JPH10504480A - Ultrasound imaging array - Google Patents

Ultrasound imaging array

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JPH10504480A
JPH10504480A JP8505782A JP50578295A JPH10504480A JP H10504480 A JPH10504480 A JP H10504480A JP 8505782 A JP8505782 A JP 8505782A JP 50578295 A JP50578295 A JP 50578295A JP H10504480 A JPH10504480 A JP H10504480A
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JP8505782A
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ラサー，マーヴィン，イー．
バトラー，ニール，アール．
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ロッキード マーティン アイアール イメージング システムズ，インク．
ラサー，マーヴィン，イー．
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    • B—PERFORMING OPERATIONS; TRANSPORTING
    • B06—GENERATING OR TRANSMITTING MECHANICAL VIBRATIONS IN GENERAL
    • B06B—METHODS OR APPARATUS FOR GENERATING OR TRANSMITTING MECHANICAL VIBRATIONS OF INFRASONIC, SONIC, OR ULTRASONIC FREQUENCY, e.g. FOR PERFORMING MECHANICAL WORK IN GENERAL
    • B06B1/00—Methods or apparatus for generating mechanical vibrations of infrasonic, sonic, or ultrasonic frequency
    • B06B1/02—Methods or apparatus for generating mechanical vibrations of infrasonic, sonic, or ultrasonic frequency making use of electrical energy
    • B06B1/06—Methods or apparatus for generating mechanical vibrations of infrasonic, sonic, or ultrasonic frequency making use of electrical energy operating with piezoelectric effect or with electrostriction
    • B06B1/0607—Methods or apparatus for generating mechanical vibrations of infrasonic, sonic, or ultrasonic frequency making use of electrical energy operating with piezoelectric effect or with electrostriction using multiple elements
    • B06B1/0622—Methods or apparatus for generating mechanical vibrations of infrasonic, sonic, or ultrasonic frequency making use of electrical energy operating with piezoelectric effect or with electrostriction using multiple elements on one surface
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/48—Diagnostic techniques
    • A61B8/483—Diagnostic techniques involving the acquisition of a 3D volume of data

Abstract

(57)【要約】 二次元超音波カメラ（図３）。超音波トランジューサ圧電素子（４１、４３、４５、４７、４９）が集積回路（５４）にインジウムバンプ（５２、５３）接合される。集積回路（５４）が複数の独立した画素（４１、４３、４５、４７、４９）のおのおのからの信号に対する信号処理（２０、２２）機能を提供する。圧電素子（４１、４３、４５、４７、４９）の１２８×１２８アレイが保護シールカバー（４２）を使用して製造させるが、この保護シールカバーは、外側マッチング層（４４）および内側マッチング層（４６）を含む。ここで、これら層（４２、４４、４６、４８）の応答は、人体組織の応答にチューニングされる。このアレイ（１２）は、Ｃ−走査能力を提供する。 (57) [Summary] Two-dimensional ultrasonic camera (Fig. 3). Ultrasonic transducer piezoelectric elements (41, 43, 45, 47, 49) are bonded to the integrated circuit (54) by indium bumps (52, 53). An integrated circuit (54) provides signal processing (20, 22) functions for signals from each of the plurality of independent pixels (41, 43, 45, 47, 49). A 128 × 128 array of piezo elements (41, 43, 45, 47, 49) is manufactured using a protective seal cover (42), which comprises an outer matching layer (44) and an inner matching layer (44). 46). Here, the response of these layers (42, 44, 46, 48) is tuned to the response of the body tissue. This array (12) provides C-scan capability.

Description

【発明の詳細な説明】 超音波画像化アレイ 本発明は、超音波画像化アレイ、より詳細には、単一の信号処理集積回路と統 合された超音波トランジューサの二次元アレイとして形成される超音波画像化ア レイに関する。 発明の背景 超音波センサは、長年に渡って、幅広いレンジの用途に対して、特に、医療画 像を得るために使用されてきた。単一要素の線形アレイとして製造されたセンサ が、通常、追加のデータを得るためにあるタイプの走査システムと組合せられる 。従来の技術においては、幾つかの制限されたタイプの二次元アレイが示される が、ただし、完全に満たされた（中が詰まった）二次元アレイのトランジューサ を導入するものは全く見られない。 医療画像技術には、Ｂ−超音波走査、ＭＲ画像、核治療、ＣＴ画像、制限され たタイプのＣ−走査技術などが含まれるが、以下に、これらの過去の技術水準に ついて簡単に説明する。 従来のＢ−超音波走査 線形セクタのアレイを電気的に操舵して二次元断面画像を得る方法は現在では 良く確立された技術である。ただし、このアプローチは、画像を生成するために 、多数のパルス−エコー尋問を必要とする。また、トランジューサは、組織の体 積を掃引するためには、平面とは異なる方向（out of plane direction）に移動 させることを要求される。平面とは異なる方向の自動掃引が、実験的なモデルの 段階では達成されているが、この方法は、機械的あるいは電気的（２次元位相ア レイ）な操舵技術を使用する。ただし、この方法は、一連の二次元セクションの 蓄 積に、比較的長時間かかり、時間的な解像度が失われやすい。例えば、心搏情報 は、典型的には失われる。より一般的には、ソノグラファ（操作員）が、組織を 様々な方位に掃引し、器官、寸法、および構造のモデルを主観的に再生する。こ のために、従来の技術によるＢ−超音波走査は、曲がりくねった血管、不規則な 腫瘍および障害、他の重要な構造および境界面などを画像化するためには、これ らが二次元スライスのシーケンスとして解釈するのは困難であるために適さない 。これとは対照的に、本発明によって採用されるＣ−走査画像化は、深さの時間 ゲーティングを持ち、一つのパルス−エコーシーケンスにて、体積について尋問 する。結果として、劇的な速度の向上が達成され、このために、三次元構造物を 、ソノグラファ（操作員）の走査方法にあまり影響されることなく、より直接に 評価することが可能である。 ＭＲ画像化 磁気共鳴（ＭＲ）画像化では、高品質の二次元断面画像、二次元画像のシーケ ンス、組織および血流のための新たなタイプの三次元画像などを得ることが可能 である。ただし、ＭＲスキャナは、コストが高く、持運びができず、だれでも入 手できるわけではなく、また、リアルタイム画像は提供できない。さらに、ＲＭ 磁石は、直接の介入およびある種の金属およびワイアの使用を制限し、さらに、 金属断片が存在するような場合は、危険性もある。これとは対照的に、本発明に おいて採用されるコストが安く、リアルタイムのＣ−超音波走査による体積尋問 は、多くの指標に対して、ＭＲ画像よりも優た点を持つ。 核医療 現在腎臓の灌流および活動を評価するために腎臓の核走査が使用されている。 この手続きは、時間が掛かり、コストが高く、放射性物質にてラベル化された薬 剤の使用を必要とする。これとは対照的に、本発明は、腎臓の核走査の短所を伴 うことなく、腎臓の三次元構造をリアルタイムにてダイナミックに画像化する腎 臓のＣ−走査画像化法を提供する。 ＣＴ画像化 ＣＴ画像は人体の二次元断面画像のシーケンスを生成することができる。ただ し、画像はイオン化放射線を使用し、この使用は制限されるべきである。このた めに、通常の追跡調査は制約を受ける。さらに、ＣＴ設備は、通常は、コストが 高く、持運びができず、世界の全ての地域で利用できるわけではない。これとは 対照的に、本発明による超音波を使用してのＣ−走査体積画像化は、肝臓、腎臓 、および人体の小さな部分の画像化において、ＣＴと比較してかなりの長所を提 供する。 Ｃ−走査 Ｃ−走査アプローチとしては、オーストリアのKretztechnikおよびドイツのTo mtecが知られている。彼らは、機械的な走査技術に依存する三次元システムを開 発した。ただし、機械的な走査は、本発明において開示される三次元画像を電気 （電子）的に走査する方法と比較して、速度が遅く、複雑で、また、多様性に欠 ける。デューク大学は、三次元画像に対する最初のマトリックスアレイ（公称上 ２０×２０および３２×３２）の一つを開発したとして知られている。ただし、 当初の設計は、２．３ＭＨｚ以下の動作に制限され、送信／受信機能は、アレイ 当たりたった３２要素が限度である。これら初期の方法とは対照的に、新規のソ ナー設計の適用および低ノイズのアナログおよびデジタルＶＬＳＩ回路の適用に よって、本出願人は、既に、完全にアクティブな６４×４２アレイのプロトタイ プを実証済みである。本発明においては、真の三次元超音波医療に必要とされる 、より高い周波数および解像度の両方が実現可能である。 最後に、設備コスト、患者の準備時間、走査時間、および使用の簡単さは、Ｃ −走査技術の方が、核画像化、ＭＲＩ、ＣＴよりも有利であることに注意すべき である。 外傷治療に対する用途 急性外傷および慢性治療の両方に対して、重要な臨床状況において、コストが 安く、リアルタイムの、３次元体積のＣ−走査画像化が普及することは大きな利 益である。 コストが安く持運びが可能なＣ−走査画像化は、急性外傷の早期診断に大きな 効果があると考えられる。Ｃ−走査画像化は、体積を走査する能力があるために 、腹部領域の出血の広がりおよび位置を識別および測定するために理想的である 。また、肝臓および腎臓の構造や血流なども、追加のドップラー処理を併用する ことによって、簡単に診断することができるが、本発明による方法はＢ−走査画 像化法と比較して、長所として、オペレータ依存度が低く、また、三次元形状の 診断にはより頑強である。Ｃ−走査体積画像は、腹部、手足、目の中の異物を検 出するのに理想的である。加えて、ガイドを要する生検は、Ｃ−走査体積画像の 下でもっともうまく遂行できるが、Ｃ−走査体積画像は、腹部、手足、目の中の 異物、例えば、金属、ガラス、プラスチック破片などの検出に理想的である。加 えて、ガイドを要する生検は、Ｃ−走査体積画像の下でもっともうまく遂行でき るが、これは、位置決定および視覚化の三次元タスクは、従来のＢ−走査画像化 法による二次元画像を使用して行なう方法は、もっと複雑となるためである。 用途の別の領域としては、心臓壁の運動の予備的な診断がある。例えば、急性 の心筋梗塞は、心臓壁の異状な運動を示すことがあるが、これは、Ｃ−走査画像 によって簡単に検出することができる。ドップラー処理を併用した場合は、Ｃ− 走査体積画像によって、大動脈弓、下降大動脈、腹部大動脈、腎臓動脈、大腿動 脈、頸動脈、肝静脈、下大静脈弁、および他の重要な血管内の血液の流れを速や かに診断することが可能となる。重要な分岐および異常は三次元構造を有するた め、Ｃ−走査画像化の体積画像化能力は、オペレータ依存性の低い、より信頼性 の高い診断を提供するはずである。 コストの安い、リアルタイムのＣ−走査画像は、急性障害の診断の分野におい て広い用途があるものと考えられる。この技法は、現場における生命兆候（脈拍 、 呼吸、体温など）の測定と基本的な観察と、病院に戻ってのＣＡＴによる精密な 検査のと間の、大きなギャップを埋める懸け橋となるものである。Ｃ−走査技術 が現場に導入されれば、深部組織を診断する能力が時間的に繰り上げられ、早期 の診断および治療が可能になる。 慢性治療における用途 ガイドを要する手術および生検 深部組織内の異物の除去、および障害および腫瘍の生検は、リアルタイムのＢ −超音波走査のガイド下で遂行される傾向がますます強くなっている。ただし、 二次元断面の性格のために、非常に薄い針あるいはトロカー（trocar）を画像化 する多くの試みにおいて混乱が生じることを否定できない。針が二次元画像平面 と巧く整合しないかぎり、狭い断面のみが得られることとなる。この状況は、目 標とする対象物と、生検針の両方を視覚化するための三次元画像を必要とする。 Ｃ−走査画像は、これに必要とされる三次元方位を提供し、障害あるいは異物に 正しく目標を定めることを保証する。 腎臓灌流 さまざまな急性の外傷および慢性の状態、および移植拒絶などの他の状況のた めに、腎臓灌流が併発し、生命が危険にさらされることがある。カラードップラ ーを使用する従来のＢ−走査による腎臓灌流の診断法は、腎臓灌流が三次元構造 を持つために、診断に手間取った。つまり、複数の二次元断面の評価が要求され た。超音波コントラスト剤を血流の方向をはっきりさせるために使用した場合、 結果としてのウッシュウウト曲線（washout curve）が短く、Ｂ−走査で診断す ることは、異なる二次元断面が画像化されるために困難となる。これとは対照的 に、リアルタイム体積画像は、エコーコントラスト剤の腎臓への流入の進化を空 間的および時間的に完全に捉えるとこができ、超音波の診断効能における大きな 跳躍を意味する。 頸動脈の診断 頸動脈は、脳への血液を提供するが、ただし、急性の出来事や慢性の状態によ って傷つくことがある。頸動脈分岐の三次元構造を、内部ルーメン（internal l umen）を注意深く観察することによってマッピングすることは、従来のＢ−走査 画像化を用いた場合、時間が掛かるとともに、大きくオペレータに依存するもの であった。これとは対照的に、本発明によるＣ−走査体積尋問は、頸動脈分岐の 完全な視覚画像を速やかに提供できる。この用途においては、本来のＣ−走査体 積画像化技法に加えて、コントラスト剤および／あるいはドップラー機能が併用 され、これによって、超音波による診断能力に、速度、コスト、および信頼性の 点で、革命がもたらされる。 肝臓転移 ガン治療においては、肝臓内の腫瘍の成長あるいは縮小を画像化および測定す ることは非常に重要である。従来のＢ−超音波走査は、これを、達成するために は、どうしてもオペレータが介入して“正しい”二次元断面を選択することが要 求され、これが、腫瘍の“直径”を定義するために使用された。このために、本 発明によるＣ−走査体積表現（画像化）法が、通常の肝臓柔組織や他の柔らかな 組織、例えば、甲状腺および前胸部内の三次元腫瘍の正確で、バイアスを持たな い、オペレータ依存性の少ない測定のために要求される。 発明の要約 本発明は、センサの二次元アレイとして集積回路技術を使用して構成された音 響アレイを提供する。複数の超音波トランジューサが網状の二次元アレイに配列 されるが、各センサは、第一の独立した電気接続と、第二の共通の電気接続を持 つ。全ての共通の電気接続は互いに接続される。超音波トランジューサの二次元 アレイから信号を処理するための集積回路信号処理手段が、これら複数の超音波 トランジューサのおのおのに第一の独立した電気接続の所で接続される。 本発明の一面においては、これら複数の超音波トランジューサは、圧電トラン ジューサから成る。 本発明のもう一面においては、検出器アレイは、ＰＺＴ検出器アレイから成る 。 本発明の他の目的、特徴および長所が、当業者においては、好ましい実施例、 請求の範囲および図面の説明から明らかになるものであるが、ここで、図面中、 同一の番号は同一の要素を示す。 図面の簡単な説明 本発明を解説するために、好ましい実施例が付録の図面を参照しながら説明さ れる。 図１は、超音波トランジューサアレイの部分と集積信号プロセッサの等角図で ある。 図２は、本発明のデータ取得／表示システムの略図である。 図３は、本発明の超音波画像化カメラの絵図である。 図４Ａおよび４Ｂは、本発明の処理エレクトロニクスの電子回路図である。 図５は、本発明の超音波トランジューサアレイの電子走査顕微鏡写真である。 図６は、本発明から生成される超音波画像を示す。 図７は、本発明に従って製造された６４×４２アレイの絵図である。 好ましい実施例の詳細な説明 図１の説明から始めるが、図１には１２８×１２８アレイの一部分として実現 される本発明による音響アレイ１２が示される。各セラミック“圧電素子（piez el）”４１、４３、４５、４７、４９は、超音波変換材料（ultrasonic transdu ction material）から構成され、インジウムバンプ（indium bump）５２、５３ と類似するインジウムバンプを使用してCMOS VLSI集積回路５４に直接に接合さ れる。一つの好ましい実施例においては、この圧電素子は、１５０μｍの厚さと される。 音響アレイ１２は、ＰＺＴ検出器の網状アレイを、元々は、非冷却のピロ電気 焦点面アレイ（uncooled pyroelectric focal plane arry）として設計された現 存の集積回路にバンプ接合（bump bonding）することによってアセンブルされた 。各検出器は、概ね５ＭＨｚ超音波の半波長だけ離され、Ｓ／Ｎ比特性が最大と なるように１５ミルの厚さを持つように設計されている。図５は、アレイ１２の 走査電子顕微鏡写真を示すが、ここには、要求される間隔を提供する要素間の鋸 状にカットされた網状組織（saw cut reticulation）が示される。 超音波映像化技術（ultrasonic imagery）は、強力な、非侵入診断ツールであ る。ただし、実用上、その有効性は、提供できるトランジューサアレイのサイズ が小さいことによる制約を持つ。つまり、アレイサイズが小さいために、解像度 と画像取得時間との間の妥協を強要される。非走査型の線形アレイはほぼリアル タイムの画像を表示することができるが、ただし、これは、一方の次元において 解像度上の大きな犠牲を強いられ、このために、得られる画像の解釈が困難とな ることがしばしばである。 トランジューサアレイのサイズが制限されることの主要な理由は、関連する電 子要素の製造の困難さによるものである。本発明においては、現代の集積回路技 術を使用して、この回路５４が、トランジューサ１２の二次元アレイ内の一つの 要素によって占拠される面積内に製造され、次に、好ましくは、赤外線検出器の アレイのために開発されたハイブリッド化技術を使用して、トランジューサアレ イが、この電子集積回路５４上に接続される。 一つの実施例においては、超音波走査ヘッド６１は、１２８×１２８要素の二 次元アレイから構成されるが、これは、同相（in phase）および直角（quadratu re）の検出器および前置増幅器を含む。このアーキテクチャの利点として、三次 元における解像度が高いこと、信号パルスから二次元のＣ−走査画像を得ること が可能なこと、および三次元画像の取得が迅速に（つまり、一秒以下に）できる ことが上げられる。処理エレクトロニクス素子としては： ・パルスドップラー測定用の二重のセットの同相および直角検出器； ・より広いレンジのビームステアリング（操舵）のための受信用の位相シフタ； ・送信ビームを形成するための送信用の位相シフタ；および ・三次元のパルスドップラー画像をリウルタイムにて取得するための広帯域幅読 み出し素子； が含まれる。 図１には、シリコン読み出し用ＩＣ（Read Out IC、ROIC）５４上にハイブリ ット化された個々の圧電素子４１、４３、４５、４７、４９が示される。鋸状に カットされた網状組織は、セラミック４８を完全に貫通し、一部分、第一のマッ チング（整合）層４８まで切り込まれる。ＰＺＴ層４８を完全に切り抜くことに よって、電気的および機械的な漏話が実質的に排除され、これによって、向けら れたビームの解像度、並びに、データの受信が向上される。さらに、圧電素子４ １、４３、４５、４７、４９の間の空気を音響絶縁として使用することによって 、音響漏話も大幅に低減される。 音響アレイ１２は、オプションとして、保護シール／カバー４２を含むが、こ れは、外側マッチング層４４および導電性の内側マッチング層４６を持つ。セラ ミック検出器３９の音響インピーダンスを、マッチング層４４、４６を使用する ことによって体の組織の音響インピーダンスと整合することによって、トランジ ューサの感度が著しく向上される。外側マッチング層４４は、エネルギーをトラ ンジューサ要素に結合するために適当な音響インピーダンスを持つ音響材料ある いは複合材料から構成される。プラスチックあるいはタングステンをロードされ たアラダイト（plastic or tungsten-loaded araldite）が四分の一波長マッチ ング層を形成するために使用される。これに関しては、Diagnostic Ultrasonics ：Principles and Use of Instruments by W.M.McDicken(1991)を参照されたい 。内側マッチング層４６は、例えば、ＰＺＴ層４８へのコンタクトのための導体 、例えば、金の薄い膜から構成される。タイプと混合物 タングステン−エポキシ ガラス（軽いホウケイ酸ガラス） アルミニウム−エポキシ アルミニウム−マグネシウム−エポキシ メロパス（Melopas） ガラスビーズとエポキシ ガラスビーズとエポキシ （XP24136） ルサイト（Lucite） （ポリメタクリル酸メチル） ポリスルホン ポリカーボネート （Lexan） エポキシ１ （架橋された）ポリスチレン ＴＰＸ（methylplaten） 水 ＰＴＶ８３０ 次に、図２に移るが、図２には、本発明の一つの実施例において採用されるデ ータ取得／表示システム１０において使用される超音波アレイ１２が示される。 データ取得システム３６は、超音波走査ヘッド６１、市販のデジタルテープレコ ーダ３０、SVGAモニタ３２、およびＶＣＲ３４に接続される。 データ取得システム３６は、タイミング／デジタル化ボード１４を含むが、こ れは、インタフェースボード１６にデータを提供する。インタフェースボード１ ６は、データを市販のデジタル信号プロセッサ（ＤＳＰ）ボード２０に送るが、 ＤＳＰボード２０は、Texas InstrumentsのモデルTMS320-C30デジタル信号プロ セッサから構成される。インタフェースボード１６は、また、第二の市販のＤＳ Ｐボード２２から画像データを得るが、この第二のＤＳＰボード２２もまたモデ ルTMS320-C30から構成される。デジタル信号プロセッサ２０、２２は、互いに、 周知の方法にて動作する。産業等級のパーソナルコンピュータ１８がこれら二つ のＤＳＰボード、および、市販のグラフィックエンジン２４を制御するために使 用されるが、後者のグラフィックエンジン２４は、一例としての実施例において は、これもTexas Instrumentsによって製造されるモデルTMS34020から構成され る。