JP5677551B2 - 検出器、診断装置 - Google Patents

Description

本発明は、検出器、診断装置に関し、特に超音波を検出する検出器及び該検出器を備える診断装置に関する。

光音響（Ｐｈｏｔｏａｃｏｕｓｔｉｃ）効果を応用して、乳房腫瘍のための診断装置が知られている。
例えば、検体からの超音波を検出するために、１画素が２ｍｍの幅を持ち、約３ｍｍピッチで、全５９０画素で配置されたＰＶＤＦセンサ（約７５ｍｍ角）が用いられている。ＰＶＤＦセンサは、ＰＺＴセンサに比べて、広帯域であるという特徴を有している。

ＰＶＤＦと同様に、ＰＺＴセンサに比べて広帯域なセンサとして、ＭＥＭＳ技術を用いた容量検出型超音波センサ（ＣＭＵＴ：Ｃａｐａｃｉｔｉｖｅ−Ｍｉｃｒｏｍａｃｈｉｎｅｄ−Ｕｌｔｒａｓｏｎｉｃ−Ｔｒａｎｓｄｕｃｅｒ）が提案されている（非特許文献１）。
このＣＭＵＴは半導体プロセスを応用して形成しているため、低コスト化が可能である特徴がある。ＣＭＵＴでは、測定対象の周波数帯域により２５０μｍ〜４００μｍの画素幅が用いられる。

Ａ．Ｓ．Ｅｒｇｕｎ，Ｙ．Ｈｕａｎｇ，Ｘ．Ｚｈｕａｎｇ，Ｏ． Ｏｒａｌｋａｎ，Ｇ．Ｇ．Ｙａｒａｈｏｇｌｕ，ａｎｄ Ｂ．Ｔ．Ｋｈｕｒｉ−Ｙａｋｕｂ，¨Ｃａｐａｃｉｔｉｖｅ ｍｉｃｒｏｍａｃｈｉｎｅｄ ｕｌｔｒａｓｏｎｉｃ ｔｒａｎｓｄｕｃｅｒｓ：ｆａｂｒｉｃａｔｉｏｎ ｔｅｃｈｎｏｌｏｇｙ，¨Ｕｌｔｒａｓｏｎｉｃｓ， Ｆｅｒｒｏｅｌｅｃｔｒｉｃｓ ａｎｄ Ｆｒｅｑｕｅｎｃｙ Ｃｏｎｔｒｏｌ，ＩＥＥＥ Ｔｒａｎｓａｃｔｉｏｎｓ ｏｎ，ｖｏｌ． ５２，ｎｏ．１２，ｐｐ．２２４２−２２５８，Ｄｅｃ．２００５．

光音響（Ｐｈｏｔｏａｃｏｕｓｔｉｃ）効果を応用した乳房腫瘍診断装置にＣＭＵＴを用いることで、センサ部分の低コスト化を期待することができる。
しかし、本発明者らが鋭意検討した結果、ＣＭＵＴの画素サイズをそのまま大きくする（１画素を構成するセル（又はエレメント）の数を増加させる）と、次のような課題が生じることを見出した。
静電容量検出型のセンサであるＣＭＵＴは、容量変化による電流変化を検出する検出回路を有している。
従来のＣＭＵＴで用いられている画素サイズを拡大し、乳房腫瘍診断装置用のサイズに広げようとすると、ＣＭＵＴにおける１画素での容量負荷が大きくなる。そのため、検出回路への負荷が大きくなり、検出回路を安定に動作させるために、検出する帯域を狭くすることが必要となるという課題が生じる。

本発明は、上記課題に鑑み、検出回路が安定に動作する周波数帯域を広くすることができ、１画素のサイズが大きくなった場合でも、検出帯域の広帯域化を図ることが可能となる検出器、該検出器を備える診断装置の提供を目的とする。

