JP2004298249A

JP2004298249A - Ultrasonograph

Info

Publication number: JP2004298249A
Application number: JP2003091983A
Authority: JP
Inventors: Hiroyuki Muramatsu; 博之村松
Original assignee: Seiko Instruments Inc
Current assignee: Seiko Instruments Inc
Priority date: 2003-03-28
Filing date: 2003-03-28
Publication date: 2004-10-28
Anticipated expiration: 2023-03-28
Also published as: JP4482285B2

Abstract

<P>PROBLEM TO BE SOLVED: To provide an ultrasonograph which achieves higher adhesion onto the skin without the closure with an oily liquid (gel) or interposition thereof between the skin and the ultrasonic sensor, easier production, excellent handling, higher resistance to the noises attributed to the motions or the like and the prolonged use and a higher sensitivity thereof by the transmission of the ultrasonic waves into the living bodies or the reception thereof therefrom efficiently. <P>SOLUTION: In the ultrasonograph 1, the ultrasonic sensor 4 is driven with a drive circuit 32 and the outputs from the ultrasonic sensor 4 is detected by a detection part. An adhesion material 51 is arranged between the ultrasonic sensor 4 and a living body 2 to enhance the adhesion onto the living body 2 and the ultrasonic sensor for the easier propagation of the ultrasonic waves. A protective member 52 is mounted on the contact surface side of the adhesion material 51 with the ultrasonic sensor 4 and is provided with an opening part 53. <P>COPYRIGHT: (C)2005,JPO&NCIPI

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、超音波診断装置に係わり、詳細には、生体内の脂肪層の厚みや血管の弾性率のように健康の診断や管理の目安になる情報を超音波を用いて求めるようにした超音波診断装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】
一般に、超音波を用いて生体の体内の情報（脂肪の厚み、血管の弾性率、血管の形状など）を求めようとするときには、皮膚での超音波の反射を抑制して超音波が体内に効率よく伝搬されるように、超音波診断装置に使用される超音波センサと皮膚との間にオイル状の液体を介在させるようにしている。すなわち、皮膚にオイル状の液体を塗布して超音波センサを皮膚に密着させているのである。
【０００３】
オイル状の液体を皮膚に塗布する場合、塗布作業が面倒であり、また被診断者にはべた付きなどの不快感が生じるという問題点がある。
【０００４】
そのため、近年、オイル状の液体を皮膚に塗布する必要のない超音波診断装置が提案されている。図１１に従来の超音波診断装置の超音波センサ部の側面図を示す。図１１は従来の超音波診断装置に関わる超音波センサＡＡであり、以下で詳細な説明を行う。
【０００５】
