脂２３が充填されている。
【００５３】
穿刺針１は、管状部材２、固定接続台３及び樹脂製遮蔽膜２１によって囲まれる空間が空洞部２５になっている。
【００５４】
更に樹脂製遮蔽膜２１の空洞部２５側の超音波送受波器１１の直近部は、部分的に親水性処理２４が施され、樹脂製遮蔽膜２１の微細孔２２を経て侵入した水滴が優先的に樹脂製遮蔽膜２１と超音波送受波器１１の間の空隙を埋める様に局在する。
【００５５】
空洞部２５は、水滴が樹脂製遮蔽膜２１の微細孔２２を経て侵入し易い様に陰圧状態にしてある。
【００５６】
次に、図４を用いて超音波送受波器１１について詳細に説明する。
図４に示すように、超音波送受波器１１は、シリコン単結晶５１、圧電振動子５３及び音響レンズ５４を含んで構成されている。
【００５７】
弾性棒１２の先端に接合されたシリコン単結晶５１はその表面近傍５０μｍ程度の深さまで、陽極化成等の手段で後述する音響特性を有したポーラスシリコン層５２が形成されている。ポーラスシリコン層５２の表面には薄膜電極５５が形成されている。薄膜電極５５上には、圧電振動子５３が形成されている。圧電振動子５３は両主面が電極形成されている。圧電振動子５３の先端側の主面には音響レンズ５４が形成されている。
【００５８】
薄膜電極５５は、図２に示した接地配線１６，１７に接続されている。
圧電振動子５３の先端側の主面の電極には図２に示した配線１５が接続されている。
【００５９】
圧電振動子５３には、細胞レベルの寸法に対応出来る送受信超音波周波数、例えば３００ＭＨz近傍に高次の圧電オーバートーン、例えば基本波の５倍が合致するような厚さに研磨された単結晶圧電体、たとえば４４°カットニオブ酸カリウム（ＫＮと略）または３６°カットニオブ酸リチウム（ＬＮと略）を用いている。その厚みは前者の場合４８μｍ、後者の場合５５μｍ程度となっている。
【００６０】
次に、図５を参照して本実施の形態に関わる信号制御システムを詳細に説明する。
【００６１】
図５に示すように、パルス送受信系は、超音波送受波器１１と、超音波発生の為の駆動信号ｂ１を供給するパルサ６１と、及び超音波エコー信号ｃ１を受信する為のレシーバ６２とからなっている。
【００６２】
パルサ６１には図示していないバースト波発生器やダンピング設定やインピーダンス整合の為の図示していない直流抵抗が出力端子に並列に接続されている。
【００６３】
駆動信号ｂ１は周波数が３００MHz、２〜５波のバースト波である。駆動信号ｂ１は、狭帯域信号とし、その周波数がオーバートーン周波数に合致する様にする。
【００６４】
レシーバ６２には図示していないプリアンプ、アテネータ、アナログ／デジタル変換器（ＡＤ変換器）、フィルター等が含まれている。レシーバ６２は受信したアナログ超音波エコー信号ｃ１を増幅、レベル調整、雑音除去等の信号処理を行いデジタル超音波エコー信号ｄ１に変換して出力する。
【００６５】
信号処理回路６３は、図示しないＳＴＣ(Sensitivity Time Control)回路、輝度調整回路等を含み、デジタル超音波エコー信号ｄ１に対して感度の時間的調整や輝度調整を行ってデジタル超音波エコー信号ｅ１としてスキャンコンバータ６４に供給する。
【００６６】
スキャンコンバータ６４は、信号処理回路６３の出力信号であるデジタル超音波エコー信号ｅ１と変位検出用圧電素子１４の出力信号Ｖsensとから超音波信号、例えばパルスピーク強度と位置信号の対応をとった画像信号ｆ１へ変換し、この画像信号を画像処理回路６５に供給する。画像処理回路６５は画像信号ｆ１に対して超音波Ｂモード診断像の画像処理を行い、最終的に超音波Ｂモード診断像をモニタ６６に表示する。
【００６７】
図示しない超音波送受波器変位駆動回路からは、超音波送受波器１１を径方向へ変位駆動させる為の駆動信号ｇ１を屈曲用圧電振動子１３への入力する。駆動信号ｇ１は低周波で最大振幅を有する印加電圧Ｖdispとなっている。この駆動信号ｇ１による弾性棒１２の屈曲振動は変位検出用圧電振動子１４から検出信号ｈ１（出力信号Ｖsens）が出力される構成となっている。
【００６８】
このような構成により、穿刺針１、パルサ６１、レシーバ６２、信号処理回路６３、スキャンコンバータ６４及び画像処理回路６５は、管状部材２により形成された穿刺針１を生体組織に刺針し、該穿刺針１から超音波を送受波して、前記生体組織の細胞を診断する超音波診断装置となっている。
【００６９】
超音波送受波器１１は、前記管状部材２の先端の開口部２０近傍に配置され、前記超音波を超音波ビームａ１として送波し、この超音波ビームａ１が生体組織に当たって反射した超音波のエコー信号を受波する。
【００７０】
弾性棒１２及び屈曲用圧電振動子１３は、前記管状部材２の内部に設けられ、前記超音波送受波器１１の位置を変化させることで該超音波送受波器１１からの超音波による超音波ビームａ１を前記管状部材２の径方向に走査する超音波走査手段となっている。
【００７１】
変位検出用圧電素子１４は、前記管状部材２の内部に設けられ、前記超音波送受波器１１の位置を検出し、この検出結果の位置信号を出力する位置検出手段となっている。
【００７２】
パルサ６１、レシーバ６２、信号処理回路６３、スキャンコンバータ６４及び画像処理回路６５は、前記位置検出手段の位置信号と前記超音波送受波器１１の受信信号とから、超音波Ｂモード診断像を構築する診断像構築手段となっている。
【００７３】
