JPH09299370A - Ultrasonic probe - Google Patents

Ultrasonic probe

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JPH09299370A
JPH09299370A JP8118981A JP11898196A JPH09299370A JP H09299370 A JPH09299370 A JP H09299370A JP 8118981 A JP8118981 A JP 8118981A JP 11898196 A JP11898196 A JP 11898196A JP H09299370 A JPH09299370 A JP H09299370A
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piezoelectric element
axis
ultrasonic
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position
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JP8118981A
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Japanese (ja)
Inventor
Akiko Mizunuma
Yukihiko Sawada
Katsuhiro Wakabayashi
明子 水沼
之彦 沢田
勝裕 若林
Original Assignee
Olympus Optical Co Ltd
オリンパス光学工業株式会社
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Publication date
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Abstract

PROBLEM TO BE SOLVED: To provide an ultrasonic probe which can obtain high-resolution, good-quality images enabling the use of a relatively simple circuit and cope with the requirement for a decrease in diameter.
SOLUTION: This probe has a cable for transmitting driving voltage and echo signals, a piezoelectric element 5, an acoustic matching layer facing the acoustic radiating surface of the piezoelectric element 5, and a back load layer opposed to the acoustic matching layer, and is designed to transmit and receive ultrasonic waves. In this case, the piezoelectric element 5 which has a difference in the strength of spontaneous polarization depending on position within one piezoelectric element 5 is used, electrodes 2, 3 fitted on both of the principal planes of the piezoelectric element 5 are electrically connected to the cable, and the distribution of the strengths of the spontaneous polarization of the piezoelectric element 5 follows a zero-order Bessel function and is made to correspond to the direction and magnitude of sound pressure radiated from that position.
COPYRIGHT: (C)1997,JPO

Description

【発明の詳細な説明】 DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION

【0001】 [0001]

【発明の属する技術分野】本発明は、医療用等で用いる超音波内視鏡用等において利用される超音波探触子に関する。 The present invention relates to relates to an ultrasonic probe to be used in the ultrasonic endoscope or the like for use in medical like.

【0002】 [0002]

【従来の技術】従来、超音波探触子の一般的な構造は、 Conventionally, the general structure of the ultrasonic probe,
「医用超音波機器ハンドブック」、(社)日本電子機械工業会、コロナ社、P186等に示される様に、背面負荷材の両面に一対の電極を形成したPZTで代表されるような圧電セラミックス板からなる圧電素子を接着し、 "Medical Ultrasonic equipment Handbook", Electronic Industries Association of Japan, Corona Publishing Co., as shown in P186, etc., the piezoelectric ceramic plate as represented by PZT having a pair of electrodes formed on both surfaces of the backing layer bonding a piezoelectric element consisting of,
更に音響整合層及び音響レンズを接着して作製される。 Further it is manufactured by bonding an acoustic matching layer and the acoustic lens.

【0003】この超音波探触子は、上記圧電素子にパルサから百乃至数百ボルト程度の送信パルスを印加し、圧電素子の逆圧電効果により急速に変形を起こさせ、この振動を音響整合層及び音響レンズを通して効率よく被測定物の方ヘ放射パルスを放射させる。 [0003] The ultrasonic probe, the piezoelectric element by applying a transmission pulse of one hundred to several hundred volts pulser, to cause a rapid deformation by the reverse piezoelectric effect of a piezoelectric element, an acoustic matching layer the vibration and to emit f radiation pulse towards efficiently measured object through the acoustic lens. 放射された超音波パルスは、医療用途に関しては体内の各組織の界面において、また、非破壊検査用に関しては被測定物内部の欠陥等の非連続部から反射された後に、再び音響レンズ及び音響整合層を通り圧電素子に機械的振動を加える。 Emitted ultrasonic pulses at the interface of each tissue of the body with respect to medical applications, also with respect to non-destructive inspection after being reflected from the non-contiguous portions of the defects inside the object to be measured, the acoustic lens and the acoustic again applying mechanical vibrations as the piezoelectric element matching layer. この機械的振動は圧電素子の圧電効果により電気的な信号に変換され、観測装置によって観測される。 The mechanical vibration is converted into an electrical signal by the piezoelectric effect of the piezoelectric element, it is observed by the observation apparatus.

【0004】画像化した際の分解能を向上させるための方法としては、放射する超音波ビームを細くするために、前記音響レンズや圧電素子の電極パターンを工夫したり、圧電素子自体を凹面化する方法が多々ある。 As a method for improving the resolution upon imaging, to narrow the ultrasonic beam radiated by devising an electrode pattern of the acoustic lens and the piezoelectric element is concave the piezoelectric element itself way there Tata. また、電極を数分割し、印加する送信パルスの電圧に差を持たせたアニュラアレイによる音場整形が試みられている。 The electrode several dividing the sound field shaping has been attempted by annular array which gave a difference in voltage of the transmitted pulse to be applied.

【0005】また、超音波探触子として、例えば特開平2−111198号公報記載の発明がある。 Further, as an ultrasonic probe, for example, there is the invention of JP-2-111198 JP. この発明は、図36、図37に示すように、例えば、圧電セラミックス151の一方の面側に全面電極152を、他方の面側に分割電極153a、153b、153cを付与したものである。 The present invention, as shown in FIG. 36, FIG. 37, for example, one full-surface electrode 152 on the side of the piezoelectric ceramics 151, the divided electrodes 153a on the other side, 153b, is obtained by imparting 153c. これは、分極強度の分布を中心の分割電極153aに大きな自発分極を持たせ、外周の分割電極153cに至るほど自発分極を弱くした圧電素子154 This distribution of polarization intensity to have a large spontaneous polarization to the divided electrodes 153a in the center, the piezoelectric element weakly spontaneous polarization as leading to the outer periphery of the divided electrode 153c 154
であり、また、この圧電素子154を使用した超音波探触子である。 , And the addition, an ultrasonic probe using the piezoelectric element 154.

【0006】 [0006]

【発明が解決しようとする課題】しかしながら、従来の超音波探触子による超音波画像の分解能の向上方法にはそれぞれ一長一短があった。 [SUMMARY OF THE INVENTION However, the method for improving the resolution of the conventional ultrasound image by the ultrasound probe had advantages and disadvantages. 具体的には、現在公知技術である音響レンズや凹型圧電素子を使用した超音波探触子は、焦点近傍では超音波ビームが絞られて分解能の高い画像を得ることが出来るが、焦点から外れるに従いビーム幅は広くなり画像精度も悪くなる。 Specifically, the current ultrasonic probe using an acoustic lens or concave piezoelectric elements are well known in the art, although in the vicinity of the focus can be obtained with high image resolution is narrowed ultrasound beam, out of focus beamwidth becomes poor widens image accuracy accordance. そのため、実際に観察可能な至適観察距離は狭くなってしまうという課題があった。 Therefore, there is a problem that actually observable optimum viewing distance becomes narrower. ここで、超音波探触子から放射される超音波ビームの音場を測定し、この半値幅を測定してみると、図38に示すように、ビーム幅の狭い領域が非常に短くなっており、実際に観測可能な至適観察距離(焦点深度)が狭いことがわかる(図38の横軸は超音波ビームを放射する面と測定位置との距離X[mm]、縦軸は測定位置でのビーム幅[mm]を示す)。 Here, by measuring the sound field of an ultrasonic beam emitted from the ultrasound probe, and try to measure the half-width, as shown in FIG. 38, a narrow region of the beam width is very short cage actually observable optimal viewing distance (depth of focus) it can be seen that a narrow (the distance on the horizontal axis in FIG. 38 is a surface for emitting an ultrasonic beam and the measuring position X [mm], the vertical axis represents measurement position It shows the beam width [mm] in). 尚、ビーム幅とは、ビーム軸上に直交する平面上でその面内における最大音圧50%(−6dB)以上の部分を意味する。 The beam width and the maximum sound pressure of 50% in its plane in a plane perpendicular to the beam axis (- 6 dB) means more parts.

【0007】また、アニュラアレイタイプの超音波探触子を使用すると、パルサを数系統用意するか、回路を工夫する等して、リング状の各電極にかかる電圧の位相を制御することで、超音波ビームの集束点を変化させる(焦点深度を長くする)ことが可能なことが知られている。 Further, by using the ultrasonic probe Annular array type, or several strains prepared pulser, and the like devising circuit, by controlling the phase of the voltage applied to each electrode of the ring, It is possible to vary the focal point of the ultrasound beam (the depth of focus be longer) is known. すなわち、観察したい位置に焦点を合わせて超音波を収束させ、その部分を鮮明に観察する事ができる。 That is, focusing on the position to be observed is converged ultrasonic waves, that portion can be clearly observed. また、焦点を合わせる距離を変えながら数回超音波を送受信して、受信信号を合成し、広い範囲に亘って鮮明な画像を得ることも可能である。 Moreover, by transmitting and receiving several ultrasound while changing the distance focus, by combining the received signals, it is also possible to obtain a sharp image over a wide range. しかし、この方法では、圧電素子に複数のリード線を結線する必要が生じる。 However, in this method, necessary to connect the plurality of lead wires to the piezoelectric element occurs. 複数のリード線間でノイズが入らないようにするには、シールドを確実にする必要があり、医療用等で使用する超音波探触子においては細径化という点では不向きである。 To noise from entering between multiple leads, it is necessary to ensure the shield, in the ultrasonic probe for use in medical, etc. are not suitable in terms of reduced diameter.
また、前記のように位相を制御するための複雑な電気回路が必要で観測装置のコストが大幅に上がってしまうという課題がある。 Also, the cost of the necessary and observation apparatus complicated electric circuit for controlling the phase as there is a problem that increased considerably. さらに、焦点距離を変えながら送受信した数回分の受信信号を合成する手法では、1枚の画像を取得するのに必要な時間が増大するために、フレームレート(単位時間当たりの画像数)が低下する。 Further, in the technique of combining signals received several times sent and received while changing the focal length, since the time required to obtain one image is increased, reduced frame rate (number of images per unit time) to. 従って、被検者の体動や呼吸、心拍等があると画像がぶれて診断に差し支えるという課題が生じる。 Accordingly, the subject of the body movement and respiration, is a problem that interfere the diagnosis blurred images when there is heart, etc. occur.

【0008】更に、アニュラアレイタイプの別な使用法として、凹型振動子の場合は、送信時には全ての部分を同時に駆動させて超音波を送信し、受信時は観測距離に応じて受信する部分の面積を増やして分解能を上げるという方法がある。 Furthermore, as another use of Annular array type, in the case of concave transducers and simultaneously driven all parts at the time of transmission transmits ultrasound, upon reception of a part received in response to the observation distance there is a method of increasing the resolution by increasing the area. しかし、この方法も前記の場合と同様で、配線が複雑になり製造が困難になるとともに、加算回路をはじめとする電気回路が複雑になり、コスト的にも高くなるとともに、信頼性の面でも低下を招くという課題があった。 However, the method similar to the case of the, with wiring to manufacture complicated becomes difficult, an electric circuit including an adder circuit is complicated, with even higher in cost, in terms of reliability there is a problem that deteriorated.

【0009】超音波振動子から放射する超音波を、中央部は強く、辺縁部は弱くなるように分布させると、サイドローブ、つまり、本来意図しない方向への超音波の放射を低減できる。 [0009] The ultrasonic wave emitted from the ultrasonic transducer, the central portion is strong, the edge portion is distributed so weak side lobes, that is, can be reduced ultrasonic radiation in the unintended direction. 特に正規分布(ガウス分布)のグラフ形状の音圧分布を与えると、サイドローブ低減の効果が高い事が知られている。 And in particular give the sound pressure distribution of the graph shape of the normal distribution (Gaussian distribution), it has been known effect of side lobe reduction is high. 特開平2−111198号の発明はこの効果を狙ったものであるが、超音波を集束させる効果は無く、至適観察距離も短いという課題があった。 While the invention of JP-A No. 2-111198 are those aimed at this effect, the effect of focusing the ultrasound is not the optimal viewing distance is also a problem that short. 超音波振動子から放射する超音波を、第0次のべッセル関数の形状に分布させると、その超音波は非回折型超音波ビーム、すなわち、拡散せずに伝搬する波となる事が知られている。 The ultrasonic waves radiated from the ultrasonic vibrator, when distributed in the shape of the 0-order base Sseru function, the ultrasound non-diffractive ultrasonic beam, i.e., that the wave propagates without spreading knowledge It is. このようにして得た非回折超音波ビームを用いると、超音波振動子の近傍から遠方まで均一な太さの超音波ビームニよる画像を得る事ができる。 With the undiffracted ultrasonic beam thus obtained, it can be obtained ultrasound Bimuni by images of uniform thickness from the vicinity of the ultrasonic transducer to distant. つまり、近傍から遠方まで鮮明に焦点が合ったラインフォーカスの画像を得る事ができる。 In other words, it is possible to obtain an image of the line focus which focus clearly from the vicinity to far.

