JPWO2019031047A1 - 超音波振動子、診断用超音波プローブ、手術器具、シート型超音波プローブ及び電子機器 - Google Patents

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Abstract

【課題】低コストで好適な反射特性と残響の抑制を両立させることが可能な超音波振動子、診断用超音波プローブ、手術器具、シート型超音波プローブ及び電子機器提供すること。【解決手段】本技術に係る超音波イメージング用の超音波振動子は、圧電体層と、音響減衰層と、音響反射層とを具備する。圧電体層は、圧電材料からなり、超音波を発生する。音響減衰層は、圧電材料より低い音響インピーダンスを有する音響減衰材料からなる。音響反射層は、音響減衰層の圧電体層とは反対側に配置され、音響減衰材料より高い音響インピーダンスを有する音響反射材料からなる。音響減衰層の厚さは、圧電体層において発生した超音波の音響減衰層内での波長の１／２の整数倍である。【選択図】図３

Description

本技術は、超音波イメージングに利用される超音波振動子、診断用超音波プローブ、手術器具、シート型超音波プローブ及び電子機器に関する。
超音波イメージングは、超音波振動子を備える超音波プローブから撮像対象物に超音波を照射し、その反射波を超音波プローブによって探知することによって撮像対象物の超音波画像を生成するものである。超音波イメージングは、生体組織を透視することができ、血管の走行や腫瘍の位置と形状の把握、血管に随伴する神経の見出し等に適している。
超音波振動子は、圧電材料からなる圧電体層を備え、圧電体層は駆動信号を受けて超音波振動を発生する。また、撮像対象物において生じた反射波が圧電体層に到達すると、検知信号が生成され、この検知信号に基づいて超音波画像が生成される。
超音波イメージングにおいては近年、送信音圧改善のためにデマッチング又はヘビーバッキングと呼ばれる技術（例えば特許文献１参照）が用いられている。これは、圧電素子の材料（例えばＰＺＴ：〜３０ＭＲａｙｌｓ）より遥かに音響インピーダンスが高い材料（例えば金属タングステン：〜１０５ＭＲａｙｌｓ）からなる部材を超音波振動子アレイに対して超音波送信方向とは反対側に配置するものである。
これにより、界面での音響反射を大きくすることで音波を送信方向へ効率的に送信し、同じ印加電圧でも音圧を高めることができ、ダイナミックレンジの向上が実現できる。また、バッキング（不要音波の吸収部材）で吸収すべき音波が減少し、排熱すべき熱量も減少するため、長時間使用における信頼性も向上する。
また、高周波圧電デバイスにおいては音響ミラーと呼ばれる技術が用いられている。これは音響インピーダンスの異なる薄膜を一層〜数十層積み上げ、共振構造を形成させることで弾性波をほぼ完全反射させるものである（例えば特許文献２参照）。
このような高周波圧電デバイスでは数ＧＨｚの弾性波が主に用いられ、物理的蒸着法（ＰＶＤ）又は化学的蒸着法(ＣＶＤ）により厚み数μm程度の薄膜を連続的に成膜して作製できる。このため量産性に優れ、これまでに広く使われていた。
特開２０１０−１４８７６８号公報 特開２００４−１５９３３９号公報
しかしながら、上記デマッチング技術で用いられるタングステンは高価（例えばステンレスの１０倍以上）であり、加工も困難であるため、コスト増大が問題となる。また、特許文献１に記載の構造は超音波振動子を小型化／低背化するに適した構造ではない。
一方、音響反射の理論からは、圧電材料（例えばＰＺＴ）に対して音響インピーダンスが低い材料、例えばポリウレタン(〜１．５ＭＲａｙｌｓ）のような安価な材料においても大きな音響反射が期待される。かつポリウレタンは音響吸収が１ｄＢ／ｍｍ／ＭＨｚ以上あり、音響吸収材としても利用できるので、特許文献１に記載の構造よりも部品点数を減らすことが出来る。しかしながら、一般に音響インピーダンスが低い材料は非常に軟らかく、ダイシング等の加工が困難になるばかりではなく、構造保持が困難である。
また、上記特許文献２に記載の構造は、上述のように数ＧＨｚの弾性波の利用が想定されており、超音波イメージングで用いられる１〜２０ＭＨｚ程度の周波数帯域ではこの構造は余り用いられない。
理由として、高周波圧電デバイスと異なり、超音波イメージングではパルス波の利用が一般的であり、共振構造では好適な反射特性が得られず、意図しない残響が発生してしまい、デッドゾーン（画像化できない領域）や空間分解能、ダイナミックレンジ及びアーキファクト（人為的影響）に悪影響を及ぼすためである。
以上のような事情に鑑み、本技術の目的は、低コストで好適な反射特性と残響の抑制を両立させることが可能な超音波振動子、診断用超音波プローブ、手術器具、シート型超音波プローブ及び電子機器提供することにある。
上記目的を達成するため、本技術の一形態に係る超音波イメージング用の超音波振動子は、圧電体層と、音響減衰層と、音響反射層とを具備する。
上記圧電体層は、圧電材料からなり、超音波を発生する。
上記音響減衰層は、上記圧電材料より低い音響インピーダンスを有する音響減衰材料からなる。
上記音響反射層は、上記音響減衰層の上記圧電体層とは反対側に配置され、上記音響減衰材料より高い音響インピーダンスを有する音響反射材料からなる。
上記音響減衰層の厚さは、上記圧電体層において発生した超音波の上記音響減衰層内での波長の１／２の整数倍である。
この構成によれば、音響減衰層と音響反射層の界面の音響インピーダンス差が大きくなるため、この界面で大きな音響反射が発生し、送信超音波が増強される。また、超音波が音響減衰層内に閉じ込められるため、低域側の音響増強が生じ、超音波の周波数帯域が拡大する。さらに、音響吸収効率が向上するため、音響減衰層を薄くすることができ、超音波振動子の低背化が可能である。
上記音響減衰材料の減衰定数は０．５５ｄＢ／ｍｍ／ＭＨｚ以上であってもよい。
一般に超音波イメージングでは、２〜４０ＭＨｚの超音波が多く利用されるが、音響減衰材料の減衰定数を０．５５ｄＢ／ｍｍ／ＭＨｚ以上とすることにより、２〜４０ＭＨｚの超音波でのデッドゾーンを規定値以下にすることが可能である。
上記音響減衰材料は、樹脂材料又は樹脂を主材料として有機化合物、無機化合物及び金属材料の少なくともいずれかを含む複合材料であってもよい。
上記音響反射材料は、金属、無機化合物又は、金属と無機化合物を含む複合材料であってもよい。