弾性棒１２及び屈曲用圧電振動子１３は、屈曲用圧電振動子１３に加えられる交流電圧信号の周波数と電圧に応じて、特定の振幅と変位速度で振動する。この振動振幅が超音波ビームａ１の走査範囲となる。
【００７４】
固定接続台３は、前記穿刺針１の前記管状部材２の根元に設けられ、内視鏡スコープ１０１の鉗子孔１０３を挿通したシースの先端に着脱可能に接続する接続手段となっている。
【００７５】
電気端子ピン４１は、前記穿刺針１の前記管状部材２の根元に設けられ、前記超音波送受信部に電気信号を送受信するための第１の電気端子となっている。
【００７６】
電気端子ピン４２は、前記穿刺針１の前記管状部材２の根元に設けられ、前記超音波走査手段に走査のための駆動信号を供給するための第２の電気端子となっている。
【００７７】
電気端子ピン４３は、前記穿刺針１の前記管状部材２の根元に設けられ、前記位置検出手段の位置信号を出力するための第３の電気端子となっている。
【００７８】
また弾性棒屈曲変位検出素子としての変位検出用圧電素子１４は、前記弾性棒１２との貼り合せ構造からなる圧電ユニモルフである。更にこの弾性棒１２は絶縁体であり、その表面に超音波送受波器１１の超音波振動子を駆動制御する為の配線１５が形成されている。
【００７９】
（作用）
まず、作業者は、予め図３に示す穿刺針１の先端の開口部２０を水に浸し、樹脂製遮蔽膜２１の一部に施した微細孔２２に充填した水溶性樹脂２３を溶解させ、管内部の陰圧で水滴を穿刺針１の管内の空洞部２５に導入する。樹脂製遮蔽膜２１の管内側送受波器１１の近傍には親水性処理２４が施されているので、水滴は優先的に樹脂製遮蔽膜２１と超音波送受波器１１の間の空隙に毛管現象で導かれ、しばらくその位置に滞在する。即ち、超音波送受波器１１からの超音波ａ１は対象物に効率良く入反射し、超音波送受信が実現される。
【００８０】
このような穿刺針１を図１に示す内視鏡スコープ１０１の先端部１０２の鉗子孔１０３から突出させ、生体組織表面を光学的に観測しながら穿刺部位を決定し、穿刺針１の先端部１０を刺入する。
【００８１】
これにより、穿刺針１の先端部１０は生体組織を断裂させながら、深部へと侵入して行くが、穿刺針１の開口部２０には超音波を透過する樹脂製遮蔽膜２１が配設されているので、穿刺針１の内部に生体組織が入り込むことは無い。
【００８２】
刺入量が少なく、生体組織表面の弾性限界にある間は、樹脂製遮蔽膜２１の表面にはもとの生体組織表面が延伸した状態で接触する。
【００８３】
そして、ある値以上の刺入量になると、生体組織表面は断裂し、該樹脂製遮蔽膜２１の表面には生体組織断層部が接触することになる。いずれの接触状態にあっても、樹脂製遮蔽膜２１によって生体組織が超音波送受波器表面に直接接触することはないので、超音波ビームａ１の走査状態に危害を及ぼすものではない。
【００８４】
この様に生体組織の表面または断裂した断層部が接触した状態で、図６に示すバースト波の駆動信号ｂ１を電気端子ピン４１、弾性棒１２上に形成された配線１５を経て、超音波送受波器１１に印加すると、バースト波の駆動信号ｂ１の周波数に相当する周波数、駆動信号ｂ１の電圧値に相当する音圧の超音波信号の超音波ビームａ１が送信される。
【００８５】
尚、樹脂製遮蔽膜２１より穿刺針１の内部側の空洞部２５には図示しない音響結合液、例えば水が充填されていて、超音波送受波器１１は、その音響結合液、樹脂製遮蔽膜２１を介して生体組織に超音波を送受することになる。この様な超音波送受状態で屈曲用圧電振動子１３に図６に示す交流電圧の駆動信号ｇ１を印加すると図５に示す弾性棒１２と屈曲用圧電振動子１３によって構成される圧電屈曲子５は最大屈曲変位５ａ、５ｂを起こし、その先端に配置した超音波送受波器１１は軌跡７１に沿って変位する。超音波送受波器１１の最大変位量Δｘmaxは弾性棒１２と屈曲用圧電振動子１３のそれぞれの厚さｔ１、ｔ２、印加電圧Ｖdisp、非線形補正係数α、横方向の圧電定数をｄ31として、
Δｘmax＝３・ｄ31・α・Ｖdisp・（Ｌ／ｔ２）2・（１＋ｔ１／ｔ２）…（１）
となる。
【００８６】
上式（１）において、例えば、ｄ31＝１５０×１０-12［m／V］、α＝２、Ｌ＝１０［mm］、ｔ１＝ｔ２＝０．１［mm］、ｔ＝ｔ１＋ｔ２、Ｖdisp＝５０Ｖppとすると、Δｘmax＝０．５mmとなる。
【００８７】
この時の共振周波数ｆresは、平均弾性率Ｙ、平均密度ρを用いて、
【数１】
【００８８】
従って、弾性棒屈曲変位駆動信号４３の周波数をｆres＝１kHzに一致させると、共振時の共振尖鋭度Ｑが積算される変位が得られるので、穿刺針の内径寸法にほぼ等しいΔｘmax＝０．５mmを得る為の駆動電圧はＶdisp／Ｑに低下出来る。
【００８９】
非共振で用いる時は、Ｖdisp＝５０Ｖppとなる。１００Ｈz即ち非共振駆動すると、０．５mmを１０msecで往復することになり、その時間内に超音波ａ１のパルスを１０kHz（０．１msec）で繰り返し送受する。従って、図６に示すように屈曲変位１サイクルの間に１００個のパルス（Ｐ２１，Ｐ２２，Ｐ２３…Ｐ２４，Ｐ２５，Ｐ２６）を送受出来ることになる。０．５mmを往復する間に１００個のパルスを送受するので横方向の走査ピッチは１０μｍとなり、走査分解能１０μｍが得られる。
【００９０】
横方向分解能は、図４に示した音響レンズ５４による焦点Ｚ０と開口長Ｄと生体の音速Ｃmedと超音波の中心周波数ｆcによって決まる。
【００９１】