【0010】このような超音波ビームを実現するためには、同心多重リング状の電極を付けた圧電素子を用い、 [0010] In order to realize such an ultrasonic beam using a piezoelectric element with a concentric multiple ring-shaped electrodes,
各同心リング状電極にケーブルを介して駆動回路を接続して、各電極リングに印加する駆動電圧をベッセル関数状に分布させる方式が従来報告されている。 Connect the drive circuit via a cable to each concentric ring electrode, a method of distributing the driving voltage applied to each electrode ring Bessel function like have been reported conventionally. しかし、この様な方法では、圧電素子に複数のケーブルを結線する必要がある。 However, in such a method, it is necessary to connect the plurality of cables to the piezoelectric element. 複数のケーブル間でノイズが入らないようにするには、シールドを確実にする必要があり、医療用、特に、体腔内等で使用する超音波探触子には細径化という点で不向きである。 To noise from entering between multiple cables need to ensure shield, medical, in particular, the ultrasonic probe for use in a body cavity or the like is not suitable in terms of diameter reduction is there. また、電圧と位相を制御するための複雑な電気回路が必要で観測装置のコストが大幅に上がってしまうという課題がある。 Further, there is a problem that the cost of necessary and observation apparatus complicated electric circuit for controlling the voltage and phase would rise significantly.

【0011】また、下記の文献には、本願発明と同様なべッセル分極型の圧電素子を得る方法が示されている。 Further, in the literature the following, a method of obtaining a piezoelectric element of the present invention similar to base Sseru polarization type is shown. 題名:Bessel beam ultrasonic Title: Bessel beam ultrasonic
transducer:Fabrication m transducer: Fabrication m
ethod and experimentalres ethod and experimentalres
ults 著者:D. ults author: D. K,Hsu F. K, Hsu F. J. J. Margetan Margetan
D. D. O. O. Thompson 出典:Appl. Thompson Source: Appl. Phys. Phys. Lett. Lett. 55(20), 55 (20),
13Nov. 13Nov. 1989. 1989. P2066〜2068 P2066~2068

【0012】上記文献では以下の方法を用いている。 [0012] In the literature using the following method. ・2本の同心円状で深さの異なる溝と、中心の穴とを持つ圧電素子を制作する。 And - two concentric at different depths grooves, to produce a piezoelectric element having a hole in the center. ・溝と、反対側の面との間で、極性の異なる分極電圧を加えて分極する。 · The groove, between the opposite face, to polarize the addition of different polarization voltage polarities. この際、隣り合う溝及び穴には極性の異なる電圧を印加する。 At this time, the grooves adjacent and holes applying different voltages polarities. ・溝の部分を研磨して除去し、平板の圧電素子を得る。 - a portion of the groove is removed by polishing, to obtain a piezoelectric element of the plate.

【0013】しかし、この文献の方法で得られる圧電素子では以下の欠点がある。 [0013] However, in the piezoelectric element obtained by the method of this document has the following drawbacks. ・圧電素子を挟んで向かい合う電極間のみでなく、隣り合う電極間でも分極電圧が印加される為、図39に示した様に圧電素子154の主面に平行に分極される部分1 - the piezoelectric element, not only between sandwiched therebetween facing electrodes a, for the polarization voltage between adjacent electrodes is applied, the portion is polarized parallel to the main surface of the piezoelectric element 154 as shown in FIG. 39 1
55が発生してしまう。 55 occurs. そのため、電圧を与えて駆動する際に不要な振動が発生し易く、所望の周波数以外の超音波を、所望以外の方向に放射してしまう。 Therefore, unnecessary vibration is likely to occur when driving by applying a voltage, the ultrasonic other than the desired frequency, resulting in emission in directions other than the desired. それによって超音波画像上にアーティファクトが発生し、超音波画像の画質の低下をもたらす。 Whereby artifact on an ultrasonic image is generated, resulting in deterioration of image quality of an ultrasound image. ・分極後に圧電素子の大半を研磨除去するため、制作時間がかかる上、分極後の研磨工程や溝入れ工程を必要とし、歩留まりも悪くなる。 · To polish remove most of the piezoelectric element after polarization, it takes the production time, and requires a polishing process and grooving step after polarization, the yield becomes worse.

【0014】さらに、円形の圧電素子を使用する場合では、圧電素子の直径により圧電素子全体の大きさが決定されてしまう。 Furthermore, in case of using a circular piezoelectric element, the size of the entire piezoelectric element from being determined by the diameter of the piezoelectric element. また、体腔内走査用の超音波探触子では、被検者の苦痛低減や、適用部位の拡大の為に挿入部の細径化は最優先事項である。 Further, in the ultrasonic probe for body cavity scanning, and pain reduction in a subject, diameter of the insertion portion for expanding the application site is paramount. 挿入部の細径化は使用する円形圧電素子の直径を小さくすることにつながる。 Diameter of the insertion portion leads to reducing the diameter of the circular piezoelectric elements used. しかし、圧電素子の直径を小さくし、有効面積を減少させると、電気的特性インピーダンスの不整合や送受信感度の低下を招き、得られる超音波画像の質が悪化してしまう。 However, to reduce the diameter of the piezoelectric element, reducing the effective area, it causes deterioration of inconsistencies and transmission and reception sensitivity of the electrical characteristic impedance, the quality of the ultrasound image obtained is deteriorated.

【0015】本発明は、上記事情に鑑みてなされたものであり、ベッセル関数を基に部分的に分極強度を異ならせた圧電素子を使用するとともに、部品点数、とりわけケーブル数を少なくし、超音波振動子でベッセル型の非回折音場を得るように構成し、超音波ビームのラインフォーカス化を図り、比較的簡単な電気回路を使用して高分解能で良質の画像を得ることができ、細径化の要請にも対応可能な超音波探触子を提供することを目的とする。 [0015] The present invention has been made in view of the above circumstances, and use the piezoelectric element having different partially polarized intensity based on the Bessel function, the number of parts, especially to reduce the number of cables, super configured to obtain a non-diffraction sound field of the Bessel type in wave oscillator, achieving line focus of the ultrasound beam, using a relatively simple electrical circuit with a high resolution can be obtained an image of high quality, and to provide a compatible ultrasonic probe in demand for diameter reduction.

【0016】 [0016]

【課題を解決するための手段】本発明の超音波探触子は、駆動電圧及びエコー信号を伝達するケーブルと、圧電素子と、圧電素子の音響放射面側音響整合層と、その反対側の背面負荷層とを有し、超音波を送受信する超音波探触子において、1枚の圧電素子内で位置によって自発分極の強さに差を持つ圧電素子を用い、前記圧電素子の両主面に設けた電極と前記ケーブルとを電気的に導通させ、前記圧電素子の自発分極の強さの分布は、超音波探触子からの音圧分布が以下の様に分布する様に定めたことを特徴とするものである。 Ultrasonic probe of the present invention, in order to solve the problems] includes a cable for transmitting a driving voltage and the echo signal, the piezoelectric element, an acoustic radiation surface side acoustic matching layer of the piezoelectric element, on the opposite side and a back load layer, the ultrasonic probe for transmitting and receiving ultrasonic waves, a piezoelectric element having a difference in strength of the spontaneous polarization by the position within a single piezoelectric element, both main surfaces of the piezoelectric element the electrically is conductive and provided with electrodes and said cable, the strength distribution of the spontaneous polarization of the piezoelectric element, the sound pressure distribution from the ultrasound probe is determined so as to be distributed as follows the one in which the features. 前記圧電素子の面上に、 On the surface of the piezoelectric element,
幾何学的対称軸と直交する直線を選び、この直線をx軸とし、このx軸の原点を、x軸と圧電素子の幾何学的対称軸との交点とするとき、前記x軸に対してaを任意の定数として第0次のベッセル関数y=J 0 (x/a)を描き、x軸上の各位置でのJ 0 (x/a)の値を、ある電圧パルスを印加した際に、J 0 (x/a)の絶対値が大きい位置では自発分極を強く、J 0 (x/a)の絶対値が小さい位置では自発分極を弱くするようにその位置より放射される音圧の向きと大きさに対応させる。 Select a line perpendicular to the geometrical axis of symmetry, the straight line and the x axis, the origin of this x-axis, when the intersection of the geometrical axis of symmetry of the x-axis and the piezoelectric element, relative to the x-axis a a draw a zeroth-order Bessel function y = J 0 (x / a ) as an arbitrary constant, the value of J 0 (x / a) at each position on the x-axis, when applying a certain voltage pulse a, J 0 (x / a) of strong spontaneous polarization in absolute value is larger position, J 0 (x / a) of sound in the absolute value is smaller position is radiated from that position so as to weaken the spontaneous polarization pressure to correspond to the direction and magnitude. 0 J 0
(x/a)が正の位置と負の位置とで自発分極の向きを逆にする。 (X / a) to the direction of the spontaneous polarization reversed and positive position and the negative position. 対称軸に沿って軸対称や線対称に圧電素子の自発分極の強さを分布させる。 Along the axis of symmetry to distribute the strength of the spontaneous polarization of the piezoelectric element in axial symmetry or line symmetry. 前記圧電素子の自発分極の向きは、圧電素子の全面で、両主面とほぼ垂直とする。 The spontaneous polarization direction of the piezoelectric element, the entire surface of the piezoelectric element, substantially perpendicular with both the main surfaces.

【0017】以下に本発明についてさらに詳述する。 [0017] In addition the present invention will be described in detail below. 本発明によれば、1枚の圧電素子内で位置によって自発分極の強さに差を持つ圧電素子を用い、前記圧電素子の両主面に設けた電極と前記ケーブルとを電気的に導通させ、前記圧電素子の自発分極の強さの分布は、超音波探触子からの音圧分布が上記の様に分布する様に定めたので、部品点数、とりわけケーブル数を少なくし、比較的簡単な電気回路で使用できる高分解能な超音波探触子を提供できる。 According to the present invention, a piezoelectric element having a difference in strength of the spontaneous polarization by the position within a single piezoelectric element, electrically brought into conduction and the electrode and the cable provided on both main surfaces of the piezoelectric element , the intensity distribution of the spontaneous polarization of the piezoelectric element, since the distribution of sound pressure from the ultrasonic probe is set so as to be distributed as described above, the number of parts, especially to reduce the number of cables, a relatively simple It can provide a high-resolution ultrasonic probe can be used in an electric circuit. また、超音波ビームを一様にして、超音波画像の焦点深度を深くすることができ、これにより、超音波プローブ近傍から遠方まで鮮明な画像を得る事ができ、速やかに正確な診断を行うことが可能となる。 Further, in the uniform ultrasonic beam, it is possible to deepen the focal depth of the ultrasound image, which makes it possible to obtain a clear image from the ultrasonic probe near to far, perform prompt and accurate diagnosis it becomes possible. また、本発明は、ベッセル関数を基に部分的に分極強度を弱めた圧電素子を使用することで、音場を整形しラインフォーカス化(焦点深度を長くする)を図り、高分解能な超音波画像を得ることができる。 Further, the present invention is to use a piezoelectric element weakened partially polarized intensity based on the Bessel function, it aims to shape the sound field line focus the (a depth of focus longer), high-resolution ultrasound images can be obtained.

【0018】ここで、ベッセル関数を基に決定するとは、以下の事を意味する。 [0018] In this case, to be determined on the basis of the Bessel function, which means that the following. 圧電素子の幾何学的対称軸と直交する直線を選ぶ。 Selecting a line perpendicular to the geometrical axis of symmetry of the piezoelectric element. この直線をX軸と呼ぶことにする。 We call this straight line X-axis. x軸の原点は、x軸と圧電素子の幾何学的対象軸との交点とする。 The origin of the x-axis is the intersection of the geometric objects axis of x-axis and the piezoelectric element. この様に定義したx軸に対して第0次のベッセル関数y=J 0 (x/a)を描く。 Draw zeroth-order Bessel function with respect to the x-axis defined in this manner y = J 0 (x / a ). ここでaは任意の定数である。 Where a is an arbitrary constant. x軸上の各位置でのJ 0 (x/a)の値を、ある電圧パルスを印加した際に、その位置より放射される音圧の向きと大きさに対応させる。 The value of J 0 (x / a) at each position on the x-axis, upon applying a certain voltage pulse, to correspond to the direction and magnitude of the sound pressure radiated from that position. すなわち、 That is,
0 (x/a)の絶対値が大きい位置では圧電素子の自発分極を強く、J 0 (x/a)の絶対値が小さい位置では自発分極を弱くする。 J 0 (x / a) of strong spontaneous polarization of the piezoelectric element in absolute value is larger position, to weaken the spontaneous polarization in position a small absolute value of J 0 (x / a). また、J 0 (x/a)が正の位置と負の位置とで自発分極の向きを逆にする。 Further, J 0 (x / a) to the direction of the spontaneous polarization reversed and positive position and the negative position. 対称軸に沿って軸対称や線対称に圧電素子の自発分極の強さを分布させる。 Along the axis of symmetry to distribute the strength of the spontaneous polarization of the piezoelectric element in axial symmetry or line symmetry. 自発分極の向きと大小は、図2に示す圧電素子5を構成する圧電セラミックス1の矢印の向きとその大小とで示している。 Spontaneous polarization direction and magnitude is shown by the arrows the direction of the piezoelectric ceramic 1 constituting the piezoelectric element 5 shown in Figure 2 and its magnitude.