本発明の検出器は、超音波を検出する検出器であって、
第１の電極と、前記第１の電極と間隙を介して対向し前記超音波を受信することにより振動可能な第２の電極と、を備えて構成されるセルの複数と、
前記第１及び第２の電極のうち一方の電極である検出電極からの電流を電圧に変換可能な電流−電圧変換回路の複数と、
加算回路と、
を備え、
前記複数のセルは、少なくとも２つのセルを１グループとする、複数のグループからなり、
前記１つのグループから出力される電流は、１つの前記電流−電圧変換回路に入力されることにより電圧に変換され、
前記複数の電流−電圧変換回路から出力される電圧は、１つの前記加算回路に入力されることにより加算されることを特徴とする。
また、本発明の診断装置は、上記した検出器を備え、
前記検出器から出力される検出信号を基に検体の画像化を行うことを特徴とする。

本発明によれば、検出回路が安定に動作する周波数帯域を広くすることができ、１画素のサイズが大きくなった場合でも、検出帯域の広帯域化を図ることが可能となる検出器、該検出器を備える診断装置を実現することができる。

第１の実施形態に係わる容量検出型の電気機械変換素子の説明図。 第２の実施形態に係わる容量検出型の電気機械変換素子の説明図。 第３の実施形態に係わる容量検出型の電気機械変換素子の説明図。 第４の実施形態に係わる容量検出型の電気機械変換素子の説明図。 第５の実施形態に係わる容量検出型の電気機械変換素子の説明図。 第６の実施形態に係わる容量検出型の電気機械変換素子の説明図。

以下、図面を用いて、本発明の実施形態における第１の電極（検出電極）と第２の電極（バイアス電極）との間の容量変化により、振動膜の変位の検出が可能な容量検出型の電気機械変換素子の構成例について説明する。本発明において上記第１の電極と第２の電極は、各電極間に間隙を有して配されていれば良く、各電極の機能としては、第１の電極をバイアス電極とし、第２の電極を検出電極としても良い。即ち本発明においては前記第１の電極又は前記第２の電極のいずれを検出電極として用いても良い。

［第１の実施の形態］
図１を用いて、第１の実施の形態の容量検出型の電気機械変換素子を構成するＣＭＵＴについて説明する。
本実施形態のＣＭＵＴにおいて、振動膜１０１で受信した超音波の情報を平均化した１つの情報として出力する領域を、以下において１画素と記す。
１画素内では、超音波の持つ振幅や位相情報は平均化されており、装置側では画素単位での振幅や位相情報を元に検体の画像化を行なう。
振動膜１０１は基板１０６上に形成された支持部１０３により支持されている。振動膜１０１と支持部１０３、基板１０６は絶縁体で形成されている。
本実施形態のＣＭＵＴは、基板１０６に配された検出電極（第１の電極）１０５と、この検出電極１０５と間隙１０４を介して設けられた振動膜１０１に検出電極１０５と対向するように配されたバイアス電極（第２の電極）１０２とによる構成を備えている。
このような基板に配された検出電極と、該検出電極と間隙を介して設けられた振動膜に、該検出電極と対向するように配されたバイアス電極とによる１組の構成を、以下においてセルと記す。
バイアス電極１０２には、一定のＤＣ電圧が印加されるように構成されている。なお、間隙１０４部分は大気圧より減圧されている。

バイアス電極１０２に印加されたバイアス電圧と検出電極１０５間の電位差により発生する静電気力と、振動膜１０１上部に印加される大気圧と間隙１０４部分の圧力の差により、振動膜１０１は基板１０６側に撓んでいる。
振動膜１０１が超音波により振動すると、バイアス電極と検出電極間の静電容量がその振動に応じて変化する。
この静電容量の変化と、バイアス電極に印加されたバイアス電圧により、検出電極１０５に誘導電荷が発生し、微小な電流が流れる。

本実施形態のＣＭＵＴは、１画素内にセルを複数備えている。
セルの振動膜のサイズ（厚さ、直径）は、検出したい超音波について、振動膜が振動しやすい周波数になるように決定されている。また、１画素の大きさは、検出したい超音波の波長の長さより決定される。
一般的に、セルの直径は１０μｍから数１０μｍ程度であり、１画素の大きさは、背景技術で述べたようにＰｈｏｔｏａｃｏｕｓｔｉｃ効果を応用した乳房腫瘍診断装置では２ｍｍ程度である。
そのため、複数（上記の例では、１００〜４０００個程度）のセルにより１画素が形成される構成となっている。