上記音響減衰層と上記音響反射層を積層した構造が複数積層されていてもよい。
この構成によれば、音響減衰層と音響反射層の界面が多数形成され、超音波を効率的に閉じ込めることが可能となる。
上記音響反射層は、複数個所で分断されていてもよい。
この構成によれば、超音波振動子に可塑性を持たせることが可能となる。
上記目的を達成するため、本技術の一形態に係る診断用超音波プローブは、超音波イメージング用超音波振動子を備える。上記超音波振動子は、圧電体層と、音響減衰層と、音響反射層とを具備する。
上記圧電体層は、圧電材料からなり、超音波を発生する。
上記音響減衰層は、上記圧電材料より低い音響インピーダンスを有する音響減衰材料からなる。
上記音響反射層は、上記音響減衰層の上記圧電体層とは反対側に配置され、上記音響減衰材料より高い音響インピーダンスを有する音響反射材料からなる。
上記音響減衰層の厚さは、上記圧電体層において発生した超音波の上記音響減衰層内での波長の１／２の整数倍である。
上記目的を達成するため、本技術の一形態に係る手術器具は、超音波イメージング用超音波振動子を備える。上記超音波振動子は、圧電体層と、音響減衰層と、音響反射層とを具備する。
上記圧電体層は、圧電材料からなり、超音波を発生する。
上記音響減衰層は、上記圧電材料より低い音響インピーダンスを有する音響減衰材料からなる。
上記音響反射層は、上記音響減衰層の上記圧電体層とは反対側に配置され、上記音響減衰材料より高い音響インピーダンスを有する音響反射材料からなる。
上記音響減衰層の厚さは、上記圧電体層において発生した超音波の上記音響減衰層内での波長の１／２の整数倍である。
上記目的を達成するため、本技術の一形態に係るシート型超音波プローブは、超音波イメージング用超音波振動子を備える。上記超音波振動子は、圧電体層と、音響減衰層と、音響反射層とを具備する。
上記圧電体層は、圧電材料からなり、超音波を発生する。
上記音響減衰層は、上記圧電材料より低い音響インピーダンスを有する音響減衰材料からなる。
上記音響反射層は、上記音響減衰層の上記圧電体層とは反対側に配置され、上記音響減衰材料より高い音響インピーダンスを有する音響反射材料からなり、複数個所で分断されている。
上記音響減衰層の厚さは、上記圧電体層において発生した超音波の上記音響減衰層内での波長の１／２の整数倍である。
上記目的を達成するため、本技術の一形態に係る電子機器は、超音波イメージング用超音波振動子を備える。上記超音波振動子は、圧電体層と、音響減衰層と、音響反射層とを具備する。
上記圧電体層は、圧電材料からなり、超音波を発生する。
上記音響減衰層は、上記圧電材料より低い音響インピーダンスを有する音響減衰材料からなる。
上記音響反射層は、上記音響減衰層の上記圧電体層とは反対側に配置され、上記音響減衰材料より高い音響インピーダンスを有する音響反射材料からなる。
上記音響減衰層の厚さは、上記圧電体層において発生した超音波の上記音響減衰層内での波長の１／２の整数倍である。
以上のように、本技術によれば、低コストで好適な反射特性と残響の抑制を両立させることが可能な超音波振動子、診断用超音波プローブ、手術器具、シート型超音波プローブ及び電子機器提供することが可能である。なお、ここに記載された効果は必ずしも限定されるものではなく、本開示中に記載されたいずれかの効果であってもよい。
本技術の実施形態に係る超音波振動子の斜視図である。 同超音波振動子の一部構成の斜視図である。 同超音波振動子の断面図である。 実施例及び比較例に係る超音波振動子の送信波形を示すグラフである。 同超音波振動子の送信時の周波数特性を示すグラフである。 同超音波振動子の受信時の周波数特性を示すグラフである。 本技術の実施形態に係る超音波振動子の送信時の残響時間を示す表である。 同超音波振動子のバッキング構造における裏面方向の波動の説明図である。 同超音波振動子が備える圧電体層における反射波を示すグラフである。 超音波振動子の各周波数でのデッドゾーンを示す表である。 本技術の実施形態に係る超音波振動子が備える音響減衰層の厚みと音響減衰定数の関係を示すグラフである。 超音波振動子が備える音響減衰層の厚みと送信波形の関係を示すグラフである。 超音波振動子が備える音響減衰層の厚みと周波数特性の関係を示すグラフである。 本技術の実施形態に係る超音波振動子の製造方法を示す模式図である。 同超音波振動子の製造方法を示す模式図である。 本技術の実施形態に係る、それぞれ複数の音響減衰層と音響反射層を備える超音波振動子の断面図である。 本技術の実施形態に係る超音波振動子を備える超音波プローブの模式図である。 同超音波振動子を備える超音波カテーテルの模式図である。 同超音波振動子を備える超音波内視鏡の模式図である。 同超音波振動子を備える術中超音波プローブの模式図である。 同超音波振動子を備える手術器具の模式図である。 同超音波振動子を備えるロボット鉗子の模式図である。 同超音波振動子を備えるシート型超音波プローブの模式図である。 同超音波振動子を備えるシート型超音波プローブの利用態様を示す模式図である。 同超音波振動子を備えるシート型超音波プローブの利用態様を示す模式図である。 同超音波振動子を備えるスマートフォンの模式図である。 同超音波振動子を備える小型認証端末の模式図である。 同超音波振動子を備えるＡＴＭの模式図である。 同超音波振動子を備える入退室用システムの模式図である。
本実施形態に係る超音波振動子について説明する。
［超音波振動子の構成］
図１は本実施形態に係る超音波振動子１００の斜視図であり、図２は超音波振動子１００の一部構成の斜視図である。図３は超音波振動子１００の断面図である。各図において、相互に直交する三方向をそれぞれＸ方向、Ｙ方向及びＺ方向とする。
図１乃至図３に示すように、超音波振動子１００は、圧電体層１０１、上部電極層１０２、下部電極層１０３、音響減衰層１０４、音響反射層１０５、第一音響整合層１０６、第二音響整合層１０７及び音響レンズ１０８を備える。
図２及び図３に示すように圧電体層１０１、上部電極層１０２、第一音響整合層１０６、下部電極層１０３及び音響減衰層１０４の一部は互いに分離されており、それぞれが振動子エレメント１５０を構成している。即ち、超音波振動子１００は振動子エレメント１５０のアレイである。各振動子エレメント１５０の間にはカーフフィル１１２が充填されているが、各振動子エレメント１５０の間は空隙であってもよい。