【0019】また、本発明は、前記分極時に圧電素子の少なくとも一方の表面電極を分割し、分極後に同一面の分割された電極を結線する。 Further, the present invention divides the at least one surface electrode of the piezoelectric element during the polarization, which connect the split electrodes of the same surface after the polarization. さらに、本発明は、前記ベッセル関数を基にした自発分極強度分布の値がゼロ及びその近傍の表面電極が少なくとも一方に無い圧電素子を用いる。 Furthermore, the present invention, the value of spontaneous polarization intensity distribution based on the Bessel function is the surface electrodes zero and its vicinity using a piezoelectric element is not in at least one.

【0020】本発明の超音波探触子を構成する圧電素子5の自発分極の向き及び大小と、放射される音との関係を以下に説明する。 [0020] and the direction and magnitude of the spontaneous polarization of the piezoelectric elements 5 constituting the ultrasonic probe of the present invention, illustrating the relationship between the sound radiated below. 一定の直流電圧を印加した時の圧電素子5の変形量は自発分極の強さに対応して定まる。 The amount of deformation of the piezoelectric element 5 at the time of applying a constant DC voltage is determined corresponding to the intensity of the spontaneous polarization. また、圧電素子5の変形方向は自発分極の向きによって定まる。 Further, the direction of deformation of the piezoelectric element 5 is determined by the direction of spontaneous polarization. 従って、自発分極の強さに分布を持つ圧電素子5 Accordingly, the piezoelectric element 5 with a distribution in strength of the spontaneous polarization
の全面に同一の駆動電圧を印加すると、自発分極の強度分布に応じた形状の超音波の波面を得る事ができる。 When applied over the entire surface at the same drive voltage, it is possible to obtain the ultrasonic wave having a shape corresponding to the intensity distribution of the spontaneous polarization. 超音波探触子用の圧電素子5の分極強度を、部分的に分極電圧を変化させることにより、ベッセル関数的に分極の重み付けを行う。 The polarization intensity of the piezoelectric element 5 for the ultrasonic probe, by changing the partial polarization voltage, performs weighting of the Bessel function polarizable. この圧電振動子5を使用した超音波探触子は、音響整合層を透過して疑似的なベッセルビームを観察物へ放射することが可能である。 The piezoelectric vibrator 5 ultrasonic probe was used, can be radiated through the acoustic matching layer to the observed was pseudo Bessel beam. ベッセルビームは、伝搬によって拡散しない非回折波であり、超音波探触子から放射された放射パルスもほとんど拡がること無く伝搬していく。 Bessel beam is a non-diffracted wave which is not diffused by the propagation, propagate without radiation pulse emitted from the ultrasound probe almost spread.

【0021】前述の様に想定したベッセル関数を基にした自発分極強度分布に沿って少なくとも一方の電極を分割する。 [0021] dividing the at least one electrode along the spontaneous polarization intensity distribution based on assumed Bessel function as described above. その後、各電極に分極電圧を加え、ベッセル関数に対応した自発分極強度を持つように分極する。 Thereafter, the polarization voltage applied to each electrode, polarized to have a spontaneous polarization intensity corresponding to Bessel functions. このような本発明によれば、上述した作用に加えて、圧電素子5の分極時に圧電素子5の少なくとも一方の表面電極が分割され、この分割された電極にそれぞれ異なった電圧を印加し、各電極間毎に分極強度を変えた後電極を結線若しくは形成して、一本の同軸ケーブルで駆動可能な圧電素子5を用いて超音波探触子を構成できる。 According to the present invention, in addition to the functions described above, at least one surface electrode of the piezoelectric element 5 is divided at the polarization of the piezoelectric element 5, respectively applied to different voltages to the divided electrodes, each the electrodes after changing polarization intensity for each between the electrodes by connecting or form, can be configured ultrasonic probe using a piezoelectric element 5 that can be driven by a single coaxial cable.

【0022】また、本発明の圧電素子5においては、圧電素子5のベッセル関数の値がゼロに相当する部分及びその近傍の表面電極が少なくとも一方に無いため、この近傍は基本的に振動しない状態となるように電極パターンを設計したものである。 Further, the state in the piezoelectric element 5 of the present invention, since the surface electrode portion and its vicinity value of the Bessel function of the piezoelectric element 5 corresponds to zero is not at least one, the neighborhood is not essentially vibration electrode pattern so that those who designed.

【0023】また、圧電素子5として、非円形の圧電素子5を使用することで、挿入部の細径化を図り必要な感度や電気的インピーダンス整合を確保し、実用的な超音波画像の画質を確保できる。 Further, the piezoelectric element 5, the use of the piezoelectric element 5 of the non-circular, to ensure diameter narrowing required sensitivity and electrical impedance matching work to the insertion portion, the image quality of the practical ultrasound image It can be ensured.

【0024】 [0024]

【発明の実施の形態】 DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION

(実施の形態1)以下に本発明の実施の形態1を説明する。 The first embodiment of the present invention will (Embodiment 1) will be described. 図1は圧電素子である圧電セラミックス1の平面図と断面図、図2はベッセル関数と圧電セラミックス1の分割電極の位置関係を表した断面図、図3はベッセル関数及び圧電セラミックス1の分割電極の位置そして分極の方向と強度を表した図、図4は超音波探触子のトランスデューサ部の断面図、図5は圧電セラミックス1とその分割電極の位置そして分極の方向と強度を表した図、 Figure 1 is a plan view and a sectional view of the piezoelectric ceramic 1 is a piezoelectric element, FIG. 2 is a cross-sectional showing the positional relationship between the Bessel function and the piezoelectric ceramic 1 divided electrodes view, the divided electrodes of FIG. 3 is a Bessel function and the piezoelectric ceramic 1 position and diagram showing the direction and intensity of the polarization of FIG. 4 is a sectional view of the transducer portion of the ultrasonic probe, FIG. 5 showing the position and direction and intensity of the polarization of the piezoelectric ceramic 1 and the divided electrodes ,
図6は超音波探触子の音響放射面近傍での音圧分布のグラフ、図7は図38と同様なビーム幅のグラフである。 Figure 6 is a graph of sound pressure distribution of acoustic radiation surface vicinity of the ultrasonic probe, FIG. 7 is a graph similar beamwidth and FIG 38.
また、図8は圧電セラミックス1の分割電極3を導電性樹脂6で結線した図、図9は、実施の形態1の超音波探触子を用いた超音波内視鏡を示す図である。 Further, FIG. 8 is a diagram to connecting the split electrodes 3 of the piezoelectric ceramic 1 in the conductive resin 6, FIG. 9 is a diagram showing an ultrasonic endoscope using the ultrasonic probe of the first embodiment.

【0025】まず、図1に示すように、圧電素子である圧電セラミックス1としてPZT系の材料で直径10m [0025] First, as shown in FIG. 1, the diameter 10m material of PZT-based piezoelectric ceramic 1 is a piezoelectric element
m、厚さ160μmのラッピングした素体を用意し、この素体の一方の面に銀ペーストを全面に塗布した全面電極2を、そして他方の面に同心多重リング状の分割電極3を印刷、焼付けする。 m, providing a body with wrapping thickness 160 .mu.m, the full-surface electrode 2 was coated with a silver paste on the entire surface on one surface of the element body, and print a concentric multiple ring-shaped divided electrodes 3 on the other surface, baking to. この多重リング状の分割電極3 The multiple ring-shaped divided electrodes 3
は、図2に示すように、第0次のべッセル関数を基にパターン化されたもので、x−y座標系のy=0の近傍に分割電極3がないような構成になっている。 As shown in FIG. 2, which has been patterned on the basis of the zeroth-order base Sseru function has a structure such that there is no split electrodes 3 in the vicinity of y = 0 for x-y coordinate system . この片側が多重リング状に分割された分割電極3を持つ圧電素子5 The piezoelectric element 5 this one has a split electrode 3 is divided into multiple ring-shaped
を下記の様な条件にて分極した。 Was polarization in such conditions below. まず、図3に示すように、ベッセル関数の電極部に相当する部分の値の平均値を計算し、図2のベッセル関数と同じグラフに示したような音圧を放射するように分極の割合を決定する。 First, as shown in FIG. 3, calculates the average value of the part corresponding to the electrode portion of the Bessel function, the proportion of polarization to emit sound pressure as shown in the same graph as the Bessel function of FIG. 2 to determine.

【0026】そして、前記計算値と等しくなるような圧電定数d 33となるように、各分割電極3により分極電圧を変えて分極していく。 [0026] Then, as a piezoelectric constant d 33 as equal to the calculated value, continue to polarization by varying the polarization voltage by the divided electrodes 3. 分極は80℃のシリコンバス中で実施し、予め材料毎に求めておいた圧電定数d 33と分極電圧を基に分極した。 Polarization is carried out at 80 ° C. of the silicon bath was polarized polarization voltage based on the piezoelectric constant d 33 which has been determined in advance material each. 尚、これも事前に実験して確認済の結合係数K 33と圧電定数d 33との関係から、容易に測定可能な結合係数K 33から分極の状態を確認した。 Incidentally, this is also the relationship between the coupling coefficient K 33 and the piezoelectric constant d 33 of the confirmed by experiments in advance, and check the status of polarization from readily measurable coupling coefficient K 33.
尚、ベッセル関数が負の値を持つ領域は分極方向を反転して分極を行う。 The area Bessel function has a negative value makes a polarization inverts the polarization direction.

【0027】このようにして得られた圧電素子5側の電極3を図8に示した導電性樹脂6にて結線した後、図4 [0027] After connecting the piezoelectric element 5 side electrode 3 obtained in this manner with a conductive resin 6 shown in FIG. 8, FIG. 4
に示す絶縁筒13を介してSUS製のハウジング12に分割電極3が内側にくるようにして固定する。 Split electrodes 3 to the housing 12 made of SUS with an insulating tube 13 shown in fixed as on the inside. 表面側の全面電極2からハウジング12へは導電性樹脂6を使用して結線する。 From full-surface electrode 2 on the surface side to the housing 12 to connection using a conductive resin 6. その後、表面側の全面電極2の表面に音響整合層7として60μmの厚さにエポキシ樹脂を形成する。 Then, to form an epoxy resin on the surface of the entire electrode 2 on the surface side to a thickness of 60μm as the acoustic matching layer 7. そして、リング状に分割した分割電極3の一箇所とハウジング12とに同軸ケーブル11の芯線9、周線10をそれぞれ半田14等で結線する。 Then, connected to the one place and the housing 12 of the split electrodes 3 obtained by dividing a ring-shaped core 9 of the coaxial cable 11, the circumferential line 10 with each solder 14 or the like.

【0028】そして、エポキシ樹脂とタングステンを混合した背面負荷材8をリング状に分割した分割電極3側に注型して硬化させ、図4に示すような超音波探触子のトランスデューサ部16を作製する。 [0028] Then, the back load member 8 of a mixture of epoxy resin and tungsten cured by casting the divided electrode 3 divided in a ring shape, the transducer part 16 of the ultrasonic probe shown in FIG. 4 to produce. このトランスデューサ部16を使用した超音波内視鏡を図9に示す。 An ultrasonic endoscope using this transducer unit 16 in FIG. この超音波内視鏡は、操作者が保持する操作部31に軟性の挿入部32が結合されており、操作部31と、図示してないが超音波診断装置や光源とはコード35で接続されている。 The ultrasonic endoscope, an operator is coupled operation unit 31 flexible insertion portion 32 to be held, an operation unit 31, not shown connected by cord 35 to the ultrasonic diagnostic apparatus and a light source It is. 前記挿入部32の先端部を拡大した状態を図1 Figure 1 expanded state of the distal end portion of the insertion portion 32
0に示す。 0 to show. この挿入部32の先端部には、音響窓33が設けられている。 The distal end portion of the insertion portion 32, the acoustic window 33 is provided. 音響窓33は、約0.2mmの薄い硬質ポリエチレンで形成している。 Acoustic window 33 is formed of a thin hard polyethylene of approximately 0.2 mm. 音響窓33は水密に封止され、内部に前記トランスデューサー部16が回動可能に配置されている。 Acoustic window 33 is sealed in a watertight manner, the transducer portion 16 is arranged rotatably therein. また、音響窓33の内部は音響伝達媒体34で満たされている。 Further, the inside of the acoustic window 33 is filled with an acoustic propagation medium 34. 音響伝達媒体34としては、水を用いる。 The acoustic transmission medium 34, using water.

【0029】操作者は既存の超音波内視鏡と同様に挿入部32を被検者の体腔内に挿入し、光学的な観察及び超音波診断を行う。 The operator inserts the insertion portion 32 like the conventional ultrasonic endoscope into a body cavity of a subject, performing optical observation and ultrasonic diagnosis. 超音波診断を行う際には、操作部31 When performing ultrasound diagnosis, the operation unit 31
又は図示しない超音波診断装置に設けられたスイッチを操作して、トランスデューサ部16を回転させるとともに、観測装置内の図示しないパルサーにより送信パルスを印加する。 Or not shown by operating the switch provided in the ultrasonic diagnostic apparatus, to rotate the transducer part 16, it applies the transmission pulse by pulser (not shown) in the observation apparatus. 送信パルスは前記同軸ケーブル11を介して圧電素子1に印加される。 Transmit pulse is applied to the piezoelectric element 1 via the coaxial cable 11.