本実施形態のＣＭＵＴでは、１画素内のセルがＮ個の複数のグループに分割されていることが特徴である。
具体的には、検出電極１０５の電極同士（第１の電極同士）を配線で接続して、同一の検出回路１０７に接続されている構成、を１つのグループとし、このようなグループを複数有する。
図１では、基板１０６上に配された電極１０５を検出電極である第１の電極とした構成を例示しているが、本発明においては、当該第１の電極１０５と、バイアス電極である第２の電極１０２とを入れ替えて、第２の電極を検出電極とすることもできる。この場合には、検出電極１０２の電極同士（第２の電極同士）を配線で接続して、同一の検出回路１０７に接続されている構成、を１つのグループとし、このようなグループを複数有する構成とすれば良い。
本発明のＣＭＵＴでは、１画素内にＮ個のグループ毎に検出回路が１個（全部でＮ個）備えていることを特徴としている。
これにより、１つの検出回路に掛かる容量負荷を分散することができるため、該検出回路による検出信号が安定に動作する周波数帯域を広くすることができる。そのため、画素サイズを大きくしても、検出帯域が狭くなることなく、Ｐｈｏｔｏａｃｏｕｓｔｉｃ効果を応用した乳房腫瘍診断装置においても広帯域化を図ることが可能なＣＭＵＴを提供することができる。

本実施形態のＣＭＵＴでは、１画素につき、合算回路１０８を１つ備えている。
合算回路１０８は、１画素において備えているＮ個の検出回路の出力信号をすべて合算して、合算信号をＣＭＵＴの出力信号端子に出力する。
１画素毎に合算回路１０８を有することにより、ＣＭＵＴの外部に引き出す配線の数を減らすことができる。
これにより、ＣＭＵＴの小型化や、信頼性を向上させることができる。また、ＣＭＵＴにおける信号を受信する装置の負荷を低減することができる。

［第２の実施の形態］
図２を用いて、第２の実施の形態の容量検出型の電気機械変換素子を構成するＣＭＵＴ
について説明する。
図２にトランスインピーダンス回路の構成図を示す。
図２において、２０１はオペアンプ、２０２、２０４は抵抗、２０３、２０５はコンデンサである。なお、図１に対応する構成については図１を用いて説明することとする。
本実施形態は、検出回路の構成と、分割数の関係以外は、第１の実施形態と同じである。ここで検出回路１０７は、振動膜の振動によって発生した微小電流を検出するための回路である。
本実施形態では、微小電流の変化を電圧に変化する電流−電圧変換回路であるトランスインピーダンス回路を用いている。
図２では、オペアンプ２０１は正負電源ＶＤＤ、ＶＳＳに接続されている。
オペアンプ２０１の反転入力端子（−ＩＮ）は、ＣＭＵＴの検出電極１０５からの配線で接続されている。
また、オペアンプ２０１の出力端子（ＯＵＴ）は、並列に接続された抵抗２０２とコンデンサ２０３に反転入力端子（−ＩＮ）接続されて、出力信号がフィードバックされる構成になっている。
オペアンプ２０１の非反転入力端子（＋ＩＮ）は、並列に接続された抵抗２０４とコンデンサ２０５により、グランド端子（ＧＮＤ）に接続されている。
グランド端子（ＧＮＤ）の電圧は、正電源ＶＤＤと負電源ＶＳＳ間の中間電位となっている。
抵抗２０２と２０４の抵抗値、コンデンサ２０３と２０５の容量値は、それぞれ同じ値である。

