JP6770663B2 - 容量性マイクロマシン超音波トランスデューサ（ｃｍｕｔ）装置と制御方法 - Google Patents

Description

本発明は、例えば超音波撮像システムで使用するための容量性マイクロマシン超音波トランスデューサ、CMUTに関する。

医用イメージングに使用される超音波トランスデューサは、高品質の診断画像の生成をもたらす多くの特性を有する。

従来、超音波トランスデューサには圧電材料が使用されてきた。例としては、チタン酸ジルコン酸鉛（PZT）及びポリフッ化ビニリデン（PVDF）材料があるが、PZTは選択の材料として特に人気がある。単結晶圧電材料を使用して、高性能トランスデューサの高い圧電及び電気機械結合定数が実現される。

最近の開発により、医療用超音波トランスデューサは半導体プロセスでバッチ製造できる可能性がある。これらのプロセスは、特に3D超音波の場合、CMOSプロセスなどの超音波プローブに必要な特定用途向け集積回路（ASIC）を製造するために使用されるものと同じであることが望ましい。これらの開発により、マイクロマシン超音波トランスデューサ又はMUTが製造された。好ましい形式は容量性MUT（CMUT）である。 CMUTトランスデューサは、受信される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電極を備えた小さなダイアフラムのような装置である。

特にCMUTトランスデューサは、広い帯域幅で機能し、高解像度及び高感度のイメージングを可能にし、大きな圧力出力を生成できるので、超音波周波数で大きな深さの音響信号を受信できる。

送信では、電極に印加される容量性電荷が変調されて装置のダイアフラムが振動/移動し、それによって超音波が送信される。これらのダイアフラムは半導体プロセスで製造されているため、装置は通常10乃至500マイクロメートルの範囲の寸法を有し、ダイアフラムの直径は例えば、ダイアフラムの所望の共振周波数（範囲）に合わされるように選択され、個々のダイアフラムの間の間隔は数マイクロメートル未満である。このような個々のCMUTセルの多くは、ともに接続されて、単一のトランスデューサ素子として一斉に操作され得る。たとえば、4乃至16個のCMUTセルを結合して、単一のトランスデューサ素子として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、例として2000乃至10000のCMUTのトランスデューサ素子又はセルを持つことができる。

したがって、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費用効果が高くなる。さらに、このような半導体プロセスで使用される材料により、CMUTトランスデューサは大幅に改善された水と生物組織に対する音響インピーダンスマッチングを示し、（複数の）マッチング層が不要になり、有効帯域幅が改善される。

CMUTセルによって生成される音響出力（出力圧力）を最適化するために、CMUTセルはいわゆる崩壊モードで動作し、CMUTセルは、ギャップを横切って反対側の基板に至るフレキシブルメンブレン又はダイアフラムの中央部分を駆動するDCバイアス電圧によって駆
動される。セルには、ダイアフラム又はフレキシブルメンブレンを設定周波数で共振させる設定周波数を有する刺激信号が提供される。メンブレンが崩壊するDC電圧は崩壊電圧V_Cと呼ばれる。

超音波イメージングは、たとえば動脈に沿ったカテーテルの動きを追跡するため、身体の広い領域をイメージングするために望ましい場合がある。特にそのような大きなアレイから処理される必要があるデータ量の結果として、そのようなサイズの超音波トランスデューサアレイの従来の設計を形成することは実際的ではない。

従来の解決策は、関心領域上を移動する携帯型ハンドヘルド超音波プローブを提供することである。画像再構成を使用して、画像をつなぎ合わせることができる。これは、超音波検査技師にとってより複雑なイメージングプロシージャをもたらす。

したがって、ハンドヘルドプローブの移動を必要とせずに、撮像装置の追加の複雑さとコストを制限して、大面積視野の撮像を可能にすることが望ましいだろう。

ＷＯ２０１７ ／ １４９４２１は、異なるバイアス電圧がアレイの異なる開口領域に印加されるので、高周波選択性はニアフィールドで動作し、低周波選択性はファーフィールドで動作するＣＭＵＴトランスデューサアレイを開示する。

本発明は特許請求の範囲によって定義される。

本発明の一態様による例によれば、

超音波トランスデューサ装置のセットであって、各々の前記装置は1つ以上の容量性マイクロマシン超音波トランスデューサ、CMUT、セルを有し、各々の前記装置はDCバイアスを受信するための第1の入力部とAC駆動信号を受信するための第2の入力部を有し、各トランスデューサ装置は、超音波装置のセットが各個別装置よりも大きな領域に関連付けられるように撮像又は調査される異なる領域に関連付けられる、超音波トランスデューサ装置のセットと、

セットの選択された装置を動作させるための駆動電子機器であって、駆動電子機器は、セットのすべての装置間で共有され、駆動電子機器は、DCバイアス電圧を供給する第1の出力部とAC駆動信号を供給する第2の出力部とを有する、駆動電子機器と、

セットのどの装置をバイアス電圧に結合するかを選択するセレクタであって、前記セレクタは、DCバイアス電圧が選択される装置のみに結合され、DCバイアス電圧がセットの非選択装置から絶縁分離されるように、駆動電子機器の第一の出力部と各々の前記装置の第一の入力部との間の各スイッチを備えるスイッチのセットを有し、装置が選択されるとき、同じバイアス電圧がセットの各々の前記装置に印加される、セレクタと
を有する、超音波システムが提供される。