横方向分解能δｌａｔは、
δｌａｔ−（Ｃmed ／ｆc）・（Ｚ０／Ｄ） …（３）
で表される。
【００９２】
今、Ｚ０＝０．４mm、Ｄ＝０．２mm、Ｃmed ＝１５００［m／sec］，ｆc＝３００［MHz］とすると、δｌａｔ＝１０μｍの横方向分解能が実現出来る。
【００９３】
またこの時の深達距離Ｚｐは、システムのダイナミックレンジＤＲ、超音波送受波器１１のトータルゲインＴＧ、及び音響レンズによる集束利得ＦＧの総和をその周波数ｆにおける生体組織の減衰αmed ［dB／ｍ／MHz］・ｆ［MHz］で除した値で表される。これにより、Ｚｐは深達距離０．７５mmが得られることになる。
【００９４】
この様に０．７５mmの深さまで超音波送受波器近傍の高分解能断層像が得られることになるが、更に深部の生体組織を高分解能で診断したい時は、穿刺針を更に穿刺してゆき、最終的に各深さでの診断像を合成し、目標の深さ迄の断層像を得る。
【００９５】
次に図７及び図８を用いて高次オーバートーン振動子を用いた超音波送受波器１１の動作原理および作用について記述する。
【００９６】
図７は圧電振動子５３の材料としてＰＺＴセラミクスを用いた場合のメーソンの等価回路を用いてパルス応答特性を計算した結果を示し、図８は圧電振動子５３の材料としてＫＮを用いた場合のメーソンの等価回路を用いてパルス応答特性を計算した結果を示している。
【００９７】
図７において、圧電振動子５３の材料としてＰＺＴセラミクスを用いた場合を示し、符号Ｓ１１はＰＺＴセラミクスの基本波応答スペクトル、符号Ｓ１３はＰＺＴセラミクスの３次のオーバートーンスペクトル、符号Ｓ１５はＰＺＴセラミクスの５次のオーバートーンスペクトル、符号Ｓ１７はＰＺＴセラミクスの７次のオーバートーンスペクトル、符号Ｓ１はＰＺＴセラミクスの奇数次のオーバートーン次数による暫減特性である。
【００９８】
図８において、圧電振動子５３の材料としてＫＮを用いた場合を示し、符号Ｓ２１はＫＮの基本波応答スペクトル、符号Ｓ２３はＫＮの３次のオーバートーンスペクトル、符号Ｓ２５はＫＮの５次のオーバートーンスペクトル、符号Ｓ２７はＫＮの７次のオーバートーンスペクトル、符号Ｓ２はＫＮの奇数次のオーバートーン次数による暫減特性である。
【００９９】
図７及び図８に示すように、パルス応答特性は、ＰＺＴセラミクスを用いた場合とＫＮを用いた場合の双方で、オーバートーン周波数ｆ0から三次、五次に倍数が上昇するに従い標準トータルゲインが低下する暫減特性Ｓ１，Ｓ２を示す。
【０１００】
一般に圧電振動子は、奇数次のオーバートーン特性を示し、振動レベルはオーバートーンの次数が大きくなるほど、単調に低下する暫減特性を示す。
【０１０１】
この暫減の程度は、圧電振動子の機械的品質係数Ｑｍと強い関係があり、図７に示すソフト系ＰＺＴのＰＺＴセラミクスを使った場合に比較し、図８に示すＫＮのように圧電単結晶や、大きい機械的品質係数Ｑｍを持つ圧電振動子ほど暫減の仕方が小さくなる。即ち、圧電単結晶や、大きい機械的品質係数Ｑｍを持つ圧電振動子を用いることにより、基本振動レベルに近いオーバートーンレベルを得ることが出来る。
【０１０２】
ニオブ酸カリウム、ニオブ酸リチウム、それらの固溶体、タンタルニオブ酸カリウム等の単結晶圧電材料はＱｍが大きく、且つ圧電定数は大きいので、オーバートーン応答利用に適している。
【０１０３】
一方、基本波細胞診断に必要な分解能を得るために必要な周波数は数１００ＭＨzと言われていて、この周波数を効率良く利用出来る圧電振動子の厚さは基本波の場合５〜１０μｍである。この厚さを研磨加工するのは極めて難しい。
【０１０４】
このため、圧電振動子５３の厚さは、５〜１０μｍのオーバートーンの次数倍の厚さにしている。
【０１０５】
そして、このオーバートーン振動周波数に一致した中心周波数を有した図６に示すバースト波を駆動信号ｂ１とすることにより、その周波数の超音波信号が送信される事になる。さらにエコー信号も送信信号にほぼ近い波形で受信され、その周波数のオーバートーン応答が可能になる。この様にオーバートーン信号を用いる方法は圧電素子厚を基本波に相当する厚さに加工すればよく、例えば５次オーバートーンで有れば通常の基本波の時の５倍の厚さで良いことになる。尚受信時に圧電効果で発生する電荷は静電容量で除した電圧に変換される。この場合、静電容量は１／５倍となるので出力は同じ周波数の基本波で送受信する場合の１／５倍になる。以上の様に高次オーバートーンを用いることにより圧電振動子の厚さは容易に加工出来る厚さとなり、また、高次オーバートーン周波数を基本波として受信する場合のオーバートーン次数倍の電圧出力が得られることになる。
【０１０６】
図９は３３μｍＫＮ振動子の５倍オーバートーン周波数近傍となる３００ＭＨz近傍の圧電オーバートーン応答のインピーダンスＩｍ及び位相Ｐｈの周波数特性を示している。
【０１０７】
図９に示すように、３３μｍＫＮ振動子の圧電オーバートーン応答は、周波数が３３０ＭＨz付近で位相が０°となり、周波数が３２０ＭＨz付近ででインピーダンスが最小値、周波数が３４０ＭＨz付近でインピーダンスが最大値となっている。
【０１０８】
次に、本実施の形態でバッキング材として図４に示すポーラスシリコン層５２を用いた作用について図１０及び図１１を用いて説明する。
【０１０９】