インタフェースボード１６は、データを市販のグラフィックエンジン２４に 送る。市販のＤＳＰ２０はデータをテープレコーダ３０に送る。市販のグラフィ ックエンジン２４は、データをSVGAモニタ３２と、市販のVGA/NTSCボード２８に 送るが、後者のVGA/NTSCボード２８は、データをビデオカセットレコーダ３４に 送る。超音波走査ヘッドは、タイミングボード１４からタイミングデータを受信 し、データをデジタル化ボード１４に送る。このデータは、次に、インタフェー スボード１６に送られる。 一つの実施例においては、コンピュータ１８は、超音波走査ヘッド６１内に含 まれるトランジューサＩＣ５４を、要求される動作モードにプログラムし、１６ ，３８６個のアレイからデータを取得する。マルチフレームデータが三次元の画 像データベースに結合され、後者は、次に、オペレータコントロールを使用して 表示される。 図３には超音波焦点平面アレイ１２が示されるが、この統合された音響マッチ ング層４２、４４、４６は、Ｉ／Ｏエレクトロニクス６２、６４、コネクタ７０ と共に、プラスチックハウジング６８内に搭載される。走査ヘッドアセンブリ６ １内に埋め込まれたセンサアレイインタフェースエレクトロニクス５４は、アレ イ１２をドライブするため、並びに、画像データをスレンダフットケーブル１０ を通じてデータ取得システムに送り返すために必要とされるバイアス、タイミン グ、およびバッファエレクトロニクスを含む。こうして、本発明の装置において はスレンダなケーブルの使用が可能になるが、これは、当分野における現在の技 術水準と比べて著しい進歩である。 次に、図４Ａの説明に移るが、図４Ａには、センサアレイ１２に対する入力回 路５４が含まれる。圧電素子トランジューサ４１は、ライン８０上にゲーティン グ入力パルス７８を持つ理想的なコンデンサを含む。チップ基板７４は、ダイオ ード７６によって隔離される。トランジューサ４１は、ソースフォロア８２をド ライブするが、ソースフォロア８２は、マルチプレクサ回路７２に入力を提供す る。ソースフォロア８２は、圧電素子４１に対して検出された信号を提供する。 各圧電素子には類似する入力回路５４が提供される。 次に図４Ｂに移るが、図４Ｂには、超音波トランジューサアレイ１２に対する 代替の入力回路１００が示される。各圧電素子１１２は、半導体基板５０内に具 現される関連する入力回路を持つ。この代替入力回路は、デジタル的に、制御お よびタイミングを管理され、マルチプレクサ回路８６に、第一から第四のサンプ ル保持回路からの入力を提供するように設計される。回路１００は、前置増幅器 ９２を持つが、これは約５ボルトにライン９０によってバイアスされる。電流源 ９４は、ライン９６に信号を提供するが、この信号はまた前置増幅器９２の出力 にも結合される。前置増幅器は圧電素子１１２からの信号を増幅する。バイアス 電圧１１０がトランジューサに提供される。ロードダイオード１１４が圧電素子 １１２の出力とバイアス電圧１１０との間に接続される。集積回路チップ基板１ ０８が電流源９４の片側に接続される。サンプル保持コンデンサ９８、１０２、 １０４、１０６は、スイッチ１１６、１１８、１２０、１２２がデジタルコント ローラ８４からの制御信号に応答して閉じたとき、回路のさまざまなタイミング 期間に対する信号をサンプリングおよび保持する。 前置増幅器９２は、４つのサンプル保持スイッチをドライブするために圧電素 子１１２のインピーダンスをバッファする。ロードダイオード１１４は、前置増 幅器９２の入力の所のＤＣ電圧を制御する。制御およびタイミング回路は、好ま しくは、これらサンプル保持スイッチを順番に動作させる。マルチプレクサ８６ が１２８×１２８個の圧電素子のおのおのを多重化して、多重出力８８を形成す るために提供される。 本発明の一つの好ましい実施例においては、全体としてのデータ速度を向上さ せるために複数のサンプル保持回路が提供される。別の実施例においては、これ らサンプル保持回路の前に、パルスの伸張（stretching）および圧縮（compress ion）によって送信パワー要件を低減するために、自己相関回路が置かれる。 自己相関回路は、二つの異なる信号を一つに多重化し、平均結果を得る。これ ら信号の一つが、他の信号に対して時間を変動され、このプロセスが反復される 。これは非常に一般的なタイプの回路である。図４Ｂに示されるＳ／Ｈ回路はこ の定義を満し、トランジューサ信号には、小さな時間間隔を除いて通常はゼロで ある別の信号が掛けられる。基準信号のタイミングが、あるレンジを通じて変動 され、結果がその後の処理のために記録される。より一般的な自己相関回路が持 つ唯一の差異は、後者が、異なるタイプの基準信号、より具体的には、デジタル 疑似ランダムシーケンスを持つことができることである。これは、ノイズの存在 下において長い複雑な信号の存在を検出するための標準技術である。この用途に おいては、このアプローチは、相関器の出力が、基準信号と受信された信号の時 間が一致しない限り、ゼロ付近となるという長所を持つ。時間分解能（time res olution）は、信号長さよりもかなり短く、これは、信号エネルギーが時間的に 拡散してピーク信号パワーが低下した場合でも、同一の全体としてのＳ／Ｎ比を 得ることを可能にする。 集積回路を使用するために、各トランジューサに対して複数の相互相関回路を 製造することは、サンプル保持回路より若干複雑になるのみである。一方、行な われる計算の等価量は、何千ものこれら相互相関回路が並列に動作するために、 かなり大きくなる。 入力回路１００は、各アレイ要素からのパルスを検出し、結果をアナログ形式 にて、これが多重化回路によって読み出されるまで蓄積するが、多重化回路は、 これを外部回路がデジタル化するのに十分に遅い速度にて読み出す。 ここで説明の例においては、デジタル制御／タイミング回路４８は、第一から 第四のサンプル保持回路を動作する。デジタル制御／タイミング回路８４は、例 えば、各サンプル保持回路を順番に動作するために制御ビットを順番にクロック するシフトレジスタを含む。例えば、超音波走査ヘッド６１が５ＭＨｚにて動作 している場合、このアレイは、ナイキストサンプリング基準を満たすためには１ ００ナノ秒の間隔にてサンプリングすることを要求される。サンプル保持コンデ ンサ９８、１０２、１０６のおのおのが、次に、マルチプレクサ回路８６によっ て、アクセスされ、これらサンプルは、コンピュータインタフェースがこれらを 受け入れる用意ができた時点で下流のエレクトロニクス８９に出力される。単一 のトランジューサに対する一つの入力回路が示されたが、アレイ上の全てのトラ ンジューサが同時的にサンプリングされ、図４Ｂに示される回路が、二次元アレ イ内の全てのトランジューサに対して複製されることに注意する。また、使用さ れるサンプル保持回路の数は、用途および他の下流の処理要素の速度に依存する ことに注意する。 標準のCMOS集積回路プロセスによって製造されるデバイスを、簡単にＰＺＴト ランジューサの特性に対してマッチングすることができ、これを使用して、非常 に低レベルの信号を、優れたＳ／Ｎ比にて、検出することが可能となる。本発明 の幾つかの実施例においては、二重ミキサを使用してデータ速度が二倍にされ、 各パルスの同相および直角要素の検出が可能にされる。 本発明の代替実施例においては、好ましくは、ドップラー画像化のためにカッ ドミキサーが使用され、通常のエレクトロニクスフレーム時間以外の、互いに接 近した二つのパルス間の位相シフトが測定される。 受信用の位相シフタによって、受信のためのビームステアリングが達成される 。これは、音響レンズの機能をソフトウエアにて遂行することを可能にし、一層 フレキシブルで、より小さなトランジューサを可能にする。この方法では、焦点 長およびアレイの全体としての角度の両方を変動させることができる。これら位 相シフタは、CMOS技術にて簡単に実現することができる。 本発明の代替実施例においては、入力回路が複数の相互相関回路と、これに続 くサンプル保持回路から構成される。このオプションには、特別なケースとして の全てのミキサーオプションが含まれる。これはまた特別な送信用のコードシー ケンスを復調し、外部処理負荷を低減するために使用することもできる。相互相 関回路は、デジタル信号に従ってトランジューサ信号の符号を反転し、出力の平 均を得るための変調器から構成される。デジタル信号が送信された信号とマッチ する場合は、相互相関器の出力は、大きくなり、そうでない場合は、小さくなる 。これは、レーダおよびソナーシステムにおける標準技術である。本発明は、全 てが並列に動作する複数の相関器回路を、単一の集積回路上に、超音波トランジ ューサおよび前置増幅器と共に搭載することにある。 受信用の位相シフタは、受信信号内に時間遅延を導入する。完全な画像を外部 処理によって生成したい場合は、幅広い遅延での受信信号の値が要求される。従 って、受信位相シフティングの一つの好ましい方法においては、単に、サンプル がナイキスト基準を満たす間隔にて生成され、外部プロセッサによって、必要に 応じて、これらサンプルが選択され、あるいは実際のサンプル間の相関が計算さ れる。送信用の位相シフタは、必須ではない。送信機は、単に、焦点のステアリ ング（操舵）なしに、全ての時間において、必要なだけの全量を送信する。 集積回路からの超音波伝送は、通常は使用される高電圧のために困難であるが 、任意のビーム形状を形成できる能力があればそれから利益を得るような用途が 存在する。加えて、疑似ランダムシーケンス符号化や他の類似する技術の使用は 、要求される送信パワーを劇的に低減し、低電圧での動作を実現可能にする潜在 能力を持つ。このような構成においては、送信回路は、通常、各トランジューサ に対する調節可能な位相シフティングを要求する。これは、セルベースにてスイ ッチを入れたり切ったりすることができるフリップフロップのアレイによって得 ることができる。こうして、セル間の遅延を、個別に１クロックサイクルの増分 にて調節することが可能にされる。このタイプのプログラマブルアレイを使用す ることによって、要求されるほぼ全てのパターンを得ることができる。これらフ リ ップフロップは、真のデジタル遅延を提供するために、あるいはビームを形成す るために、任意のタイプの送信シーケンス、例えば、疑似ランダムシーケンスを 使用することができる。 図７に示されるような集積回路読み出しチップに搭載された４２×６４アレイ のＰＺＴトランジューサから成る制限されたプロトタイプデバイス（limited pr ototype device）が製造され、試験された。このデバイスは、従来の全てのデバ イスとは、多くの必須のエレクトロニクスがセンサ自身の中に含まれるという理 由から、劇的に異なる一族の超音波センサの最初のものである。現代の集積回路 技術は、必須の信号処理機能の全てをアレイ内の単一の要素の面積に等しい面積 内にはめ込むことを可能にする。これによって、二次元アレイの実現が初めて可 能になったのに加えて、漂遊相互接続容量が排除された結果、トランジューサと エレクトロニクスの組合せの感度が著しく向上された。 現存のＩＲカメラのタイミングエレクトロニクスに対して、超音波画像化に要 求される時間ゲート能力と超音波信号整流を導入するために必要な修正がなされ た。時間ゲートの解像度は、１μｓに選択された。この時間ゲートを０．５μｓ の増分にて移動させることによって、一連の並列の画像平面が、おのおのが互い の上に約０．７５ｍｍの間隔にて重なるように生成された。実験として、このソ ースが水タンク内に置かれ、センサアレイが薄いゴム膜を通じて水に接続（結合 ）された。次に、焦点を絞られた線源（ラインソース）が、５．０ボルト、５Ｍ ｈｚ、１μｓパルスにてドライブされ、この二次元超音波アレイの前で掃引（sw ept）された。ソースが次にフィールド位置（field location）に保持され、第 三の次元でのデータの収集が、時間ゲートを３２μｓのレンジを通じて増分する ことによって試験された。図６には、この画像の一例が示される。 本発明の一つの実施例においては、持運び可能なデータ取得／表示システムを 使用して、走査ヘッド６１が動作され、リアルタイム画像がオペレータに表示さ れる。市販のパーソナルコンピュータ１８が市販のバックプレーンボードととも に、信号処理および画像表示機能を遂行するために使用される。このシステムの 機能には： ・後の画像分析および画像記録のために、デジタル化された走査データを保存す るための８ｍｍデジタルレコーダ； ・ディスプレイ３２、走査ヘッド６１、および記録インタフェースを制御するた めの対話方式のメニュー駆動型ユーザインタフェース； ・同相および直角画像に関して高速フーリェ変換を遂行し、音響レンズの使用な しに、音響画像を生成するためのデジタル信号処理ボード２０； ・リスライシング（reslicing）、表面レンダリング（surface rendering）、体 積レンダリング（volume rendering）などの画像表示技術を遂行する能力を持つ デジタル信号処理ボード２２；および ・走査ヘッド６１を動作させ、アナログの走査ヘッド出力をデジタル形式に変換 するためのタイミングおよびデジタル化ボード１４； が含まれる。 データ処理／記録エレクトロニクスは、デジタル信号プロセッサ（ＤＳＰ）チ ップを含む処理カードに対するホストとして動作する産業等級のＰＣコンパティ ブルコンピュータ１８から構成される。 タイミング／デジタル化ボード１４は、走査ヘッド６１をアナログ／デジタル 変換器と同期させるために必要とされるシステムタイミング信号を生成する。デ ジタル化の後に、これらセンサ信号は、インタフェースボード１６に送られる。 インタフェースボード１６は、データの緩衝およびフォーマット化を行い、その 後、このデータは、第一のＤＳＰボード２０によって読み出される。インタフェ ースボード１６はまた第二のＤＳＰボード２２からの処理された画像データを受 け取り、この画像データをグラフィックプロセッサ２４のためにフォーマット化 する。上に説明の全体としてのシステムは、現在のＩＲ画像システムに基づく。 このようなシステムにおいては、インタフェースボードが、センサＩＣに対する 信号およびパワー供給を適当に調節するために要求される。インタフェースボー ドは、典型的には、パワーをフィルタリングおよび調節（一定に保つ）するため の機能、ＩＣからの高速のアナログ出力をエレクトロニクスの残りの部分へのケ ーブルに送信するためのアナログバッファ機能、および、センサＩＣによって要 求されるマスタタイミング信号を生成するために必要とされるクロックタイミン グおよび制御論理機能を含む。 タイミング／デジタル化ボードは、センサおよびＤＳＰインタフェースを含む 全システムに対するタイミング論理信号を生成する。これはまたセンサ出力をデ ジタル化するためのアナログ／デジタル変換器を含む。本発明の代替実施例にお いては、これら機能のより大きな部分が、全体としてのシステムコストの低減、 および性能の向上を図るためにセンサ内に組み込まれる。より具体的には、超音 波センサは、センサＩＣ上のデジタル化機能を含む。 第一のＤＳＰボード２０の主要な機能は、デジタル化された超音波データに関 してリアルタイム高速フーリェ変換（ＦＦＴ）を変換することにある。第二のＤ ＳＰボード２２は、メモリ２６内にＦＦＴデータの三次元アレイを構築し、この データを処理して、表示のための画像を形成することにある。画像のこの処理に よって、三次元シーン内の任意の箇所の二次元スライスをリアルタイムにて見る ことが可能になる。追加の処理によって、アレイ内の物体のエッジ境界の三次元 マップが構築され、これによって興味の対象の、領域や物体の、三次元画像が得 られる。 グラフィックプロセッサ２４は、画像データを、二次元あるいは三次元形式に て受信し、スケーリング、回転、カラーあるいはグレースケールの割当てなどを 遂行した上で、画像データをグラフィック形式にフォーマット化し、高解像度カ ラーモニタ３２上に表示するために使用される。さらに、グラフィックプロセッ サを使用して、コンピュータテキスト情報、例えば、オペレータに対するメニュ ー併合するなど、画像に手を加えることも可能である。ユーザは、画像を見るに 当たって、スケーリング、ズーミング、パニング、画像回転などの全ての機能を 使用することができる。好ましくは、ＶＧＡ／ＮＴＳＣ変換回路カード２８を使 用して、標準のビデオテープに記録するための、テレビフォーマットのグラフィ ック画像が提供される。次に、８ｍｍデジタルテープレコーダ３０を使用して、 デジタルデータが、分析のためにコンピュータで読み出し可能な形式にて記録さ れる。 信号および画像処理 本発明の画像処理は、位相収差およびスペックルノイズの問題を解決するため に２次元アレイ１２のユニークな特徴を利用する。両者の現象は、現在のＢ−走 査システムからの画像の品質にかなりの悪影響を持つが、ただし、３次元超音波 において実現可能な解決には好意的である。干渉を与える不均質な組織が画像品 質に与える影響については、様々な研究者によって調べられている。Ｘ線を使用 した場合、放射によってイオン化が引き起こされるために、音響画像化（sonogr aphy）は、音響画像が十分な解像度を提供できれば、多くの日常的な検査におい て使用するための画像化のための一つの選択となり得る。ただし、この解像度は 、臨床スキャナでは、干渉を与える組織内の屈折率の空間的変動に起因する位相 収差のために、十分には達成できないように思われる。 組織を通過する際の位相収差に起因する解像度の損失に加えて、スペックルに 起因する画像品質の損失がある。超音波の場合、画像は虚位相成分（imaginary phase component）を持つが、この成分は、実用上のかなりの重要性を持つ。虚 位相成分は、複数の重複する点源（point source）間の干渉の、変換空間（tran sform space）における、現象の物理的なカウンターパーツである。幾つかのケ ース、例えば、ホログラフィックシステムにおいては、この虚成分は、画像シス テムによって変換され、有益な情報を提供する。ただし、従来のエコーグラフッ ィクシステム（echographic system）においては、この位相情報は、信号の検出 、あるいは、整流プロセスにおいて失われ；むしろ、位相要素は、主として、画 像上に、空間的に疑似ランダムで、本質的に意味のない振幅変調：換言すれば、 ある形式のノイズを与えるものとして扱われる。通常コヒーレント放射スペック と呼ばれるこの現象が画像性能に与える影響には厳しいものがある。 位相収差の修正 フェーズドアレイシステム（phased arry system）においては、フォーカシン グおよびステアリング（操舵）に使用されるエレクトロニクスの位相遅延が、ト ランジューサと興味のある領域（region of interest、ＲＯＩ）との間の位相収 差を起こす組織を補償するためにも使用できる。この修正によって、焦点レンジ 内の器官のより正確な画像が得られる。これまでの研究の成果として、位相遅延 を修正することにより、位相収差の有害な影響を修正するための技術が開発され ている。本発明においては、コヒーレント光線の大気乱流修正（atomospheric t urbulence correction）のために開発されたＣＯＡＴ（Coherent Adaptive Opti cal Techniques）と呼ばれる方法が使用される。この方法においては、検出器が 目標の焦点平面内に置かれ、変調強度が検出される。目標は通常は人体の内側に あるために、検出器は、送信機付近に置かれる。目標からのエネルギーは検出器 に向って反射されるが、これは、目標上のそれと同一強度の変調を持つ。結果と して得られる信号内の情報を使用して、強度最大に向ってのチャネル内の平均位 相が計算される。信号の位相の制御は、超音波システムにおいて一般的な技法で あるが、最も良い例として、位相をアレイにそって変動することによるビームス テアリングを挙げることができる。 スペックルの低減 スペックルは、対象内の散乱とは一対一の対応を持たないために、しばしば、 アーティファクト（偽性ノイズ）として研究者を悩ましてきた。ただし、上に述 べたように、スペックルが目標の検出性を低減するのは、通常、有効な空間解像 度を低減することによるものである。スペックルノイズの振幅は、生来的に、ち ょうど、物理的に達成可能な空間解像度に対応する空間周波数において高くなる 傾向を持つ。この矛盾の解決は、音響認識における中心的な問題の一つである。 スペックルは、本質的には、画像化手続きのコヒーレント性に起因するものであ り、あらゆる技法において、Ｓ／Ｎ比を増加するためには、コヒーレンスの程度 を低減することを要求される。最も単純で率直な方法は、スペックル効果を視覚 的に低減あるいは相殺する方法である。我々の画像化法は、ある平面を横断して のリアルタイム画像を提供するために、上に説明された方法は、スペックルの低 減に対しても適用できる。上に説明の方法によって収差を修正した後に、複数の 反射の位相がフレーム時間（典型的には、１／３０秒）よりも速い速度にて変動 され、これによって平均してみたとき、コヒーレンスがフレーム期間単位では破 壊される。 動作 この二次元アレイ１２は、単一の超音波パルスから完全な二次元画像を形成す ることができるいわゆる“Ｃ−走査”モードにて動作することができる。複数の これら画像から三次元データベースが生成されるが、これらデータベースは、デ ータを様々な有益な形式にて表示するために、コンピュータソフトウェアによっ て簡単に操作することができる。 本発明は、標準のＣＭＯＳ集積回路技術とコンパティブルな回路を利用する。 ただし、現在線形アレイと共に使用されている位相シフティングおよびビーム形 成戦略の殆どは、本当の意味では使用することができない。コンパティブルな一 つの技術は、ミキサーあるいは位相感応検出器（phase sensitive detectors） を使用する方法である。この技術はよく知られたものであるが、ただし、集積回 路実現に対するこの長所は、これまで認識されていなかった。ミキサーは、ＩＣ 上のほんの少数の要素によって実現することができ、出力は、後の読み出し時間 まで小さなコンデンサ内に蓄積される。受信ビーム形成機能は、ミキサー出力の 計算によって達成されるが、これについては、様々な文献において詳細に記述さ れている。 原理上は、ミキサーにて、送信および受信の両方のフェーズドアレイ（phased array）を形成することが可能であるが、一つの可能な代替においては、非常に 長い、専用に符号化されたパルスが、集積回路上のマッチング用の相関フィルタ と共に使用される。また、より従来的な解決方法として、単に、別個の送信機を 使用する方法もある。送信機のビームは、高い精度にて制御される必要はなく、 このため、これには、非常に限定された位相シフティング、場合によっては、機 械的な走査を使用することもできる。 もう一つの実施例においては、集積回路の電圧制約を克服するために、送信用 に別個のトランジューサが使用される。このトランジューサは、超音波エネルギ ーを画像化されるべき体積全体を通じて一様に散乱させるように設計される。こ の構成の場合、安全要件はエネルギー密度（Ｗ/cm2）にあり、総合パワーにはな いために、システム感度は、低減するとしても最小限にとどめられる。 送信電圧の制約を、高い電圧の送信パルスを、通常はアースされたトランジュ ーサ電極に加え、受信信号がその上に検出される他方の電極を、集積回路によっ て、送信パルスの最中、アースあるいは他の一定の電圧に保つことによって克服 することも可能である。これを遂行するための回路は、高い電圧定格は必要とせ ず、受信感度に与える影響が最小になるように設計される。全てのトランジュー サが同時にパルスされた場合は、超音波エネルギーは有益な空間分布を持たない ため、異なる送信パルスが、あるグループのトランジューサに加えられ、これに よってエレクトロニクスの量を過剰に増加することなしに、限定されたビーム形 成機能（limited beam forming capability）が達成される。 好ましくは、圧電トランジューサが、ポリフッ化ビニリデン（polyvinylidene fluoride、ＰＶＤＦ）およびＰＶＤＦを組み込むコーポリマーの特性と結合され る。これら物質は、現在に至るまでは、誘電定数が低く、このため、漂遊相互接 続キャパシタンスに起因する信号損失に弱いために、超音波トランジューサとし ての用途は限定されてきた。加えて、これら材料は、中の詰まった材料をバッキ ングに使用することによって、最良の性能を引き出すことができる。中の詰まっ たバッキングは、これが共振周波数を約２の係数だけ低下させ、このために、よ り薄いトランジューサを可能にする。 集積回路の下側にダンピング層を加えると、センサの望ましくない振動モード が低減される。このタイプのセンサは、ポリマートランジューサアレイと一体と なって、望ましくない応答を低レベルに押さえることを可能にする。 本発明のセンサによって形成された画像は、画像の性能を向上させるための処 理を施される。より具体的には、超音波ビームの位相フロントを変動することに よって、収差あるいはスペックルが低減あるいは排除される。 本発明のセンサは、従来のＢ−走査画像化によって達成できるよりも秒当たり 多数の要素を表示することが可能である。これは短期間に複数のフレームを積分 することによって行なわれ、この結果、Ｓ／Ｎ比が向上される。可能な代替とし て、通常よりも高い周波数にて動作することによって、信号強度の関連する損失 を補償することが考えられるが、これも、複数のパルス化されたフレームを積分 することによって達成される。