このシステムは複数のUSトランスデューサ装置を使用するが、駆動電子機器を共有する。このようにして、より小さなハンドヘルド超音波プローブを領域上で動かす代わりに、大面積の超音波システムを形成することができる。複数の装置は、各々の前記装置のDCバイアス電極を利用することにより、駆動電子機器に多重化される。 DCバイアス電極からDCバイアス電圧を切断することにより、超音波装置はフローティング状態のままになるため、セットの選択された装置の動作に影響を与えない。駆動電子機器は、選択されたセットのCMUTセルを駆動し、読み出すためのものである。

バイアスされていない装置は寄生容量に追加されるが、CMUTセルが崩壊していないため、容量は低くなる。しかしながら、寄生容量の影響により、接続できるCMUTセルの数には制限がある。

このアプローチは、例えば、DCバイアスが崩壊を制御する崩壊モードで動作するCMUTセルを有する装置に特に適している。

各々の前記装置は、CMUTセルのアレイを有することが好ましい。 ＣＭＵＴアレイの選択は、例えば、アレイ内の開口を変更するために、例えば特定の方向により焦点を合わせるために使用され得る。

各々の前記装置がCMUTセルのアレイを有する場合、各々の前記装置は完全に機能する超音波トランスデューサ装置を有することができるが、複数のそのような装置間で共有される駆動及び読み出し電子回路を備える。たとえば、各々の前記装置は、128行のCMUTセル（たとえば、少なくとも64行）で構成され、各行に20から40のCMUTセル（たとえば、各行に少なくとも10）がある。 128×128 CMUTセルの正方形アレイが存在する場合がある。

2乃至10個、たとえば4個のこのような装置存在する。少なくとも4つの装置、又は少なくとも6つの装置、又は少なくとも8つの装置が存在する場合がある。

たとえば、各々の前記装置のCMUTセル又は各CMUTセルは、

基板と、

中心軸の周りに形成される基板に接続される第1の電極と、

フレキシブルメンブレンであって、前記フレキシブルメンブレンは、第1の電極から空間的に分離されている、フレキシブルメンブレンと、

フレキシブルメンブレンに接続される第2の電極であって、第2の電極は第1の電極と同心である、第2の電極と
を有する。

これは、崩壊可能なCMUTセルの電極レイアウトを定義する。

たとえば、駆動電子機器は、

電圧供給部であって、

第1の電極にDCバイアス電圧を供給し、

AC駆動信号をCMUTセルの第２の電極に供給する
ように構成される、電圧供給部と、

静電容量検出回路と
を有する。

静電容量検出回路は、入射超音波刺激に対するセルの応答としてセルの静電容量の変動を測定し、それによって超音波イメージングを可能にするために使用される。超音波システムは、例えば、イメージングシステムを有する。しかしながら、同じアプローチは、治療を行うためだけの超音波システムにも適用できる。

本発明は、

超音波トランスデューサ装置のセットのうちの1つの超音波トランスデューサ装置を選択するステップであって、各超音波トランスデューサ装置は、超音波装置のセットが各個別装置よりも大きな領域に関連付けられるように、撮像又は治療される異なる領域に関連付けられる、ステップと、

DCバイアス電圧及びAC駆動信号を供給する駆動電子機器を使用して、選択される装置を操作するステップと
を有し、

前記選択するステップは、選択される装置のみにDCバイアス電圧を切り替えるステップと、セットの非選択装置からDCバイアス電圧を絶縁分離するステップとを有し、装置が選択されるとき、同じバイアス電圧がセットの各々の前記装置に印加される、
超音波イメージング方法を提供する。

各々の前記装置は、例えば、1つ以上の容量性マイクロマシン超音波トランスデューサ、CMUT、セルを備え、各々の前記装置は、DCバイアスを受信するための第1の入力とAC駆動信号を受信するための第2の入力とを有する。

それから、この方法は、各々の前記装置のCMUTセル又は各CMUTセルを崩壊モードで動作させるステップを有することができる。

本願の文脈において、撮像される異なる領域を指す場合、用語撮像は、超音波データも有する当該領域からの超音波データ取得のより広い文脈で理解されることを当業者は理解するものとする。この領域の生理学的特性は、画像再構成ステップなしで超音波システムによって評価（調査又は治療）される。

本発明の実施形態は、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。

崩壊モードで動作可能な超音波システムの典型的なＣＭＵＴセルを概略的に示す。 このようなCMUTセルの動作原理を示している。 このようなCMUTセルの他の動作原理を示している。 このようなCMUTセルの他の動作原理を示している。 このようなCMUTセルの他の動作原理を示している。 共有駆動回路を備えた超音波トランスデューサセルの望ましい組み合わせを概略的に示している。 図4の組み合わせをPZT超音波トランスデューサでどのように実現できるかを示している。 ＣＭＵＴトランスデューサを用いて本発明に従って図４の組み合わせがどのように実現されるかを示している。 本発明の多重化アプローチを利用することができる超音波診断撮像システムの例示的な実施形態を概略的に示している。