本実施形態の検出回路１０７では、検出電極１０５からの電流変化を、トランスインピーダンス回路により、電流変化に対応した電圧値に変換して出力している。
トランスインピーダンス回路は、他の回路構成に比べて、帯域が広く取れる特徴を有している。
また、検出回路１０７からの出力信号は電圧値として出力されるため、合算回路までの配線での信号劣化が起こりにくい。
また、合算回路１０８は電圧加算回路であり、検出回路１０７からの出力電圧を加算して、出力端子より外部へ出力を行う。
ここで、オペアンプ２０１の利得帯域幅をＧＢＷ、抵抗２０２、２０４の抵抗値をＲＦ、コンデンサの容量値をＣＦ、オペアンプの反転入力端子（−ＩＮ）に寄生する容量をＣｉｎとする。
オペアンプを図２で示した回路でトランスインピーダンス動作する際には、入力された信号がＲＦとＣＦを介して負帰還となっているため、回路全体の安定性を考慮する必要がある。入力端子に寄生している容量Ｃｉｎが大きいと、負帰還回路が不安定になり、回路自体が発振してしまうことがある。この状態となると、本来の電流−電圧変換を行うことができなくなくなるため、Ｃｉｎの値に対して回路の安定性を考慮して、最適なＧＢＷ、ＲＦ、ＣＦを選択する必要がある。

入力端子にＣｉｎの寄生容量がある場合、オペアンプが安定に動作するためには、式（１）を満たしている必要がある。

ＣＭＵＴ１画素当りについて、検出電極１０５部分に寄生する容量をＣｍｕｔとする。検出電極１０５から検出回路１０７を接続する１本の配線当りについて、寄生する容量をＣｗｉｒｅとする。また、１画素内での分割数、つまり検出電極同士が接続された複数のグループ数（複数の検出回路数）を整数Ｎとする。
入力端子の寄生容量Ｃｉｎは、検出電極１０５部分に寄生する容量であるＣｍｕｔや接続配線に寄生する容量をＣｗｉｒｅと、１画素内での分割数Ｎを用いて、式（２）で表すことができる。

式（１）と式（２）より、式（３）が導出できる。

式（３）を満たすように、分割数Ｎを決めることで、トランスインピーダンス回路の所定の定数を用いても、安定な回路動作をさせることができる。
本実施形態のＣＭＵＴでは、式（３）を用いて、１画素内の分割数Ｎを決定することが特徴である。
このように、トランスインピーダンス回路の所定の利得帯域幅、帰還容量、抵抗値に基づいて、
オペアンプの利得帯域幅と１つの情報当たりの検出電極を構成する検出電極に発生する寄生容量と、該検出電極と検出回路間の配線に発生する寄生容量から、分割数Ｎと検出回路の数を決定することができる。
これによりＮ個に設定された検出回路により、画素サイズが大きくなったとしても、検出回路を広い帯域まで安定して動作させることができる。

［第３の実施の形態］
図３を用いて、第３の実施の形態の容量検出型の電気機械変換素子を構成するＣＭＵＴについて説明する。
本実施形態は、検出回路と合算回路の構成以外は、第１の実施形態から第２の実施形態と同じである。
３０１は電流増幅回路、３０２は電流加算回路、３０３は電流−電圧変換回路である。検出回路１０７は、電流増幅回路３０１によって構成される。
また、合算回路１０８は、電流加算回路３０２と電流−電圧変換回路３０３によって構成される。
電流増幅回路３０１は、検出回路１０７からの微小電流を増幅し、インピーダンス変換をして、合算回路１０８に出力する。
合算回路１０８では、入力された複数の電流を電流加算回路３０２により、電流加算を行う。
加算された電流は、電流−電圧変換回路で、対応する電圧信号に変換され、ＣＭＵＴの外部に出力される。

電流増幅回路３０１や電流加算回路３０２は、第１の実施形態で用いたトランスインピーダンス回路や電圧加算回路に比べて、小さな回路面積で実現することができる。そのため、検出回路１０７と合算回路１０８の面積を小さくすることができる。
本実施形態のＣＭＵＴを用いることで、画素サイズを大きくしても、検出帯域が狭くなることなく、より小さな回路面積であるＣＭＵＴを提供することができる。