より高い周波数で動作することは、結果として、 より高い解像度を与えることとなる。 本発明は、従来のＸ−線画像のそれと類似する用途に利用することができる。 超音波が人体内にパスされ、様々な経路内で経験された減衰を表す画像が生成さ れる。この画像は、Ｘ−線画像化法によって得られた情報と相関するものとして 、あるいはこれを補完するものとして使用することができる。多経路散乱放射（ multipath and scattrered radiation）の代替として、受信される信号のゲーテ ィングを使用することが可能である。 この２−次元超音波アレイの場合、超音波が、従来のＸ−線画像のそれと類似 した用途に使用される。超音波が人体を通過し、様々な経路内で経験された減衰 を表す画像が生成される。このアプローチは、Ｘ−線によって得られる情報と相 関するものとして、あるいは、これを補完するものとして使用することができる 。柔組織の境界面の所の画像は、Ｘ−線によっては得られない情報を提供する。 つまり、本発明による超音波反射画像法と比較しして、（Ｘ−線法による場合） ある角度にて境界に当たる放射線は、反射されずに、誤って透過するものとして 判断されることがある。 本発明が、特許法令を満たすために、並びに、当業者に新規の原理を適用する ため、あるいは開示される要素を製造あるいは使用するために必要とされる情報 を提供するためにやや詳細に説明された。ただし、本発明は、細部が異なる装置 およびデバイスを使用して実現することも可能であり、これら装置の細部および 動作手続きの両者に関してのこれら様々な修正は、本発明自身の範囲から逸脱す ることなく達成できるものであることを理解されるべきである。DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION Ultrasound Imaging Array The present invention is formed as an ultrasound imaging array, and more particularly, as a two-dimensional array of ultrasound transducers integrated with a single signal processing integrated circuit. It relates to an ultrasound imaging array. BACKGROUND OF THE INVENTION Ultrasonic sensors have been used for many years for a wide range of applications, particularly for obtaining medical images. Sensors manufactured as single-element linear arrays are usually combined with some type of scanning system to obtain additional data. In the prior art, several limited types of two-dimensional arrays are shown, but none introduces a fully-filled (filled) two-dimensional array transducer. . Medical imaging techniques include B-ultrasound scanning, MR imaging, nuclear therapy, CT imaging, limited types of C-scanning techniques, etc., and the following briefly describes these prior art levels. . Conventional B-Ultrasonic Scanning The method of electrically steering an array of linear sectors to obtain a two-dimensional cross-sectional image is now a well-established technique. However, this approach requires multiple pulse-echo interrogations to generate an image. Also, the transducer is required to be moved out of plane direction to sweep the volume of the tissue. Although automatic sweeping in a direction different from the plane has been achieved at the experimental model stage, this method uses mechanical or electrical (two-dimensional phased array) steering techniques. However, this method takes a relatively long time to accumulate a series of two-dimensional sections, and is likely to lose temporal resolution. For example, heart rate information is typically lost. More generally, a sonographer (operator) sweeps tissue in various orientations and subjectively recreates models of organs, dimensions, and structures. To this end, B-ultrasonic scanning according to the prior art requires a sequence of two-dimensional slices to image tortuous vessels, irregular tumors and lesions, other important structures and interfaces, etc. Not suitable because it is difficult to interpret as. In contrast, the C-scan imaging employed by the present invention has depth gating and interrogates the volume in one pulse-echo sequence. As a result, a dramatic speed increase is achieved, which makes it possible to evaluate the three-dimensional structure more directly, without being significantly influenced by the scanning method of the sonographer (operator). MR Imaging In magnetic resonance (MR) imaging, it is possible to obtain high quality two-dimensional cross-sectional images, sequences of two-dimensional images, new types of three-dimensional images for tissue and blood flow, and the like. However, MR scanners are expensive, non-portable, not available to all, and cannot provide real-time images. In addition, RM magnets limit direct intervention and the use of certain metals and wires, and can be dangerous if metal fragments are present. In contrast, low cost, real-time C-ultrasonic scanning volume interrogation employed in the present invention has advantages over MR images for many indicators. Nuclear Medicine Nuclear scans of the kidney are currently used to assess renal perfusion and activity. This procedure is time consuming, costly, and requires the use of radiolabeled drugs. In contrast, the present invention provides a C-scan imaging method of the kidney that dynamically images the three-dimensional structure of the kidney in real time without the disadvantages of nuclear scanning of the kidney. CT Imaging CT images can generate a sequence of two-dimensional cross-sectional images of a human body. However, the images use ionizing radiation and this use should be restricted. This limits normal follow-up. In addition, CT equipment is typically expensive, non-portable and not available in all parts of the world. In contrast, C-scan volume imaging using ultrasound according to the present invention offers significant advantages over CT in imaging liver, kidney and small parts of the human body. . C-scans As C-scan approaches, Kretztechnik, Austria and Tomtec, Germany, are known. They have developed three-dimensional systems that rely on mechanical scanning technology. However, mechanical scanning is slower, more complicated, and less versatile than the method of electrically (electronically) scanning a three-dimensional image disclosed in the present invention. Duke University is known for developing one of the first matrix arrays (nominally 20 × 20 and 32 × 32) for three-dimensional images. However, the original design was limited to operation below 2.3 MHz and the transmit / receive function was limited to only 32 elements per array. In contrast to these earlier methods, with the application of the new sonar design and the application of low noise analog and digital VLSI circuits, applicants have already demonstrated a fully active 64x42 array prototype. is there. In the present invention, both the higher frequencies and resolutions required for true three-dimensional ultrasound medicine are feasible. Finally, it should be noted that equipment costs, patient preparation time, scan time, and ease of use have advantages of C-scan technology over nuclear imaging, MRI, CT. Applications for Trauma Treatment For both acute trauma and chronic treatment, the prevalence of low-cost, real-time, three-dimensional volume C-scan imaging in critical clinical situations is of great benefit. C-scan imaging, which is inexpensive and portable, is considered to be highly effective for early diagnosis of acute trauma. C-scan imaging is ideal for identifying and measuring the spread and location of bleeding in the abdominal region due to its ability to scan volumes. The structure of the liver and kidney, blood flow, etc. can also be easily diagnosed by using additional Doppler processing, but the method according to the present invention has advantages as compared with the B-scan imaging method. , The operator dependence is low, and the diagnosis of three-dimensional shapes is more robust. C-scan volumetric images are ideal for detecting foreign matter in the abdomen, limbs, and eyes. In addition, guided biopsies can be best performed under C-scan volumetric images, which can include abdominal, limb, foreign objects in the eyes, such as metal, glass, plastic debris, etc. Ideal for detection of In addition, guided biopsies can best be performed under C-scan volumetric imaging, since the three-dimensional task of localization and visualization is a two-dimensional image with conventional B-scan imaging. Is more complicated. Another area of application is in the preliminary diagnosis of heart wall motion. For example, acute myocardial infarction may indicate abnormal movement of the heart wall, which can be easily detected by C-scan images. When combined with Doppler processing, C-scan volumetric imaging provides aortic arch, descending aorta, abdominal aorta, renal artery, femoral artery, carotid artery, hepatic vein, inferior vena cava valve, and other important intravascular blood. Can be quickly diagnosed. Because the critical bifurcations and anomalies have a three-dimensional structure, the volumetric imaging capabilities of C-scan imaging should provide a more reliable diagnosis with less operator dependence. Inexpensive, real-time C-scan images are considered to have wide application in the field of acute disorder diagnosis. This technique bridges the large gap between on-site measurement of vital signs (pulse, breathing, temperature, etc.) and basic observations, and close examination by CAT back to the hospital. . With the introduction of C-scan technology in the field, the ability to diagnose deep tissue will be advanced in time, allowing for early diagnosis and treatment. Surgery and biopsy requiring application guidance in chronic treatment Removal of foreign material in deep tissue and biopsy of lesions and tumors are increasingly being performed under the guidance of real-time B-ultrasound scans . However, due to the nature of the two-dimensional cross-section, it is undeniable that confusion arises in many attempts to image very thin needles or trocars. Unless the needle is well aligned with the two-dimensional image plane, only a narrow cross section will be obtained. This situation requires a three-dimensional image to visualize both the target object and the biopsy needle. The C-scan image provides the required three-dimensional orientation for this and ensures that obstacles or foreign objects are correctly targeted. Renal Perfusion Various acute trauma and chronic conditions, as well as other situations such as transplant rejection, can complicate kidney perfusion and endanger life. Conventional methods of diagnosing renal perfusion by B-scan using color Doppler were time consuming due to the three-dimensional structure of renal perfusion. That is, evaluation of a plurality of two-dimensional cross sections was required. If ultrasound contrast agents were used to define the direction of blood flow, the resulting washout curve would be short, and diagnosing with a B-scan would result in different two-dimensional sections being imaged. It will be difficult. In contrast, real-time volumetric imaging can completely capture the evolution of the inflow of echo-contrast agents into the kidney, both spatially and temporally, signifying a major leap in diagnostic efficacy of ultrasound. Diagnosis of the carotid artery The carotid artery provides blood to the brain, but may be damaged by acute events or chronic conditions. Mapping the three-dimensional structure of the carotid bifurcation by carefully observing the internal lumen is time consuming and highly operator dependent when using conventional B-scan imaging. Met. In contrast, C-scan volume interrogation according to the present invention can quickly provide a complete visual image of the carotid bifurcation. In this application, in addition to the original C-scan volume imaging technique, a contrast agent and / or a Doppler function is used, which provides a diagnostic capability with ultrasound, speed, cost, and reliability. A revolution is brought. Liver Metastases In cancer treatment, it is very important to image and measure the growth or shrinkage of tumors in the liver. Conventional B-ultrasound scanning requires that the operator inevitably intervene to select the "correct" two-dimensional