ポーラスシリコン層５２は１００面シリコン単結晶の片面に白金電極を形成し、これを陽極とし、該シリコン単結晶の他の面にフッ酸を接触させ、フッ酸液中に設けた白金陰極電極の間に電流を流すことにより、フッ酸が接触した側のシリコン単結晶表面に形成される。
【０１１０】
図１０は前記したポーラスシリコン層５２の音速、ポーラス度（多孔度）、ポーラスシリコン層深さ（ＰＳ深さ）とポーラスシリコン層５２の化成時間との関係を示すグラフであり、右側の縦軸に音速を取り、左側の縦軸に多孔度とＰＳ深さを取り、横軸に化成時間を取っている。
【０１１１】
図１０に示すように、ポーラスシリコン層５２の多孔度とＰＳ深さは化成時間が０から２０分弱まで化成時間に略比例して増大するが、化成時間が２０分弱から６０分まででは、ＰＳ深さは変化しないのに対して、多孔度は化成時間に略比例して増大する。
【０１１２】
このため、音速は化成時間１０分以上で２０００ｍ／ｓと極めて小さくなっている。そして化成時間１０分以上で音速の変化は少なく安定した値を示す。
【０１１３】
図１１は前記したポーラスシリコン層５２の音響インピーダンスとポーラスシリコン層５２の化成時間との関係を示すグラフであり、左側の縦軸に音響インピーダンスを取り、横軸に化成時間を取っている。
【０１１４】
図１１に示すように、音響インピーダンスも化成時間１０分以上で２．５Ｍｒａｙｌと極めて小さな値を示している。
【０１１５】
このポーラスシリコン層の音速、音響インピーダンスは、超音波の測定により図１０及び図１１に示す様に、樹脂材料並みの小ささになっていることがわかる。一般にバッキング層の音響インピーダンスは圧電振動子の音響インピーダンスと差がある程本来の周波数の振動を高効率で発生出来ることになる。本実施の形態で、ポーラスシリコン層５２を用いる目的は、圧電振動子５３の音響インピーダンスに比べ１桁小さな音響インピーダンスをもつバッキング材を利用し、ポーラスシリコン層５２の振動を高周波で維持させることである。
【０１１６】
（効果）
以上の様な第１の実施の形態によれば、超音波ビームの走査を穿刺針１の径方向に行うことができ、且つ、穿刺針１の開口部２０で超音波を送受するので、生体組織への穿刺状態を確実に検出でき、血管等を避けて穿刺できる。また超音波ビームの走査は穿刺針１の管状部材２の管内で行うので、超音波ビームの走査が細胞組織の配列を乱すことがなくなり、信頼性の高い細胞の鑑別診断が可能となる。さらに、数１００ＭＨzという高い周波数の超音波を高い効率で送受信出来、その超音波ビームを走査する為の屈曲変位手段共々穿刺針１内に設けることによって、生体組織に刺針した状態で、穿刺針１の先端開口部に接した生体組織の超音波像を描出できる様になる。
【０１１７】
これにより、穿刺針１を細胞組織に対して相対的に変位させない状態で、超音波ビームを効率良く走査して前記穿刺針１の先端部の穿刺状況を把握しながら細胞組織を鑑別診断でき、穿刺針１を用いた医療行為の効率化が図れる。
【０１１８】
また、第１の実施の形態では、穿刺針１は、その根元で内視鏡スコープ１０１の鉗子孔１０３を挿通したシース１０６の先端に着脱可能に接続する接続手段を有しているので、使い捨てが可能となる。
【０１１９】
また、本実施の形態では、遮蔽手段の樹脂製遮蔽膜２１により、細胞片が穿刺針１の開口部２０内に入り込むことを防ぐ事ができ、組織細胞の変形を最小限に抑えることが出来る。また樹脂製遮蔽膜２１により、超音波ビーム走査に対する妨害を起こらないようにすることが可能となり、樹脂製遮蔽膜２１の微細孔２２を経て水溶液を穿刺針管内に微量導入することが可能になり、しかも樹脂製遮蔽膜２１がその内側の面に親水性処理２４されているので、超音波送受波器と生体組織の間が空隙状態になることを防止でき、良好な超音波画像が得られる。
【０１２０】
尚、第１の実施の形態では、超音波送受波器１１が反射波を受波することでＡモード信号を得、屈曲用圧電振動子１３が超音波Ｂモード診断像を得るための屈曲変位を発生させ、画像処理回路６５が超音波送受波器１１のＡモード信号に対して超音波Ｂモード診断像の画像処理を行うことで超音波Ｂモード診断像を得るように構成したが、屈曲用圧電振動子１３に加えて屈曲変位に直交する屈曲変位を発生される第２の屈曲用圧電振動子を弾性棒１２に設け、超音波Ｃモード診断像を得るための超音波ビームの走査を行い、画像処理回路６５が超音波送受波器１１のＡモード信号に対して時間ゲートを行い超音波Ｂモード診断像の画像処理を行うことで超音波Ｃモード診断像を得るように構成してもよい。又Ｂモード像とＣモード像を合成する画像処理を行うことにより３次元超音波画像を構築することが可能になる。
【０１２１】
また、第１の実施の形態では、弾性棒１２は短く形成すると、穿刺針１は超音波送受波器１１の超音波ビームａ１の扇状に走査し、弾性棒１２は長く形成すると、穿刺針１は超音波送受波器１１の超音波ビームａ１の直線状に走査することになる。
【０１２２】
図１２は図１乃至図１１に示した第１の実施の形態の第１の変形例を示す穿刺針の先端側の断面図である。
【０１２３】
図１２の第１の変形例の説明においては、図１乃至図１１に示した第１の実施の形態と同様の構成要素には同じ符号を付して説明を省略している。
【０１２４】
図１２に示すように、穿刺針２０１の管状部材２０２の先端部２１０は、図１乃至図６に示した第１の実施の形態の先端部１０に比べて、穿刺針先端の鋭利さ、即ちテーパ角度を少なくしている。
【０１２５】
図１２に示す第１の変形例においても、第１の実施の形態と同様の効果が得られる。