図は単なる概略図であり、縮尺通りに描かれていないことを理解される。また、同じ又は類似の部品を示すために、図面全体を通して同じ参照番号が使用されることも理解される。

本発明は、ＣＭＵＴトランスデューサ装置のセットと、セットの選択される装置を操作するための駆動電子機器とを有する超音波システムを提供する。駆動電子機器は、セットのすべての装置間で共有される。選択は、駆動電子機器のDCバイアス出力と各々の前記装置の関連される入力との間のそれぞれのスイッチを備える、スイッチのセットを使用して行われる。これにより、駆動電子機器と複数の超音波装置との間に選択機能を提供する簡単な方法が提供される。このようにして、装置の数を増やして、より大きな領域をカバーできるが、システムのコストを同程度に拡大することはできない。このようにして、ハンドヘルドプローブの移動を必要とする代わりに、静的システムが形成され得る。これにより、システムの使用が簡単になる。異なる領域をイメージング（又は治療）する場合、例えば、超音波イメージングを使用してカテーテルなどの埋め込み物体の動きを追跡する場合、異なる装置が使用される。

したがって、異なるトランスデューサ装置に関連付けられた異なる領域（すなわち、治療又は撮像される領域）は、好ましくは、イメージングされる全体領域内の隣接する領域を有する。したがって、各超音波トランスデューサ装置は、超音波装置のセットが各々の個々の装置よりも大きい領域に関連付けられるように、撮像又は治療される異なる領域に関連付けられる。装置が選択されるとき、同じバイアス電圧がセットの各々の前記装置（つまり、CMUTセルの駆動端子）に印加される。言い換えれば、セットの異なる装置は同じ方法で操作される。これらは同一の装置であり、装置のタイル状アレイを形成し、タイル状アレイ内の何れかの個々の装置が選択され、駆動信号の共通セットで動作され得る。

図１は、超音波システムで使用するためのＣＭＵＴセル１００の既知の設計を示している。 ＣＭＵＴセル１００は、その間にギャップ又はキャビティ１１８を備えるシリコン基板１１２上に懸架されるフレキシブルメンブレン又はダイアフラム１１４を有する。この例では、第1の電極１２２は、基板１１２の上面のセルのフロアに配置されている。第2の電極１２０は、ダイアフラム１１４上に配置され、ダイアフラムと共に移動する。示されている例では、2つの電極は円形である。

誘電体（図示せず）が基板１１２上及び上部（第2の）電極１２０の下に設けられる。これらの２つの誘電体は組成及び厚さが等しくてもよいが、非対称（異なる材料及び厚さ）でもよい。

メンブレン層１１４は、基板層１１２の上面に対して固定され、メンブレン層１１４と基板層１１２との間に球形又は円筒形のキャビティ１１８を規定するように構成及び寸法決めされている。

電極１２０をメンブレン１１４に埋め込むか、又は追加の層としてメンブレン１１４上に堆積させるなど、電極１２０の設計の他の実現を考慮することができる。この例では、第1の電極１２２は、非限定的な例によって、円形に構成され、基板層１１２に埋め込まれる。他の電極形状及び第1の電極１２２の他の位置など、他の適切な配置が可能である。第1の電極は、第2の電極１２０と第1の電極１２２との間の短絡を防ぐために、ギャップ１１８に直接露出されるか、又は電気絶縁層又はフィルムによってギャップ１１８から分離されることができる。

図１では、第1の電極１２２は、非限定的な例として接地されている。その他の装置、例えば接地される第2の電極１２０又は第2の電極１２０と第1の電極１２２との両方が浮いていることはもちろん等しく実現可能である。

セル１００及びそのギャップ１１８は、代替の形状を示してもよい。例えば、キャビティ１１８は、長方形又は正方形の断面、六角形の断面、楕円形の断面、又は不規則な断面を示し得る。本明細書では、ＣＭＵＴセル１００の直径への言及は、セルの最大横方向寸法として理解されるものとする。

図１では、円筒形キャビティ１１８の直径は、円形に構成される電極板１２２の直径よりも大きい。電極１２０は、円形に構成される電極板１２２と同じ外径を有することができるが、そのような適合性は必須ではなく、図１はより大きな電極板122を示す。

ＣＭＵＴセル１００の電極は、装置の容量性プレートを提供し、ギャップ１１８は、コンデンサのプレート間の誘電体である。ダイアフラムが振動すると、プレート間の誘電体ギャップの寸法の変化により、CMUTセル100の受信音響エコーに対する応答として検知される静電容量が変化する。

電極間の間隔は、静電圧、例えばDCバイアス電圧を電圧供給部１０１を備える電極に印加することにより制御される。電圧供給部１０１は、例えば送信モードでＣＭＵＴセル１００の駆動電圧のＤＣ成分及びＡＣ成分又は刺激成分をそれぞれ供給するための別個のステージ１０２、１０４を任意選択で備えてもよい。第1のステージ１０２は、静的（ＤＣ）電圧成分を生成するように適合され、第2のステージ１０４は、設定される交流周波数を有する交流可変駆動又は刺激電圧成分を生成するように適合され、信号は通常、全体の駆動電圧と前述の静的成分との間の差である。