cross-section in order to achieve this, which is necessary to define the "diameter" of the tumor. Was used. For this reason, the C-scan volume representation (imaging) method according to the invention is accurate and unbiased for normal liver parenchyma and other soft tissues, such as three-dimensional tumors in the thyroid and precordium. Required for measurement with little operator dependence. SUMMARY OF THE INVENTION The present invention provides an acoustic array configured using integrated circuit technology as a two-dimensional array of sensors. A plurality of ultrasonic transducers are arranged in a two-dimensional net-like array, with each sensor having a first independent electrical connection and a second common electrical connection. All common electrical connections are connected to each other. Integrated circuit signal processing means for processing signals from the two-dimensional array of ultrasonic transducers is connected at each of the plurality of ultrasonic transducers at a first independent electrical connection. In one aspect of the invention, the plurality of ultrasonic transducers comprise piezoelectric transducers. In another aspect of the invention, the detector array comprises a PZT detector array. Other objects, features and advantages of the present invention will become apparent to those skilled in the art from the description of the preferred embodiments, the claims, and the drawings, wherein like reference numerals denote like elements. Is shown. BRIEF DESCRIPTION OF THE DRAWINGS To illustrate the present invention, a preferred embodiment will be described with reference to the accompanying drawings. FIG. 1 is an isometric view of a portion of an ultrasonic transducer array and an integrated signal processor. FIG. 2 is a schematic diagram of the data acquisition / display system of the present invention. FIG. 3 is a pictorial diagram of the ultrasonic imaging camera of the present invention. 4A and 4B are electronic circuit diagrams of the processing electronics of the present invention. FIG. 5 is an electronic scanning micrograph of the ultrasonic transducer array of the present invention. FIG. 6 shows an ultrasound image generated from the present invention. FIG. 7 is a pictorial diagram of a 64 × 42 array manufactured in accordance with the present invention. Detailed Description of the Preferred Embodiment Beginning with the description of FIG. 1, FIG. 1 shows an acoustic array 12 according to the present invention, implemented as part of a 128 × 128 array. Each ceramic "piezoel" 41, 43, 45, 47, 49 is composed of an ultrasonic transduction material and has an indium bump similar to indium bumps 52, 53. And directly joined to the CMOS VLSI integrated circuit 54. In one preferred embodiment, the piezoelectric element is 150 μm thick. The acoustic array 12 is assembled by bump bonding a reticulated array of PZT detectors to an existing integrated circuit originally designed as an uncooled pyroelectric focal plane arry. Was done. Each detector is separated by approximately one-half wavelength of 5 MHz ultrasound and is designed to have a thickness of 15 mils to maximize S / N ratio characteristics. FIG. 5 shows a scanning electron micrograph of the array 12, which shows a saw cut reticulation between the elements providing the required spacing. Ultrasonic imagery is a powerful, non-intrusive diagnostic tool. However, in practice, its effectiveness is limited by the small size of the transducer array that can be provided. That is, the small array size forces a compromise between resolution and image acquisition time. Non-scanning linear arrays can display near real-time images, but at the expense of resolution in one dimension, which makes interpretation of the resulting image difficult. Oftentimes. A major reason for the limited size of the transducer array is due to the difficulty in manufacturing the associated electronic components. In the present invention, using modern integrated circuit technology, this circuit 54 is fabricated in an area occupied by one element in a two-dimensional array of transducers 12, and then preferably infrared detection A transducer array is connected onto this electronic integrated circuit 54 using a hybridization technique developed for the array of instruments. In one embodiment, the ultrasound scan head 61 comprises a two-dimensional array of 128 × 128 elements, which includes in-phase and quadrature detectors and preamplifiers. Including. Advantages of this architecture include high resolution in three dimensions, the ability to obtain two-dimensional C-scan images from signal pulses, and rapid (ie, sub-second) acquisition of three-dimensional images. Is raised. Processing electronics include: a dual set of in-phase and quadrature detectors for pulsed Doppler measurements; a phase shifter for reception for a wider range of beam steering; and for forming a transmit beam. A phase shifter for transmission; and a wide-bandwidth readout element for acquiring a three-dimensional pulse Doppler image in real time. FIG. 1 shows individual piezoelectric elements 41, 43, 45, 47, 49 hybridized on a silicon readout IC (Read Out IC, ROIC) 54. The saw-toothed network penetrates completely through the ceramic 48 and is partially cut into the first matching layer 48. By completely cutting out the PZT layer 48, electrical and mechanical crosstalk is substantially eliminated, thereby improving the resolution of the directed beam and the reception of data. Further, by using the air between the piezoelectric elements 41, 43, 45, 47, 49 as acoustic insulation, acoustic crosstalk is also greatly reduced. The acoustic array 12 optionally includes a protective seal / cover 42, which has an outer matching layer 44 and a conductive inner matching layer 46. By matching the acoustic impedance of ceramic detector 39 with the acoustic impedance of body tissue by using matching layers 44, 46, the sensitivity of the transducer is significantly improved. Outer matching layer 44 comprises an acoustic or composite material having a suitable acoustic impedance to couple energy to the transducer element. Plastic or tungsten-loaded araldite is used to form a quarter wavelength matching layer. In this regard, see Diagnostic Ultrasonics: Principles and Use of Instruments by WMMcDicken (1991). The inner matching layer 46 is made of, for example, a conductor for contacting the PZT layer 48, for example, a thin film of gold. Types and mixtures Tungsten-epoxy glass (light borosilicate glass) Aluminum-epoxy aluminum-magnesium-epoxy melopas (Melopas) Glass beads and epoxy glass beads and epoxy (XP24136) Lucite (polymethyl methacrylate) Polysulfone polycarbonate (Lexan) Epoxy 1 (cross-linked) polystyrene TPX (methylplaten) water PTV 830 Next, turning to FIG. 2, which shows the ultrasound used in the data acquisition / display system 10 employed in one embodiment of the present invention. Array 12 is shown. The data acquisition system 36 is connected to an ultrasonic scanning head 61, a commercially available digital tape recorder 30, an SVGA monitor 32, and a VCR 34. Data acquisition system 36 includes timing / digitizing board 14, which provides data to interface board 16. The interface board 16 sends the data to a commercially available digital signal processor (DSP) board 20, which comprises a Texas Instruments model TMS320-C30 digital signal processor. The interface board 16 also obtains image data from a second commercially available DSP board 22, which also comprises a model TMS320-C30. Digital signal processors 20, 22 operate in a known manner with each other. An industrial grade personal computer 18 is used to control these two DSP boards, and a commercially available graphic engine 24, which, in an exemplary embodiment, is also used by Texas Instruments. Consists of the model TMS34020 to be manufactured. The interface board 16 sends the data to a commercially available graphic engine 24. The commercially available DSP 20 sends the data to the tape recorder 30. The commercial graphic engine 24 sends data to an SVGA monitor 32 and a commercial VGA / NTSC board 28, which sends the data to a video cassette recorder 34. The ultrasound scan head receives timing data from the timing board 14 and sends the data to the digitizing board 14. This data is then sent to the interface board 16. In one embodiment, the computer 18 programs the transducer IC 54 included in the ultrasound scan head 61 to the required mode of operation and obtains data from the 16,386 arrays. The multi-frame data is combined into a three-dimensional image database, which is then displayed using operator controls. FIG. 3 shows the ultrasonic focal plane array 12, with the integrated acoustic matching layers 42, 44, 46 mounted together with the I / O electronics 62, 64, and the connector 70 in a plastic housing 68. Sensor array interface electronics 54 embedded within scan head assembly 61 provides the bias, timing, and timing required to drive array 12 and to send image data back through slender foot cable 10 to a data acquisition system. Including buffer electronics. This allows the use of slender cables in the device of the present invention, which is a significant advance over the state of the art in the art. Turning now to FIG. 4A, FIG. 4A includes an input circuit 54 for the sensor array 12. Piezoelectric transducer 41 includes an ideal capacitor with gating input pulse 78 on line 80. The chip substrate 74 is isolated by the diode 76. Transducer 41 drives source follower 82, which provides an input to multiplexer circuit 72. Source follower 82 provides a detected signal to piezoelectric element 41. A similar input circuit 54 is provided for each piezoelectric element. Turning now to FIG. 4B, an alternative input circuit 100 for the ultrasonic transducer array 12 is shown. Each piezoelectric element 112 has an associated input circuit embodied in the semiconductor substrate 50. This alternate input circuit is digitally controlled and timed and is designed to provide multiplexer circuit 86 with inputs from the first through fourth sample and hold circuits. Circuit 100 has a preamplifier 92, which is biased by line 90 to about 5 volts. Current source 94 provides a signal on line 96, which is also coupled to the output of preamplifier 92. The preamplifier amplifies the signal from the piezoelectric element 112. A bias voltage 110 is provided to the transducer. A load diode 114 is connected between the output of the piezoelectric element 112 and the bias voltage 110. An integrated circuit chip substrate 108 is connected to one side of the current source 94. Sample holding capacitors 98, 102, 104, 106 sample and hold signals for various timing periods of the circuit when switches 116, 118, 120, 122 close in response to control signals from digital controller 84. Preamplifier 92 buffers the impedance of piezo element 112 to drive the four sample holding switches. Load diode 114 controls the DC voltage at the input of preamplifier 92. The control and timing circuit preferably operates these sample holding switches in sequence. A multiplexer 86 is provided for multiplexing each of the 128 × 128 piezoelectric elements to form a multiplexed output 88. In one