超音波振動子１１１は、金属などのパッケージ２００ｂに納装され、超音波センサＡＡを構成する。パッケージ２００ｂには、超音波振動子１１１の前方に対応する部位に開口窓２００Ｃが形成されている。さらに、開口窓２００Ｃにはキチン質の人工皮膜４００が覆着され、パッケージ２００ｂと人工皮膜４００によって密封された空間内には超音波振動子１１１を浸漬する超音波伝達用液体５００としてシリコンオイルが充填されている。
【０００６】
超音波振動子１１１は、振動エレメント１４ａ、１４ｂによって構成されており、いずれかを送信用として振動させ、開口窓２００Ｃより生体内に超音波を送信し、他方の振動エレメントで生体内より反射してきた超音波を受信する。
【０００７】
このような構成とすることで、皮膚への密着部位には皮膚に類似した成分からなる人工皮膜４００を用いることで、オイル状の液体を用いなくとも皮膚との密着度を高めて超音波に位相のずれが生じないようにすることができる。結果として、オイル状の液体を皮膚に塗布する必要がなくなる（例えば、特許文献１参照）。
【０００８】
また、図１２は、センサと皮膚の間に生体と密着性を有する樹脂層（密着層）を設けた超音波センサの例である。
【０００９】
超音波センサ３００と皮膚との間に密着層５００を設け、シリコンジェルなどの液体を塗布することなく超音波の送受信を可能としている。この密着層として、ヤング率で１．０×１０^５〜３．０×１０^７［ｄｙｎｅ／ｃｍ^２］という柔らかいシリコンゴムなどを使用していた（例えば、特許文献２参照）。
【００１０】
【特許文献１】
特開平７−２８９５５４（第３−４頁、第１図）
【００１１】
【特許文献２】
特開２００２−１３６５１５（第６−７頁、第５−６図）
【００１２】
【発明が解決しようとする課題】
一般に空気層が超音波振動子と皮膚の間に存在すると、空気層で超音波が減衰し、所望の情報を得ることができなくなる。
【００１３】
上記従来例では、シリコンオイルをパッケージ内に注入し、開口窓に人工皮膜で蓋をした構造とした場合、以下の問題点があった。
【００１４】
１、シリコンオイルをパッケージ内に注入する際に、空気などの泡が混入すると、泡で超音波が減衰するため、泡が入らないようにパッケージを密閉する必要があり、製造が困難であった。
【００１５】
２、皮膚のしわなどに沿って密着させるためには、人工皮膜として、人体の皮膚と同程度、あるいは皮膚よりも柔らかい材質を使用する必要があるが、このような材質でパッケージを密閉すると、使用中に人工皮膜に穴が空きやすく、耐久性に問題があり、長期間使用することが困難であるといった問題点があった。
【００１６】
３，シリコンオイルなどの液体は一般的に熱膨張率が高く、使用中に膨張し、シリコンオイルが漏れる、あるいは超音波の伝搬経路が変化し、生体内部の正確な情報を得ることが困難となる。
【００１７】
４、また、皮膚とセンサの間に皮膚と密着性を有する樹脂層を設けた場合においては、密着層の材質は超音波の減衰を考慮すると極めて柔らかいものとならざるを得ず、取り付け、取り外しなどの際に、密着層を破損してしまうなど、取り扱いが非常に困難であった。
【００１８】
５、取り扱いを容易にするため、超音波センサより大きい密着層を先に生体に密着させる場合、バンドの内側などに超音波センサを設けて皮膚に固定すると、生体の動きによるバンドの振動が直接密着層に伝わってしまい、バンドによってこすれて密着層が破損する原因となっていた。
また、使用時に被測定部位（血管など）にセンサを位置合わせする際、バンドによってこすれて密着層が磨耗する恐れがあった。
【００１９】
６、使用中に汗をかいたり、埃などがついた場合、密着層が皮膚から剥離しやすくなり、ノイズの原因となっていた。
【００２０】
７、密着層の強度を向上させるため、密着層の片面、あるいは両面にフィルムなどの保護膜を設けると、保護膜との界面で超音波の反射が生じ、感度が著しく低下するという問題点があった。
【００２１】
そこで、本発明は、オイル状の液体（ジェル）を密閉あるいは皮膚と超音波センサとの間に介在させることなく、製造が容易で、長期間使用可能であり、皮膚との密着性を向上させ、効率的に超音波を生体内に送信、生体内から受信させることで感度向上を図った超音波診断装置を提供することを目的とする。
【００２２】
【課題を解決するための手段】
上記課題を解決するため、本発明による超音波診断装置は、超音波センサと、超音波センサを駆動する駆動回路と、超音波センサによる出力を検出する検出部を有し、超音波センサと生体の間に超音波を伝播させやすく、また生体および超音波センサに対して密着性を有する部材（以下、密着材）を有する超音波診断装置において、密着材の超音波センサとの接触面側に保護部材を取り付け、保護部材に開口部を設ける構成とした。
【００２３】