印加される駆動電圧の静的又はバイアス成分は、好ましくは、CMUTセル100をその崩壊状態にするための閾値電圧を満たすか、それを超える。これは、全体的な電圧の特に低ノイズの静的コンポーネントを生成するために、第1のステージ１０２が比較的大きなコンデンサ、例えば、平滑コンデンサを有することができるという利点を有し、全体的な電圧信号のノイズ特性がこの静的コンポーネントのノイズ特性によって支配されるように静的コンポーネントは通常、全体的な電圧を支配する。

電圧源供給101の他の適切な実施形態は、例えば、電圧源供給101がCMUT駆動電圧の静的DC成分を生成するための第1のステージ、駆動電圧の可変ではあるがDC成分を生成するための第二のステージ、及び信号の周波数変調又は刺激成分を生成するための第3のステージ、例えばパルス回路などを含む三つのディスクリートステージを含む実施形態のような装置である。要約すると、電圧源供給１０１は、何れかの適切な方法で実装され得る。

特定の閾値を超える静電圧を印加することにより、CMUTセル100は、メンブレン114が基板112上に崩壊する崩壊状態に強制されることが知られている。この閾値は、CMUTセル100の正確な設計に依存し、メンブレン114が電極間の電界による力によってセルフロアに付着（接触）する。メンブレン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崩壊電圧として知られているDCバイアス電圧として定義される。メンブレン１１４と基板１１２との間の接触の量（面積）は、印加されたバイアス電圧に依存する。

図２ａ及び図３ａを用いてより詳細に説明されるように、メンブレン１１４と基板１１２との間の接触面積を増大させると、メンブレン１１４の共振周波数が増大する。

崩壊モードＣＭＵＴセル１００の周波数応答は、崩壊後にＣＭＵＴ電極に印加されるＤＣバイアス電圧を調整することにより変化し得る。結果として、より高いDCバイアス電圧が電極に印加されると、CMUTセルの共振周波数が増加する。

この現象の背後にある原理を図2a、2b、3a、3bに示す。図２ａ及び３ａの断面図は、メンブレン１１４の外側支持体と、各図においてメンブレンがキャビティ１１８のフロアに接触し始める点との間の距離Ｄ１及びＤ２によってこれを一次元で示している。図2aでは、比較的低いバイアス電圧が印加されている場合、距離D1は比較的長い距離であるが、図3aの距離D2は、より高いバイアス電圧が印加されているため、はるかに短い距離であることがわかる。これらの距離は、両端で保持されて引かれる長い弦と短い弦と比較できる。長くて弛緩した弦は、短くてタイトな弦よりも、引かれるときに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、より高いバイアス電圧の影響を受ける図3aのCMUTセルの共振周波数よりも低くなる。

この現象は、CMUTメンブレンの有効動作領域の関数として変化する図2b及び3bの2次元図からも理解できる。図２ａに示すように、メンブレン１１４がＣＭＵＴセルのフロアにちょうど触れると、図２ｂに示すように、セルメンブレン１１４の非接触（自由振動）部分の有効振動領域Ａ１は大きくなる。中央の小さな領域115は、メンブレンの中央接触領域を表す。大領域メンブレンは、比較的低い周波数で振動する。この領域１１５は、ＣＭＵＴセルのフロアに崩壊するメンブレン１１４の領域である。図3aのように高いバイアス電圧によってメンブレンがより深く崩壊すると、図3bに示すように、より大きな中央の接触領域115 'は、より小さな自由振動領域A2をもたらす。この小さな領域A2は、大きなA1領域よりも高い周波数で振動する。したがって、ＤＣバイアス電圧が減少すると、崩壊したＣＭＵＴセルの周波数応答が減少し、ＤＣバイアス電圧が増加すると、崩壊したＣＭＵＴセルの周波数応答が増加する。

図4は、システムをより大きなサイズにスケーリングできるようにするために、超音波システムの望ましい構成を示している。

駆動電子機器１４０は、３つの超音波装置、ＵＳ１、ＵＳ２、ＵＳ３のセットに関連付けられている。システム全体は、例えば、超音波パッチを含み、ウェアラブル超音波装置である。そのような装置は、例えば、カテーテル又は針の先端（又は他の装置）の追跡及び他のリアルタイム画像誘導プロシージャに使用されてもよい。このような大領域アプローチは、心臓への応用、肺及び膀胱の監視にも使用できる。

PZTトランスデューサセルを使用してこの多重化構成を構築することは可能であるが、これは複雑なソリューションをもたらす。

図5は、PZT装置のアレイから特定のPZTトランスデューサ装置を選択するための可能な実装を示している。アレイはPZT装置PZT1乃至PZTnで構成される。

駆動電子機器１５０は、一般に、送信回路１５２及び受信回路１５４を備える。マルチプレクサ１５６は、電子機器とＰＺＴ装置のセットとの間に設けられ、選択回路１５８からの入力によって制御される。

この例は、マルチプレクサを使用して、電子バックエンドからの選択信号を使用して所望のPZT装置を選択できることを示している。しかしながら、これはトランスデューサを選択する複雑な方法である。信号のタイミングは、トランスデューサへの送信信号、トランスデューサからの戻りエコー（トランスデューサから物体までの距離に依存する）信号、及びマルチプレクサへの選択信号の間で非常にクリティカルである。