圧電体層１０１は、ＰＺＴ（チタン酸ジルコン酸鉛：音響インピーダンス〜３０ＭＲａｙｌｓ）等の圧電材料からなる。圧電体層１０１は、下部電極層１０３と上部電極層１０２の間に設けられ、下部電極層１０３と上部電極層１０２の間に電圧が印加されると、逆圧電効果による振動を生じ、超音波を生成する。また、撮像対象物からの反射波が圧電体層１０１に入射すると、圧電効果による分極を生じる。圧電体層１０１のサイズは特に限定されないが、例えば２５０μｍ角とすることができる。
上部電極層１０２は圧電体層１０１上に設けられ、導電性材料からなり、例えばメッキやスパッタなどで成膜された金属である。なお、上部電極層１０２は、図３に示すように振動子エレメント１５０毎に分離されていてもよく、分離されていなくてもよい。上部電極層１０２と第一音響整合層１０６の間には、上部電極層１０２に接続される接地配線を含むフレキシブル配線基板が図中背面側に設けられている。
下部電極層１０３は音響減衰層１０４上に設けられ、導電性材料からなり、例えばメッキやスパッタなどで成膜された金属である。下部電極層１０３と音響減衰層１０４の間には、下部電極層１０３に接続される信号配線を含むフレキシブル配線基板１１１が設けられている。
音響減衰層１０４は、圧電体層１０１から放出された超音波を吸収し、減衰させる層である。以下、音響減衰層１０４の材料を音響減衰材料とする。音響減衰材料は、圧電体層１０１を構成する圧電材料より低い音響インピーダンスを有する材料である。
音響減衰材料としては、樹脂材料又は樹脂を主材料として有機化合物、無機化合物及び金属材料の少なくともいずれかを含む複合材料を用いることができ、例えばポリウレタン（音響インピーダンス：５ＭＲａｙｌｓ）、エポキシ樹脂、シリコーン樹脂又はナイロン系樹脂等を用いることができる。
音響反射層１０５は、圧電体層１０１から放出され、音響減衰層１０４を通過した超音波を反射する。以下、音響反射層１０５の材料を音響反射材料とする。音響反射材料は音響減衰材料より高い音響インピーダンスを有する。また、音響反射材料は、圧電体層１０１を構成する圧電材料より高い音響インピーダンスを有するものがより好適である。
音響反射材料としては金属、無機化合物又は、金属と無機化合物を含む複合材料を用いることができる。金属では例えばステンレス（音響インピーダンス：４７ＭＲａｙｌｓ）、タングステン（１０１ＭＲａｙｌｓ）、モリブデン（６４ＭＲａｙｌｓ）、銅（４１ＭＲａｙｌｓ）、金（６２ＭＲａｙｌｓ）、ニッケル（５０ＭＲａｙｌｓ）、チタン（６８ＭＲａｙｌｓ）又はブリキ（３７ＭＲａｙｌｓ）等を用いることができる。セラミックスでは例えばＴｉＣ（４２ＭＲａｙｌｓ）、ＡｌＮ（３４ＭＲａｙｌｓ）又はＳｉＮ（３６．２ＭＲａｙｌｓ）等を用いることができる。
第一音響整合層１０６及び第二音響整合層１０７は、撮像対象物と振動子エレメント１５０の間の音響インピーダンスの差を低減し、超音波の撮像対象物への反射を防止する。第一音響整合層１０６及び第二音響整合層１０７は、合成樹脂やセラミックス材料からなる。図３に示すように第一音響整合層１０６は振動子エレメント１５０毎に分離され、第二音響整合層１０７は分離されていないものとすることができるがこれに限られない。
音響レンズ１０８は、撮像対象物に接触し、圧電体層１０１において生成された超音波を集束させる。音響レンズ１０８は例えばシリコーンゴム等からなり、そのサイズや形状は特に限定されない。
［超音波振動子の動作］
超音波振動子１００の動作について説明する。下部電極層１０３に駆動信号を供給すると、上部電極層１０２と下部電極層１０３の間の電位差により、圧電体層１０１において逆圧電効果による振動が生じ、超音波が生成する。生成した超音波は、第一音響整合層１０６、第二音響整合層１０７及び音響レンズ１０８を介して撮像対象物に送信される。なお、駆動信号はパルス波が好適である。
撮像対象物において生じた反射波は、音響レンズ１０８、第二音響整合層１０７及び第一音響整合層１０６を介して圧電体層１０１に受信される。圧電体層１０１において圧電効果により分極が生じ、信号配線に電流（以下、検知信号）が流れる。この検知信号に対して信号処理を施すことにより、超音波画像が生成される。
ここで、駆動信号の供給により圧電体層１０１において生成した超音波は、音響レンズ１０８側（以下、表面側）に進行すると共に音響レンズ１０８とは反対側（以下、背面側）にも進行する。背面側に進行する超音波は、そのままでは撮像対象物に送信されず、超音波イメージングに寄与しないが、表面側に反射させることにより撮像対象物に送信することが可能となる。
超音波振動子１００においては、圧電体層１０１において発生した超音波のうち背面側に進行する超音波は、圧電体層１０１と音響減衰層１０４の界面（以下、界面Ｓ１）及び音響減衰層１０４と音響反射層１０５の界面（以下、界面Ｓ２）において反射する(図３参照）。
上述のように、音響減衰層１０４は圧電体層１０１より音響インピーダンスが低い材料からなり、音響反射層１０５は音響減衰層１０４より音響インピーダンスが高い材料からなるため、音響減衰層１０４と音響反射層１０５は音響インピーダンス差が大きい。これにより、界面Ｓ２において大きな音響反射が発生し、表面側に反射される超音波が増強される。
また、背面側に進行する超音波が界面Ｓ１及び界面Ｓ２において反射することにより、超音波の大部分が音響減衰層１０４内に閉じ込められる。これにより、低域側の音響増強が生じ、超音波の周波数帯域が拡大する。
このように、超音波振動子１００においては、背面側に進行した超音波を表面側に反射させることにより撮像対象物に送信される超音波を増強し、かつ周波数帯域を拡大することが可能である。
また、音響減衰層１０４に超音波が閉じ込められることにより、音響減衰層１０４での音響吸収効率が向上するため、音響減衰層１０４の厚さを薄くすることが可能である。
さらに、音響減衰層１０４のように音響インピーダンスが小さい材料（ポリウレタン等）は一般に剛性が低いため、単独では超音波振動子構造の維持が困難であるが、音響減衰層１０４は音響反射層１０５に積層されている。音響反射層１０５は音響インピーダンスが高い材料（ステンレス等）からなり、音響インピーダンスが高い材料は一般に剛性が高いため、音響反射層１０５によって超音波振動子１００の構造の維持が可能となっている。