このような構成とすることで、密着材の超音波伝播効果を維持しつつ、密着材の機械的強度を補強することができる。それに伴い、密着材の取り付け、取り外しを容易に行うことができる。
【００２４】
また、本発明による超音波診断装置は、保護部材は密着材よりその面積が大きく、さらに密着材との接触面側が粘着性を有し、使用時に保護部材の一部が生体に対して貼り付けられ、密着材を生体に対して保持固定するものである。このような構成にすることによって、密着材の機械的強度を補強しつつ、適切に生体に固定することができ、取り扱い性が容易で、低ノイズ、高感度な超音波診断装置を提供することができる。
【００２５】
また、本発明による超音波診断装置は、保護部材が可撓性を有する部材であってもよい。保護部材が可撓性であることにより、密着材を保護すると同時に駆動回路と生体とを電気的に接地させる（人体アースをとる）ことができるようになり、超音波信号のＳ／Ｎ比を向上させることが可能となる。
【００２６】
更に、保護部材が、導電性を有するゴム材であっても構わない。例えば、導電性を有するシリコンなどである。
【００２７】
【発明の実施の形態】
＜実施の形態１＞
図１〜図７を参照して本発明の超音波センサを使用した、超音波診断装置の１実施の形態について詳細に説明する。
【００２８】
先ず、図１〜図２を参照して、超音波診断装置１の外観について説明する。図１は、本発明を適用した超音波診断装置１の外観上の構成を示す側面図であり、図２は、図１に示した超音波診断装置１を生体２（腕）に装着した状態を示す図である。
【００２９】
図１に示すように、超音波診断装置１は、処理部３、超音波センサ４、バンド５、及び止め金具６によって概略構成されており、図２に示すように、超音波診断装置１は、生体２に装着することにより常時携帯可能である。ここで、処理部３及び超音波センサ４は、バンド５に取り付けられており、バンド５及び止め金具６によって生体２（図中の破線部）に装着される。この時、超音波センサ４は、生体２の橈骨（とうこつ）動脈あるいは尺骨動脈付近（図示省略）に当接される。また図示しないが、処理部３と超音波センサ４は導線により接続されており、この導線を介して処理部３から駆動用電圧信号が超音波センサ４に入力され、超音波センサ４で測定された電圧信号が処理部３に入力される。
【００３０】
次に、図３を参照して超音波診断装置１の処理部３について説明する。図３は、処理部３の内部構成と、処理部３と超音波センサ４の接続状態を示すブロック図である。図３に示すように、処理部３は、演算処理部３１、駆動回路３２、及び表示部３３によって概略構成されている。
【００３１】
演算処理部３１は、内部に備えた記憶領域（図示省略）に記憶されている処理プログラムを実行することによって、脈の検出に関する各種処理を実行し、その処理結果を表示部３３に表示する。演算処理部３１は、脈測定時に、駆動回路３２から超音波センサ４の送信用圧電素子４１（詳細は後述）に特定の駆動用電圧信号を出力させる。また、演算処理部３１は、送信用圧電素子４１から発せられた超音波の周波数と、受信用圧電素子４２で受信され血流のドップラ効果により変化した超音波の周波数と、を比較して脈波を検出する。
【００３２】
駆動回路３２は、演算処理部３１の指示に従って、特定の駆動用電圧信号を超音波センサ４の送信用圧電素子４１に出力する。表示部３３は、液晶表示画面等によって構成されており、演算処理部３１から入力される脈波検出結果等を表示する。
【００３３】
次に、図４、図５を参照して、超音波診断装置１の超音波センサ４について説明する。図４は、超音波センサ４の構成を示す概要図であり、図５は、密着層５０を側面から見た図である。
【００３４】
図４に示すように、超音波センサ４は、送信用圧電素子４１、受信用圧電素子４２、基板４４、整合層４８によって概略構成されている。ここで、送信用圧電素子４１及び受信用圧電素子４２の厚み方向の両面には、図示しない電極が形成されている。図示しない導線により、送信用圧電素子４１及び受信用圧電素子４２の厚さ方向に電圧を印加する事が可能である。
【００３５】
また、送信用圧電素子４１は、図示しない両面の電極が処理部３の駆動回路３２と導線によって接続されている。そして、送信用圧電素子４１の両面に設けられた電極に、駆動回路３２から特定の駆動用電圧信号が印加されると、送信用圧電素子４１は、励振して特定周波数の超音波を発生し、生体内（図６の２ａ参照）に送信する。本実施の形態では９．６ＭＨｚで励振させた。
【００３６】
受信用圧電素子４２は、その両面に設けられた電極が処理部３の演算処理部３１と導線によって接続されている。受信用圧電素子４２は、生体から超音波を受信すると、この超音波を電圧信号に変換し、処理部３の演算処理部３１に出力する。
【００３７】