【0030】上記構成の様な方法で作製した圧電セラミックス1の断面は、図2の下欄に示すような分極方向と強さを持つものとなっている。 The cross section of the piezoelectric ceramic 1 manufactured by the method such as the above-described configuration is made as having a polarization direction and intensity, as shown in the lower column of FIG. 具体的には、分割電極3 Specifically, the divided electrodes 3
の中心付近の自発分極4の強さは大きく、外周に至るにつれて分割電極3間の自発分極4の強さは小さくなっていく。 The central spontaneous intensity of polarization 4 in the vicinity of large, the strength of the spontaneous polarization 4 between the split electrodes 3 as the distance from the outer periphery becomes smaller. この様な圧電素子である圧電セラミックス1の全面に一様な電圧を印加すると、分極強度の大きい部分は変形量も多くなり、また、分極方向と印加する電圧の極性とにより変形の方向が決定される。 The application of a uniform voltage to the entire surface of the piezoelectric ceramic 1 is such a piezoelectric element, a large portion of the polarization strength increases deformation amount, also the direction of deformation by the polarity of the voltage applied to the polarization direction is determined It is.

【0031】本実施の形態1のように、ベッセル関数に基づいて圧電素子5を構成する圧電セラミックス1の分割電極3の配置を決定し、分極強度に差を持たせた圧電セラミックス1を用いて、図4に示すような超音波探触子のトランスデューサ部16を作製し、図示しないパルサーより送信パルスを圧電素子5に印加すると、放射される超音波ビームはベッセル関数に近似したものとなる。 [0031] As in the present embodiment 1, to determine the arrangement of the split electrodes 3 of the piezoelectric ceramic 1 constituting the piezoelectric element 5 based on the Bessel function, using the piezoelectric ceramic 1 which gave a difference in polarization intensity , to produce an ultrasonic probe of the transducer portion 16 as shown in FIG. 4, the application of a transmission from the pulser (not shown) pulse to the piezoelectric element 5, the ultrasonic beam emitted becomes an approximation to the Bessel function.

【0032】以上に述べた原理により、圧電素子5を構成する圧電セラミックス1に送信パルスを印加すると、 [0032] The principle described above, by applying a transmission pulse to a piezoelectric ceramic 1 constituting the piezoelectric element 5,
ベッセル関数状の音圧分布の超音波パルスが放射される。 Ultrasonic pulse of the Bessel function like the sound pressure distribution is emitted. 先にも述べたように、ベッセル関数の音圧分布の超音波は非回折型超音波ビーム、すなわち、拡散せずに伝搬する波となる。 As mentioned earlier, ultrasonic sound pressure distribution of the Bessel function undiffracted ultrasonic beam, i.e., the wave propagates without spreading. 放射された超音波ビームは音響伝達媒体34と音響窓33を透過して、ほぼ一様な太さで被検者の体内へ向けて伝搬していく。 Emitted ultrasound beam is transmitted through the acoustic transmission medium 34 and the acoustic window 33, and propagates toward the body of the subject with substantially uniform thickness. この時、音響伝達媒体34としては、生体とほぼ均しい音速を持つ水を使用しており、音響窓33には超音波ビームの透過性を高めるため、薄い硬質ポリエチレンを使用しているため、これらを透過する際の超音波ビームの減衰や音場の乱れは無視できるレベルである。 In this case, the acoustic transmission medium 34, and using water with approximately equal acoustic velocity and biological, since the acoustic window 33 are used to increase the permeability of the ultrasonic beam, a thin rigid polyethylene, disturbance attenuation and acoustic field of the ultrasonic beam as it passes through them is negligible.

【0033】また、受信時の指向性特性は、送信時の指向性特性と相似となるため、送信音場と同様にほぼ一様な太さの領域からの反射エコーを効率良く受信する。 Further, the directivity characteristic during reception, since the similarity a directional characteristic at the time of transmission, to efficiently receive the reflected echo from the region of the transmitting acoustic field as well as substantially uniform thickness. このようにして得た超音波ビームを用いると、超音波振動子の近傍から遠方までほぼ均一な太さの超音波を送受信して超音波画像を得る事ができる。 In this manner, when the use of the obtained ultrasound beam, it is possible to obtain an ultrasonic image by transmitting and receiving ultrasonic waves of substantially uniform thickness from the vicinity to the remote ultrasound transducers. つまり、近傍から遠方まで鮮明に焦点が合ったラインフォーカスの画像を得る事が可能となる。 In other words, it is possible to obtain an image of the line focus which focus clearly from the vicinity to far.

【0034】尚、図5に示した圧電セラミックス1を用いた超音波トランスデューサ部16にパルサーによる送信パルスを印加すると、音響整合層7の近傍では放射される超音波パルスの音圧分布は、ベッセル関数に近似したものとなる。 [0034] Incidentally, when applying a transmission pulse by pulser to the ultrasonic transducer unit 16 using the piezoelectric ceramic 1 shown in FIG. 5, the sound pressure distribution of the ultrasonic pulses emitted in the vicinity of the acoustic matching layer 7, the vessel It becomes an approximation to a function.

【0035】上記音響整合層7の近傍(距離約1mm) The vicinity of the acoustic matching layer 7 (distance approximately 1mm)
の超音波の音圧分布を、ハイドロフォンで測定した測定結果を図6に示す。 The ultrasonic sound pressure distribution, shows the result of measurement by the hydrophone in FIG. この図6は、ベッセル関数の絶対値J 0 (x)と、このベッセル関数系の音圧分布をハイドロフォンで測定した場合の計算値J 0 (x)の面積について平均化した理論値(J 0 (x)average及び音圧の測定結果(Y,Z)を直交する2軸で表したものであり、実際の放射音圧が理論値(J 0 (x)aver FIG 6 is an absolute value J 0 of the Bessel function (x), averaged theoretical values for the area of the calculated value J 0 (x) in the case of measuring the sound pressure distribution of the Bessel function system with hydrophone (J 0 (x) average and the sound pressure of the measurement result (Y, Z) are those expressed in two orthogonal axes the actual emission sound pressure is the theoretical value (J 0 (x) aver
age)に非常に近似していることが分かる。 It can be seen that are very similar to age). ここに、 here,
xは、トランスデューサ部16の対称軸からの距離である。 x is the distance from the symmetry axis of the transducer unit 16.

【0036】ここで、J 0とJ 0 (x)average [0036] In this case, J 0 and J 0 (x) average
との関係について説明する。 The relationship between the description. ハイドロホンの受音部は、 Sound receiving unit of the hydrophone,
直径0.6mm程度の寸法を持っている。 It has a size with a diameter of about 0.6mm. 従って、ハイドロホンが実際に測定するのは、ある1点の音圧では無く、受音部の音圧の平均値である。 Therefore, the hydrophone is actually measured is not the sound pressure of a certain point is the average value of the sound pressure of the sound receiving portion. そのため、複雑な音場分布をハイドロホンで測定すると、実際の分布よりもなだらかな分布として測定される。 Therefore, when measuring the complex acoustic field in hydrophone is measured than the actual distribution as gentle distribution. 理論的なベッセル分布音場を、直径0.6mm毎に平均化して測定した場合の分布を計算したのが図6中のJ 0 (x)averag The theoretical Bessel distribution sound field, J 0 in FIG. 6 that the distribution was calculated as measured by averaging each diameter 0.6mm (x) averag
eである。 A e.

【0037】ベッセルビームは非回折ビームとして知られているが、本実施の形態1によるトランスデューサ部16の音場を測定し、ビーム幅を測定してみると、図7 [0037] Although the Bessel beam is known as a non-diffracted beam, the sound field of the transducer section 16 of the first embodiment was measured, and try to measure the beam width, FIG. 7
(横軸は超音波ビームが放射する面と測定位置との距離Xmm、縦軸は測定位置でのビーム幅mm)に示すように超音波ビームが一様の太さで、従来には見られない至適観察距離(焦点深度)の長い超音波探触子を作製することが可能となる。 (Horizontal axis denotes a distance between the measurement position and the plane in which the ultrasonic beam is emitted X mm, the beam width mm in the vertical axis measuring position) in as shown in the ultrasound beam of uniform thickness, the conventional observed no optimum viewing distance becomes possible to produce a long ultrasonic probe of (depth of focus). そのため、同軸ケーブルが1本でパルサーが1系統の超音波探触子という、電気回路及びトランスデューサ部16の構成が簡易で安価な、高分解能の超音波探触子を作製できる。 Therefore, as the ultrasonic probe of the pulsar one system coaxial cable has one, construction of the electrical circuit and the transducer unit 16 is inexpensive simple, can produce ultrasonic probe with high resolution. また、超音波観測装置は従来公知の物を流用可能であるため、既存の設備を有効利用できる。 The ultrasonic observation apparatus, capable of diverting the conventional ones, can be effectively utilized existing facilities.

【0038】図11に、本実施の形態1の超音波探触子のトランスデューサ部16より放射される音圧の実測値を示す。 [0038] FIG. 11 shows the measured value of sound radiated from the transducer part 16 of the ultrasonic probe to the first embodiment. 図11の左端にトランスデューサ部16を設置して送信パルスを印加して放射して形成した超音波音場を、有効径の0.6mmのハイドロホンによって実測した。 The ultrasonic field formed by radiation by applying a transmission pulse by installing a transducer portion 16 in the left end of FIG. 11 were measured by hydrophone of 0.6mm effective diameter. 音圧データは、音軸に垂直な各ライン毎に、音軸上の音圧で無次元化して、等高線で表示した。 Sound pressure data, vertical line by line on the sound axis, and dimensionless sound pressure on the sound axis, displayed by contour lines. 中央の高音圧部が、ほぼ一定の幅で継続していることが分かる。 Central treble pressure section, it can be seen that continues at a substantially constant width.

【0039】図12に、本実施の形態1の効果の概念図を示す。 [0039] FIG. 12 shows a conceptual diagram of the effect of the first embodiment. 図12は、超音波探触子のトランスデューサ部16を含み、超音波内視鏡の挿入部32の軸と垂直な面をとった場合の断面図である。 Figure 12 includes a transducer part 16 of the ultrasonic probe is a cross-sectional view when taken perpendicular to the axis plane of the insertion portion 32 of the ultrasonic endoscope. 図12中に、本実施の形態1を適用した超音波内視鏡、及び従来の超音波内視鏡の音響窓33より放射される音場の概略パターンが示されている。 In Figure 12, an ultrasonic endoscope according to the first embodiment, and the schematic pattern of a conventional sound field radiated from the acoustic window 33 of the ultrasonic endoscope shown. 従来の場合としては、圧電セラミックスの音響放射面側に音響レンズを付けて、超音波を収束させた場合と、音響レンズを付けない場合の両方について示した。 As in the case of conventional, with the acoustic lens on the acoustic emission face side of the piezoelectric ceramic, the case where converges the ultrasound showed for both With no acoustic lens. 最も音場が絞られた位置における超音波ビームは従来の音響レンズを使用した場合の方が細くできる。 Most ultrasound beam in the sound field is narrowed position can thin better when using conventional acoustic lens. しかし、本実施の形態1を適用した場合の方が、広い範囲に亘って細い音場を得る事ができる。 However, towards the case of applying the first embodiment is, it is possible to obtain a thin sound field over a wide range.

【0040】尚、本実施の形態1では、音響整合層7はエポキシ樹脂の一層構造であるが、例えば、アルミナ等をフィラーとして混入させたエポキシ樹脂とエポキシ樹脂との2層構造の音響整合層や、マシナブルセラミックスフィラーの入ったエポキシ樹脂、そして、ポリエチレンといったような3層構造の音響整合層を持つものでも、当然ながら同様な効果が得られる。 [0040] In the first embodiment, although the acoustic matching layer 7 is a single layer structure of epoxy resin, for example, the acoustic matching layer of the two-layer structure of the alumina between the epoxy resin and the epoxy resin is mixed as a filler and, machinable ceramics filler having entered epoxy resin, and, also those having an acoustic matching layer having a three-layer structure, such as polyethylene, the same effect can be obtained naturally.

【0041】なお、本実施の形態1では導電性樹脂を用いて多重リングの分割電極間を結線しているが、この結線方法は圧電素子5の分極が消極しない温度範囲であればよく、導通さえ得られれば、図13に示すように導電性を有する細線21を半田22により接続したり、熱圧着等の他の手法を用いても同様な動作をする。 [0041] Note that although connected between the divided electrodes of the multiple ring with Embodiment 1 in the conductive resin of the present embodiment, the connection method may be a temperature range in which the polarization is not reluctant piezoelectric element 5, conduction if even obtained, the same operation be used or connected by a thin wire 21 solder 22 having conductivity as illustrated in FIG. 13, other techniques of the thermal compression bonding.

【0042】また、圧電セラミックス1上で結線を行う代わりに、背面負荷材8に導電性の材料を用いて背面負荷材8を介して各分割電極3を電気的に接続しても良い。 Further, instead of performing the connection on the piezoelectric ceramic 1 may be the divided electrodes 3 via the backing layer 8 using a conductive material on the back load member 8 are electrically connected. この場合、背面負荷材8としてはエポキシ樹脂に金属の細線又は粒子を高濃度で混ぜこんだものを使用する。 In this case, the backing layer 8 to use a yelling mixing a high concentration of fine wire or metal particles in the epoxy resin. そして、分割電極3側の面に背面負荷材8を配置する。 Then, placing the backing layer 8 on the surface of the split electrode 3 side.