この構成では、戻り信号への影響と超音波画像への影響を回避するために、これらの信号の間の継続的なアライメントが必要である。静的オブジェクトに対して、トランスデューサ及びオブジェクトの間の距離がほぼ一定である場合、遅延はほぼ一定であるためタイミングの感度は低下する。埋め込まれた装置のような移動物体は、距離と遅延との連続的な変化を示し、システムに存在するすべての信号の間の連続的な位置合わせの必要性を高める。

信号のタイミングが複雑であるという問題に加えて、信号経路におけるマルチプレクサの存在は余分な負荷を発生させ、システム全体のパフォーマンスに影響を与え、たとえばシステムの周波数帯域幅及び速度を制限する。これは、たとえば、システムの時間分解能、したがってトランスデューサの音響特性に影響を与える可能性がある。

マルチプレクサ回路は、バッテリー電力がクリティカルな医療機器（カテーテル、モバイル超音波プローブ、ウェアラブル超音波機器）にしばしば不要な電力も消費する。

図６は、図４の一般的なアプローチがＣＭＵＴ装置ＣＭＵＴ１乃至ＣＭＵＴｎに対して実施される本発明による装置を示す。各CMUT装置は、容量性マイクロマシン超音波トランスデューサ（CMUT）セルのアレイを有する。各々の前記装置は、ＤＣバイアスを受信するための第1の入力部１６０と、ＡＣ（ＲＦ）駆動信号を受信するための第2の入力部１６２とを備えている。

各々の前記装置は、例えば、別個の基板上の別個のトランスデューサアレイとして形成される。

駆動電子機器１６４は、ＤＣバイアス電圧を送達するための第1の出力部１６６と、ＡＣ駆動信号を送達するための第2の出力部１６８とを備える。駆動電子機器は、送信回路170、受信回路172及びDCバイアス発生器174をここでも有する。

通常、各々の前記装置はCMUTアレイである。したがって、個々のＣＭＵＴセルへの接続部を備えた第2の出力部１６８を形成するコネクタのバスがある。同様に、各CMUTセルにはバイアス出力部166への接続部を有する。すべてのセルは単一電源からの同じバイアス電圧に接続されている。

セットのどの装置を駆動電子機器のバイアス電圧に結合するかを選択するためのセレクタが提供されている。

その装置が選択されると、同じバイアス電圧が各々の前記装置の第1の入力部160（すなわち、装置のCMUTセル）に提供される。したがって、セットの各々の前記装置は同じバイアス電圧で動作する。したがって、異なる装置は駆動信号の同じセットで動作する。

フルセットの装置のうちの一つの装置だけが、常に印加されるバイアス電圧である。その間、他の装置にはいかなるバイアス電圧も印加されない。

セレクタは、駆動電子機器の第1の出力部166と各々の前記装置の第1の入力部160との間にそれぞれのスイッチを備えるスイッチング信号のセットとスイッチ1781乃至178nのセットとを生成するための回路176を有する。したがって、セレクタは、選択されていないCMUT装置を切断することにより、多重化機能を実行する。

どのCMUT装置をアクティブにするかの選択基準は、アルゴリズム、ガイダンスプロトコル、又は画像認識及び自動化に基づくことができる。

スイッチ１７８は受動スイッチであり、所望のＣＭＵＴ装置を選択するために、信号経路に影響を与えることなく、相互接続の複雑さを増すことなく、ほぼゼロの電力を消費する。特に、信号経路に複雑な回路はなく、スイッチ制御信号の生成は、信号経路に干渉することなく駆動電子機器で行われる。

スイッチ１７８は、バイアス電圧を選択するために使用される。 RF信号はCMUTセルの他方の電極に接続されるため、スイッチを追加しても信号と画質は影響を受けない。

上記のように、各々の前記装置はCMUTセルのアレイを備えている。各々の前記装置は、CMUTセルの128ライン2DアレイなどのフルCMUTアレイを備えてもよいが、他のサイズのアレイも同様に可能である。 2乃至10個、又は10個を超えるCMUT装置が存在する場合がある。寄生容量及びその他の電気信号品質条件の問題により、接続される装置の最大数が決まる。

たとえば、使用できるCMUT装置の数は、駆動する電子機器の負荷と、アレイ内のアクティブなCMUT装置に対する非アクティブなCMUT装置の影響に依存する。

このアプローチでは、装置のCMUTセルのバイアス電圧を利用して、信号経路に影響を与えずに相互接続とタイミングの複雑さを増すことなく、受動的な低又はゼロパワースイッチを介して選択することにより、関心CMUT装置を選択する。

スイッチング信号は、関心CMUTを選択するために電子バックエンドの回路170によって生成される。選択基準は、例えばガイダンスプロシージャプロトコル、追跡アルゴリズム、又は超音波画像の自動認識パターンに基づいて制御できる。

CMUT選択信号の数（図6でnとして表示）は、アレイ内のCMUT装置の数に依存する。これらの信号は、通常0V及び1.8V前後の電圧である論理信号（「0」/「1」）でパッシブスイッチを駆動するために使用される。これらのデジタル信号は、相互接続の寄生特性（静電容量とインダクタンス）の影響を受けにくく、スイッチング信号のタイミングへの潜在的な影響を低減する。駆動電子機器を有するCMUTシステムの一般的な動作は標準的なものであるため、詳細には説明されない。しかしながら、完全を期すために、図７は、ブロック図形式の例によるアレイトランスデューサプローブ４００を備えた超音波診断撮像システムを示す。