また、タングステンのような超高音響インピーダンスを有する材料を利用する必要がなく、ポリウレタンやステンレス等の加工性に優れ安価な材料を利用して超音波振動子１００を作製することができるため、コスト低減が可能である。
［音響減衰層の厚みについて］
音響減衰層１０４の厚みは、圧電体層１０１において発生した超音波の、音響減衰層１０４内での波長の１／２の整数倍が好適である。これにより、界面Ｓ１から界面Ｓ２に向けて進行し、界面Ｓ２において反射され、再び界面Ｓ１に到達した超音波は１波長又は複数波長ずれる。
このため、圧電体層１０１から表面側に進行する超音波と、界面Ｓ２において反射された超音波の位相が一致し、超音波が重ね合わさることにより増強される。以上から、音響減衰層１０４の厚みは、音響減衰層１０４内での超音波の波長の１／２の整数倍が好適である。
［超音波振動子の振動子特性の検討］
実施例及び比較例に係る超音波振動子について、振動子特性を検討する。実施例に係る超音波振動子１００は、厚さ０．２ｍｍのポリウレタンを主たる成分とする音響減衰材料（音響インピーダンス：５ＭＲａｙｌｓ）からなる音響減衰層１０４と、厚さ０．１ｍｍのステンレス板（音響インピーダンス：４７ＭＲａｙｌｓ）である音響反射層１０５を備える。
バッキング構造（音響減衰層１０４及び音響反射層１０５）の総厚は０．３ｍｍであり、バッキング構造から音響レンズ１０８までを含めた超音波振動子１００の総厚は０．５５ｍｍである。この厚みは既存の超音波振動子に対して低背化が実現されている。
また、比較例に係る超音波振動子は、実施例に係る超音波振動子１００から音響反射層１０５を除いた構造を有する。
図４は、実施例及び比較例に係る超音波振動子の７ＭＨｚの送信波形結果である。実施例では、最大音圧が８％程度向上し、第２波の波高が１５％程度向上している。これは、実施例に係る超音波振動子１００が大きな音響反射を有することを示している。
図５は、上記実施例及び上記比較例に係る超音波振動子の７ＭＨｚ送信時の周波数特性を示すグラフである。同図に示すように、実施例では比較例に比べて低周波方向に周波数帯域が拡大している。これは、音響反射層１０５を設けることにより、主に第二波が強められることによるものである。
図６は、上記実施例及び上記比較例に係る超音波振動子の受信感度の周波数特性を示すグラフである。同図に示すように、実施例では比較例に比べて低周波方向に周波数帯域が拡大している。これは、受信波のうち特に低周波が好適にバッキング構造に閉じ込められるためである。
一方で、超音波振動子の直下で強い音響閉じ込めが起こった場合は残響により空間分解能の悪化などが予想されるものの、例えばポリウレタンのような高い音響吸収特性を持つ音響吸収材料を用いればこれは問題にならない。
図７は、超音波振動子１００の７ＭＨｚ送信時の残響時間を示す表である。音響減衰層１０４の材料として、材料Ａはエポキシとタングステンのコンポジット材料であり、材料Ｂはポリウレタンを主体とする材料である。
残響時間は送信波形の最大から−２０ｄＢまで出力が低下するまでの時刻差である。音響減衰層１０４の厚さは０．２ｍｍとし、音響反射層１０５として厚さ０．１ｍｍのステンレス板を設けている。
残響の影響が最も顕著なのが、デッドゾーンである。デッドゾーンは送信波のため、超音波振動子１００の直近の部分が画像化できなくなる現象である。その容認できる基準は下記参考文献によればおよそ７MHz以上の送信波で３．０ｍｍ以下である。
＜参考文献＞
Mitchell M. Goodsitt et al., "Real-time B-mode ultrasound quality control test procedures Report of AAPM Ultrasound Task Group No. 1", Med. Phys.., 25(8) (1998), p.1385-1406.
材料Ａ、材料Ｂ共に、通常バッキング材として用いられる１．０ｄＢ／ＭＨｚ／ｍｍ以上の音響減衰特性があり、デッドゾーンの観点からもいずれも問題にならない。
具体的に、音響減衰層１０４の材料(音響減衰材料）の好適な減衰率について検討する。図８は超音波振動子１００のバッキング構造における背面方向の波動の説明図である。
圧電体層１０１がＰＺＴからなる場合、圧電体層１０１と音響減衰層１０４の界面の透過率ηはＰＺＴと音響減衰材料の音響インピーダンスをそれぞれＺＰＺＴ、ＺＡとすると下記式（１）で表される。
η＝２ＺＡ／（ＺＰＺＴ＋ＺＡ） 式（１）
超音波は、音響減衰層１０４の内部を伝搬中に減衰するが、界面Ｓ１から界面Ｓ２にいたるまでの減衰率ξは、下記式（２）で表される。
ξ＝１０−ｆｌα 式（２）
ここで、ｌは音響減衰層１０４の厚さ、ｆは超音波振動子から発せられる超音波の周波数、αは減衰係数である。
さらに、界面Ｓ２での反射率ζは、音響反射層１０５がステンレスからなる場合、音響反射層１０５の音響インピーダンスをＺＳＵＳとすると、下記式（３）で表される。
ζ＝（ＺＳＵＳ−ＺＡ）／（ＺＳＵＳ＋ＺＡ） 式（３）
さらに界面Ｓ２からの超音波が界面Ｓ１を透過する透過率μと反射率１−μは、下記式（４）及び式（５）で表される。
μ＝２ＺＰＺＴ／（ＺＰＺＴ＋ＺＡ） 式（４）
１−μ＝（ＺＡ−ＺＰＺＴ）／（ＺＰＺＴ＋ＺＡ） 式（５）
界面Ｓ２からの反射波は音響減衰層１０４の内部で多重反射を起こし、圧電体層１０１において減衰する。図９は、圧電体層１０１における反射波を示すグラフである。第ｎ次反射波の振幅Ａｎは、励振波形の振幅をＡ０とすると下記式（６）で表される。
Ａｎ＝Ａ０×η・ξ２・ζ・μ
＝Ａ０×{２ＺＡ／（ＺＰＺＴ＋ＺＡ）・１０−２ｆｌα・（ＺＳＵＳ−ＺＡ）／（ＺＳＵＳ＋ＺＡ）}ｎ・{（ＺＡ−ＺＰＺＴ）／（ＺＰＺＴ＋ＺＡ）}ｎ−１・２ＺＰＺＴ／（ＺＰＺＴ＋ＺＡ） 式（６）
一方、デッドゾーンの厚さをddead、撮像対象物(例えば生体)内の音速をｃＢとした場合、これに相当する時間幅tdは下記式（７）で表される。
ｔｄ＝ｄｄｅａｄ／ｃＢ 式（７）
デッドゾーンを作り出すパルス幅の規定を本体パルスの最大時刻から−２０ｄＢ低下するまでの時刻の間の時間差で規定した場合、実質的には２０ｄＢ低下するまでの残響時間で規定されるとの等しい。式（６）で−２０ｄＢ以上振幅が低下する場合、下記式（８）が満たされる。
Ａｎ／Ａ０≦０．１ 式（８）