【0043】さらに、別の変形例として図14に示すように、圧電セラミックス1の分割電極3側の面全面にスパッタリング等の方法で金属膜23を形成しても良い。 [0043] Further, as shown in FIG. 14 as another modified example, it may be formed a metal film 23 by a method such as sputtering to whole surface of the split electrodes 3 of the piezoelectric ceramic 1.
この方法を用いると、分割電極3を線状に接続する場合よりも確実な電気的接続が得られ、信頼性が向上する。 Using this method, a reliable electrical connection is obtained than when connecting the split electrodes 3 linearly, the reliability is improved.
また、図15に示すように、ベッセル関数の1つの山あるいは谷を2本以上に分割して、各々の分割電極3の部分の自発分極強度を変えても良い。 Further, as shown in FIG. 15, by dividing one hilltop Bessel functions in two or more, it may be changed spontaneous polarization intensity of the portion of each split electrode 3. この様にすると、より正確にべッセル関数状の音圧分布を得る事ができるので、ラインフォーカスを得られる範囲が広くなる。 If you like this, since it is possible to obtain a more accurate base Sseru function-like sound pressure distribution, the range in which obtained a line focus becomes wider.

【0044】また、本実施の形態1は第0次のベッセル関数で、中心を除く+側の山が片側2個、−側の谷が2 [0044] Further, in the first embodiment zeroth order Bessel function, two side except + side mountain center, - the side of the valley 2
個の物を示したが、中心を除く+側の山が片側1個、− It showed pieces of material, one excluding central + side of the mountain on one side, -
側の谷がl個以上であれば非回折ビームを実現でき、本実施の形態1と同様な効果が得られる。 Side of the valley can be realized the undiffracted beam if l or more, the same effect as the first embodiment can be obtained. 既述した図5 Above the Figure 5
は、中心を除く+側の山が片側1個、−側の谷が1個の圧電素子5の分割電極3の位置、そして分極の方向と強度4とを表した図である。 It is one except for the center + side of the mountain on one side, - the position of the divided electrode 3 side of the valley one piezoelectric element 5, and is a diagram showing the direction and intensity fourth polarization. ただし、この山谷の数が多い方が精度良くベッセル方音圧分布を近似しており、音場が非回折ビームとして拡散せずに伝搬する距離が長くなる。 However, it approximates the peaks and troughs accurately Bessel Kataon pressure distribution is more a large number of, the distance that the sound field is propagated not diffused as undiffracted beam becomes longer.

【0045】また、本実施の形態1では、リング状電極を付与後分極したが、先に本願出願人が提案したように、少なくとも圧電セラミックス1の片側に電極を設けず、導電ゴムや導電体と絶縁体からなる電極を圧電セラミックス1に接触させた状態で分極を施し、その後スパッタリングや蒸着といった消極しない温度範囲で成膜できる方法で、全面に電極を付与しても同様な効果を得る事ができる。 [0045] In the first embodiment, as has been polarized after imparting ring electrodes, proposed by the present applicant previously without providing at least one side electrode of the piezoelectric ceramic 1, conductive rubber or conductive body and an electrode made of an insulator poled in a state in contact with the piezoelectric ceramic 1, followed by sputtering or a method that can be deposited at a temperature range not reluctant such deposition, to obtain the same effect even by applying the electrode on the entire surface can.

【0046】図16、図17に実施の形態1のトランスデューサ部16を経直腸プローブ40に適用した例を示す。 [0046] Figure 16 shows an example of application to rectal probe 40 through the transducer part 16 of the first embodiment in FIG. 17. 経直腸用の為、光学観察系は無く、挿入部41は硬性である。 For for rectal, optical observation system without insertion portion 41 is rigid. また、先端部42の直径は約25mmで音響窓43が形成されている。 The diameter of the tip portion 42 is an acoustic window 43 is formed at approximately 25 mm. 図16、図17に示す経直腸プローブ40では、比較的太いものも使用可能であるため、トランスデューサ部16及び圧電セラミックス1も大きい物を用いることができる。 16, the transrectal probe 40 shown in FIG. 17, since it can also be used relatively thick ones, can be used ones larger transducer part 16 and the piezoelectric ceramic 1. そのため、ベッセル関数の山谷の数を図2よりも増加させ、より正確なベッセル型音圧分布の超音波ビームを放射する事ができる。 Therefore, it is possible to the number of peaks and troughs of the Bessel function is increased than 2 emits an ultrasonic beam of more accurate Bessel Kataon pressure distribution. これにより、超音波ビームが拡散せず、鮮明な超音波画像を得られる領域が拡大する。 Thus, the ultrasonic beam is not diffused, region obtained to enlarge the clear ultrasound images. また、直腸壁のみでなく、 In addition, not only the rectal wall,
周辺のりンパ節や、前立腺等周辺臓器の観察、診断に有用である。 And peripheral glue lymph nodes, observation of the prostate, such as peripheral organs, which is useful for the diagnosis. また、強力な連続波超音波を放射できる図示しない治療用振動子をプローブに内蔵し、超音波治療と超音波診断とを行う治療用プローブとすることもできる。 Further, the therapeutic transducers (not shown) capable of emitting a powerful continuous wave ultrasound built into the probe, may be a therapeutic probe for performing ultrasonic treatment and the ultrasonic diagnosis.

【0047】図18乃至図20に実施の形態1のトランスデューサ部16を、経鉗子チャンネル用細径プローブ50に適用した例を示す。 [0047] Figure 18 to the transducer part 16 of the first embodiment in FIG. 20 shows an example of application to a through forceps channel for small diameter probe 50. これは、直径2mm程度の細くて柔軟な、光学系を持たない超音波プローブである。 This is a flexible and thin diameter of about 2 mm, is an ultrasound probe having no optical system.
図18に示すように、通常の内視鏡の鉗子チャンネル入口51を介して目的部位に誘導し超音波診断を行う。 As shown in FIG. 18, performs induced ultrasonic diagnosis target site through a forceps channel inlet 51 of a conventional endoscope. 図18では、矩形の圧電素子上に実施の形態1と同様に同心円状の分極分布を与えた最外周の円形の分極分布の外側は分極強度を0にしたものを用いた。 In Figure 18, the outer of the outermost circular polarization distribution gave likewise concentric polarization distribution in the first embodiment on a rectangular piezoelectric element used was a polarization intensity to zero.

【0048】前記トランスデューサ部16を用いると、 [0048] The use of the transducer unit 16,
超音波ビームの拡散が少ない為、小型で低出力の経鉗子チャンネル用細径プローブ50でも遠方まで超音波が届き、観察、診断が可能である。 For spreading of the ultrasound beam is small, distant place small and even through the forceps channel for small diameter probe 50 of low output receive ultrasonic observation, it is possible to diagnose.

【0049】(実施の形態2)図21に本発明の実施の形態2を示す。 [0049] A second embodiment of the present invention in FIG. 21 (Embodiment 2). 実施の形態2では、矩形の圧電素子5に適用した例を示す。 In the second embodiment, an example of application to a rectangular piezoelectric elements 5. 矩形の辺の長さをs、tとする。 The length of the rectangular sides s, and t. 矩形の中心、すなわち対角線の交点にx,y座標の原点を一致させる。 The center of the rectangle, i.e. x a diagonal of the intersection, to match the origin of the y-coordinate. 点(X、Y)が原点と長さsの辺からなる三角形に含まれる場合に、J 0 (X*s*a)、原点と厚さtの辺からなる三角形に含まれる場合にJ 0 (Y* When the point (X, Y) is included in a triangle formed of the sides of the origin and length s, J 0 (X * s * a), J 0 when included in a triangle formed of the sides of the origin and the thickness t (Y *
t*a)に比例する、すなわち、幾何学的中心が同一で相似形状の方形状の図21の下段に示すような等高線を持つ音圧を放射する様に自発分極の強さを定める。 t * is proportional to a), that the geometric center determine the strength of the spontaneous polarization so as to radiate sound pressure with contour lines as shown in the lower part of FIG. 21 of rectangular shape of similar shape with the same. この様にして定めた自発分極分布を持つ圧電素子を利用して、実施の形態1と同様にトランスデューサ部16を作成し、超音波内視鏡等に使用する。 By using a piezoelectric element having a spontaneous polarization distribution determined in this manner, similarly to create a transducer portion 16 in the first embodiment, used in the ultrasonic endoscope or the like. 尚、図21の上段は、放射音圧分布の目標とするベッセル関数の分布を示すものである。 Incidentally, the upper part of FIG. 21 shows the distribution of the Bessel function as a target of radiated sound pressure distribution. ここでは、かけ算を示す。 Here, a multiplication.

【0050】図22に示すように、このトランスデューサ部16によれば、超音波ビームの各断面においては、 [0050] As shown in FIG. 22, according to the transducer unit 16, in each cross section of the ultrasound beam,
図12に示す場合と同様、ベッセル関数状に音圧が分布して拡散しない非回折音場(実線で示す)が得られる。 Similarly to the case shown in FIG. 12, the non-diffraction sound field sound pressure Bessel function shape does not diffuse distribution (indicated by a solid line) is obtained.

【0051】実施の形態2によれば、円形の超音波振動子と同様の超音波放射面積を確保しながら、超音波内視鏡等のより細い挿入部32を実現することができる。 [0051] According to the second embodiment, it is possible while maintaining the ultrasonic radiation area similar to the circular ultrasonic vibrator, to achieve a thinner insertion portion 32 such as an ultrasonic endoscope. これは、挿入性向上や被検者の苦痛低減に有効である。 This is effective in pain reduction insertion improvement or subject. とりわけ、図18に示す様な細径の超音波プローブに適用すると有効である。 Especially, it is effective when applied to small diameter of the ultrasonic probe such as shown in FIG. 18.

【0052】(実施の形態3)図23に実施の形態3の楕円形の分極強度分布を持ったトランスデューサ部16 [0052] (Embodiment 3) transducer part 16 having a polarization intensity distribution oval third embodiment in FIG. 23
を示す。 It is shown. 楕円の長径、短径の長さをs、tとする。 Ellipse of major axis, the length of the minor axis s, and t. 楕円形の中心、すなわち2つの焦点の中点にx,y座標の原点を一致させる。 At the center of the ellipse, i.e. x the midpoint of the two focal points, match the origin of the y-coordinate. 楕円の長径、短径をx軸、y軸に一致させる、実施の形態1の図2に示した円形上でのべッセル分布をy座標方向にs/t倍にした形状の音圧分布を放射するように自発分極分布を定める。 Ellipse major axis, a minor axis x-axis, to coincide with the y-axis, the sound pressure distribution shape of the base Sseru distribution on circular as shown in FIG. 2 of the first embodiment was s / t times the y coordinate direction to emit define spontaneous polarization distribution.

【0053】実施の形態3によれば、図23に示すように、超音波ビームの各断面においては、ベッセル関数状に音圧が分布しているため、本実施の形態3に示した構成のトランスデューサ部16を使用しても、伝搬によって拡散しない非回折音場が得られる。 [0053] According to the third embodiment, as shown in FIG. 23, in each cross section of the ultrasonic beam, since the sound pressure Bessel function form is distributed, the structure shown in the third embodiment It is used transducer part 16, the non-diffraction sound field does not diffuse by the propagation is obtained. すなわち、円形のトランスデューサ部16と同様の超音波放射面積を確保しながら、超音波内視鏡等のより細い挿入部32を実現する事ができる。 That is, it is possible to while maintaining the ultrasonic radiation area similar to a circular transducer part 16, to realize a narrower insertion portion 32 such as an ultrasonic endoscope. これは、挿入性向上や被検者の苦痛低減に有効である。 This is effective in pain reduction insertion improvement or subject. また、実施の形態2と異なり、自発分極の分布及びそれに伴う放射音圧の分布に角部が無いため、エッジによる音場の乱れが無い。 Further, unlike the second embodiment, since there is no corner portion in the distribution of the distribution and the radiation sound pressure due to its spontaneous polarization, there is no disturbance of the sound field by the edge. このため、より長い範囲に亘ってベッセル型非回折音場が保たれ、拡散せずに超音波が伝搬し、鮮明な超音波画像を得る事ができる。 Therefore, Bessel undiffracted sound field is maintained over a longer range, ultrasound is propagated without diffusion, it is possible to obtain a clear ultrasound image. 尚、図23では圧電素子5は矩形としたが、圧電素子5自体を楕円形、長円形にしても実施可能である。 The piezoelectric element 5 in FIG. 23 was a rectangular, oval piezoelectric element 5 itself can be implemented even in the oval.

【0054】(実施の形態4)図24乃至図26に、リニアアレイ型超音波探触子をラパ用超音波プローブ60 [0054] (Embodiment 4) FIG. 24 to FIG. 26, the linear array type ultrasonic probe for Lapa ultrasonic probe 60
(ウルトラソニック ラパロ プローブ)に適用した例を示す。 It shows an example of application to the (ultra sonic Rapallo probe). ラパ用超音波プローブ60では、超音波探触子が硬性の挿入部61の先端に設置されている。 In Lapa ultrasonic probe 60, ultrasonic probe is disposed at the distal end of the rigid insertion portion 61. 挿入部6 The insertion portion 6
1の後端には、操作者が把持するための把持部62があり、把持部62はコード63を介してコネクタ64に接続されている。 The first rear end, there is a grip portion 62 for enabling the operator to grasp, grip portion 62 is connected to the connector 64 via a cord 63. コネクタ64は図示しない超音波観測装置に接続可能である。 Connector 64 can be connected to the ultrasonic observation device (not shown).