preferred embodiment of the present invention, a plurality of sample and hold circuits are provided to increase the overall data rate. In another embodiment, these sample holding circuits are preceded by an autocorrelation circuit to reduce transmit power requirements by stretching and compressing the pulses. The autocorrelation circuit multiplexes two different signals into one and obtains an average result. One of these signals is time-varied with respect to the other, and the process is repeated. This is a very common type of circuit. The S / H circuit shown in FIG. 4B meets this definition, and the transducer signal is multiplied by another signal that is normally zero except for small time intervals. The timing of the reference signal is varied through a range and the result is recorded for further processing. The only difference that the more general autocorrelation circuits have is that the latter can have different types of reference signals, more specifically digital pseudo-random sequences. This is a standard technique for detecting the presence of long, complex signals in the presence of noise. In this application, this approach has the advantage that the output of the correlator will be near zero unless the time of the reference signal and the received signal match. The time resolution is much shorter than the signal length, which makes it possible to obtain the same overall signal-to-noise ratio even if the signal energy is spread over time and the peak signal power is reduced. to enable. Fabricating multiple cross-correlation circuits for each transducer to use an integrated circuit is only slightly more complicated than a sample and hold circuit. On the other hand, the equivalents of the calculations performed are quite large because thousands of these cross-correlation circuits operate in parallel. The input circuit 100 detects the pulses from each array element and accumulates the results in analog form until they are read out by a multiplexing circuit, but the multiplexing circuit has sufficient information to allow this to be digitized by an external circuit. Read at a slower speed. In the example described here, the digital control / timing circuit 48 operates the first to fourth sample holding circuits. The digital control / timing circuit 84 includes, for example, a shift register that sequentially clocks control bits to operate each sample holding circuit in sequence. For example, if the ultrasound scan head 61 is operating at 5 MHz, this array would be required to sample at 100 nanosecond intervals to meet the Nyquist sampling criteria. Each of the sample holding capacitors 98, 102, 106 is then accessed by a multiplexer circuit 86, and the samples are output to downstream electronics 89 when the computer interface is ready to accept them. Although one input circuit for a single transducer is shown, all transducers on the array are sampled simultaneously, and the circuit shown in FIG. 4B is used for all transducers in a two-dimensional array. Note that it is duplicated. Also note that the number of sample holding circuits used depends on the application and the speed of other downstream processing elements. Devices manufactured by standard CMOS integrated circuit processes can be easily matched to the characteristics of PZT transducers, and are used to convert very low level signals to excellent S / N ratios. And it can be detected. In some embodiments of the present invention, the data rate is doubled using a double mixer to enable detection of the in-phase and quadrature components of each pulse. In an alternative embodiment of the present invention, a quad mixer is preferably used for Doppler imaging to measure the phase shift between two pulses close to each other, other than the normal electronics frame time. Beam steering for reception is achieved by the phase shifter for reception. This allows the function of the acoustic lens to be performed in software, allowing for a more flexible and smaller transducer. In this way, both the focal length and the overall angle of the array can be varied. These phase shifters can be easily realized by CMOS technology. In an alternative embodiment of the present invention, the input circuit comprises a plurality of cross-correlation circuits followed by a sample and hold circuit. This option includes all mixer options as special cases. It can also be used to demodulate special transmission code sequences and reduce external processing load. The cross-correlation circuit is composed of a modulator for inverting the sign of the transducer signal according to the digital signal and obtaining an average of the output. If the digital signal matches the transmitted signal, the output of the cross-correlator will be large, otherwise it will be small. This is a standard technology in radar and sonar systems. The invention consists in mounting a plurality of correlator circuits, all operating in parallel, on a single integrated circuit with an ultrasonic transducer and a preamplifier. The phase shifter for reception introduces a time delay in the received signal. If a complete image is to be generated by external processing, the value of the received signal with a wide delay is required. Thus, one preferred method of receiving phase shifting is simply to generate samples at intervals that meet the Nyquist criterion and to select these samples as needed by an external processor, or to determine the correlation between the actual samples. Is calculated. The transmission phase shifter is not essential. The transmitter simply transmits the full amount needed at all times without steering the focus. Ultrasound transmission from integrated circuits is difficult due to the high voltages normally used, but there are applications that would benefit from the ability to form arbitrary beam shapes. In addition, the use of pseudo-random sequence coding and other similar techniques has the potential to dramatically reduce the required transmit power and allow operation at lower voltages. In such an arrangement, the transmitting circuit typically requires adjustable phase shifting for each transducer. This can be obtained by an array of flip-flops that can be switched on and off on a cell basis. Thus, the delay between cells can be adjusted individually in one clock cycle increments. By using a programmable array of this type, almost all the required patterns can be obtained. These flip-flops can use any type of transmission sequence, eg, a pseudo-random sequence, to provide a true digital delay or to form a beam. A limited prototype device consisting of a 42 × 64 array of PZT transducers mounted on an integrated circuit readout chip as shown in FIG. 7 was fabricated and tested. This device is the first in a family of ultrasonic sensors that differs dramatically from all conventional devices because many essential electronics are contained within the sensor itself. Modern integrated circuit technology allows all of the essential signal processing functions to fit within an area equal to the area of a single element in the array. This not only enabled the realization of a two-dimensional array for the first time, but also significantly improved the sensitivity of the transducer and electronics combination as a result of eliminating stray interconnect capacitance. The timing electronics of existing IR cameras have been modified as necessary to introduce the time gating capabilities and ultrasound signal rectification required for ultrasound imaging. The time gate resolution was chosen to be 1 μs. This time the gate is set to 0. By moving in 5 μs increments, a series of parallel image planes, each of which is approximately 0. They were generated to overlap at 75 mm intervals. As an experiment, this source was placed in a water tank and the sensor array was connected (coupled) to the water through a thin rubber film. Next, the focused source (line source) Driven with 0 volts, 5 Mhz, 1 μs pulse, and swept in front of this two-dimensional ultrasound array. The source was then held in the field location and data collection in the third dimension was tested by incrementing the time gate through a 32 μs range. FIG. 6 shows an example of this image. In one embodiment of the present invention, using a portable data acquisition / display system, the scan head 61 is operated and real-time images are displayed to the operator. A commercially available personal computer 18 is used with a commercially available backplane board to perform signal processing and image display functions. Features of this system include: an 8 mm digital recorder for storing digitized scan data for later image analysis and image recording; and for controlling the display 32, scan head 61, and recording interface. An interactive menu driven user interface; a digital signal processing board 20 for performing a fast Fourier transform on in-phase and quadrature images and generating acoustic images without the use of acoustic lenses; reslicing, surface A digital signal processing board 22 capable of performing image display techniques such as surface rendering, volume rendering, etc .; and to operate the scan head 61 and to convert the analog scan head output to digital form. Timing and digitizing board 14; Is included. The data processing / recording electronics consist of an industrial grade PC compatible computer 18 acting as a host for a processing card containing a digital signal processor (DSP) chip. The timing / digitization board 14 generates the system timing signals needed to synchronize the scan head 61 with the analog / digital converter. After digitization, these sensor signals are sent to the interface board 16. The interface board 16 buffers and formats the data, which is then read by the first DSP board 20. The interface board 16 also receives the processed image data from the second DSP board 22 and formats this image data for the graphics processor 24. The overall system described above is based on current IR imaging systems. In such a system, an interface board is required to properly adjust the signal and power supply to the sensor IC. Interface boards typically have functions for filtering and adjusting (keeping constant) power, analog buffering for sending high-speed analog output from the IC to the cable to the rest of the electronics, and , Including the clock timing and control logic functions required to generate the master timing signal required by the sensor IC. The timing / digitization board generates timing logic signals for the entire system including the sensor and DSP interface. It also includes an analog / digital converter for digitizing the sensor output. In an alternative embodiment of the invention, a larger portion of these functions are incorporated into the sensor to reduce overall system cost and improve performance. More specifically, the ultrasonic sensor includes a digitizing function on the sensor IC. The primary function of the first DSP board 20 is to convert a real-time fast Fourier transform (FFT) on the digitized ultrasound data. The second DSP board 22 consists in constructing a three-dimensional array of FFT data in the memory 26 and processing this data to form an image for display. This processing of the image allows a two-dimensional slice at any point in the three-dimensional scene to be viewed in real time. The additional processing builds a three-dimensional map of the edge boundaries of the objects in the array, thereby providing a three-dimensional image of the region or object of interest. The graphic processor 24 receives the image data in a two-dimensional or three-dimensional format, performs scaling, rotation, color or grayscale assignment, etc., and formats the image data into a graphic format. 