［第４の実施の形態］
図４を用いて、第４の実施の形態の容量検出型の電気機械変換素子を構成するＣＭＵＴについて説明する。
本実施形態は、検出回路と合算回路が形成されている基板についての構成以外は、第１の実施形態から第３の実施形態と同じである。
図４に、本実施形態に係るＣＭＵＴの構成図を示す。
図４において、４０１は第１の基板、４０２は第２の基板、４０３は貫通配線、４０４は検出回路の出力端子、４０５は合算回路の入力端子、４０６はバンプである。

第１の基板４０１の面上には、複数のグループにおけるセルが、該セルの検出電極側（第１の電極側）を対向させて配設されている。
すなわち、一方の面上に検出電極１０５を含むセルにより構成される画素が形成されている。
また、基板の他方の面（複数のグループから構成されるセルが配設された反対側の面）上に複数のグループにおける各検出回路が形成されている。すなわち、１画素についてＮ個の検出回路１０７が形成されている。
第１の基板４０１は、画素数Ｐ×１画素内のセル数の基板を貫通する配線を有しており、貫通配線により１グループ毎の検出電極が対応した検出回路（ＣＭＵＴ全体でＰ×Ｎ個）に接続されている。
第２の基板４０２上には、画素数分のＰ個の合算回路が形成されている。
第１の基板４０１上に形成された検出回路の出力端子と、上記第２の基板上に形成された合算回路の入力端子４０５は、これらの入力端子間が画素毎にバンプによって電気的に接続されている。
ＣＭＵＴの出力信号は、第２の基板４０２上に形成された画素数分の配線により、画素数分（Ｐ本）の端子まで引き出されている。

本実施形態のＣＭＵＴを用いることで、画素からの配線の長さを第１の基板４０１の厚さ程度にすることができることから、配線により発生する寄生容量を小さくすることが可能となる。
そのため、より検出回路への負荷を減らすことができ、広帯域なＣＭＵＴを提供することができる。

［第５の実施の形態］
図５を用いて、第５の実施の形態の容量検出型の電気機械変換素子を構成するＣＭＵＴについて説明する。
本実施形態は、基板上に検出回路が形成されている位置の構成以外は、第４の実施形態と同じである。

第１の基板４０１上には、検出回路１０７が形成されており、更にこの検出回路上に、検出電極１０５を含むセルにより構成される画素が形成されている。
第１の基板４０１は、画素数×Ｎ本の基板を貫通する配線を有しており、貫通配線により１グループ毎の検出回路（ＣＭＵＴ全体でＰ×Ｎ個）の出力端子が、もう一方側の対応した電極４０７に接続されている。第２の基板４０２上には、画素数分のＰ個の合算回路が形成されている。
第１の基板４０１上の電極４０７と、第２の基板４０２上に形成された合算回路の入力端子４０５は、画素毎にバンプによって電気的に接続されている。
ＣＭＵＴの出力信号は、第２の基板４０２上に形成された画素数分の配線により、画素数分（Ｐ本）の端子まで引き出されている。

本実施形態のＣＭＵＴを用いることで、画素からの配線の長さを最小にすることができるため、配線により発生する寄生容量を大幅に小さくすることができる。また、貫通配線の数を第５の実施形態に比べて、減らすことができる。そのため、より検出回路への負荷を減らすことができ、より広帯域なセンサを提供することができる。加えて、センサの信
頼性を向上させることができる。

［第６の実施の形態］
図６を用いて、第６の実施の形態の容量検出型の電気機械変換素子を構成するＣＭＵＴについて説明する。
本実施形態は、検出回路と合算回路が形成されている位置の構成以外は、第１の実施形態から第３の実施形態と同じである。
基板４０１上には、１画素に対応する領域内にＮ個の検出回路１０７と１個の合算回路１０８が形成されたこれらの回路上に、検出電極１０５を含むセルにより構成される画素が形成されて２次元アレイ状に配置されている。
ＣＭＵＴの出力信号は、基板４０１上に形成された画素数分の配線により、画素数分（Ｐ本）の端子まで引き出されている。
本実施形態のＣＭＵＴを用いることで、画素からの配線の長さを最小にすることができるため、配線により発生する寄生容量を大幅に小さくすることができる。そのため、より検出回路への負荷を減らすことができ、より広帯域なＣＭＵＴを提供することができる。
加えて、検出回路と合算回路間の配線距離を最小にすることができるため、検出回路からの出力を合算するまでの信号劣化を抑制することができるため、信号の劣化の少ない高性能なＣＭＵＴを提供することができる。