【0055】リニアアレイ型超音波探触子の基本的な構成は、公知のものと同一なので、概略のみ説明する。 [0055] linear array type ultrasonic probe basic configuration of, so same as in the known, will be described only schematically. リニアアレイ型超音波探触子は、小さな矩形の圧電セラミックス1からなる小素子が横一列に並んでおり、各小素子に駆動電圧の印加と信号送受信の為の図示しないケーブルが接続された構成になっている。 Linear array type ultrasonic probe, the small element formed of a piezoelectric ceramic 1 small rectangles are aligned in a horizontal row, the configuration cable (not shown) for applying a signal transmission and reception of the driving voltage to the respective small elements are connected It has become. また、音響整合層7および背面負荷材8が、圧電セラミックス1の表面及び裏面に各々設置されている。 The acoustic matching layer 7 and the back load member 8, are respectively installed on the front and back surfaces of the piezoelectric ceramic 1. 圧電素子5の各小素子は、図24に示すように、ベッセル関数型の音場を放射するように分極されている。 Each subelement of the piezoelectric element 5, as shown in FIG. 24, are polarized so as to emit sound field of the Bessel function type. 具体的には各小素子の長辺に平行な軸上に、この長辺の中点を原点としてx軸を想定した場合に、J 0 (x/a)(aは定数)のベッセル関数を置き、そのベッセル関数を短辺に沿って平行移動した形の分布音圧が得られるような自発分極分布を持たせる。 On an axis parallel to the long side of the specifically each small element, the midpoint of the long side, on the assumption x-axis as the origin, the Bessel function J 0 (x / a) ( a is a constant) Place the distribution sound pressure form of parallel movement along the Bessel function in the short sides to have a spontaneous polarization distribution as obtained. 圧電素子5の各小素子は、これら小素子の短軸方向に沿って直線状に並んでいる。 Each subelement of the piezoelectric element 5 are arranged in a straight line along the minor axis direction of subelements.

【0056】この小素子の並んでいる方向が、超音波探触子の長軸方向になる。 [0056] direction in a row of the small element, the long axis direction of the ultrasonic probe. 超音波探触子の長軸方向については、公知の電子フォーカス技術により焦点一を制御し、必要な位置で鮮明な画像を得られる様に制御する。 The long axis direction of the ultrasonic probe, and controls the focal point one by known electronic focusing technique, control as obtained a clear image in the required position.
一方、超音波探触子の短軸方向については、圧電素子5 On the other hand, the short-axis direction of the ultrasonic probe, the piezoelectric element 5
の自発分極分布により、図24に示すようなベッセル関数型の音圧分布の超音波が放射されるため、非回折音場が形成される。 The spontaneous polarization distribution, since the ultrasonic Bessel function type of the sound pressure distribution as shown in FIG. 24 is emitted, the undiffracted sound field is formed.

【0057】従来公知の電子走査型リニアアレイ超音波探触子では、超音波探触子の長軸方向、すなわち、走査面内方向では電子フォーカスにより、超音波ビームの焦点位置を制御し、必要な部位を鮮明に描出できた。 [0057] In the conventional electronic scanning linear array ultrasonic probe, the long axis direction of the ultrasonic probe, i.e., by the electronic focusing in the scanning plane direction, by controlling the focal position of the ultrasonic beam, necessary the a site could be clearly visualized. しかし、超音波探触子の短軸方向、すなわち、走査面の厚さ方向については圧電素子5の上に設置した音響レンズのみで超音波ビームを制御していた。 However, the minor axis direction of the ultrasonic probe, i.e., the thickness direction of the scanning surface is controlled the ultrasonic beam only by the acoustic lens is placed on the piezoelectric element 5. したがって、音響レンズの焦点付近では、図28に示すように、超音波ビームが細くなり鮮明な画像が得られるが、それ以外の位置では超音波ビームが拡がり、画像がぼやけてしまっていた。 Thus, in the vicinity of the focal point of the acoustic lens, as shown in FIG. 28, but clear images ultrasonic beam becomes narrower is obtained, the ultrasonic beam is spread in the other position, the image has fallen blurred.

【0058】本実施の形態4の構成では、図28に示すように、走査面の厚さ方向にほぼ一様な太さの超音波ビームが得られる為、超音波画像全域にわたって鮮明な画像を得る事ができる。 [0058] In the configuration of the present embodiment 4, as shown in FIG. 28, since the ultrasonic beam of substantially uniform thickness in the thickness direction of the scanning surface can be obtained, a clear image over the ultrasound image the entire it is possible to obtain. 特に、従来の音響レンズ方式では超音波ビームが拡散してしまう様な、遠方領域の描出に効果的である。 In particular, the conventional acoustic lens system such as ultrasound beams diffuses, is effective for rendering the distant area.

【0059】尚、本実施の形態4の圧電素子5の形状は正方形であっても良い。 [0059] The shape of the piezoelectric element 5 of the fourth embodiment may be square. また、本実施の形態4は、電子リニア走査式超音波プローブのみでなく、図27に示すような電子コンベックス走査式の超音波ブローブ70にも適用可能である。 Further, the fourth embodiment, not only the electronic linear scanning ultrasonic probe can be applied to electronic convex scanning ultrasonic Burobu 70 as shown in FIG. 27. 図27の電子コンベックス走査式の超音波ブローブ70を用いた図29に示す内視鏡は、基本的には図25に示す実施の形態4と同様の構成の圧電素子5を構成する圧電セラミックス1の配列を、凸形状に曲げた形状になっている。 The endoscope shown in FIG. 29 using the electronic convex scanning ultrasonic Burobu 70 in FIG. 27, the piezoelectric ceramic 1 is basically constituting the piezoelectric element 5 having the same configuration as the fourth embodiment shown in FIG. 25 the sequence of, has a shape bent in a convex shape. 尚、この場合には、超音波プローブ70の表面形状に合わせて駆動電圧の印加タイミングを選択し、放射される超音波の波面が音軸と垂直な平面となるようにする。 In this case, select the application timing of the drive voltage in accordance with the surface shape of the ultrasonic probe 70, so that the wavefront of the ultrasonic wave radiated is acoustic axis perpendicular planes.

【0060】本実施の形態4によれば、画角が広いコンベックス走査式超音波探触子に上述した技術を適用する事で、より広汎な適用部位を鮮明に描出可能となる。 According to [0060] the fourth embodiment, by applying the technology field angle described above to the broad convex scanning ultrasonic probe, and clearly can visualize a more extensive application site.

【0061】本実施の形態4は電子リニア走査式超音波プローブのみでなく、図31に示すような電子ラジアル走査式の超音波プローブ71にも適用可能である。 [0061] Embodiment 4 of the present embodiment not only electronic linear scanning ultrasonic probe can be applied to electronic radial scanning ultrasonic probe 71 as shown in FIG. 31. 尚、 still,
図30に示す電子コンベックス走査式超音波内視鏡は、 Electronic convex scanning ultrasonic endoscope shown in FIG. 30,
基本的には実施の形態4と同様の構成の圧電素子5の配列を、図31に示すように凸形状にしている。 Basically the arrangement of the piezoelectric element 5 having the same configuration as the fourth embodiment, and a convex shape as shown in FIG. 31. この場合には、超音波ブローブ71の表面形状に合わせて駆動電圧の印加タイミングを選択し、放射される超音波の波面が音軸と垂直な平面となるようにする。 In this case, select the application timing of the drive voltage in accordance with the surface shape of the ultrasonic Burobu 71, so that the wavefront of the ultrasonic wave radiated is acoustic axis perpendicular planes.

【0062】本実施の形態4によれば、管腔内部からの走査を行う際に有利な電子ラジアル走査式の超音波プローブ71に上述した技術を適用する事で、より広汎な適用部位を鮮明に描出可能となる。 [0062] According to the fourth embodiment, by applying the techniques described above advantageously the electronic radial scanning ultrasonic probe 71 when performing a scan from the lumen section, clear more extensive application site it is possible to visualize. ラジアル走査では、遠方に行くほど音線間隔が広がり、超音波が減衰していくが、本実施の形態4の構成のトランスデューサ部16を用いると、超音波ビームの拡散が少ない為、小型で低出力の細径プローブを使用しても遠方まで超音波が届き、 In radial scanning, broadening the sound line spacing toward the distant, go ultrasound is attenuated, but the use of the transducer unit 16 of the configuration of the fourth embodiment, since the diffusion of the ultrasonic beam is small, low compact the far way be used small-diameter probe of the output will receive an ultrasound,
観察、診断が可能となる。 Observation, it is possible to diagnose. また、電子ラジアル走査式超音波プローブを組み込む超音波観測装置は従来公知の物を流用可能である。 The ultrasonic observation apparatus incorporating the electronic radial scanning ultrasonic probe can be diverted to conventional ones.

【0063】(実施の形態5)図33乃至35に本発明の実施の形態5を示す。 [0063] A fifth embodiment of the present invention in FIG. 33 to 35 (Embodiment 5). 超音波探触子の部分の構造は、 Structure of a portion of the ultrasonic probe,
実施の形態4と同様である。 It is similar to that of the fourth embodiment. 本実施の形態5は、圧電素子5の駆動方法が実施の形態4と異なる。 The present embodiment 5, the driving method of the piezoelectric element 5 is different from the fourth embodiment. 既述した実施の形態4では、公知の電子フォーカス方式を用いて、圧電素子5の各小素子の駆動タイミングのずれによって焦点位置を制御している。 In the embodiment described above 4, using known electronic focusing method, and controls the focal position by the displacement of the driving timing of the small elements of the piezoelectric elements 5. 本実施の形態5では、各小素子の駆動タイミングを同一にして、送信パルスの極性と大きさを第0次のベッセル関数に基づいて定める。 In the fifth embodiment, the driving timing of each small element in the same, determined on the basis of the polarity and magnitude of the transmitted pulse to the zeroth order Bessel function. 送信パルスの極性と大きさの定め方は以下の通りである。 Polarity and magnitude of the determined way of the transmitted pulse are as follows.

【0064】1本の音線を生成するのに用いる圧電素子5を構成する小素子列を1ブロックとする。 [0064] and one block small element array constituting the piezoelectric element 5 is used to generate the one sound ray. 小素子の配列方向にy軸を定め、1ブロックの幾何学的中心をy軸の原点とする。 Defining a y-axis in the direction of arrangement of the small element, the geometric center of one block as the origin of the y-axis. y軸に沿って第0次のベッセル関数J 0 The along the y-axis the zero order Bessel function J 0
(y/b)を想定する。 It is assumed that (y / b). ここで、bは定数である。 Here, b is a constant. 図3 Figure 3
に示し場合と同様に、この第0次のベッセル関数の値を各小素子の長さ毎に平均化する。 As with shows, averaging the value of the zeroth order Bessel function for each length of each subelement. その値を各素子の放射すべき目標音圧とする。 The value for the radiation to be target sound pressure of the respective elements.

【0065】圧電素子5の圧電セラミックス1を駆動する際に、高い電圧で駆動すると、高い音圧が、低い電圧で駆動すると低い音圧が放射される事、及び送信パルスの極性を逆にすると、放射される音圧の極性も反転する事を利用し、駆動電圧とその極性を先に得た目標音圧を放射するように制御する。 [0065] When driving the piezoelectric ceramic 1 in the piezoelectric element 5, is driven at a high voltage, high sound pressure is less that the lower the sound pressure when driven by a voltage is emitted, and when the polarity of the transmitted pulses in the opposite , the polarity of the sound pressure radiated also utilize the fact that inversion is controlled to emit a target sound pressure obtained drive voltage and its polarity first.

【0066】既述した実施の形態4では、小素子の配列方向に関しては従来公知の電子フォーカスを用いている。 [0066] In the fourth embodiment described above uses a conventional electronic focusing with respect to the arrangement direction of the subelements. 従って、フォーカス位置以外では図35に示すように超音波ビームが広がってしまう。 Therefore, other than the focus position may spread ultrasonic beam as shown in FIG. 35. 尚、図34は、図3 Incidentally, FIG. 34, FIG. 3
3のA方向から見た既述した図28と同様な音場の概略を、図35は、図33のB方向から見た音場の概略を示すものである。 The already described schematic similar sound field and Figure 28 viewed from the third direction A, FIG. 35 shows a schematic of a sound field as seen from the direction B in FIG. 33.

【0067】本実施の形態5の構成によれば、小素子の配列方向に関してもベッセル型の非回折超音波ビームが得られる。 [0067] According to the present embodiment 5, the non-diffracted ultrasonic beam of Bessel regard arrangement direction of the small element is obtained. 従って、各音線につき1回の超音波送受信で全体が鮮明な画像が得られるので、フレームレートの向上が可能である。 Accordingly, the entire ultrasonic transmission and reception once for each acoustic line clear image is obtained, it is possible to improve the frame rate.