尚、送信用圧電素子４１と受信用圧電素子４２に、同一の圧電素子を使用してもよい。また、これら圧電素子４１，４２の形状については任意であり、送信用と受信用に形状の異なる圧電素子を使用してもよい、さらに送信用圧電素子４１及び受信用圧電素子４２は、それぞれ複数個設置することも可能である。
【００３８】
本実施の形態では、送信用圧電素子４１、受信用圧電素子４２として厚さ０．２ｍｍ（共振周波数９．６ＭＨｚ）、外形０．６５×８ｍｍのＰＺＴを、基板４４は厚さ１．０ｍｍ、外形８×１２ｍｍのガラスエポキシ基板を使用した。
【００３９】
次に、図３及び図６、図７を参照して、超音波診断装置１における処理部３及び超音波センサ４の動作について説明する。図６は本実施の形態の超音波診断装置の超音波センサ４と生体２との配置関係を示した図である。図７は超音波センサ４を生体２に押し当てた状態をセンサ断面方向から見た図である。
【００４０】
先ず、生体２に超音波診断装置１を装着すると（図６では超音波センサ４のみ記載）、図７に示すように、密着層５０を介して超音波センサ４が生体２（の橈骨（とうこつ）動脈あるいは尺骨動脈付近）に当接される。そして、脈の検出時に、図３に示す演算処理部３１は、駆動回路３２から送信用圧電素子４１の両面に設けられた電極に特定の駆動用電圧信号を出力させる。
【００４１】
送信用圧電素子４１は、両面に設けられた電極に入力された駆動用電圧信号に基づいて励振し超音波を発生し、該超音波を生体２（図７参照）内に送信する。生体２内に送信された超音波は動脈内の血流２ａにより反射され、超音波センサ４の受信用圧電素子４２により受信される。受信用圧電素子４２は、受信した超音波を電圧信号に変換して、両面に設けられた電極から演算処理部３１に出力する。
【００４２】
次に、演算処理部３１は、送信用圧電素子４１から送信された超音波の周波数と、受信用圧電素子４２で受信され血流のドップラ効果により変化した超音波の周波数と、を比較して生体の脈波を検出する。そして、演算処理部３１は、脈波の検出結果を表示部３３に表示する。このようにして、超音波診断装置１は、生体の脈波を測定・表示する。
【００４３】
次に本実施の形態の超音波センサ４の製造方法について、図４を用いて説明する。送信用圧電素子４１及び受信用圧電素子４２はアルミ、Ａｕなどの金属を真空蒸着等をすることで両面に電極を形成し、外形をダイシングなどにより切断する。
【００４４】
基板４４と送信用圧電素子４１、受信用圧電素子４２を接着剤などにより固定する。さらに、送信用圧電素子４１に設けられた両面電極は図示しない配線により、図３の処理部３の駆動回路３２に接続され、受信用圧電素子に設けられた両面電極は演算処理部３１に接続される。
【００４５】
次に、送信用圧電素子４１、受信用圧電素子４２の上面に整合層４８を設けて超音波センサ４を形成する。
【００４６】
次に、整合層４８の材質について説明する。整合層４８は、エポキシ系樹脂またはシリコン系樹脂からなり、送信用圧電素子４１、受信用圧電素子４２の保護と、生体２と各圧電素子４１，４２との間で効率良く超音波を伝搬させる効果がある。
【００４７】
生体２と各圧電素子４１，４２との間で効率良く超音波を伝搬させるためには、整合層４８の音響インピーダンスを、生体の音響インピーダンスＺｌと圧電素子の音響インピーダンスＺｃとの間の値にする必要がある。音響インピーダンスとは、音波の伝搬のしやすさを示す値であり、その値は材料のヤング率や密度によって変化する。
【００４８】
そして、図４に示す構成を有する超音波センサ４において、整合層４８の理想的な音響インピーダンスＺｍは、
Ｚｍ＝（Ｚｃ×Ｚｌ）^１／２・・・式（１）
によって示すことができる。そして、式（１）に、公知であるＺｌ＝１．５×１０６（Ｎ・ｓｅｃ／ｍ^３）、Ｚｃ（ＰＺＴを使用）＝３０×１０６（Ｎ・ｓｅｃ／ｍ^３）を代入すると、Ｚｍ＝約６．７×１０６（Ｎ・ｓｅｃ／ｍ^３）となる。
【００４９】
また、整合層４８の基板４４の厚さ方向の圧電素子４１，４２の上面からの厚さは、薄いほど良く、本実施の形態のような構成では、１００μｍ以下が適当である。熱あるいは紫外線硬化性の樹脂をスピンコートあるいは、バーコートにより基板４４上に塗布し、熱あるいは紫外線で樹脂を硬化させることにより整合層４８を形成することで、一定の厚さで均一に整合層４８を配置することができる。
【００５０】
以上から、本実施の形態では、整合層４８に、音響インピーダンスが約３×１０６（Ｎ・ｓｅｃ／ｍ^３）であるエポキシ系の樹脂を厚さ１００μｍで塗布して使用している。
【００５１】
次に密着層５０の材質について説明する。
【００５２】