32 to be used for display. In addition, the graphics processor can be used to modify the computer textual information, for example, merging menus for the operator. The user can use all functions such as scaling, zooming, panning, image rotation and the like when viewing the image. Preferably, a VGA / NTSC converter circuit card 28 is used to provide television format graphic images for recording on standard videotape. Next, using an 8 mm digital tape recorder 30, the digital data is recorded in a computer readable format for analysis. Signal and Image Processing The image processing of the present invention utilizes the unique features of the two-dimensional array 12 to solve the phase aberration and speckle noise problems. Both phenomena have a significant adverse effect on the quality of the images from current B-scan systems, but are favorable for a feasible solution in 3D ultrasound. The impact of heterogeneous interfering tissue on image quality has been investigated by various researchers. When using X-rays, radiation is caused by ionization, so sonografy is used for imaging in many routine examinations if the acoustic image can provide sufficient resolution. Can be one of the choices. However, this resolution does not seem to be fully achievable in clinical scanners due to phase aberrations due to spatial variations in the refractive index in the interfering tissue. In addition to loss of resolution due to phase aberration as it passes through tissue, there is a loss of image quality due to speckle. In the case of ultrasound, the image has an imaginary phase component, which is of considerable practical importance. The imaginary phase component is the physical counterpart of the phenomenon in the tranform space of the interference between multiple overlapping point sources. In some cases, such as holographic systems, this imaginary component is transformed by the imaging system to provide useful information. However, in a conventional echographic system, this phase information is lost in the signal detection or rectification process; rather, the phase elements are primarily spatially simulated on the image. Random, essentially meaningless amplitude modulation: In other words, treated as giving some form of noise. The effect of this phenomenon, usually called coherent radiation spec, on image performance is severe. Phase Aberration Correction In a phased array system, the phase delay of the electronics used for focusing and steering is such that the phase delay between the transducer and the region of interest (ROI) is reduced. It can also be used to compensate for tissue that causes aberrations. This modification results in a more accurate image of the organ within the focus range. As a result of previous research, techniques have been developed for correcting the detrimental effects of phase aberration by correcting the phase delay. In the present invention, a method called COAT (Coherent Adaptive Optical Techniques) developed for atmospheric turbulence correction of coherent rays is used. In this method, a detector is placed in the target focal plane and the modulation intensity is detected. Since the target is usually inside the human body, the detector is located near the transmitter. Energy from the target is reflected back to the detector, which has the same intensity modulation as on the target. Using the information in the resulting signal, the average phase in the channel towards the intensity maximum is calculated. Controlling the phase of the signal is a common technique in ultrasound systems, but the best example is beam steering by varying the phase along the array. Speckle Reduction Speckle has often plagued researchers as an artifact because it has no one-to-one correspondence with intra-subject scattering. However, as mentioned above, speckles reduce the detectability of a target, usually by reducing the effective spatial resolution. The amplitude of speckle noise inherently tends to be higher just at the spatial frequency corresponding to the physically achievable spatial resolution. Resolving this contradiction is one of the central problems in acoustic recognition. Speckle is essentially due to the coherence of the imaging procedure, and increasing the signal-to-noise ratio in any technique requires reducing the degree of coherence. The simplest and straightforward method is to visually reduce or offset speckle effects. Since our imaging method provides real-time images across a plane, the method described above is also applicable to speckle reduction. After correcting the aberrations by the method described above, the phases of the multiple reflections are varied at a rate faster than the frame time (typically 1/30 second), which results in an average coherence when averaged. It is destroyed in frame period units. Operation The two-dimensional array 12 can operate in a so-called "C-scan" mode, which can form a complete two-dimensional image from a single ultrasonic pulse. A three-dimensional database is generated from the plurality of these images, which can be easily manipulated by computer software to display the data in various useful formats. The present invention utilizes circuits that are compatible with standard CMOS integrated circuit technology. However, most of the phase shifting and beamforming strategies currently used with linear arrays cannot be used in a true sense. One compatible technique is to use mixers or phase sensitive detectors. While this technique is well known, its advantages for integrated circuit implementation have not been previously recognized. A mixer can be implemented with just a few elements on the IC, and the output is stored in a small capacitor until a later readout time. The receive beamforming function is achieved by calculation of the mixer output, which is described in detail in various documents. In principle, it is possible to form both transmit and receive phased arrays in a mixer, but in one possible alternative, a very long, specially encoded pulse is used. , Used with correlation filters for matching on integrated circuits. Another more traditional solution is simply to use a separate transmitter. The transmitter beam does not need to be controlled with a high degree of accuracy, so this can use very limited phase shifting, and in some cases mechanical scanning. In another embodiment, a separate transducer is used for transmission to overcome the voltage constraints of the integrated circuit. This transducer is designed to scatter the ultrasound energy uniformly throughout the volume to be imaged. For this configuration, the safety requirement is the energy density (W / cm Two ) And not in the total power, the system sensitivity is minimized, if at all. The transmit voltage constraint is that a high voltage transmit pulse is applied to a normally grounded transducer electrode, and the other electrode on which the received signal is detected is grounded by the integrated circuit during the transmit pulse to ground or It can also be overcome by keeping it at another constant voltage. The circuitry to accomplish this does not require high voltage ratings and is designed to have minimal effect on receive sensitivity. If all transducers were pulsed at the same time, different transmit pulses would be applied to a group of transducers, since ultrasonic energy would not have a beneficial spatial distribution, thereby increasing the amount of electronics excessively. Without, a limited beam forming capability is achieved. Preferably, a piezoelectric transducer is combined with the properties of polyvinylidene fluoride (PVDF) and a copolymer incorporating PVDF. Until now, these materials have been of limited use as ultrasonic transducers due to their low dielectric constant and, thus, their susceptibility to signal loss due to stray interconnect capacitance. In addition, these materials can achieve the best performance by using solid materials for the backing. A solid backing reduces the resonant frequency by a factor of about 2, thus allowing for a thinner transducer. The addition of a damping layer below the integrated circuit reduces unwanted vibration modes of the sensor. This type of sensor, integrated with a polymer transducer array, allows for a low level of unwanted response. The image formed by the sensor of the present invention is subjected to processing for improving the performance of the image. More specifically, varying the phase front of the ultrasound beam reduces or eliminates aberrations or speckle. The sensor of the present invention is capable of displaying more elements per second than can be achieved by conventional B-scan imaging. This is done by integrating multiple frames in a short period of time, resulting in an improved S / N ratio. A possible alternative would be to operate at a higher than normal frequency to compensate for the associated loss of signal strength, but this is also achieved by integrating multiple pulsed frames. . Operating at higher frequencies will result in higher resolution. The present invention can be used for applications similar to those of conventional X-ray images. Ultrasound is passed through the human body and images are generated that represent the attenuation experienced in the various paths. This image can be used to correlate with or supplement information obtained by X-ray imaging. As an alternative to multipath and scattrered radiation, it is possible to use gating of the received signal. In the case of this two-dimensional ultrasound array, ultrasound is used for applications similar to those of conventional X-ray imaging. Ultrasound passes through the body, producing images representing attenuation experienced in various paths. This approach can be used to correlate with or supplement the information obtained by X-rays. Images at the soft tissue interface provide information not available with X-rays. That is, compared to the ultrasonic reflection imaging method according to the present invention, (in the case of the X-ray method) radiation that hits the boundary at a certain angle may be determined as being erroneously transmitted without being reflected. . The present invention has been described in somewhat greater detail in order to meet patent statutes and to provide those of ordinary skill in the art with the information necessary to apply new principles or to make or use the disclosed elements. Was done. However, the invention can also be implemented using devices and devices having different details, and these various modifications, both as to the details of the devices and the operating procedures, depart from the scope of the invention itself. It should be understood that it can be achieved without any.