即ち、以下の式（９）が満たされる。
{２ＺＡ／（ＺＰＺＴ＋ＺＡ）・１０−２ｆｌα・（ＺＳＵＳ−ＺＡ）／（ＺＳＵＳ＋ＺＡ）}ｎ・{（ＺＡ−ＺＰＺＴ）／（ＺＰＺＴ＋ＺＡ）}ｎ−１・２ＺＰＺＴ／（ＺＰＺＴ＋ＺＡ）≦０．１ 式（９）
さらに、第ｎ次反射波が圧電体層１０１で検出される時刻ｔｎは、音響減衰層１０４の厚さをｌ、音響減衰層１０４での音速をｃａとすると、次のように表される。
ｔｎ＝２ｎｌ／ｃａ 式（１０）
デッドゾーンの厚さｄｄｅａｄに制約があるため、この制約をｄｔｈとすると式（７）から次の式（１１）が得られる。
ｔｔｈ＝ｄｔｈ／ｃＢ 式（１１）
また、時刻ｔｔｈにおいて、式（９）が成り立っていればよいので、式（１０）と式（１１）から以下の式（１２）が得られる。
ｎ＝ｃａｄｔｈ／２ｃＢｌ 式（１２）
式（１２）を式（９）に代入し、αの式に変形すると、下記式（１３）が得られる。
Figure 2019031047
ここでは超音波イメージング゛のあらゆるケーススタディについて試み、一般に超音波イメージングでは１〜４０ＭＨｚの範囲で行われることが多く、各周波数でのデッドゾーンは上記参考文献によると図１０に示す表のようになる。
また、人体の軟組織では音速は１４５０〜１５９０ｍ／ｓ、音響減衰材料で用いられる各材料の音速は８００〜３０００ｍ／ｓ、音響減衰材料として用いられる各材料の音響インピーダンスは１．５〜１０ＭＲａｙｌｓとし、音響反射材料の音響インピーダンスを音響減衰材料よりも高い値に設定した。
図１１は、音響減衰層１０４の厚さと音響減衰定数の関係を示すグラフである。横軸は音響減衰層１０４の厚さｌであり、縦軸は音響減衰材料の減衰定数αである。周波数によって傾向線に差があるが、超音波イメージングで用いられる２ＭＨｚ以上の周波数帯域においては音響減衰材料の減衰定数αが０．５５ｄＢ／ＭＨｚ／ｍｍ以上であればよいといえる。
かつ、音響減衰層１０４の厚さは送信波と界面Ｓ２からの反射波の位相を合わせるように設計されると送信波の音響増強効果が高くなる。例えば、音響減衰層１０４内の音速をｃａ、送信周波数をｆとした時にその波長λは以下の式（１４）で表される。
λ＝ｃａ／ｆ 式（１４）
この時、音響減衰層１０４内部を伝搬する超音波の音路長が波長の整数倍であることが送信波強度を強めるのに好適である。送信波強度に主に寄与するのが、界面Ｓ２の第一反射波であることから、第一反射波の音路長を対象に考えればよい。
音響減衰層１０４の厚さをｌとしたときに、第１反射波の音路長は２ｌと表されるため、以下の式（１５）が成り立つ場合、送信波と界面Ｓ２からの反射波の位相を合わせることが可能になる
２ｌ＝ｍλ（ｍ＝１，２，３，・・・） 式（１５）
一方、音響減衰材料は一般に音響減衰特性が高いものが用いられることが多いため、最大の送信波強度寄与はｍ＝１において現れる。
２ｌ＝λ 式（１６）
図１２は、この検証結果を示すグラフである。同図は超音波振動子１００において、音響減衰層１０４の厚さが波長の半分（０．２ｍｍ)の場合と、波長の４分の１（０．１ｍｍ）の場合で音圧を比較したものである。波長が４分の１の場合は最大音圧での効果が消失しており、音響反射層１０５設けていない場合と同等以下まで最大音圧が低下した。
また、図１３は、図１２に示す超音波の周波数特性を示すグラフである。波長が４分の１（０．１ｍｍ）の場合は音圧の場合と同様に音響反射層を１０５設けていない場合と同等以下の効果しか得られないことがわかる。
以上のように、音響減衰層１０４の厚さが音響減衰層１０４層内の超音波の波長の１／２の整数倍である場合に、超音波振動子１００から送信される超音波の送信音圧の向上及び周波数帯域の拡大が可能である。
[超音波振動子の製造方法]
超音波振動子１００の製造方法について説明する。図１４及び図１５は、超音波振動子１００の製造方法を示す模式図である。
まず、図１４（ａ)に示すように、音響反射層１０５を準備する。次に、図１４（ｂ）に示すように、音響反射層１０５上に音響減衰層１０４を配置する。
続いて、図１４（ｃ）に示すように、音響減衰層１０４上に下部電極層１０３及び上部電極層１０２が成膜された圧電体層１０１を配置する。また、上部電極層１０２上に第一音響整合層１０６を配置する。
続いて、図１５（ａ）に示すように、第一音響整合層１０６、上部電極層１０２、圧電体層１０１、下部電極層１０３及び音響減衰層１０４の一部をダイシングし、個々の振動子エレメント１５０を形成する。振動子エレメント１５０の間隙にはカーフフィル１１２を充填する。さらに、第一音響整合層１０６上に第二音響整合層１０７を配置する。
続いて、図１５（ｂ）に示すように、第二音響整合層１０７上に音響レンズ１０８を配置する。超音波振動子１００は以上のようにして作製することができる。作製方法は従来のものと比較しても複雑化しておらず、かつ音響減衰層１０４をポリウレタンとし、音響反射層１０５をステンレスのような安価な材料とすることができる。このため、低コストで超音波振動子１００を作製することができる。
[音響減衰層及び音響反射層の積層数について]
上記説明において、超音波振動子１００は、音響減衰層１０４及び音響反射層１０５を積層した構造を有するとしたが、音響減衰層１０４と音響反射層１０５を積層した構造が複数積層されていてもよい。
図１６は、複数の音響減衰層１０４及び音響反射層１０５を備える超音波振動子１００の断面図である。同図に示すように、複数の音響減衰層１０４及び音響反射層１０５は交互に積層されている。
音響減衰層１０４と音響反射層１０５を積層した構造が複数積層されることにより、音響減衰層１０４と音響反射層１０５の界面が多数形成され、超音波を効率的に閉じ込めることが可能となる。また、音響反射層１０５が十分薄ければ、ダイシング工程における障害にはならず、低価格かつ高性能なデマッチング兼バッキング層の形成が可能である。
[適用例１：一般診断用超音波プローブ]
図１７は、超音波振動子１００を備える超音波プローブ２１０の模式図である。同図に示すように超音波プローブ２１０は、プローブケース２１１内に収容された超音波振動子１００を備える。
一般診断用の超音波プローブにおいて、デマッチング層による音響強度強化を図ったものは製品化されているが、本技術に依れば作製方法を大きく変えることなくこれを低コスト化することができる。また、放熱特性も改善することから長期信頼性という観点でも効果がある。