【０１２６】
図１３は図１乃至図６に示した第１の実施の形態の第２の変形例を示す穿刺針の側面図である。
【０１２７】
図１３の第２の変形例の説明においては、図１乃至図６に示した第１の実施の形態と同様の構成要素には同じ符号を付して説明を省略している。
【０１２８】
図１乃至図６に示した第１の実施の形態では穿刺針１の断面構造を円管としたが、図１３に示すように、穿刺針２２１の断面構造を偏平管にしている。即ち、穿刺針２２１の管状部材２２２の断面は、略長辺形の偏平管形状になっている。
【０１２９】
図１３に示す第２の変形例においても、第１の実施の形態と同様の効果が得られる。
【０１３０】
図１４は図１乃至図６に示した第１の実施の形態の第３の変形例を示す穿刺針の先端側の断面図である。
【０１３１】
図１４の第３の変形例の説明においては、図１乃至図６に示した第１の実施の形態と同様の構成要素には同じ符号を付して説明を省略している。
【０１３２】
図１４に示すように、穿刺針２４１では、管状部材２の先端部１０の開口部２０に設ける遮蔽膜２５１の形状を、超音波送受波器１１に前面側に来る前面部２５２の面のみ超音波送受波器１１の超音波送受面に平行にしている。これにより、穿刺針２４１は、超音波送受波器１１からの超音波が前面部２５２で全反射しないようになっている。
【０１３３】
図１４に示す第３の変形例によれば、第１の実施の形態と同様の効果が得られるとともに、遮蔽膜２５１の前面部２５２と音波送受波器１１の開口面とが平行になるので、音波送受波器１１からの超音波が前面部２５２で全反射せず、その間に介在する水膜も平行平面となり、効率の良い超音波送受波が可能となる。
【０１３４】
図１５は図１乃至図６に示した第１の実施の形態の第４の変形例を示す穿刺針の先端側の断面図である。
【０１３５】
図１５の第４の変形例の説明においては、図１乃至図６に示した第１の実施の形態と同様の構成要素には同じ符号を付して説明を省略している。
【０１３６】
図１５に示すように、穿刺針２６１の管状部材２６２の先端部２７０は、テーパを無くし、管軸方向に対して直交するように形成している。
【０１３７】
図１５に示す第４の変形例においても、第１の実施の形態と同様の効果が得られる。
【０１３８】
（第２の実施の形態）
図１６及び図１７は本発明の第２の実施の形態に係り、図１６は穿刺針１を第１の方向から見た内部構造を示す断面図、図１７は穿刺針の図１６の第１の方向と直交する第２の方向から見た内部構造を示す断面図である。
【０１３９】
図１６及び図１７の第２の実施の形態においては、図１乃至図６に示した第１の実施の形態と同様の構成要素には同じ符号を付して説明を省略している。
【０１４０】
（構成）
図１６及び図１７に示すように、本実施の形態の穿刺針３０１で第１の実施の形態と異なる点は、超音波送受波器３１１の開口面３５１を、樹脂製遮蔽膜２１と平行に配置している点である。
【０１４１】
また、シース先端部に接続固定する固定接続台３０３の基端面には、ジョイント孔３５２，３５３を形成している。
【０１４２】
ジョイント孔３５２，３５３はシース先端部に形成された図示しないピンが挿入されるようになっている。これにより、穿刺針３０１はシース先端部により安定して取り付けることが可能になる。
【０１４３】
（作用）
作業者は、穿刺針３０１を予め、その先端部を水侵させ、樹脂製遮蔽膜２１の微細孔２２に充填処理した水溶性樹脂２３を溶解させ、該微細孔２２から管内空洞部２５の陰圧によって図巣していない水滴を導入し、樹脂製遮蔽膜２１の管状部材２管内側に形成した親水性処理２４した部分で樹脂製遮蔽膜２１と超音波送受波器３１１の開口面３５１の間の空隙が水膜で満たされ超音波ビームａ２は効率良く対象物に送受される。しかも超音波ビームａ２は樹脂製遮蔽膜２１に直交するので、遮断膜によって全反射されたり、屈折されることがない。更にこの構成では超音波送受波器１１の開口面積を比較的大きくとれるので送受超音波強度を増加させることが可能となり、その分深達度が改善される。
【０１４４】
（効果）
以上、説明したように、第２の実施の形態によれば、第１の実施の形態と同様の効果が得られるとともに、超音波送受波器１１の深達度が改善される。また、穿刺針３０１はシース先端部により安定して取り付けることが可能になる。
【０１４５】
（第２の実施の形態）
図１８乃至図２０は本発明の第３の実施の形態に係り、図１８は穿刺針の先端側を第１の方向から見た側面図、図１９は穿刺針の前記第１の方向と直交する第２の方向から見た側面図、図２０は超音波送受波器の側面図である。
【０１４６】
図１８及び図１９に示すように、第３の実施の形態では、穿刺針４０１の断面構造を偏平管にしている。穿刺針４０１の管状部材４０２の断面は、略長辺形の偏平管形状になっている。
【０１４７】
穿刺針４０１の先端部４１０は生体組織への穿刺を容易にする為、鋭利なテーパを有する音響的な開口部４２０を有している。
【０１４８】
穿刺針４０１の内部には屈曲可能な弾性棒４１２やその先端に超音波送受波器４１１が配設された構造を持ち、管状部材４０２の径方向Ｄ３に超音波ビームａ３を走査する。
【０１４９】
図２０を用いて超音波送受波器４１１の構造について説明する。