生体２と超音波センサ４の間に空隙が存在すると、超音波が空隙で減衰するため、感度が著しく低下する。そのため、密着層５０の材質は、生体２と粘着性を持つ材質が望ましい。さらに、生体２がしわなどの微小な凹凸を持つ場合があるため、微小な凹凸に密着する必要があることから柔らかいことが望ましい。しかし、柔らかすぎると、使用時に破損しやすくなり、耐久性に問題が生じたり、さらに一定の形状に形成することが困難といった問題点が生じる。
【００５３】
皮膚に密着するためには、密着層５０の材質は、皮膚と同程度か皮膚より柔らかい必要があり、本実施の形態では、密着層５０の材質として、シリコンゲルを使用した。密着層５０の厚さとしては、薄いほど良いが、薄すぎると、強度上問題があるため、ある程度の厚さは必要であり、本実施の形態の場合、１．０ｍｍとした。
【００５４】
以上のように、超音波を伝播させやすく、空気層の介在を防ぐため密着性を有する部材（シリコンゲルなど）は、機械的強度が低く、前述の通り１．０ｍｍ程度の厚さであると、密着層の取り付け、取り外し時に密着層５０に亀裂が生じるなどの破損を起こすことがあった。
一方、密着層５０の上下面などの全面にフィルムなどを貼り付けて強度を向上させようとすると、フィルム層によって超音波が反射、減衰され、十分な信号強度が得られなかったり、皮膚との密着性が悪くなるため、運動時などで密着層がずれ、これがノイズとなって超音波のＳ／Ｎ比を著しく低減してしまう恐れがあった。
【００５５】
そこで、図５に示すように密着層５０をシリコンゲルなどの密着材５１と保護部材５２の二体構造とすることでこの問題を解決した。密着材５１はシリコンゲルなどの柔らかく、皮膚と密着性を有する材質であり、保護部材５２はＰＥＴなどの可撓性を有する部材である。保護部材５２に開口部５３を開けて、密着層５０とする。測定時には、開口部５３に合わせて超音波センサ４を押し当てる。（図７参照）
このような構造とすることで、保護部材５２によって密着材５１の強度を補強しつつ、所望の超音波送受信感度を得ることが可能となる。さらに、密着材５１の生体２との接触面には保護部材等が存在しないため、密着材５１は皮膚と全面で密着することができ、運動時などで密着層５０に衝撃が加わっても密着層５０が剥離する恐れがなく、運動ノイズにも強い構造とすることが可能である。また、図１のようなバンド５で超音波センサ４を固定する場合、バンド５の内面で密着層５０がこすれても、バンドと接する部分については保護部材５２が密着材５１を保護しているため、密着材５１の表面を削り取る恐れもない。
【００５６】
なお、本実施の形態の詳細な部分については、上記実施の形態の内容に限定されるものではなく、本発明の要旨を逸脱しない範囲で適宜変更可能である。例えば、本実施の形態では圧電素子の励振周波数を９．６ＭＨｚとしたが、共振周波数８ＭＨｚ程度の圧電素子を利用して、励振周波数を８ＭＨｚ程度としても特に問題はない。
【００５７】
本実施の形態では、超音波診断装置１を使用して生体の脈に関する情報を測定したが、送信波と受信波の位相差を検出するなどして、皮下脂肪や内臓の脂肪の厚みなど人体内の脂肪層の厚みを測定したり、血管の形状や弾性率も測定することも可能であり、この場合、処理部３及び、超音波センサ４の保持構造などを適宜変える必要がある。
【００５８】
＜実施の形態２＞
本発明の超音波診断装置に関わる超音波センサの１実施の形態について図８、図９を用いて説明する。本実施例は、密着層５０の構成を若干変更したものであり、その他の構成（バンド、処理部など）については実施の形態１と同じものを使用した。
【００５９】
以下に本実施例で使用した密着層５０の構成について説明する。図８（ａ）は密着層５０の構成を示した説明図であり、実際の使用時には図８（ｂ）のようにして用いられる。
【００６０】
図９はこの密着層５０を生体２に取り付けて使用した場合の説明図である。
【００６１】
図８（ａ）において、密着材５１は密着材５１より小さい開口部５３が形成されたフィルム状の保護部材５２に開口部５３と位置を合わせて固定された構造である。保護部材は密着材５１との接触側の面に粘着材などが塗布されたテープであり、図９のように生体２に取り付ける際、保護部材５２の粘着力によって貼り付けられることになる。このような構成にすることによって、運動などをした場合でも保護部材５２によって密着材５１が強固に生体２に対して固定されることになるため、運動ノイズが重畳しにくく、さらに密着層の強度を向上させることが可能となる。さらに、穴の開いたテープとシリコンゲルなどの密着材を使用するだけなので、非常に安価に密着層を製造することができる。
【００６２】
また、密着層５０の保護部材５２を導電性のシリコンゴムなどにすることにより、処理部と生体２の接地を取ることができ、電気的なノイズを除去することが可能となり、Ｓ／Ｎ比を向上させることができた。また、外乱からの電気的なノイズを除去する効果もあり、さらにＳ／Ｎ比を向上させることができた。