[適用例２：超音波カテーテル]
図１８は、超音波振動子１００を備える超音波カテーテル２２０の断面図である。同図に示すように、超音波カテーテル２２０は、音響反射層１０５を中心として線状に形成された超音波振動子１００を備える。
超音波カテーテルにおいては血管内壁損傷のリスク低減及び止血時間短縮の観点から、できるだけ総径を細くする必要がある。従来ではシース等の厚みを低減することで対応している例がある(下記、参考文献参照）。
<参考文献>
https://www.terumo.co.jp/archive/p_j/Presentation_130717_MTP_DDS_C&V_J_02.pdf
一方、超音波カテーテルにおいて大きな体積を占めるバッキング構造の厚さ低減は総径低減に最も効果的である。図１８に示す超音波カテーテル２２０はＩＶＵＳ（intravascular ultrasound：血管内超音波検査）用のカテーテルとすることができる。
ＩＶＵＳでは通常２０−４０ＭＨｚの超音波を用いるが、これを吸収するバッキング構造の厚みは３００μｍ以上が必要である。ここで、本技術によれば、音響減衰層１０４がポリウレタン等のゴムからなる場合、超音波の振動数が２０ＭＨｚであれば厚さは半波長分の１８〜２０μｍ程度でよい。また、音響反射層１０５はステンレスからなる場合、直径１００μｍ程度とすることができる。このため、総径３００μｍ以下にまで細径化することが可能である。
[適用例３：超音波内視鏡]
図１９は、超音波振動子１００を備える超音波内視鏡２３０の断面図である。同図に示すように、超音波内視鏡２３０は、シャフト２３１と、シャフト２３１の周囲に設けられた超音波振動子１００を備える。
通常、超音波内視鏡は高周波画像取得が中心の細径プローブとコンベックス型及びラジアル型の超音波内視鏡専用機に分類される(下記、参考文献参照）。
<参考文献>
菅原 俊樹、藤田 直孝, 『US Today 2011 5. EUSを極める 1)消化管 』, INNERVISION, Vol.26, 12 (2011) , p.46.
一般に細径プローブでは２０−４０ＭＨｚの超音波を用いて消化管粘膜を観察する。細径ゆえに経口導入における患者への負担が小さいものの、深部観察のためには５−１０ＭＨｚの超音波が求められる。しかしながら、従来の細径プローブでは直径が３．２ｍｍ程度であり、従来のバッキング構造では上記レンジの超音波の吸収は困難である。
一方でコンベックス型超音波内視鏡とラジアル型超音波内視鏡では、厚いバッキング構造により５−１０ＭＨｚ程度の音波を吸収できるため、超音波画像による穿刺生検(ＥＵＳ−ＦＮＡ)でも用いられる。しかしながら、１２−１４ｍｍ程度の外径を持つため、患者の負担が比較的大きい。
図１６に示す本技術を用いた細径プローブ型の超音波内視鏡２３０ではバッキング構造を薄くすることができ、細径プローブ型であっても５−１０ＭＨｚの超音波撮像を可能とする。厚み０．１ｍｍ程度のステンレス板を円環状とし、これを音響反射層１０５とすることができる。円環状構造の作製時に可塑性を確保するためにステンレス板に切れ目を入れてもよい。
またこの超音波振動子１００の遠方位側に、生検針が通過する鉗子チャネルと鉗子口を設置してもよい。この構造により、ＥＵＳ−ＦＮＡを可能にする透過深度を持った画像が得られ、ＥＵＳ−ＦＮＡにおける適用箇所拡大と患者負担の低減を実現することができる。
[適用例４：術中超音波プローブ１]
図２０は、超音波振動子１００を備える術中超音波プローブ２４０の断面図である。同図に示すように、術中超音波プローブ２４０は超音波振動子１００を備える。
術中超音波イメージングにおいては５−１０ＭＨｚ程度の超音波を用いて、組織内部の血管走行や患部位置を見出す。この超音波の送信を可能にするためには、既存では１０ｍｍ以上の厚みを持つのが一般的であった。これに対して本技術によれば、５−１０ＭＨｚの周波数レンジであってもバッキング構造の厚さを極端に薄くすることが可能になる。
このため、さらなる小型化・低背化を実現することができ、例えば５ｍｍΦトロッカーを通過できるサイズまで小型化が可能になる。これにより、手術低侵襲化と患者の負担軽減を実現することができる。
[適用例５：手術器具]
図２１は、超音波振動子１００を備える手術器具２５０の断面図である。同図に示すように、手術器具２５０は、シャフト２５１、超音波伝達棒２５２、ブレード２５３、可動ジョー２５４、ジョー駆動パイプ２５５及び超音波振動子１００を備える。
可動ジョー２５４はジョー駆動パイプ２５５の回転によってブレード２５３に対して開閉可能であり、可動ジョー２５４とブレード２５３によって生体組織を挟持することができる。ブレード２５３はこの挟持された生体組織に超音波を印加し、切断等の施術を可能となる。
超音波振動子１００は可動ジョー２５４に内蔵され、ブレード２５３とは反対側に超音波を送信することにより超音波イメージングが可能に構成されている。
可動ジョー２５４は極めて薄いことから、超音波振動子を搭載することが極めて困難であるが、本技術によれば超音波振動子のさらなる低背化を行うことが可能になるので、可動ジョー２５４に超音波振動子を搭載することが可能となる。
図２１に示すような手術器具２５０では２ｍｍ程度の厚さを有する可動ジョー２５４に超音波振動子が搭載されている。本技術によれば、このような薄い部品にも超音波振動子を導入することができ、切開直前に深部の血管位置や切開予定箇所を確認できるので、手術の安全性と作業性向上を実現することができる。
[適用例６：ロボット鉗子]
図２２は、超音波振動子１００を備えるロボット鉗子２６０の断面図である。同図に示すように、ロボット鉗子２６０は生体組織を把持することが可能な把持部２６１と把持部２６１に搭載された超音波振動子１００を備える。
術中超音波イメージングとしては種々の製品が販売されているが、切開直前に切開箇所を確認することはやはり難しい。それゆえ、ロボット鉗子そのものに超音波振動子１００を導入することも考えられる。一方で、近年顕微手術向けの鉗子としてハプティクスを利用した鉗子も考えられるが、ここでも簡便に手術箇所内部を確認するニーズがあり、本技術によってこれを実現することができる。
[適用例７：シート型超音波プローブ]