図２０に示すように、超音波送受波器４１１は、ジルコニアセラミクス製の弾性棒４１２の先端部に、第一の実施の形態に示したポーラスシリコンがその表面に形成されたバッキング層４５１が接続され、その表面、側面を含めて、例えば金／クロムからなり配線電極が接続された下部電極４６０を形成し、その上にディップ等の方法によりＰＺＴ前駆液を塗布し、乾燥、熱処理を繰り返し目標の厚さ５〜１０μｍに堆積し、圧電厚膜４６１を形成する。この後、上部電極４６２を形成し、接地配線４６３に接続する。最後に下部電極４６０と接地配線４６３の間に５０Ｖ程度の直流電圧を印加し、分極処理を行う。これによって両電極に挟まれた圧電厚膜部４６４が圧電振動子となる。上部電極４６２には音響レンズ４６５が形成されている
圧電厚膜部４６４は、厚膜なので、容易に共振周波数が数１００ＭＨzの圧電変換素子が得られる。
【０１５０】
バッキング層４５１は圧電厚膜部４６４による圧電振動子の１／８以下の音響インピーダンスを有している。
【０１５１】
このバッキング層４５１は材料はＳｉ単結晶表面に数１０μｍの厚さのポーラスシリコンを形成することによって得られる。この層の音響インピーダンスは２．５Ｍｒａｙｌ程度であり、前記した圧電厚膜部４６４の単結晶圧電体の１／８以下である。
【０１５２】
（作用）
このような第３の実施の形態では、バッキング層４５１として音響インピーダンスが圧電厚膜部４６４による圧電振動子の１／８以下のポーラスシリコン層が配置されているので、超音波振動は圧電厚膜部４６４の中に効率良く閉じ込められ、振動子としての中心周波数が低下することがなくなる。圧電厚膜部４６４の共振周波数はＰＺＴの場合５〜１０μｍの厚さがほぼ３００ＭＨzに相当する。この周波数領域であれば生体組織細胞の鑑別が可能となる。また基本波を用いて送受信するので、駆動信号は単発のパルスを使うことが出来るようになり、バースト波を用いることによる深さ方向分解能の低減を防ぐことが可能になる。
【０１５３】
（効果）
このような第３の実施の形態によれば、超音波送受波器４１１の超音波振動は圧電厚膜部４６４に効率良く閉じ込められ、また超音波送受波器４１１は基本波を用いて送受信するので、駆動信号は単発のパルスを使うことが出来き、第１の実施の形態に比べて深さ方向分解能を向上できる。
【０１５４】
ここで、図２０では接地配線４６３が圧電厚膜４６１を介在して下部電極４６０と対向しているので、介在させられた圧電厚膜４６１も分極され圧電振動子の機能を有し、膜の鉛直方向に超音波送受してしまうことになる。図２１及び図２２に示す第１乃至第２の変形例はこのような問題に対応したものである。
【０１５５】
図２１は図１８乃至図２０に示した第３の実施の形態の第１の変形例を示す超音波送受波器の側面図である。
【０１５６】
図２１の第１の変形例の説明においては、図２０に示した第１の実施の形態と同様の構成要素には同じ符号を付して説明を省略している。
【０１５７】
図２１に示すように、第１の変形例の超音波送受波器５１１では、接地配線４６３を短く形成し、上部電極４６２と接地配線４６３の間を金属の細線５１２で接続している。細線５１２は接地配線４６３よりも十分細く形成されている。
【０１５８】
このような第１の変形例によれば、下部電極４６０と細線５１２の間に介在する圧電厚膜４６１の面積は小さいので、介在させられた圧電厚膜４６１が圧電振動子の機能を発揮したとしても、膜の鉛直方向に超音波送受を十分小さくできる。
【０１５９】
図２２は図１８乃至図２０に示した第３の実施の形態の第２の変形例を示す超音波送受波器の側面図である。
【０１６０】
図２２の第１の変形例の説明においては、図２０に示した第１の実施の形態と同様の構成要素には同じ符号を付して説明を省略している。
【０１６１】
図２２に示すように、第２の変形例の超音波送受波器５１２では、接地配線４６３と圧電厚膜４６１の間に酸化けい素等の低誘電率絶縁膜６１２を介在させている。
【０１６２】
このような第１の変形例によれば、低誘電率絶縁膜６１２によって、接地配線４６３と下部電極４６０の間に介在しする圧電厚膜４６１の分極を弱めることができ、介在させられた圧電厚膜４６１の圧電振動子の機能を弱め、膜の鉛直方向に超音波送受を十分小さくできる。
【０１６３】
尚、図２０乃至図２２に示した第３の本実施の形態及びその第１及び第２の変形例において、圧電厚膜４６１の形成方法はここに開示した方法に限定されるものではなく、例えば、ゾルゲル法、水熱合成法、電気泳動法、ジェットプリンティングシステム（ＪＰＳ）法、曲面スクリーン印刷法などでも構わない。また圧電厚膜材料もＰＺＴに限定されるものではなく、例えば酸化亜鉛、窒化アルミニウムでも構わない。また音響レンズ４６５では先端形状を凸面にしているが、これも平面、凹面でも、超音波ビームの指向性が損なわれない限り、表面形状を限定するものではない。
【０１６４】
［付記］
以上詳述したような本発明の上記実施の形態によれば、以下の如き構成を得ることができる。
【０１６５】
（付記項１） 管状部材により形成された穿刺針を生体組織に刺針し、該穿刺針から超音波を送受波して、前記生体組織の細胞を診断する超音波診断装置において、
前記管状部材先端の開口部近傍に配置され、前記超音波を送波し、この送信超音波による生体組織からの反射超音波のエコー信号を受波する超音波送受波器と、
前記管状部材の内部に設けられ、前記超音波送受波器の位置を変位させることで該超音波送受波器からの超音波を前記管状部材の径方向に走査する超音波走査手段と、