【0068】本実施の形態5の変形例を以下に説明する。 [0068] illustrating a modification of the fifth embodiment below. 1ブロックの素子の幅(小素子の長さ)をs、1ブロックの長さをtとする。 Width of one block of the element (the length of the small element) to the length of s, 1 block and t. このとき、b=ta/sの関係が成立する様に定数a、bの値を定めた実施の形態5 In this case, b = ta / s constant a as the relationship is established, the embodiment that defines the value of b 5
の超音波プローブを変形例として挙げることができる。 It can be given of the ultrasound probe as a modified example.
この超音波プローブの1ブロックを駆動する際に、前記小素子の配列方向と走査面厚方向とで、ベッセル関数の山谷の数が一致する。 When driving one block of the ultrasonic probe, wherein at the arrangement direction of the small element and the scanning plane thickness direction, the number of peaks and valleys of the Bessel functions are matched. そのため、超音波ビームの音軸を含む任意の断面内の音圧分布がベッセル関数状に分布する。 Therefore, the sound pressure distribution in any section including a sound axis of the ultrasonic beam is distributed Bessel function shape. 従って、より正確な非回折超音波ビームを放射可能である。 Therefore, it is possible to emit a more accurate non-diffracted ultrasonic beam.

【0069】図35に示すように、走査面の厚さ方向にほぼ一様な太さの超音波ビームが得られる為、超音波画像全域にわたって鮮明な画像を得る事ができる。 [0069] As shown in FIG. 35, since the ultrasonic beam of substantially uniform thickness in the thickness direction of the scanning surface can be obtained, it is possible to obtain a sharp image over the ultrasound image areas. 前記挿入部61が軟性のタイプの超音波プローブにも本実施の形態5は適用できる。 The insertion portion 61 is the fifth also present in soft type of ultrasonic probe can be applied. また、適用部位は既述したラパ用超音波プローブに限定されず、体外からの腹部超音波診断用、体肢内走査の為の超音波内視鏡にも応用可能である。 Further, the application site is not limited to the ultrasonic probe Lapa already described, abdomen ultrasound diagnosis from outside the body, is also applicable to an ultrasonic endoscope for limbs in the scan.

【0070】さらに、本実施の形態5は、電子リニア走査式超音波プローブのみでなく、電子コンベックス走査式超音波プローブにも適用可能である。 [0070] Further, the fifth embodiment, not only the electronic linear scanning ultrasonic probe can be applied to electronic convex scanning ultrasonic probe. このように、画角が広いコンベックス走査式超音波探触子に本実施の形態5の技術を適用する事で、より広汎な適用部位を鮮明に描出可能である。 Thus, by applying the technique of the fifth embodiment in a wide field angle convex scanning ultrasonic probe, it is clearly possible visualize a more extensive application site.

【0071】また、本実施の形態5は、電子リニア走査式超音波プローブのみでなく、電子ラジアル走査式超音波プローブにも適用可能である。 [0071] Also, the fifth embodiment, not only the electronic linear scanning ultrasonic probe can be applied to electronic radial scanning ultrasonic probe. このように、管控内部からの走査を行う際に有利なラジアル走査式超音波プローブに上述した技術を適用する事で、より広汎な適用部位を鮮明に描出可能である。 Thus, by applying the techniques described above advantageously radial scanning ultrasonic probe in performing a scan from the inside Kanhikae is clearly capable delineate more extensive application site. ラジアル走査では、遠方に行くほど音線間隔が広がり、超音波が減衰していくが、 In the radial scanning, spread the sound line spacing as it goes in the distance, but ultrasound is going to decay,
本実施の形態5の構成のトランスデューサ部16を用いると、超音波ビームの拡散が少ない為、小型で低出力の細径プローブでも遠方まで超音波が届き、観察、診断が可能である。 With the transducer section 16 of the configuration of the fifth embodiment, since the diffusion of the ultrasonic beam is small, even receive an ultrasonic longer distance in small diameter probe of a low output at small observation, it is possible to diagnose.

【0072】以上説明した本発明によれば以下の構成を付記することができる。 [0072] According to the present invention described above may note the following configuration. (1)駆動電圧及びエコー信号を伝達するケーブルと、 (1) and a cable for transmitting a driving voltage and the echo signal,
圧電素子と、圧電素子の音響放射面側音響整合層と、その反対側の背面負荷層とを有し、超音波を送受信する超音波探触子において、1枚の圧電素子内で位置によって自発分極の強さに差を持つ圧電素子を用いた事を特徴とする超音波探触子。 Spontaneous and piezoelectric elements, and the acoustic radiation surface side acoustic matching layer of the piezoelectric element, and an opposite side of the backing layer, the ultrasonic probe for transmitting and receiving ultrasonic waves, the position within one piezoelectric element ultrasonic probe is characterized in that a piezoelectric element having a difference in strength of the polarization. 前記圧電素子は、少なくとも1本の幾何学的対称軸を持つ。 The piezoelectric element has a geometrical symmetry axis of at least one. 前記圧電素子の自発分極の向きは、圧電素子の全面で、両主面とほぼ垂直である。 Spontaneous polarization directions of the piezoelectric elements, the entire surface of the piezoelectric element is substantially perpendicular to the two principal surfaces. 前記圧電素子の自発分極の強さの分布は、超音波探触子からの音圧分布が以下の様に分布する様に定める。 The intensity distribution of the spontaneous polarization of the piezoelectric element, the sound pressure distribution from the ultrasound probe is determined so as to be distributed as follows. 圧電素子の面上に、幾何学的対称軸に任意の1本と直交する直線を選ぶ。 On the surface of the piezoelectric element, select a straight line perpendicular to any one geometrically symmetrical axis. この直線をx軸と呼ぶことにする。 We call this straight line x axis. x軸の原点は、x軸と選択された圧電素子の幾何学的対称軸との交点とする。 The origin of the x-axis is the intersection of the geometrical axis of symmetry of the piezoelectric element and the selected x-axis. この様に定義したx軸に対して第0次のベッセル関数y=J 0 (x/a)を描く。 Draw zeroth-order Bessel function with respect to the x-axis defined in this manner y = J 0 (x / a ). ここでaは任意の定数である。 Where a is an arbitrary constant. さらに、定義したベッセル関数を階段状に近似する。 In addition, to approximate the Bessel function defined in a stepwise manner. x軸上の各位置での、階段状近似したJ At each position on the x-axis, J was stepped approximation
0 (x/a)の値を、ある電圧パルスを印加した際に、 0 the value of (x / a), upon applying a certain voltage pulse,
その位置より放射される音圧の向きと大きさに対応させる。 To correspond to the direction and magnitude of the sound pressure radiated from that position. すなわち、階段状近似したJ 0 (x/a)の値が大きい位置では自発分極を強く、階段状近似したJ 0 (x That is, in the position value is large J was stepped approximation 0 (x / a) strong spontaneous polarization, J 0 was stepped approximation (x
/a)の値が小さい位置では自発分極を弱くする。 / A) in the value is smaller position of weakens the spontaneous polarization. また、階段状近似したJ 0 (x/a)が正の位置と負の位置とで自発分極の向きを逆にする。 Further, the stepped approximation J 0 (x / a) to the direction of the spontaneous polarization reversed and positive position and the negative position. 対称軸に沿って軸対称や線対称に圧電素子の自発分極の強さを分布させる。 Along the axis of symmetry to distribute the strength of the spontaneous polarization of the piezoelectric element in axial symmetry or line symmetry.

【0073】(2)前記圧電素子の自発分極強度は同心円状に分布してしいる付記(1)記載の超音波探触子。 [0073] (2) the spontaneous polarization intensity of the piezoelectric element is appended are to be distributed in concentric circles (1) ultrasonic probe according.

【0074】(3)(楕円を追加) 前記圧電素子の自発分極強度は、幾何学的中心を同一とし、かつ、両焦点が同一直線上に配列された相似形の楕円状に分布している付記(1)又は(2)記載の超音波探触子。 [0074] (3) (add ellipse) spontaneous polarization intensity of the piezoelectric element, the geometric center and the same, and both the focus is distributed in elliptic shape similar arranged on the same straight line Appendix (1) or (2) an ultrasonic probe according.

【0075】(4)(方形分布の拡張) 前記圧電素子の自発分極強度は、幾何学的中心を同一とし、かつ、対応する各辺が平行である相似形状の方形に分布している付記(1)又は(2)記載の超音波探触子。 [0075] (4) spontaneous polarization intensity of the piezoelectric element (extended rectangular distribution), the geometric center and the same, and note the corresponding sides are distributed into square shape similar parallel ( 1) or (2) an ultrasonic probe according.

【0076】(5)(直線状分布の拡張) 前記圧電素子の自発分極強度は、x軸と直交する軸の方向に関しては一定に分布している付記(1)又は(2) [0076] (5) the spontaneous polarization intensity of the (linear distribution of expansion) the piezoelectric element is appended are distributed constant with respect to the direction of the axis perpendicular to the x-axis (1) or (2)
記載の超音波探触子。 The ultrasonic probe according.

【0077】(6)(アレイの不均一強度パルス駆動) 駆動電圧及びエコー信号を伝達する複数のケーブルと、 [0077] (6) a plurality of cables for transmitting a driving voltage and echo signal (uneven intensity pulsed arrays),
複数の圧電素子と、各圧電素子の音響放射面側音響整合層と、その反対側の背面負荷層とを有し、同時に複数の圧電素子を駆動する事により超音波を送受信する、配列型超音波探触子において、各々の圧電素子に印加される駆動電圧パルスの強さの分布は、超音波探触子からの音圧分布が以下の様に分布する様に定めた超音波システム。 A plurality of piezoelectric elements, the acoustic radiation surface side acoustic matching layer of each of the piezoelectric elements, and a opposite side of the backing layer, transmitting and receiving ultrasonic waves by driving a plurality of piezoelectric elements simultaneously, array type than in the ultrasonic probe, the intensity distribution of the driving voltage pulse applied to each of the piezoelectric elements, the ultrasound system the sound pressure distribution from the ultrasound probe is determined so as to be distributed as follows. 超音波振動素子列の面上に、配列方向に平行な直線を選ぶ。 On the surface of the ultrasonic vibration element rows, choose the line parallel to the array direction. この直線をx軸と呼ぶことにする。 We call this straight line x axis. x軸の原点は、同時に駆動される複数の超音波振動子内の1振動子の幾何学的対称軸とx軸との交点とする。 The origin of the x-axis, a plurality of intersection of the geometrical axis of symmetry x-axis of the first oscillator in the ultrasonic transducer to be driven simultaneously. この様に定義したx紬に対して第0次のベッセル関数Y=J 0 (x/ Zeroth order Bessel function for x pongee defined in this manner Y = J 0 (x /
a)を描く。 Draw a). ここでaは任意の定数である。 Where a is an arbitrary constant. さらに、定義したベッセル関数を階段状に近似する。 In addition, to approximate the Bessel function defined in a stepwise manner. x軸上の各超音波振動子の幾何学的対称軸に関して、階段状近似したJ 0 (x/a)の値を、ある電圧パルスを印加した際に、その位置より放射される音圧の向きと大きさに対応させる。 respect the geometrical axis of symmetry of the ultrasonic transducers on the x-axis, J 0 was stepped approximation the value of (x / a), upon applying a certain voltage pulse, sound pressure radiated from the position to correspond to the direction and magnitude. すなわち、階段状近似したJ 0 (x/a)の値が大きい位置に相当する超音波振動子には電圧の絶対値が大であるパルスを印加し、階段状近似したJ 0 (x/ That was stepped approximation J 0 absolute value of the voltage to the ultrasonic vibrator value of (x / a) corresponds to a position greater applies a pulse is greater, and stepped approximation J 0 (x /
a)の値が小さい位置には電圧の絶対値が小であるパルスを印加する。 The smaller value position of a) the absolute value of the voltage applied pulses is small. また、階段状近似したJ 0 (x/a)が正の位置と負の位置とでは、印加するパルス電圧の極性を逆とする。 Moreover, J and stepped approximation 0 (x / a) is in the positive position and the negative position, the polarity of the applied pulse voltage and reverse.

【0078】(7)(アレイへの自発分布適用への単純拡張) 駆動電圧及びエコー信号を伝達する複数のケーブルと、 [0078] (7) a plurality of cables for transmitting a driving voltage and echo signals (simple extension to the spontaneous distribution application to the array),
複数の圧電素子と、各圧電素子の音響放射面側音響整合層と、その反対側の背面負荷層とを有し、複数の圧電素子を駆動する事により超音波を送受信する音線を形成する、配列型超音波探触子において、個々の超音波振動子内の自発分極の分布を、付記2においてx軸を該超音波振動子の配列方向と直交する軸として示した場合の分極分布にせしめた超音波システム。 Forming a plurality of piezoelectric elements, the acoustic radiation surface side acoustic matching layer of each of the piezoelectric elements, and a opposite side of the backing layer, the sound ray for transmitting and receiving ultrasonic waves by driving a plurality of piezoelectric elements in array type ultrasonic probe, the distribution of the spontaneous polarization in the individual ultrasound transducers, the x-axis in Appendix 2 to the polarization distribution in the case shown as an axis perpendicular to the arrangement direction of the ultrasonic vibrator ultrasound system that was allowed.