図２３は、超音波振動子１００を備えるシート型超音波プローブ２７０の断面図である。同図に示すように、シート型超音波プローブ２７０においては、音響減衰層１０４及び音響反射層１０５も振動子エレメント１５０毎に複数個所で分断された構成となっている。下部電極層１０３と音響反射層１０５は音響減衰層１０４を貫通する配線１１０によって接続され、音響反射層１０５は振動子エレメント１５０の電極として機能する。
特に音響反射層１０５を分断することで、超音波振動子１００に可塑性を持たせることができる。音響反射層１０５の分断は、振動子エレメント１５０の分離時に音響反射層１０５にまで至るカーフ溝を形成することでなすことができる。
カーフフィル１１２は、エラストマーを主体とする十分に柔らかい材料が好適である。さらに配線にフレキシブルプリント基板を用いることにより、超音波振動子１００の可塑性が確保され、シート形状の超音波プローブを実現することができる。
図２４及び図２５はシート型超音波プローブ２７０の利用態様を示す模式図である。シート型超音波プローブ２７０の用途の一つとして、既存のシート形状の超音波プローブと同様に水道管などの管状構造の非破壊検査が挙げられる。
また、さらなる応用として、例えば図２４に示すようにシート型超音波プローブ２７０を肝臓の外科手術中に肝臓下に配置し、術中モニターしながら手術ができるようにすることも可能である。特に本技術によれば、薄いシート状構造であっても、５−１０ＭＨｚの比較的低周波を送信することができるので、深部まで見渡すことができ、生体組織のその場観察は外科手術において有用であることから、手術処置の作業性や安全性向上が実現できる。
また、図２５に示すようにカフバンドのように腕に巻き付けるような、シート型超音波プローブ２７０も実現することができる。これまでは手技により超音波画像の視認性が変化し、画像解釈や診断にバラつきが出やすいという問題があったが、本技術の利用により手技依存性を小さくすること可能になり、診断結果の安定性や誤診防止を実現することができる。
[適用例８：生体認証]
本技術は生体認証技術に利用することも可能である。生体認証技術は、本人確認を個体固有の特徴にて行うものであり、スマートフォンでは指紋認証が一般的である。指紋認証では、主にイメージセンサーにより指紋の画像データを処理する。
しかしながら、近年デジタルカメラの性能が向上し、指先を写したスナップ写真等から指紋を盗用する例が出始めている。現在は虹彩認証ではその例はないものの、デジタルカメラの技術進化により、この認証技術が破られる懸念がある。
<参考文献>
大金 建夫,越前 功, "BiometricJammer: ユーザの利便性を考慮した指紋の盗撮防止手法", 2D1-3,コンピュータセキュリティシンポジウム2016 秋田, 日本, 2016-10.
赤外線を用いた静脈認証技術も存在するが、近赤外線であれば市販カメラを改造することにより同様に盗撮可能であり、非接触で皮膚下１〜２ｍｍの静脈を確認することが可能である。これを回避する目的でさらに深い所の血管走行を、複雑なデバイス構造とアルゴリズムを導入することによって生体認証に利用する試みがあるが、コストなどの問題がある。
<参考文献>
特許597844号
一方で、１０−１５ＭＨｚの超音波であれば、１ｃｍを超える透過深度を得ることは極めて容易である。本技術では小型・低背な超音波振動子を形成できることから、スマートフォンシステムにも搭載でき、１ｃｍ以上の透過深さを容易に達成し得る静脈認証システムを実現することが可能になる。
図２６は、超音波振動子１００を備えるスマートフォン２８０の模式図である。図２６（ａ)はスマートフォン２８０の平面図であり、図２６（ｂ）はスマートフォン２８０が備えるボタン２８１の断面図である。図２６（ｂ）に示すように、ボタン２８１は、支持部材２８２に配置されたゴム等のバネ材料２８３、バネ材料２８３上に配置された超音波振動子１００を備える。超音波振動子１００の第二音響整合層１０７はボタン表面を兼ね、生体と音響インピーダンス整合が得られやすい材料かなる。
本技術によれば、超音波振動子の厚さを０．５ｍｍ以下とすることが容易であるため、高度な可搬性とデザイン性が要求されるスマートフォン等の各種モバイル機器への搭載が可能になる。
図２７は小売店等に配置されるクレジットカード等の決済のための小型認証端末２９０の模式図である。図２８は銀行ＡＴＭ（automatic teller machine）３００の模式図、図２９は住居やオフィス等の入退室を管理する入退室システム３１０の模式図である。
本技術に係る超音波振動子１００はこれらの図に示すように、各種の生体認証デバイスに搭載することも可能である。本技術によればセンサー部を極めて薄く作製することが容易であり、機器のデザイン性も向上させることができる。
なお、本技術は以下のような構成もとることができる。
（１）
圧電材料からなり、超音波を発生する圧電体層と、
上記圧電材料より低い音響インピーダンスを有する音響減衰材料からなる音響減衰層と、
上記音響減衰層の上記圧電体層とは反対側に配置され、上記音響減衰材料より高い音響インピーダンスを有する音響反射材料からなる音響反射層と
を具備し、
上記音響減衰層の厚さは、上記圧電体層において発生した超音波の上記音響減衰層内での波長の１／２の整数倍である
超音波イメージング用の超音波振動子。
（２）
上記（１）に記載の超音波振動子であって、
上記音響減衰材料の減衰定数は０．５５ｄＢ／ｍｍ／ＭＨｚ以上である
超音波振動子。
（３）
上記（１）又は（２）に記載の超音波振動子であって、
上記音響減衰材料は、樹脂材料又は樹脂を主材料として有機化合物、無機化合物及び金属材料の少なくともいずれかを含む複合材料である
超音波振動子。
（４）
上記（１）から（３）のうちいずれか一つに記載の超音波振動子であって、
上記音響反射材料は、金属、無機化合物又は、金属と無機化合物を含む複合材料である
超音波振動子。
（５）
上記（１）から（４）のうちいずれか一つに記載の超音波振動子であって、
上記音響減衰層と上記音響反射層を積層した構造が複数積層されている
超音波振動子。
（６）
上記（１）から（５）のうちいずれか一つに記載の超音波振動子であって、
上記音響反射層は、複数個所で分断されている
超音波振動子。
（７）
圧電材料からなり、超音波を発生する圧電体層と、
上記圧電材料より低い音響インピーダンスを有する音響減衰材料からなる音響減衰層と、