本実施形態の構成では、画素内に複数の検出回路と１つの合算回路を配置することが必要となることから、回路面積を抑えることができる第３の実施形態と合わせて用いると、より効果的である。
また、第３の実施形態では、検出回路から合算回路間を電流信号で伝送しており、電圧で伝送する方式と比べると、配線を長くするとノイズの印加や信号の劣化が発生する可能性が高い。
本実施形態は検出回路から合算回路までの配線を最小にすることができるため、本実施形態と第３の実施形態を組み合わせることで、より信号の劣化の少ない高性能なＣＭＵＴを提供することができる。

１０１：振動膜
１０２：バイアス電極
１０３：支持部
１０４：間隙
１０５：検出電極
１０６：基板
１０７：検出回路
１０８：合算回路

Claims (11)

1. 超音波を検出する検出器であって、
   第１の電極と、前記第１の電極と間隙を介して対向し前記超音波を受信することにより振動可能な第２の電極と、を備えて構成されるセルの複数と、
   前記第１及び第２の電極のうち一方の電極である検出電極からの電流を電圧に変換可能な電流−電圧変換回路の複数と、
   加算回路と、
   を備え、
   前記複数のセルは、少なくとも２つのセルを１グループとする、複数のグループからなり、
   前記１つのグループから出力される電流は、１つの前記電流−電圧変換回路に入力されることにより電圧に変換され、
   前記複数の電流−電圧変換回路から出力される電圧は、１つの前記加算回路に入力されることにより加算されることを特徴とする検出器。
2. 前記１つの加算回路からの出力を、１つの情報として外部に出力することを特徴とする請求項１に記載の検出器。
3. 前記１つの加算回路からの出力が、１画素に対応する情報であることを特徴とする請求項１又は２に記載の検出器。
4. 前記電流−電圧変換回路はオペアンプを用いたトランスインピーダンス回路により構成されることを特徴とする請求項１から３のいずれか１項に記載の検出器。
5. 前記セルが配設された第１の基板と、
   前記複数の電流−電圧変換回路が配設された第２の基板と、
   を備えることを特徴とする請求項１から４のいずれか１項に記載の検出器。
6. 前記第１及び第２の電極のうち他方の電極は、バイアス電圧が印加されるバイアス電極であることを特徴とする請求項１から５のいずれか１項に記載の検出器。
7. 前記１つのグループ内の検出電極同士は、配線により電気的に接続されていることを特徴とする請求項１から６のいずれか１項に記載の検出器。
8. 前記電流−電圧変換回路が有するオペアンプの利得帯域幅をＧＢＲ、抵抗値をＲ_Ｆ、コンデンサの容量値をＣ_Ｆ、オペアンプの反転入力端子の寄生容量をＣ_ｉｎとした場合、以下の式（１）を満たすことを特徴とする請求項４から７のいずれか１項に記載の検出器。
   
9. １画素あたりの検出電極に寄生容量をＣ _ｍｕｔ 、前記検出電極と前記電流‐電圧変換回路との間を接続する１本の配線の当たりの寄生容量をＣ_ｗｉｒｅ、前記１画素内のグループ数をＮとした場合、以下の式（２）（３）を満たすことを特徴とする請求項８に記載の検出器。
   
   
10. 請求項１から９のいずれか１項に記載の検出器を備え、
    前記検出器から出力される検出信号を基に検体の画像化を行うことを特徴とする診断装置。
11. 前記診断装置は、光音響効果を利用した腫瘍診断に用いられることを特徴とする請求項１０に記載の診断装置。