図７には、セットのデバイスの１つを形成することができる超音波システム４００が示されている。これは、超音波を送信し、エコー情報を受信するための上記のCMUTセルを有する。システム４００のトランスデューサアレイ４１０は、３Ｄイメージングのための３次元又は２Ｄ平面でスキャン可能なトランスデューサ要素の１次元又は２次元アレイであってもよい。

トランスデューサアレイ４１０は、一方向に互いに隣接して配置される超音波トランスデューサ装置のセット（例えば、ＵＳ１、ＵＳ２、ＵＳ３など）を有することができ、各々の前記装置は、ＤＣバイアスを受信する第1の入力部とAC駆動信号を受信する第2の入力部を有する。このトランスデューサアレイは、身体の外部に配置されるか、身体の内部に配置されるように構成されることができ、後者の場合、生体外適用のための介入装置の一部として構成されることができる。

トランスデューサアレイ４１０は、ＣＭＵＴアレイセルによる信号の送信及び受信を制御するマイクロビームフォーマ４１２に結合されている。マイクロビームフォーマは、例えば、米国特許US 5,997,479（Savordら）、US 6,013,032（Savordら）、及びUS 6,623,432（ Powersら）に記載のように、トランスデューサ素子のグループまたは「パッチ」によって受信された信号の少なくとも部分的なビーム形成をもたらすことが可能である。

マイクロビームフォーマ４１２は、プローブケーブル、例えば、同軸ワイヤによって、送信モードと受信モードを切り替え、マイクロビームフォーマが存在しないか、又はメインシステムビームフォーマ420によって直接操作されているとき、メインビームフォーマ420を高エネルギー送信信号から保護する送信/受信（T / R）スイッチ416に結合される。マイクロビームフォーマ４１２の制御下でのトランスデューサアレイ４１０からの超音波ビームの送信は、ユーザーインターフェースまたはコントロールパネル438のユーザー操作から入力を受信し、Ｔ ／ Ｒスイッチ４１６及びメインシステムビームフォーマ４２０によってマイクロビームフォーマに結合されるトランスデューサコントローラ４１８によって方向付けられる。トランスデューサコントローラ４１８によって制御される機能の１つは、ビームがステアリングされ、集束される方向にある。ビームは、トランスデューサアレイ410から真っ直ぐに（直交して）、又はより広い視野のために異なる角度でステアリングされることができる。トランスデューサコントローラ４１８は、ＣＭＵＴアレイ用の前述の電圧源１０１を制御するために結合されてもよい。例えば、電圧源１０１は、ＣＭＵＴアレイ４１０のＣＭＵＴセルに印加されるＤＣ及びＡＣバイアス電圧を設定し、上記で説明した送信モードで超音波RFパルスを生成する。この実施形態では、駆動電子機器１６４は、超音波システムのトランスデューサ制御装置４１８に統合されてもよい。

マイクロビームフォーマ４１２によって生成される部分的にビーム形成された信号は、メインビームフォーマ４２０に転送され、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る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、メインビームフォーマ４２０は１２８個のチャネルを有することができ、各チャネルは、数十又は数百のＣＭＵＴトランスデューサセル１００のパッチからの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４１０の数千のトランスデューサ素子によって受信された信号は、単一のビーム形成信号に効率的に寄与することができる。

ビーム形成される信号は、信号プロセッサ422に結合される。信号プロセッサ422は、受信エコー信号をさまざまな方法で処理でき、たとえば、バンドパスフィルタリング、デシメーション、I及びQ成分の分離、組織及びマイクロバブルから返される（基本周波数の高次高調波）非線形エコー信号の識別を可能にするように線形及び非線形信号を分離するように動作する高調波信号分離で処理することができる。

信号プロセッサ４２２は、オプションとして、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してもよい。信号プロセッサ422のバンドパスフィルターはトラッキングフィルターとすることができ、その深部からエコー信号が受信されると通過帯域が高い周波数帯域から低い周波数帯域にスライドし、それによりこれらの周波数に解剖学的情報がない場合、高い深さからの高い周波数のノイズが除去される。

処理される信号は、Ｂモードプロセッサ４２６に結合され、オプションでドップラープロセッサ４２８に結合される。Ｂモードプロセッサ４２６は、体内の血管及び器官組織などの体内の構造の撮像のために受信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（ラウンドヒルら）及び米国特許第６，４５８，０８３号（ジャゴら）に記載されているように、高調波画像モード又は基本画像モードの何れか、又は両方の組み合わせで形成できる。

ドップラープロセッサ４２８は、存在する場合、画像フィールド内の血球の流れなどの物質の動きを検出するために、組織運動及び血流から時間的に異なる信号を処理する。通常、ドップラープロセッサには、選択した種類の体内の物質から返されるエコーを通過及び/又は拒絶するように設定できるパラメーターを持つウォールフィルターが含まれている。たとえば、ウォールフィルターは、低速又は速度ゼロの物質からの比較的強い信号を拒絶する一方、高速の物質からの比較的低い振幅の信号を通過させる通過帯域特性を持つように設定できる。