上記音響減衰層の上記圧電体層とは反対側に配置され、上記音響減衰材料より高い音響インピーダンスを有する音響反射材料からなる音響反射層と
を具備し、
上記音響減衰層の厚さは、上記圧電体層において発生した超音波の上記音響減衰層内での波長の１／２の整数倍である
超音波イメージング用超音波振動子を備える診断用超音波プローブ。
（８）
圧電材料からなり、超音波を発生する圧電体層と、
上記圧電材料より低い音響インピーダンスを有する音響減衰材料からなる音響減衰層と、
上記音響減衰層の上記圧電体層とは反対側に配置され、上記音響減衰材料より高い音響インピーダンスを有する音響反射材料からなる音響反射層と
を具備し、
上記音響減衰層の厚さは、上記圧電体層において発生した超音波の上記音響減衰層内での波長の１／２の整数倍である
超音波イメージング用の超音波振動子を備える手術器具。
（９）
圧電材料からなり、超音波を発生する圧電体層と、
上記圧電材料より低い音響インピーダンスを有する音響減衰材料からなる音響減衰層と、
上記音響減衰層の上記圧電体層とは反対側に配置され、上記音響減衰材料より高い音響インピーダンスを有する音響反射材料からなり、複数個所で分断されている音響反射層と
を具備し、
上記音響減衰層の厚さは、上記圧電体層において発生した超音波の上記音響減衰層内での波長の１／２の整数倍である
超音波イメージング用の超音波振動子を備えるシート型超音波プローブ。
（１０）
圧電材料からなり、超音波を発生する圧電体層と、
上記圧電材料より低い音響インピーダンスを有する音響減衰材料からなる音響減衰層と、
上記音響減衰層の上記圧電体層とは反対側に配置され、上記音響減衰材料より高い音響インピーダンスを有する音響反射材料からなる音響反射層と
を具備し、
上記音響減衰層の厚さは、上記圧電体層において発生した超音波の上記音響減衰層内での波長の１／２の整数倍である
超音波イメージング用超音波振動子を備える電子機器。
１００…超音波振動子
１０１…圧電体層
１０２…上部電極層
１０３…下部電極層
１０４…音響減衰層
１０５…音響反射層
１０６…第一音響整合層
１０７…第二音響整合層
１０８…音響レンズ
１５０…振動子エレメント
２００…超音波プローブ
２１０…超音波プローブ
２２０…超音波カテーテル
２３０…超音波内視鏡
２４０…術中超音波プローブ
２５０…手術器具
２６０…ロボット鉗子
２７０…シート型超音波プローブ
２８０…スマートフォン
２９０…小型認証端末
３００…銀行ＡＴＭ
３１０…入退室システム

Claims (10)

  1. 圧電材料からなり、超音波を発生する圧電体層と、
    前記圧電材料より低い音響インピーダンスを有する音響減衰材料からなる音響減衰層と、
    前記音響減衰層の前記圧電体層とは反対側に配置され、前記音響減衰材料より高い音響インピーダンスを有する音響反射材料からなる音響反射層と
    を具備し、
    前記音響減衰層の厚さは、前記圧電体層において発生した超音波の前記音響減衰層内での波長の１／２の整数倍である
    超音波イメージング用の超音波振動子。
  2. 請求項１に記載の超音波振動子であって、
    前記音響減衰材料の減衰定数は０．５５ｄＢ／ｍｍ／ＭＨｚ以上である
    超音波振動子。
  3. 請求項２に記載の超音波振動子であって、
    前記音響減衰材料は、樹脂材料又は樹脂を主材料として有機化合物、無機化合物及び金属材料の少なくともいずれかを含む複合材料である
    超音波振動子。
  4. 請求項１に記載の超音波振動子であって、
    前記音響反射材料は、金属、無機化合物又は、金属と無機化合物を含む複合材料である
    超音波振動子。
  5. 請求項１に記載の超音波振動子であって、
    前記音響減衰層と前記音響反射層を積層した構造が複数積層されている
    超音波振動子。
  6. 請求項１に記載の超音波振動子であって、
    前記音響反射層は、複数個所で分断されている
    超音波振動子。
  7. 圧電材料からなり、超音波を発生する圧電体層と、
    前記圧電材料より低い音響インピーダンスを有する音響減衰材料からなる音響減衰層と、
    前記音響減衰層の前記圧電体層とは反対側に配置され、前記音響減衰材料より高い音響インピーダンスを有する音響反射材料からなる音響反射層と
    を具備し、
    前記音響減衰層の厚さは、前記圧電体層において発生した超音波の前記音響減衰層内での波長の１／２の整数倍である
    超音波イメージング用超音波振動子を備える診断用超音波プローブ。
  8. 圧電材料からなり、超音波を発生する圧電体層と、
    前記圧電材料より低い音響インピーダンスを有する音響減衰材料からなる音響減衰層と、
    前記音響減衰層の前記圧電体層とは反対側に配置され、前記音響減衰材料より高い音響インピーダンスを有する音響反射材料からなる音響反射層と
    を具備し、
    前記音響減衰層の厚さは、前記圧電体層において発生した超音波の前記音響減衰層内での波長の１／２の整数倍である
    超音波イメージング用の超音波振動子を備える手術器具。
  9. 圧電材料からなり、超音波を発生する圧電体層と、
    前記圧電材料より低い音響インピーダンスを有する音響減衰材料からなる音響減衰層と、
    前記音響減衰層の前記圧電体層とは反対側に配置され、前記音響減衰材料より高い音響インピーダンスを有する音響反射材料からなり、複数個所で分断されている音響反射層と
    を具備し、
    前記音響減衰層の厚さは、前記圧電体層において発生した超音波の前記音響減衰層内での波長の１／２の整数倍である
    超音波イメージング用の超音波振動子を備えるシート型超音波プローブ。
  10. 圧電材料からなり、超音波を発生する圧電体層と、
    前記圧電材料より低い音響インピーダンスを有する音響減衰材料からなる音響減衰層と、
    前記音響減衰層の前記圧電体層とは反対側に配置され、前記音響減衰材料より高い音響インピーダンスを有する音響反射材料からなる音響反射層と
    を具備し、
    前記音響減衰層の厚さは、前記圧電体層において発生した超音波の前記音響減衰層内での波長の１／２の整数倍である
    超音波イメージング用超音波振動子を備える電子機器。
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