【００６３】
＜実施の形態３＞
本発明の超音波診断装置に関わる超音波センサの１実施の形態について図１０を用いて説明する。
図１０は開口５３を開けた保護部材５２において、さらに密着材５１の側壁を保護するように凹型に改良した実施例である。その他の構成（バンド、処理部など）については実施の形態１と同じものを使用した。
このような構成とすることで、さらに密着層の強度を向上させつつ、所望の超音波送受信強度を確保することが可能となった。
【００６４】
【発明の効果】
以上のように、本発明の超音波診断装置によれば、
１、取り付け、取り外し、使用時において密着層の耐久性を向上させ、取り扱いを容易なものとすることができる。
２、生体に対して密着層を強固に取り付けることが可能となるため、耐運動ノイズ性を向上させることができる。
３、保護部材として導電性のゴムを使用することにより、人体アースを取ることが可能となるので、信号のＳ／Ｎ比を向上させることが可能となる。
４、密着層を安価に製造することができる。
以上のような効果がある。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明を適用した超音波診断装置の構成を示す外観図である。
【図２】本発明の超音波診断装置を生体（腕）に装着した状態を示す外観図である。
【図３】処理部の内部構成と、超音波センサとの接続状態を示すブロック図である。
【図４】本発明による超音波診断装置の超音波センサの構成を示す図である。
【図５】密着層の説明図である。
【図６】超音波センサが生体に当接された状態を示す図である。
【図７】超音波センサが生体に当接された状態を示す図である。
【図８】密着層の説明図である。
【図９】超音波センサが生体に当接された状態を示す図である。
【図１０】密着層の説明図である。
【図１１】従来の超音波診断装置の超音波センサを示す説明図である。
【図１２】従来の超音波診断装置の構成を示す説明図である。
【符号の説明】
１超音波診断装置
２生体
２ａ血流
３処理部
１４ａ振動エレメント
１４ｂ振動エレメント
３１演算処理部
３２駆動回路
３３表示部
３４初期検出時データ記録部
４超音波センサ
４１送信用圧電素子
４２受信用圧電素子
４４基板
４８整合層
５０密着層
５１密着材
５２保護部材
５３開口部
ＡＡ超音波センサ
１１１超音波振動子
２００ｂパッケージ
２００Ｃ開口窓
３００超音波センサ
４００人工皮膜
５００超音波伝達用液体
５バンド
６止め金具[0001]
TECHNICAL FIELD OF THE INVENTION
The present invention relates to an ultrasonic diagnostic apparatus, and specifically, uses ultrasound to obtain information that is a guide for health diagnosis and management, such as the thickness of a fat layer in a living body and the elasticity of blood vessels. The present invention relates to an ultrasonic diagnostic apparatus.
[0002]
[Prior art]
Generally, when trying to obtain information in the body of a living body (such as fat thickness, elasticity of blood vessels, and shape of blood vessels) using ultrasonic waves, it is necessary to suppress the reflection of ultrasonic waves on the skin and to transmit ultrasonic waves inside the body. An oily liquid is interposed between the ultrasonic sensor used in the ultrasonic diagnostic apparatus and the skin so as to be efficiently transmitted. That is, the ultrasonic sensor is brought into close contact with the skin by applying an oily liquid to the skin.