前記管状部材の内部に設けられ、前記超音波送受波器の位置を検出し、この検出結果の位置信号を出力する位置検出手段と、
前記位置検出手段の位置信号と前記超音波送受波器の受信信号とから、超音波Ｂモード診断像または超音波Ｃモード診断像を構築する診断像構築手段と、
を具備したことを特徴とする超音波診断装置。
【０１６６】
（付記項２） 前記穿刺針の前記管状部材の根元に設けられ、内視鏡の鉗子孔を挿通したシースの先端に着脱可能に接続する接続手段と、
前記穿刺針の前記管状部材の根元に設けられ、前記超音波送受信部に電気信号を送受信するための第１の電気端子と、
前記穿刺針の前記管状部材の根元に設けられ、前記超音波走査手段に走査のための駆動信号を供給するための第２の電気端子、
前記穿刺針の前記管状部材の根元に設けられ、前記位置検出手段の位置信号を出力するための第３の電気端子と、
を具備したことを特徴とする付記項１に記載の超音波診断装置。
【０１６７】
（付記項３） 前記超音波送受波器は、前記穿刺針の軸方向に前記超音波ビームを送波させる配置としたことを特徴とする付記項１または２に記載の超音波診断装置。
【０１６８】
（付記項４） 前記穿刺針の管状部材の先端部に鋭利なテーパを有す開口部を形成し、この開口部に遮蔽手段を施したことを特徴とする付記項１乃至３のいずれか一つに記載の超音波診断装置。
【０１６９】
（付記項５） 前記遮蔽手段には水溶液を微量導入する手段が形成されていることを特徴とする付記項４に記載の超音波診断装置。
【０１７０】
（付記項６） 前記水溶液を微量導入する手段は、前記遮蔽手段に施された微小孔と、この微小孔に詰まった水溶性樹脂と、前記管状部材内部の陰圧とから構成されていることを特徴とする付記項５に記載の超音波診断装置。
【０１７１】
（付記項７） 前記遮蔽手段の内側の面には親水性処理が施されていることを特徴とする付記項４乃至６のいずれか一つに記載の超音波診断装置。
【０１７２】
（付記項８） 遮蔽手段は、前記超音波送受波器の近接部の一部において、前記超音波送受波器と平行な面を有することを特徴とする付記項４乃至７のいずれか一つに記載の超音波診断装置。
【０１７３】
（付記項９） 前記超音波送受波器より送受される超音波が前記穿刺針の管状部材の先端部開口面に対し垂直方向に送受信するように配置されたことを特徴とする付記項１乃至７のいずれか一つに記載の超音波診断装置。
【０１７４】
（付記項１０） 前記超音波送受波器より送波される超音波ビームを前記管状部材の径方向に直線状ないし扇状に走査する手段を有することを特徴とする付記項１乃至９のいずれか一つに記載の超音波診断装置。
【０１７５】
（付記項１１） 前記超音波走査手段は、
前記穿刺針の管状部材の内部で前記管状部材の長軸に沿う様に配置し、前記超音波送受信素子をその先端で固定保持する弾性棒と、
この弾性棒に接合した圧電薄板からなる屈曲振動子と、
で構成されていることを特徴とする付記項１乃至１０のいずれか一つに記載の超音波診断装置。
【０１７６】
（付記項１２） 超音波送受波器は圧電変換素子からなり、この圧電変換素子が送受する超音波の周波数が圧電基本振動周波数の奇数倍であることを特徴とする付記項１乃至１１のいずれか一つに記載の超音波診断装置。
【０１７７】
（付記項１３） 前記圧電変換素子が単結晶圧電材料からなることを特徴とする付記項１２に記載の超音波診断装置。
【０１７８】
（付記項１４） 前記単結晶圧電材料は、ニオブ酸カリウム、ニオブ酸リチウム、それらの固溶体、タンタルニオブ酸カリウムの内のいずれかであることを特徴とする付記項１３に記載の超音波診断装置。
【０１７９】
（付記項１５） 前記圧電変換素子に印加する送信駆動信号が、バースト波で、その周波数が前記圧電基本振動周波数の奇数倍に等しくなる駆動手段を有することを特徴とする付記項１２に記載の超音波診断装置。
【０１８０】
（付記項１６） 前記超音波送受波器は、圧電変換素子からなり、圧電変換素子は弾性棒上にバッキング層を介して形成された下部電極と、その上に形成された圧電変換素子、更にその上に形成された上部電極とからなることを特徴とする付記項１乃至１１のいずれか一つに記載の超音波診断装置。
【０１８１】
（付記項１７） 前記バッキング層の音響インピーダンスは、前記圧電変換素子の音響インピーダンスの１／８以下であることを特徴とする付記項１６に記載の超音波診断装置。
【０１８２】
（付記項１８） 前記バッキング層は、シリコン単結晶上に層状に形成したポーラスシリコンであることを特徴とする付記項１６または１７に記載の超音波診断装置。
【０１８３】
（付記項１９） 前記圧電変換素子は、圧電厚膜であることを特徴とする付記項１６乃至１８のいずれか一つに記載の超音波診断装置。
【０１８４】
（付記項２０） 前記位置検出手段は、前記弾性棒の一部に、一体的に形成された弾性棒屈曲変位検出素子であることを特徴とする付記項１１乃至１９のいずれか一つに記載の超音波診断装置。
【０１８５】
（付記項２１） 前記弾性棒屈曲変位検出素子は、圧電変換素子で、この圧電素子と前記弾性棒との貼り合わせ構造からなる圧電ユニモルフであることを特徴とする付記項２０に記載の超音波診断装置。
【０１８６】
（付記項２２） 前記弾性棒は絶縁体であり、その表面に前記超音波送受波器を駆動制御する為の配線が形成されていることを特徴とする付記項１１乃至２１のいずれか一つに記載の超音波診断装置。
【０１８７】
【発明の効果】