この通過帯域特性は、血液の流れからの信号を通過させるが、心臓の壁などの近くの静止している、又は動きの遅い物体からの信号を拒絶する。逆特性は、心臓の移動組織からの信号を通過させるが、組織のドップラーイメージング、組織の動きの検出及び描写と呼ばれる血流信号を拒絶する。ドップラープロセッサは、画像フィールドのさまざまなポイントからの時間的に不連続なエコー信号のシーケンスを受け取り、処理する。特定のポイントからのエコーのシーケンスは、アンサンブルと呼ばれる。比較的短い間隔で早く連続して受信されるエコーのアンサンブルは、血流速度を示す速度に対するドップラー周波数の対応を用いて、流れる血液のドップラーシフト周波数を推定するために使用されることができる。長時間にわたって受信されるエコーのアンサンブルを使用して、低速の血流又は低速で動く組織の速度を推定する。

Ｂモード（及びドップラー）プロセッサによって生成される構造及び動き信号は、スキャンコンバータ４３２及びマルチプレーナリフォーマッタ４４４に結合される。スキャンコンバータ４３２は、エコー信号を、それらが所望の画像形式で受信される空間関係に配置する。たとえば、スキャンコンバータは、エコー信号を2次元（2D）のセクター型フォーマット、又はピラミッド型の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、ドップラー推定速度を備える画像フィールド内の点の動きに対応する色でBモード構造画像をオーバレイし、画像フィールド内の組織と血流の動きを表すカラードップラー画像を生成する。マルチプレーナリフォーマッタ４４４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、身体の体積領域の共通面の点から受信されるエコーをその面の超音波画像に変換する。ボリュームレンダラ４４２は、３Ｄデータセットのエコー信号を、米国特許第6,530,885号（Entrekinら）に記載されているように、所与の基準点から見た投影３Ｄ画像に変換する。

２Ｄ又は３Ｄ画像は、スキャンコンバータ４３２、マルチプラナーリフォーマッタ４４４、及びボリュームレンダラ４４２から、画像ディスプレイ４４０での表示のためのさらなる強調、バッファリング、及び一時的記憶のために画像プロセッサ４３０に結合される。撮像に用いられることに加えて、ドップラープロセッサ428によって生成される血流値及びBモードプロセッサ426によって生成される組織構造情報は定量化プロセッサ434に結合される。定量化プロセッサは、臓器のサイズ及び在胎齢などの構造的測定だけでなく、血流のボリュームレートなどの異なる流量条件の測定値を生成する。定量化プロセッサは、測定が行われる画像の解剖学的構造のポイントなど、ユーザー制御パネル438から入力を受信することができる。

定量化プロセッサからの出力データは、ディスプレイ440上の画像とともに測定グラフィックス及び値を再現するためのグラフィックスプロセッサ436に結合される。グラフィックスプロセッサ436は、超音波画像で表示するためのグラフィックオーバーレイも生成できる。これらのグラフィックオーバーレイには、患者名、画像の日付と時刻、イメージングパラメータなどの標準的な識別情報を含めることができる。これらの目的のために、グラフィックスプロセッサは、患者名などの入力をユーザーインターフェース438から受け取る。

ユーザーインターフェースは、送信コントローラ４１８にも結合され、トランスデューサアレイ４１０からの超音波信号の生成、したが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を制御する。ユーザーインターフェースはまた、ＭＰＲ画像の画像フィールドで定量化される測定を実行するために使用され得る複数のマルチプレーナ再フォーマット（ＭＰＲ）画像の平面の選択及び制御のためにマルチプレーナリフォーマッタ４４４に結合される。

当業者によって理解されるように、超音波診断撮像システムの上記実施形態は、そのよう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を意図している。当業者は、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のいくつかの変形が実現可能であることを直ちに認識するであろう。例えば、上記の実施形態でも示されているように、マイクロビームフォーマ４１２及び／又はドップラープロセッサ４２８は省略されてもよく、超音波プローブ４１０は３Ｄイメージング機能を有しなくてもよい。当業者には他の変形が明らかであろう。

電圧源101を有する上記の信号処理要素はすべて、共有駆動電子機器の一部を形成するため、事実上、システム全体は、図7に示すユニット（すべて既知）を含むが、複数のトランスデューサアレイ410及びどのトランスデューサアレイ410がいつでも動作するかを選択するための上記の追加のセレクタも含む。

本発明は、超音波診断撮像システムに限定されないことが理解されるであろう。本発明の教示は、パルスエコーを受信する必要がないので、ＣＭＵＴセル１００が送信モードでのみ動作可能である超音波治療システムに等しく適用可能である。当業者には直ちに明らかであるように、このような治療システムでは、図７を用いて説明され、パルスエコーを受信、処理及び表示するために必要なシステムコンポーネントは、本願の教示から逸脱することなく省略され得る。