【手続補正書】特許法第１８４条の８第１項 【提出日】１９９６年２月１５日 【補正内容】 請求の範囲 １．超音波センサ（３９）であって、このセンサが： （ａ）網状二次元アレイ（１２）に配列された超音波信号を提供するための複 数の超音波トランジューサ（４１、４３、４５、４７、４９）を含み、各超音波 トランジューサが、第一端における独立した共通の電気接続（５２、５３）と、 第二端における独立した共通の電気接続（４６）を持ち、共通の電気接続（４６ ）が互いに接続され；このセンサがさらに、 （ｂ）超音波トランジューサ（４１、４３、４５、４７）の網状二次元アレイ （１２）からの超音波信号を処理するための集積回路信号処理手段（５４）を備 え、当該集積回路信号処理手段（５４）は、独立の電気接続（５２、５３）によ って複数の超音波トランジューサ（４１、４３、４５、４７、４９）の各々に対 して最も近くに、かつ直接に接続するための手段を含み、超音波トランジューサ （４１、４３、４５、４９、４７）のアレイの各々は圧電素子の幅を持ち、独立 の電気接続（５２、５３）は前記圧電素子の幅よりも小さな表面領域を備えるセ ンサ。 ２．前記の複数の超音波トランジューサが圧電トランジューサ（４１、４３、 ４５、４７、４９）から成ることを特徴とする請求の範囲１の記載の超音波セン サ（３９）。 ３．前記の第一の独立した電気接続がインジウムバンプ（５２、５３）から成 ることを特徴とする請求の範囲１に記載の超音波センサ（３９）。 ３５．前記の圧電素子（４１、４３、４５、４７、４９）を集積回路（５４） 上に直接に製造するステップがさらに含まれることを特徴とする請求の範囲２７ に記載の超音波トランジューサ（３９）を製造するための方法。 ３６．前記の圧電素子（４１、４３、４５、４７、４９）が集積回路（５４） に任意のハイブリッド技術によって接続されることを特徴とする請求の範囲２７ に記載の超音波トランジューサ（３９）を製造するための方法。 ３７．前記の圧電素子（４１、４３、４５、４７、４９）が無機材料から製造 されることを特徴とする請求の範囲２７に記載の超音波トランジューサ（３９） を製造するための方法。 ３８．超音波圧電素子（４１、４３、４５、４７、４９）を少なくとも一つの 集積回路（５４）に接続するための電気接続装置であって、超音波圧電素子（４ １、４３、４５、４７、４９）のアレイ（１２）の各々は圧電素子の幅を持ち； バンプ接続（５２、５３）の前記アレイの各々が超音波圧電素子（４１、４３ 、４５、４７、４９）の前記アレイのうちの一つに接する第一の部分を備え、か つ、バンプ接続（５２、５３）の前記アレイの各々が、集積回路（５４）の少な くとも一つと超音波圧電素子（４１、４３、４５、４７、４９）の前記アレイと の間で電気接続を形成するように集積回路（５４）の少なくとも一つに接する第 二の部分を備えるよう、配列されたバンプ接続（５２、５３）の前記アレイを前 記電気接続装置は備え、バンプ接続（５２、５３）の前記アレイの各々は圧電素 子の幅よりも小さな表面領域を有する電気接続装置。 ３９．前記超音波圧電素子（４１、４３、４５、４７、４９）は圧電トランジ ューサを備える請求の範囲３８に記載の装置。 ４０．前記圧電素子の幅は所定の超音波の波長の関数である請求の範囲３８に 記載の超音波センサ。 ４１．バンプ接続（５２、５３）の前記アレイはインジウムバンプを含む請求 の範囲３８に記載の装置。 ４２．超音波圧電素子（４１、４３、４５、４７、４９）の前記アレイは、選 択された周波数の超音波の波長毎に分割された複数の圧電素子を備える請求の範 囲３８に記載の超音波センサ。 ４３．超音波圧電素子（４１、４３、４５、４７、４９）の前記アレイは少な くとも１２８×１２８の圧電素子を有する請求の範囲３８に記載の超音波センサ 。 ４４．前記複数の超音波圧電素子（４１、４３、４５、４７、４９）は、圧電 トランジューサ層（４８）およびマッチング層（４６）をさらに備え、全体の網 状の切片は超音波圧電素子層（４８）から作られる請求の範囲１に記載の超音波 センサ。[Procedure of Amendment] Article 184-8, Paragraph 1 of the Patent Act [Submission date] February 15, 1996 [Correction contents] The scope of the claims   1. An ultrasonic sensor (39), wherein:   (A) A multi-layer structure for providing ultrasonic signals arranged in a two-dimensional net-like array (12). Number of ultrasonic transducers (41, 43, 45, 47, 49), each ultrasonic A transducer having independent common electrical connections (52, 53) at the first end; Having an independent common electrical connection (46) at the second end; ) Are connected to each other;   (B) Reticulated two-dimensional array of ultrasonic transducers (41, 43, 45, 47) An integrated circuit signal processing means (54) for processing the ultrasonic signal from (12); The integrated circuit signal processing means (54) is connected by independent electrical connections (52, 53). For each of the plurality of ultrasonic transducers (41, 43, 45, 47, 49). Ultrasonic transducer, including means for direct and direct connection Each of the arrays (41, 43, 45, 49, 47) has the width of a piezoelectric element and Electrical connections (52, 53) have a surface area smaller than the width of the piezoelectric element. Sensor.   2. The plurality of ultrasonic transducers are piezoelectric transducers (41, 43, 45. The ultrasonic sensor according to claim 1, wherein the ultrasonic sensor comprises: Sa (39).   3. The first independent electrical connection comprises indium bumps (52, 53). The ultrasonic sensor (39) according to claim 1, wherein:   35. The piezoelectric element (41, 43, 45, 47, 49) is integrated with an integrated circuit (54). 28. The method according to claim 27, further comprising the step of directly manufacturing above. A method for manufacturing an ultrasonic transducer (39) according to claim 1.   36. The piezoelectric element (41, 43, 45, 47, 49) is an integrated circuit (54). 27. The semiconductor device according to claim 27, wherein the connection is made by an arbitrary hybrid technology. A method for manufacturing an ultrasonic transducer (39) according to claim 1.   37. The piezoelectric elements (41, 43, 45, 47, 49) are manufactured from an inorganic material An ultrasonic transducer (39) according to claim 27, characterized in that: Method for manufacturing.   38. At least one ultrasonic piezoelectric element (41, 43, 45, 47, 49) An electrical connection device for connecting to an integrated circuit (54), comprising an ultrasonic piezoelectric element (4 1, 43, 45, 47, 49) each having a width of a piezoelectric element;   Each of the arrays of bump connections (52, 53) is an ultrasonic piezoelectric element (41, 43). , 45, 47, 49) comprising a first portion contacting one of said arrays; Each of the arrays of bump connections (52, 53) is At least one and said array of ultrasonic piezoelectric elements (41, 43, 45, 47, 49); Contacting at least one of the integrated circuits (54) to form an electrical connection between Fronting said array of bump connections (52, 53) arranged to comprise two parts An electrical connection device, wherein each of said arrays of bump connections (52, 53) comprises a piezoelectric element. An electrical connection device having a surface area smaller than the width of the child.   39. The ultrasonic piezoelectric element (41, 43, 45, 47, 49) is a piezoelectric transistor. 39. The apparatus of claim 38 comprising a fuser.   40. The width of the piezoelectric element is a function of the wavelength of a predetermined ultrasonic wave. The ultrasonic sensor according to claim 1.   41. The array of bump connections (52, 53) comprises indium bumps The apparatus according to claim 38.   42. The array of ultrasonic piezoelectric elements (41, 43, 45, 47, 49) is selected Claims comprising a plurality of piezoelectric elements divided for each wavelength of ultrasonic waves of a selected frequency. The ultrasonic sensor according to box 38.   43. The array of ultrasonic piezoelectric elements (41, 43, 45, 47, 49) is The ultrasonic sensor according to claim 38, having at least a 128 x 128 piezoelectric element. .   44. The plurality of ultrasonic piezoelectric elements (41, 43, 45, 47, 49) are piezoelectric Further comprising a transducer layer (48) and a matching layer (46); 2. An ultrasonic wave according to claim 1, wherein the slices are made from an ultrasonic piezoelectric element layer (48). Sensor.

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 ラサー，マーヴィン，イー. アメリカ合衆国．20854 メリーランド, ポトマック，ポスト ハウス コート 11109 (72)発明者 バトラー，ニール，アール. アメリカ合衆国．01720 マサチューセッ ツ，アクトン，スクール ストリート 144────────────────────────────────────────────────── ─── Continuation of front page    (72) Inventors Lasher, Marvin, E.             United States of America. 20854 Maryland,             Potomac, Post House Court             11109 (72) Inventor Butler, Neil, Earl.             United States of America. 01720 Massachusetts             Tu, Acton, School Street             144

Claims (1)

【特許請求の範囲】 １．超音波センサ（３９）であって、このセンサが： （ａ）網状二次元アレイ（１２）に配列された超音波信号を提供するための複 数の超音波トランジューサ（４１、４３、４５、４７、４９）を含み、各超音波 トランジューサが第一の独立した電気接続（５２、５３）と、第二の共通の電気 接続（４６）を持ち、ここで全ての共通の電気接続（４６）が互いに接続され； このセンサがさらに （ｂ）第一の独立した電気接続（５２、５３）の所で前記の複数の超音波トラ ンジューサ（４１、４３、４５、４７、４９）のおのおのに接続された超音波ト ランジューサ（４１、４３、４５、４７、４９）の網状二次元アレイ（１２）か らの超音波信号を処理するための集積回路信号処理手段（５４）を含むことを特 徴とするセンサ。 ２．前記の複数の超音波トランジューサが圧電トランジューサ（４１、４３、 ４５、４７、４９）から成ることを特徴とする請求の範囲１に記載の超音波セン サ（３９）。 ３．前記の第一の独立した電気接続がインジウムバンプ（５２、５３）から成 ることを特徴とする請求の範囲１に記載の超音波センサ（３９）。 ４．前記の複数の超音波トランジューサ（４１、４３、４５、４７、４９）が ポリマー、ＰＶＤＦ、ＰＶＤＦのコーポリマー、およびＰＴＦＥから成る一群か ら選択された材料から成ることを特徴とする請求の範囲１に記載の超音波センサ （３９）。 ５．前記の集積回路信号処理手段（５４）がさらに低ノイズ前置増幅器（９２ ）を含むことを特徴とする請求の範囲１に記載の超音波センサ（３９）。 ６．前記の集積回路信号処理手段（５４）がさらに前記の複数の超音波トラン ジューサ（４１、４３、４５、４７、４９）のおのおのに対して低ノイズ前置増 幅器（９２）を含むことを特徴とする請求の範囲１に記載の超音波センサ（３９ ）。 ７．前記の集積回路信号処理手段（５４）がさらに前記の複数の超音波トラン ジューサ（４１、４３、４５、４７、４９）のおのおのに対してミキサーを含む ことを特徴とする請求の範囲１に記載の超音波センサ（３９）。 ８．各ミキサーの出力を結合するためのアナログマルチプレクサ手段（８６） がさらに含まれることを特徴とする請求の範囲７の超音波センサ（３９）。 ９．前記の複数の超音波トランジューサ（４１、４３、４５、４７、４９）か らの信号をデジタル信号に変換するための少なくとも一つのアナログ／デジタル 変換機手段（１４）がさらに含まれることを特徴とする請求の範囲１に記載の超 音波センサ（３９）。 １０．前記の集積回路信号処理手段（５４）が超音波トランジューサ（４１、 ４３、４５、４７、４９）の網状二次元アレイ（１２）に対する中の詰まったバ ッキング材としてのシリコンを含み、これによって、超音波センサの厚さが低減 され、個々の超音波トランジューサ（４１、４３、４５、４７、４９）からの超 音波信号が増加されることを特徴とする請求の範囲１に記載の超音波センサ（３ ９）。 １１．前記の集積回路信号処理手段（５４）が音響ダンピング層（５０）上に 搭載されたシリコン集積回路（５４）から成ることを特徴とする請求の範囲１に 記載の超音波センサ（３９）。 １２．前記の超音波センサがパルス（７８）を送信し、このパルスがパルス幅 を持ち、このパルス幅がそのパルス幅によって許されるそれよりもかなり高いレ ンジ解像度が許されるように符号化されることを特徴とする請求の範囲１に記載 の超音波センサ（３９）。 １３．前記のパルス幅の符号化が、最大長（maximal length）疑似ランダムコ ードにて符号化されることを特徴とする請求の範囲１２に記載の超音波センサ（ ３９）。 １４．前記の超音波センサによって生成された超音波信号が、画像を向上する ために処理されること、より詳細には、異なるトランジューサ（４１、４３、４ ５、４７、４９）からの超音波信号の位相を変動する処理が行なわれることを特 徴とする請求の範囲１に記載の超音波センサ（３９）。 １５．前記の複数の超音波パルスによって生成された超音波信号が、前記の集 積回路（５４）信号処理手段（２０、２２）内で、Ｓ／Ｎ比を向上させるために 平均化されることを特徴とする請求の範囲１に記載の超音波センサ（３９）。 １６．前記の複数の超音波パルスによって生成された超音波信号が、外部信号 処理エレクトロニクス（２０、２２）によって、Ｓ／Ｎ比を向上させるために平 均化されることを特徴とする請求の範囲１に記載の超音波センサ（３９）。 １７．物体を通じて伝播された超音波エネルギーを検出するために使用される ことを特徴とする請求の範囲１に記載の超音波センサ（３９）。 １８．超音波センサ内に時間ゲーティング（８４）が使用され、これによって 散乱した多重経路超音波エネルギーが拒絶されることを特徴とする請求の範囲１ ７に記載の超音波センサ（３９）。 １９．超音波トランジューサ（３９）であって、このトランジューサが： （ａ）音響変換（トランジューシング）材料のシーリング／保護層（４２）； （ｂ）音響変換材料の、シーリング／保護層（４２）と接触する、外側マッチ ング層（４４）； （ｃ）音響変換材料の、外側マッチング層（４４）と接触する、導電性内側マ ッチング層（４６）； （ｄ）網状アレイに配列された、導電性内側マッチング層（４６）と接触する 、複数の圧電素子（４１、４３、４５、４７、４９）；および （ｅ）おのおのが複数の圧電素子（４１、４３、４５、４７、４９）の一つと 接触する複数のトランジューサ接続（５２、５３）を含むことを特徴とする超音 波トランジューサ。 ２０．前記のシーリング／保護層（４２）がプラスチックから成ることを特徴 とする請求の範囲１９に記載の超音波トランジューサ（３９）。 ２１．前記の外側マッチング層（４４）がタングステン−エポキシ、ガラス（ 軽いホウケイ酸ガラス）、アルミニウム−エポキシ、アルミニウム−マグネシ ウム−エポキシ、メロパス、ガラスビーズおよびエポキシ、ガラスビーズとエポ キシ（XP24136）、ルサイト、ポリメタクリル酸メチル、ポリスルホン、ポリカ ーボネート、エポキシ１、ポリスチレン、ＴＰＸ（methylplaten）、水、ＰＴＶ ８３０から成る一群から選択された材料から成ることを特徴とする請求の範囲１ ９に記載の超音波トランジューサ（３９）。 ２２．前記の複数の圧電素子（４１、４３、４５、４７、４９）のおのおのが 圧電結晶から成ることを特徴とする請求の範囲１９に記載の超音波トランジュー サ（３９）。 ２３．前記の複数のトランジューサ接続（５２、５３）がインジウムコンタク トから成ることを特徴とする請求の範囲１９に記載の超音波トランジューサ（３ ９）。 ２４．前記の外側マッチング層（４４）および内側マッチング層（４６）が、 生体組織から反射された超音波信号に超音波的に反応（応答）することを特徴と する請求の範囲１９に記載の超音波トランジューサ（３９）。 ２５．前記の網状アレイ（１２）が１２８×１２８圧電素子アレイ（４１、４ ３、４５、４７、４９）から成ることを特徴とする請求の範囲１９に記載の超音 波トランジューサ（３９）。 ２６．各圧電素子（４１、４３、４５、４７、４９）が１５マイクロメータ以 下の厚さを持つことを特徴とする請求の範囲１９に記載の超音波トランジューサ （３９）。 ２７．超音波トランジューサ（３９）を製造する方法であって、この方法が： （ａ）音響変換材料のシーリング／保護層（４２）を基板上に堆積するステッ プ； （ｂ）音響変換材料の外側マッチング層（４４）を前記のシーリング／保護層 （４２）の上に堆積するステップ； （ｃ）音響変換材料の導電性内側マッチング層（４６）を前記の外側マッチン グ層（４４）の上に堆積するステップ； （ｄ）網状アレイに配列された複数の圧電素子（４１、４３、４５、４７、４ ９）を前記の導電性内側マッチング層（４６）の上に堆積するステップ；および （ｅ）複数のトランジューサ接続（５２、５３）のおのおのを前記の複数の圧 電素子（４１、４３、４５、４７、４９）のおのおのに接合するステップを含む ことを特徴とする方法。 ２８．前記のシーリング／保護層（４２）がプラスチックから成ることを特徴 とする請求の範囲２７に記載の超音波トランジューサ（３９）を製造する方法。 ２９．前記の複数の圧電素子（４１、４３、４５、４７、４９）のおのおのが 圧電結晶から成ることを特徴とする請求の範囲２７に記載の超音波トランジュー サ（３９）を製造するための方法。 ３０．前記の複数のトランジューサ接続がインジウムコンタクトから成ること を特徴とする請求の範囲２７に記載の超音波トランジューサ（３９）を製造する ための方法。 ３１．前記の外側マッチング層（４４）および導電性内側マッチング層（４６ ）が、生体組織から反射される音響信号に超音波的に反応（応答）することを特 徴とする請求の範囲２７に記載の超音波トランジューサ（３９）を製造するため の方法。 ３２．前記の網状アレイ（１２）が前記の内側マッチング層に接続された圧電 材料（４８）の層から形成されることを特徴とする請求の範囲２７に記載の超音 波トランジューサ（３９）を製造するための方法。 ３３．前記の網状アレイ（１２）が１２８×１２８圧電素子アレイ（４１、４ ３、４５、４７、４９）から成ることを特徴とする請求の範囲２７に記載の超音 波トランジューサ（３９）を製造するための方法。 ３４．前記の複数の圧電素子（４１、４３、４５、４７、４９）のおのおのが １５マイクロメータよりも低い幅を持つことを特徴とする請求の範囲２７に記載 の超音波トランジューサ（３９）を製造するための方法。 ３５．前記の圧電素子（４１、４３、４５、４７、４９）を集積回路（５４） 上に直接に製造するステップがさらに含まれることを特徴とする請求の範囲２７ に記載の超音波トランジューサ（３９）を製造するための方法。 ３６．前記の圧電素子（４１、４３、４５、４７、４９）が集積回路（５４） に任意のハイブリッド技術によって接続されることを特徴とする請求の範囲２７ に記載の超音波トランジューサ（３９）を製造するための方法。 ３７．前記の圧電素子（４１、４３、４５、４７、４９）が無機材料から製造 されることを特徴とする請求の範囲２７に記載の超音波トランジューサ（３９） を製造するための方法。[Claims]   1. An ultrasonic sensor (39), wherein:   (A) A multi-layer structure for providing ultrasonic signals arranged in a two-dimensional net-like array (12). Number of ultrasonic transducers (41, 43, 45, 47, 49), each ultrasonic The transducer has a first independent electrical connection (52, 53) and a second common electrical connection. Having connections (46), wherein all common electrical connections (46) are connected to each other; This sensor is   (B) said plurality of ultrasonic trajectories at a first independent electrical connection (52, 53); The ultrasonic transducer connected to each of the transducers (41, 43, 45, 47, 49) Reticulated (41, 43, 45, 47, 49) reticulated two-dimensional array (12) And an integrated circuit signal processing means (54) for processing these ultrasonic signals. The sensor to be a sign.   2. The plurality of ultrasonic transducers are piezoelectric transducers (41, 43, 45, 47, 49). The ultrasonic sensor according to claim 1, wherein Sa (39).   3. The first independent electrical connection comprises indium bumps (52, 53). The ultrasonic sensor (39) according to claim 1, wherein:   4. The plurality of ultrasonic transducers (41, 43, 45, 47, 49) A group consisting of a polymer, PVDF, a copolymer of PVDF, and PTFE 2. The ultrasonic sensor according to claim 1, wherein the ultrasonic sensor is made of a material selected from the group consisting of: (39).   5. The integrated circuit signal processing means (54) further comprises a low noise preamplifier (92). The ultrasonic sensor according to claim 1, wherein the ultrasonic sensor comprises:   6. The integrated circuit signal processing means (54) further comprises the plurality of ultrasonic transducers. Low noise prefix for each of the juicers (41, 43, 45, 47, 49) An ultrasonic sensor (39) according to claim 1, characterized in that it comprises a band (92). ).   7. The integrated circuit signal processing means (54) further comprises the plurality of ultrasonic transducers. Including a mixer for each of the juicers (41, 43, 45, 47, 49) An ultrasonic sensor (39) according to claim 1, characterized in that:   8. Analog multiplexer means (86) for combining the outputs of each mixer The ultrasonic sensor (39) according to claim 7, further comprising:   9. The plurality of ultrasonic transducers (41, 43, 45, 47, 49) At least one analog / digital for converting these signals into digital signals 2. The method according to claim 1, further comprising a converter means (14). Sound wave sensor (39).   10. The integrated circuit signal processing means (54) includes an ultrasonic transducer (41, 43, 45, 47, 49) for the two-dimensional reticulated array (12). Includes silicon as a packing material, which reduces the thickness of the ultrasonic sensor From the individual ultrasonic transducers (41, 43, 45, 47, 49). The ultrasonic sensor (3) according to claim 1, wherein the sound wave signal is increased. 9).   11. The integrated circuit signal processing means (54) is provided on the acoustic damping layer (50). Claim 1 characterized by comprising a mounted silicon integrated circuit (54). An ultrasonic sensor (39) as described.   12. The ultrasonic sensor transmits a pulse (78), and this pulse has a pulse width And the pulse width is much higher than that allowed by the pulse width. 2. The method according to claim 1, wherein encoding is performed so as to allow image resolution. Ultrasonic sensor (39).   13. The encoding of the pulse width is a maximum length pseudo random code. The ultrasonic sensor according to claim 12, wherein the ultrasonic sensor ( 39).   14． Ultrasonic signals generated by the ultrasonic sensor enhance the image More specifically, the different transducers (41, 43, 4 5, 47, 49) to perform the process of changing the phase of the ultrasonic signal. An ultrasonic sensor (39) according to claim 1, characterized in that:   15. An ultrasonic signal generated by the plurality of ultrasonic pulses is transmitted to the In order to improve the S / N ratio in the integrated circuit (54) signal processing means (20, 22) Ultrasonic sensor (39) according to claim 1, characterized in that it is averaged.   16. The ultrasonic signal generated by the plurality of ultrasonic pulses is an external signal. Processing electronics (20, 22) to improve S / N ratio Ultrasonic sensor (39) according to claim 1, characterized in that it is leveled.   17． Used to detect ultrasonic energy transmitted through an object An ultrasonic sensor (39) according to claim 1, characterized in that:   18. Time gating (84) is used in the ultrasonic sensor, 2. The method of claim 1, wherein the scattered multipath ultrasonic energy is rejected. The ultrasonic sensor according to claim 7, (39).   19. An ultrasonic transducer (39), wherein:   (A) a sealing / protective layer (42) of acoustic transducing material;   (B) an outer match of the acoustic conversion material in contact with the sealing / protection layer (42). Layer (44);   (C) a conductive inner layer of the acoustic transducer material that contacts the outer matching layer (44). A switching layer (46);   (D) contacting the conductive inner matching layer (46) arranged in a mesh array; , A plurality of piezoelectric elements (41, 43, 45, 47, 49); and   (E) each with one of the plurality of piezoelectric elements (41, 43, 45, 47, 49) A supersonic comprising a plurality of contacting transducer connections (52, 53). Wave transducer.   20. Wherein said sealing / protective layer (42) is made of plastic. An ultrasonic transducer (39) according to claim 19, wherein:   21. The outer matching layer (44) is made of tungsten-epoxy, glass ( Light borosilicate glass), aluminum-epoxy, aluminum-magnesium Um-epoxy, melopass, glass beads and epoxy, glass beads and epoxy Kishi (XP24136), Lucite, Polymethyl methacrylate, Polysulfone, Polycarbonate -Carbonate, epoxy 1, polystyrene, TPX (methylplaten), water, PTV 830 comprising a material selected from the group consisting of 830. An ultrasonic transducer (39) according to claim 9.   22. Each of the plurality of piezoelectric elements (41, 43, 45, 47, 49) 20. The ultrasonic transducer according to claim 19, comprising a piezoelectric crystal. Sa (39).   23. The plurality of transducer connections (52, 53) are indium contact 20. The ultrasonic transducer (3) according to claim 19, wherein 9).   24. The outer matching layer (44) and the inner matching layer (46) Ultrasonically responds to ultrasonic signals reflected from living tissue An ultrasonic transducer (39) according to claim 19, wherein:   25. The mesh array (12) is a 128 × 128 piezoelectric element array (41, 4). 20. The supersonic as claimed in claim 19, comprising: (3, 45, 47, 49). Wave transducer (39).   26. Each piezoelectric element (41, 43, 45, 47, 49) is 15 micrometers or less 20. The ultrasonic transducer according to claim 19, having a lower thickness. (39).   27. A method of manufacturing an ultrasonic transducer (39), the method comprising:   (A) depositing a sealing / protective layer (42) of acoustic conversion material on the substrate; H;   (B) applying an outer matching layer (44) of acoustic conversion material to said sealing / protection layer; Depositing on (42);   (C) providing a conductive inner matching layer (46) of acoustic conversion material with said outer matching layer; Depositing on the metal layer (44);   (D) A plurality of piezoelectric elements (41, 43, 45, 47, 4) arranged in a mesh array Depositing 9) on said conductive inner matching layer (46); and   (E) connecting each of the plurality of transducer connections (52, 53) to the plurality of pressures; Bonding each of the electrical elements (41, 43, 45, 47, 49) A method comprising:   28. Wherein said sealing / protective layer (42) is made of plastic. 28. A method of manufacturing an ultrasonic transducer (39) according to claim 27.   29. Each of the plurality of piezoelectric elements (41, 43, 45, 47, 49) 28. The ultrasonic transducer according to claim 27, comprising a piezoelectric crystal. A method for producing sa (39).   30. The plurality of transducer connections comprising indium contacts An ultrasonic transducer (39) according to claim 27, characterized in that: Way for.   31. The outer matching layer (44) and the conductive inner matching layer (46) ) Responds ultrasonically to acoustic signals reflected from living tissue. For producing an ultrasonic transducer (39) according to claim 27, characterized in that: the method of.   32. A piezoelectric array in which said mesh array (12) is connected to said inner matching layer 28. Supersonic as claimed in claim 27, formed from a layer of material (48). A method for manufacturing a wave transducer (39).   33. The mesh array (12) is a 128 × 128 piezoelectric element array (41, 4). 28. The supersonic as claimed in claim 27, comprising: (3, 45, 47, 49). A method for manufacturing a wave transducer (39).   34. Each of the plurality of piezoelectric elements (41, 43, 45, 47, 49) 28. The method of claim 27, having a width less than 15 micrometers. For producing the ultrasonic transducer (39) of the present invention.   35. The piezoelectric element (41, 43, 45, 47, 49) is integrated with an integrated circuit (54). 28. The method according to claim 27, further comprising the step of directly manufacturing above. A method for manufacturing an ultrasonic transducer (39) according to claim 1.   36. The piezoelectric element (41, 43, 45, 47, 49) is an integrated circuit (54). 27. The semiconductor device according to claim 27, wherein the connection is made by an arbitrary hybrid technology. A method for manufacturing an ultrasonic transducer (39) according to claim 1.   37. The piezoelectric elements (41, 43, 45, 47, 49) are manufactured from an inorganic material An ultrasonic transducer (39) according to claim 27, characterized in that: Method for manufacturing.
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