以上述べた様に本発明の付記項１及び２に記載の超音波診断装置によれば、穿刺針を細胞に対して相対的に変位させない状態で、超音波ビームを効率良く走査して前記穿刺針の先端部の穿刺状況を把握しながら細胞組織を鑑別診断できるので、穿刺針を用いた医療行為の効率化が図れる。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の第１の実施の形態に係る超音波診断装置を用いた内視鏡スコープ先端部を示す斜視図。
【図２】本発明の第１の実施の形態に係る穿刺針を第１の方向から見た内部構造を示す断面図。
【図３】本発明の第１の実施の形態に係る穿刺針の図２の第１の方向と直交する第２の方向から見た内部構造を示す断面図。
【図４】本発明の第１の実施の形態に係る超音波送受波器の構造を示す断面図。
【図５】本発明の第１の実施の形態に係る超音波ビームを走査するアクチュエータ系の駆動信号を含めた超音波診断装置の回路システムを示すブロック図。
【図６】本発明の第１の実施の形態に係る屈曲用圧電振動子への駆動信号を示すグラフ。
【図７】本発明の第１の実施の形態に係る第１の種類の圧電材料を用いた場合の超音波送受波器の送受波感度の周波数特性を示すグラフ。
【図８】本発明の第１の実施の形態に係る第２の種類の圧電材料を用いた場合の超音波送受波器の送受波感度の周波数特性を示すグラフ。
【図９】本発明の第１の実施の形態に係る５次の圧電オーバートーン応答に対する超音波振動子のインピーダンス及び位相特性を示すグラフ。
【図１０】本発明の第１の実施の形態に係る圧電振動子のバッキング層として用いるポーラスシリコンの音響特性を示す第１のグラフ。
【図１１】本発明の第１の実施の形態に係る圧電振動子のバッキング層として用いるポーラスシリコンの音響特性を示す第２のグラフ。
【図１２】図１乃至図１１に示した第１の実施の形態の第１の変形例を示す穿刺針の先端側の断面図。
【図１３】図１乃至図１１に示した第１の実施の形態の第２の変形例を示す穿刺針の先端側の断面図。
【図１４】図１乃至図１１に示した第１の実施の形態の第３の変形例を示す穿刺針の先端側の断面図。
【図１５】図１乃至図１１に示した第１の実施の形態の第４の変形例を示す穿刺針の先端側の断面図。
【図１６】本発明の第２の実施の形態に係る穿刺針を第１の方向から見た内部構造を示す断面図。
【図１７】本発明の第２の実施の形態に係る穿刺針の図１６の第１の方向と直交する第２の方向から見た内部構造を示す断面図である。
【図１８】本発明の第３の実施の形態に係る穿刺針の先端側を第１の方向から見た側面図
【図１９】本発明の第３の実施の形態に係る穿刺針の前記第１の方向と直交する第２の方向から見た側面図
【図２０】本発明の第３の実施の形態に係る超音波送受波器の側面図。
【図２１】図１８乃至図２０に示した第３の実施の形態の第１の変形例を示す超音波送受波器の側面図。
【図２２】図１８乃至図２０に示した第３の実施の形態の第２の変形例を示す超音波送受波器の側面図。
【図２３】従来の組織鑑別用超音波プローブの全体の構成例を示す説明図。
【図２４】従来の超音波診断装置の針状センサの断面図。
【図２５】図２４の従来の超音波診断装置の機構部を詳細に示す断面図。
【符号の説明】
１ …穿刺針
２ …管状部材
３ …固定接続台
１０ …先端部
１１ …超音波送受波器
１２ …弾性棒
１３ …屈曲用圧電振動子
１４ …変位検出用圧電素子
１５ …配線
１６，１７…接地配線
２０ …開口部
１０１ …内視鏡スコープ
１０２ …先端部
１０３ …鉗子孔
１０６ …シース
Claims (8)
- 音響的な開口部を有し、生体組織に穿刺可能な針状体と、
前記針状体の内部に設けられ、超音波ビームを前記開口部から外部に走査して反射波を受信する超音波送受波器と、
前記針状体の内部に設けられ、自身が屈曲変位することにより前記超音波送受波器を振動させることが可能な屈曲用圧電振動子を有する超音波走査手段と、
を備えたことを特徴とする超音波送受信ユニット。 - 前記開口部は、前記生体組織が針状体内部に入り込むことを防ぐ遮蔽膜を有することを特徴とする請求項１に記載の超音波送受信ユニット。
- 前記遮蔽膜は、水溶性の充填材が充填された微細孔を有し、
前記充填材の溶解に伴い、前記微細孔から水の導入が可能であることを特徴とする請求項２に記載の超音波送受信ユニット。 - 前記超音波走査手段による前記超音波送受信器の位置の変位を検出する位置検出手段を有し、
前記超音波送受信器により受信した反射波と、前記位置検出手段により検出した位置の変位に基づき、超音波断層像を構築する診断像構築手段と、
を備えたことを特徴とする請求項１から請求項３までのいずれか一つに記載の超音波送受信ユニット。 - 前記超音波送受波器は、３００ＭＨｚ近傍に高次の圧電オーバートーンを有する厚さの単結晶圧電体を用いて構成したことを特徴とする請求項１に記載の超音波送受信ユニット。
- 前記超音波送受波器の位置を変位させる超音波送受信器変位駆動手段を有することを特徴とする請求項１に記載の超音波送受信ユニット。
- 前記針状体は、着脱可能な接続手段を有することを特徴とする請求項１に記載の超音波送受信ユニット。
- 前記超音波送受波器は、バッキング材としてポーラスシリコン層を有することを特徴とする請求項１に記載の超音波送受信ユニット。
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