【0079】(8)複数の圧電素子を駆動する際に、駆動パルスを与えるタイミングをずらして超音波の収束位置を制御する付記(7)記載の超音波システム。 [0079] (8) a plurality of piezoelectric elements when driving, the ultrasound system according to Note (7), wherein the shifting the timing of applying a drive pulse to control the convergence position of the ultrasonic wave.

【0080】(9)(不均一強度駆動型アレイヘの自発分極分布適用への単純拡張) 個々の超音波振動子内の自発分極の分布を、付記(2) [0080] (9) the distribution of spontaneous polarization in the individual ultrasound transducers (simple extension to the spontaneous polarization distribution application of nonuniform intensity driven Areihe), note (2)
においてx軸を該超音波振動子の配列方向と直交する軸とした示した場合の分極分布にせしめた付記(6)記載の超音波システム。 The ultrasound system of polarized distribution was allowed to note (6), wherein the case shown in which the axis perpendicular to the array direction of the ultrasonic transducer in the x-axis at.

【0081】(10)(コンベックスアレイヘの拡張) 超音波トランスデューサ群を、y軸に平行な配列方向であり、かつ、立体的にはコンベックス曲面(円筒の一部分よりなる凸面)上に配列せしめた付記(6)又は(7)又は(9)記載の超音波システム。 [0081] (10) (convex array F extension) ultrasound transducer group, a parallel arrangement direction in the y-axis, and the sterically was allowed sequence on (convex consisting a portion of cylinder) convex curved surface Appendix (6) or (7) or (9) ultrasound system according.

【0082】(11)(ラジアルアレイヘの拡張) 超音波トランスデューサ群を、y軸に平行な配列方向であり、かつ、立体的には円筒面上に整列せしめた付記(6)又は(7)又は(9)記載の超音波システム。 [0082] (11) (radial array F extension) ultrasound transducer group, a parallel arrangement direction in the y-axis, and appended to the sterically was allowed aligned on the cylindrical surface (6) or (7) or (9) ultrasound system according.

【0083】 [0083]

【発明の効果】以上説明した本発明によれば、超音波ビームのラインフォーカス化を図り、比較的簡単な電気回路を使用できる高分解能で良質の画像を得ることができ、細径化の要請にも対応可能な超音波探触子を提供することができる。 According to the present invention as described in the foregoing, achieving line focus of the ultrasound beam, it is possible to obtain good quality images with high resolution can be used relatively simple electrical circuit, demand for diameter reduction also it is possible to provide a compatible ultrasonic probe to.

【図面の簡単な説明】 BRIEF DESCRIPTION OF THE DRAWINGS

【図1】本発明の実施の形態1の圧電素子の平面および断面を示す図である。 1 is a diagram showing a plan and sectional view of a piezoelectric element according to the first embodiment of the present invention.

【図2】実施の形態1のベッセル関数および圧電素子の電極の位置関係を示す図である。 2 is a diagram showing the positional relationship between the electrodes of the Bessel functions and the piezoelectric element of Embodiment 1.

【図3】実施の形態1のベッセル関数および圧電素子の電極の位置、分極の方向、強度を示す図である。 [3] the position of the electrode of the Bessel functions and the piezoelectric element of Embodiment 1 is a diagram showing the direction, the intensity of the polarization.

【図4】実施の形態1のトランスデューサ部を示す断面図である。 4 is a sectional view showing a transducer unit of the first embodiment.

【図5】実施の形態1のベッセル関数および圧電素子の電極の位置、分極の方向、強度を示す図である。 [5] the position of the electrode of the Bessel functions and the piezoelectric element of Embodiment 1 is a diagram showing the direction, the intensity of the polarization.

【図6】実施の形態1の超音波探触子の音圧分布を示すグラフである。 6 is a graph showing a sound pressure distribution of the ultrasonic probe of the first embodiment.

【図7】実施の形態1のビーム幅を示すグラフである。 7 is a graph showing the beam width of the first embodiment.

【図8】実施の形態1の分割電極の結線状態を示す図である。 8 is a diagram showing a connection state of the divided electrodes of the first embodiment.

【図9】実施の形態1の超音波探触子を用いた超音波内視鏡を示す図である。 9 is a diagram showing an ultrasound endoscope using the ultrasound probe of the first embodiment.

【図10】超音波内視鏡に組み込んだトランスデューサ部を示す部分拡大図である。 10 is a partial enlarged view of a transducer portion that incorporates the ultrasonic endoscope.

【図11】実施の形態1の超音波探触子の音圧分布の実測値を示す説明図である。 11 is an explanatory view showing the measured values ​​of the sound pressure distribution of the ultrasonic probe of the first embodiment.

【図12】実施の形態1及び従来例の超音波探触子の音場を示す説明図である。 12 is an explanatory diagram showing a sound field of an ultrasonic probe according to the first and the conventional example of embodiment.

【図13】実施の形態1の圧電素子の結線状態の変形例を示す図である。 13 is a diagram showing a modification of the connection state of the piezoelectric elements of the first embodiment.

【図14】実施の形態1の圧電素子の結線状態のさらに別の変形例を示す図である。 14 is a diagram showing still another modification of the connection state of the piezoelectric elements of the first embodiment.

【図15】実施の形態1の圧電素子の超音波の音圧分布およびベッセル関数を示す図である。 15 is a diagram showing an ultrasonic sound pressure distribution and Bessel functions of the piezoelectric elements of the first embodiment.

【図16】実施の形態1における経直腸プローブを示す図である。 16 is a diagram showing a transrectal probe in the first embodiment.

【図17】実施の形態1における経直腸プローブに組み込んだトランスデューサ部を示す部分拡大図である。 17 is a partially enlarged view showing a transducer unit incorporated into the transrectal probe in the first embodiment.

【図18】実施の形態1における経鉗子チャンネル用細径プローブを示す図である。 18 is a diagram showing a small-diameter probe through a forceps channel in the first embodiment.

【図19】実施の形態1における経鉗子チャンネル用細径プローブを示す拡大図である。 19 is an enlarged view showing a small-diameter probe through a forceps channel in the first embodiment.

【図20】実施の形態1における経鉗子チャンネル用細径プローブに組み込んだトランスデューサ部を示す部分拡大図である。 Figure 20 is a partially enlarged view showing a transducer unit incorporated in the warp forceps channel for small diameter probe according to the first embodiment.

【図21】実施の形態2における矩形のトランスデューサ部および放射音圧分布を示す説明図である。 21 is an explanatory diagram showing a transducer unit and radiated sound pressure distribution of a rectangular in the second embodiment.

【図22】実施の形態2及び従来例の音場を示す概略図である。 22 is a schematic diagram showing a sound field mode 2 and the conventional example of FIG.

【図23】実施の形態3における矩形のトランスデューサ部および放射音圧分布を示す説明図である。 FIG. 23 is an explanatory diagram showing a transducer unit and radiated sound pressure distribution of a rectangular in the third embodiment.

【図24】実施の形態4における圧電素子を示す斜視図である。 24 is a perspective view showing a piezoelectric element according to the fourth embodiment.

【図25】実施の形態4のラパ用超音波プローブを組み込んだ超音波内視鏡を示す図である。 25 is a diagram showing an ultrasonic endoscope incorporating an ultrasonic probe for Lapa embodiment 4.

【図26】実施の形態4における圧電素子及び従来の音場を示す概略図である。 Figure 26 is a schematic view showing a piezoelectric element and a conventional sound field in the fourth embodiment.

【図27】実施の形態4における電子コンベックス走査式の超音波プローブを示す概略図である。 Figure 27 is a schematic view of an ultrasonic probe of the electronic convex scanning in the fourth embodiment.

【図28】実施の形態4における圧電素子および従来例の音場を示す概略図である。 Figure 28 is a schematic view showing a piezoelectric element and conventional sound field in the fourth embodiment.

【図29】電子コンベックス走査式の超音波プローブを組み込んだ内視鏡を示す図である。 29 is a diagram showing an endoscope incorporating an ultrasound probe of electronic convex scanning.

【図30】電子走査式の超音波プローブを組み込んだ内視鏡を示す図である。 30 is a diagram showing an endoscope incorporating an ultrasound probe of an electronic scanning.

【図31】電子走査式の超音波プローブの拡大図である。 Figure 31 is an enlarged view of the electronic scanning of the ultrasonic probe.

【図32】実施の形態4及び従来例の音場を示す概略図である。 Figure 32 is a schematic diagram showing a sound field forms 4 and the conventional example of embodiment.

【図33】実施の形態5の圧電素子および駆動電圧、音場を示す図である。 [33] The piezoelectric element and the driving voltage of the fifth embodiment, a diagram showing a sound field.

【図34】図33のA方向から見た音場の概略図である。 FIG. 34 is a schematic diagram of a sound field as seen from the A direction in FIG. 33.

【図35】図33のB方向から見た音場の概略図である。 FIG. 35 is a schematic diagram of a sound field as seen from the direction B in FIG. 33.

【図36】従来の圧電素子を示す平面図である。 FIG. 36 is a plan view showing a conventional piezoelectric element.

【図37】従来の圧電素子を示す平面図である。 FIG. 37 is a plan view showing a conventional piezoelectric element.

【図38】従来の圧電素子のビーム幅を示すグラフである。 38 is a graph showing the beam width of a conventional piezoelectric element.

【図39】従来の圧電素子の分極状態を示す図である。 39 is a diagram showing a polarization state of the conventional piezoelectric element.

【符号の説明】 DESCRIPTION OF SYMBOLS

1 圧電セラミックス 2 全面電極 3 分割電極 5 圧電素子 6 導電性樹脂 7 音響整合層 8 背面負荷材 10 周線 11 同軸ケーブル 12 ハウジング 13 絶縁筒 14 半田 16 トランスデューサ部 31 操作部 32 挿入部 33 音響窓 34 音響伝達媒体 35 コード 1 piezoelectric ceramic 2 full-surface electrode 3 divided electrode 5 piezoelectric element 6 conductive resin 7 acoustic matching layer 8 backing layer 10 laps line 11 coaxial cable 12 housing 13 insulator tube 14 solder 16 transducer unit 31 operation unit 32 the insertion portion 33 acoustic window 34 acoustic transmission medium 35 code

Claims (1)

    【特許請求の範囲】 [The claims]
  1. 【請求項1】 駆動電圧及びエコー信号を伝達するケーブルと、圧電素子と、圧電素子の音響放射面側音響整合層と、その反対側の背面負荷層とを有し、超音波を送受信する超音波探触子において、 1枚の圧電素子内で位置によって自発分極の強さに差を持つ圧電素子を用い、 前記圧電素子の両主面に設けた電極と前記ケーブルとを電気的に導通させ、 前記圧電素子の自発分極の強さの分布は、超音波探触子からの音圧分布が以下の様に分布する様に定めたことを特徴とする超音波探触子。 A [1 claim: a cable for transmitting a driving voltage and the echo signal, the piezoelectric element, an acoustic radiation surface side acoustic matching layer of the piezoelectric element, and the opposite side of the backing layer, transmitting and receiving ultrasonic waves super in the ultrasonic probe, a piezoelectric element having a difference in strength of the spontaneous polarization by the position within a single piezoelectric element, electrically brought into conduction and the electrode and the cable provided on both main surfaces of the piezoelectric element the intensity distribution of the spontaneous polarization of the piezoelectric element, the ultrasonic probe is characterized in that the sound pressure distribution from the ultrasound probe is determined so as to be distributed as follows. 前記圧電素子の面上に、幾何学的対称軸と直交する直線を選び、この直線をx軸とし、このx軸の原点を、x軸と圧電素子の幾何学的対称軸との交点とするとき、 前記x軸に対してaを任意の定数として第0次のベッセル関数y=J 0 (x/a)を描き、x軸上の各位置でのJ 0 (x/a)の値を、ある電圧パルスを印加した際に、J 0 (x/a)の絶対値が大きい位置では自発分極を強く、J 0 (x/a)の絶対値が小さい位置では自発分極を弱くするようにその位置より放射される音圧の向きと大きさに対応させる。 On the surface of the piezoelectric element, select a straight line perpendicular to the geometrical axis of symmetry, the straight line and the x axis, the origin of this x-axis, the intersection of the geometrical axis of symmetry of the x-axis and the piezoelectric element when draw the zeroth order Bessel function a as arbitrary constant with respect to x axis y = J 0 (x / a ), a value of J 0 (x / a) at each position on the x-axis , upon applying a certain voltage pulse, J 0 (x / a) of strong spontaneous polarization is large absolute value position, so as to weaken the spontaneous polarization in position a small absolute value of J 0 (x / a) to correspond to the direction and magnitude of the sound pressure radiated from that position. 0 (x/a)が正の位置と負の位置とで自発分極の向きを逆にする。 J 0 (x / a) to the direction of the spontaneous polarization reversed and positive position and the negative position. 対称軸に沿って軸対称や線対称に圧電素子の自発分極の強さを分布させる。 Along the axis of symmetry to distribute the strength of the spontaneous polarization of the piezoelectric element in axial symmetry or line symmetry. 前記圧電素子の自発分極の向きは、圧電素子の全面で、両主面とほぼ垂直とする。 The spontaneous polarization direction of the piezoelectric element, the entire surface of the piezoelectric element, substantially perpendicular with both the main surfaces.
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