[0003]
When applying an oily liquid to the skin, there is a problem that the application operation is troublesome, and that the patient to be diagnosed suffers from discomfort such as stickiness.
[0004]
Therefore, in recent years, an ultrasonic diagnostic apparatus which does not need to apply an oily liquid to the skin has been proposed. FIG. 11 shows a side view of an ultrasonic sensor unit of a conventional ultrasonic diagnostic apparatus. FIG. 11 shows an ultrasonic sensor AA related to a conventional ultrasonic diagnostic apparatus, which will be described in detail below.
[0005]
The ultrasonic transducer 111 is housed in a package 200b made of metal or the like, and forms an ultrasonic sensor AA. An opening window 200C is formed in the package 200b at a position corresponding to the front of the ultrasonic transducer 111. Further, the opening window 200C is covered with a chitin-based artificial coating 400, and in the space sealed by the package 200b and the artificial coating 400, silicon oil is used as an ultrasonic transmission liquid 500 for immersing the ultrasonic transducer 111 therein. Is filled.
[0006]
The ultrasonic transducer 111 is constituted by the vibrating elements 14a and 14b, vibrates one for transmission, transmits ultrasonic waves into the living body through the opening window 200C, and reflects the ultrasonic waves from the living body with the other vibrating element. Received ultrasound.
[0007]
With such a configuration, the artificial skin 400 made of a component similar to the skin is used at the site where the skin comes into close contact with the skin, thereby increasing the degree of close contact with the skin without using an oily liquid and applying ultrasonic waves. A phase shift can be prevented. As a result, there is no need to apply an oily liquid to the skin (for example, see Patent Document 1).
[0008]
FIG. 12 shows an example of an ultrasonic sensor in which a resin layer (adhesion layer) having adhesion to a living body is provided between the sensor and the skin.
[0009]
An adhesive layer 500 is provided between the ultrasonic sensor 300 and the skin to enable transmission and reception of ultrasonic waves without applying a liquid such as silicon gel. As this adhesive layer, a soft silicon rubber having a Young's modulus of 1.0 × 10 ^{5 to} 3.0 × 10 ⁷ [dyne / cm ² ] has been used (for example, see Patent Document 2).
[0010]
[Patent Document 1]
JP-A-7-289554 (page 3-4, FIG. 1)
[0011]
[Patent Document 2]
JP-A-2002-136515 (page 6-7, FIG. 5-6)
[0012]
[Problems to be solved by the invention]
In general, if an air layer exists between the ultrasonic transducer and the skin, the ultrasonic waves are attenuated in the air layer, and it becomes impossible to obtain desired information.
[0013]
In the above-mentioned conventional example, when silicon oil is injected into a package and the opening window is covered with an artificial film, the following problems are caused.
[0014]
1. When bubbles such as air are mixed in when injecting silicone oil into the package, the ultrasonic waves are attenuated by the bubbles, so that it is necessary to seal the package so that the bubbles do not enter, which is difficult to manufacture. .
[0015]
2. In order to adhere along the wrinkles of the skin etc., it is necessary to use a material similar to or softer than the skin of the human body as an artificial film, but if the package is sealed with such a material, During use, there is a problem that holes are easily formed in the artificial coating, there is a problem in durability, and it is difficult to use for a long time.
[0016]
3. Liquids such as silicon oil generally have a high coefficient of thermal expansion, expand during use, leak silicon oil, or change the propagation path of ultrasonic waves, making it difficult to obtain accurate information inside the living body. Become.
[0017]
4. Also, when a resin layer having adhesiveness to the skin is provided between the skin and the sensor, the material of the adhesive layer must be extremely soft in consideration of the attenuation of the ultrasonic wave. In such cases, handling was extremely difficult, for example, the adhesive layer was damaged.
[0018]
5. When the contact layer larger than the ultrasonic sensor is first attached to the living body to facilitate handling, if the ultrasonic sensor is provided inside the band and fixed to the skin, the vibration of the band due to the movement of the living body will directly It was transmitted to the adhesion layer and was rubbed by the band, causing damage to the adhesion layer.