上記の説明は崩壊モードでの動作に関するものであるが、本発明は、セルが非崩壊モードで動作する場合にも同様に適用できる。

イメージングシステムに適用される場合、本発明は、ガイドワイヤ、カテーテル、又は針の先端の追跡、したがって一般的に誘導される血管アクセスに関心がある。

上記の実施形態は本発明を限定するのではなく例示するものであり、当業者は添付の特許請求の範囲から逸脱することなく多くの代替実施形態を設計できることに留意される。 請求項では、括弧の間に置かれた参照符号は、請求項を制限するものとして解釈されないものとする。 「有する」という言葉は、クレームにリストされているもの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。 要素に先行する単語「a」又は「an」は、複数のそのような要素の存在を排除しない。 本発明は、いくつかの別個の要素を有するハードウェアによって実施することができる。 いくつかの手段を列挙する装置クレームでは、これらの手段のいくつかは、ハードウェアの同一のアイテムによって具体化することができる。 特定の手段が相互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、これらの手段の組み合わせが有利に使用できないことを示すものではない。

Claims (13)

1. 超音波トランスデューサ装置のセットであって、各々の前記装置は一つ又はそれより多くの容量性マイクロマシン超音波トランスデューサセルを有し、各々の前記装置はDCバイアスを受信するための第1の入力部及びAC駆動信号を受信するための第2の入力部を有し、前記各トランスデューサ装置は、前記超音波装置のセットが各々個々の前記装置よりも大きな領域に関連付けられるように撮像又は調査される異なる領域に関連付けられる、超音波トランスデューサ装置のセットと、
   前記セットの選択される装置を動作させるための駆動電子機器であって、前記駆動電子機器は、前記セットのすべての装置の間で共有され、前記駆動電子機器は、DCバイアス電圧を供給する第1の出力部とAC駆動信号を供給する第2の出力部とを有する、駆動電子機器と、
   前記セットの何れの装置が前記バイアス電圧に結合されるかを選択するセレクタであって、前記セレクタは、前記DCバイアス電圧が一つの前記選択される装置のみに結合され、前記DCバイアス電圧が前記セットの前記選択されない装置から絶縁分離されるように、前記駆動電子機器の前記第一の出力部と各々の前記装置の前記第一の入力部との間に各々のスイッチを備えるスイッチのセットを有し、前記装置が選択されるとき、同じバイアス電圧が前記セットの各々の前記装置に印加される、セレクタと
   を有する、超音波システム。
2. 各々の前記装置の前記又は各ＣＭＵＴセルは、崩壊モードで動作するように構成される、請求項１に記載のシステム。
3. 各々の前記装置はＣＭＵＴセルのアレイを有する、請求項１又は２に記載のシステム。
4. 各々の前記装置は、少なくとも６４行及び各行に少なくとも１０個のＣＭＵＴセルを有するＣＭＵＴセルの２Ｄアレイを有する、請求項３に記載のシステム。
5. ２乃至１０個の超音波装置が存在する、請求項１乃至４の何れか一項に記載のシステム。
6. 各々の前記装置の前記又は各CMUTセルは、
   基板と、
   中心軸の周りに形成される前記基板に接続される第1の電極と、
   フレキシブルメンブレンであって、前記フレキシブルメンブレンは、前記第1の電極から少なくとも部分的に空間的に分離されている、フレキシブルメンブレンと、
   前記フレキシブルメンブレンに接続される第2の電極であって、前記第2の電極は前記第1の電極と同心である、第2の電極と
   を有する、
   請求項1乃至5の何れか一項に記載のシステム。
7. 前記駆動電子機器は、
   電圧供給部であって、
   前記DCバイアス電圧を前記第1の電極に供給し、
   前記AC駆動信号を前記CMUTセルの前記第２の電極に供給する
   ように構成される、電圧供給部と、
   静電容量検出回路と
   を有する、
   請求項６に記載のシステム。
8. 撮像システムを有する、請求項１乃至７の何れか一項に記載のシステム。
9. 前記撮像システムが介入超音波撮像システムである、請求項８に記載のシステム。
10. 各々の前記装置が別個の基板上に形成される、請求項１乃至９の何れか一項に記載のシステム。
11. 超音波撮像方法であって、
    超音波トランスデューサ装置のセットのうちの1つの前記超音波トランスデューサ装置を選択するステップであって、各々の前記超音波トランスデューサ装置は、前記超音波装置のセットが各々個々の前記装置よりも大きな領域に関連付けられるように撮像又は調査される異なる領域に関連付けられる、ステップと、
    DCバイアス電圧及びAC駆動信号を供給する駆動電子機器を使用して、前記選択される装置を操作するステップと
    を有し、
    前記選択するステップは、一つの前記選択される装置のみに前記DCバイアス電圧を切り替えるステップと、前記セットの前記選択されない装置から前記DCバイアス電圧を絶縁分離するステップとを有し、前記装置が選択されるとき、同じバイアス電圧が前記セットの各々の前記装置に印加される、
    超音波撮像方法。
12. 各々の前記装置は、一つ又はそれより多くの容量性マイクロマシン超音波トランスデューサセルを有し、各々の前記装置は、前記ＤＣバイアスを受信するための第1の入力部及び前記ＡＣ駆動信号を受信するための第2の入力部を有する、請求項１１に記載の方法。
13. 各々の前記装置の前記又は各々のＣＭＵＴセルを崩壊モードで動作させるステップを有する、請求項１２に記載の方法。

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