In addition, when the sensor is aligned with a site to be measured (a blood vessel or the like) during use, the band may be rubbed and the adhesion layer may be worn.
[0019]
6. If the user sweats or dusts during use, the adhesive layer easily peels off the skin, causing noise.
[0020]
7. If a protective film such as a film is provided on one side or both sides of the adhesive layer in order to improve the strength of the adhesive layer, there is a problem that reflection of ultrasonic waves occurs at the interface with the protective film and sensitivity is significantly reduced. there were.
[0021]
Therefore, the present invention can be easily manufactured, can be used for a long period of time without sealing an oily liquid (gel) or intervening between the skin and the ultrasonic sensor, and can improve the adhesion to the skin. It is another object of the present invention to provide an ultrasonic diagnostic apparatus in which sensitivity is improved by efficiently transmitting ultrasonic waves to a living body and receiving ultrasonic waves from the living body.
[0022]
[Means for Solving the Problems]
In order to solve the above problems, an ultrasonic diagnostic apparatus according to the present invention includes an ultrasonic sensor, a driving circuit for driving the ultrasonic sensor, and a detecting unit for detecting an output from the ultrasonic sensor. In an ultrasonic diagnostic apparatus having a member that has an adhesive property to the living body and the ultrasonic sensor (hereinafter referred to as an adhesive material), the ultrasonic material is easily transmitted between the contact material and the ultrasonic sensor. The protection member was attached, and an opening was provided in the protection member.
[0023]
With such a configuration, the mechanical strength of the adhesive can be reinforced while maintaining the ultrasonic wave propagation effect of the adhesive. Accordingly, attachment and detachment of the contact material can be easily performed.
[0024]
Further, in the ultrasonic diagnostic apparatus according to the present invention, the protective member has a larger area than the contact material, the contact surface side with the contact material has adhesiveness, and a part of the protective member is attached to a living body during use. The contact material is held and fixed to the living body. By providing such a configuration, it is possible to provide an ultrasonic diagnostic apparatus that can be appropriately fixed to a living body while enhancing the mechanical strength of the adhesive material, is easy to handle, has low noise, and has high sensitivity. Can be.
[0025]
In the ultrasonic diagnostic apparatus according to the present invention, the protection member may be a flexible member. Since the protection member is flexible, the drive member and the living body can be electrically grounded (grounding the human body) at the same time as protecting the adhesive material, and the S / N ratio of the ultrasonic signal can be reduced. It can be improved.
[0026]
Further, the protection member may be a rubber material having conductivity. For example, silicon having conductivity is used.
[0027]
BEST MODE FOR CARRYING OUT THE INVENTION
<Embodiment 1>
One embodiment of an ultrasonic diagnostic apparatus using the ultrasonic sensor of the present invention will be described in detail with reference to FIGS.
[0028]
First, the appearance of the ultrasonic diagnostic apparatus 1 will be described with reference to FIGS. FIG. 1 is a side view showing an external configuration of an ultrasonic diagnostic apparatus 1 to which the present invention is applied, and FIG. 2 is a state in which the ultrasonic diagnostic apparatus 1 shown in FIG. 1 is mounted on a living body 2 (arm). FIG.
[0029]
As shown in FIG. 1, the ultrasonic diagnostic apparatus 1 is schematically configured by a processing unit 3, an ultrasonic sensor 4, a band 5, and a fastener 6, and as shown in FIG. By being attached to the living body 2, it is always portable. Here, the processing unit 3 and the ultrasonic sensor 4 are attached to the band 5, and are attached to the living body 2 (broken line in the figure) by the band 5 and the stopper 6. At this time, the ultrasonic sensor 4 is brought into contact with a part of the living body 2 in the vicinity of the radial artery or the ulnar artery (not shown). Although not shown, the processing unit 3 and the ultrasonic sensor 4 are connected by a conducting wire, and a driving voltage signal is input from the processing unit 3 to the ultrasonic sensor 4 via the conducting wire and measured by the ultrasonic sensor 4. The voltage signal is input to the processing unit 3.
[0030]
Next, the processing unit 3 of the ultrasonic diagnostic apparatus 1 will be described with reference to FIG. FIG. 3 is a block diagram illustrating an internal configuration of the processing unit 3 and a connection state between the processing unit 3 and the ultrasonic sensor 4. As illustrated in FIG. 3, the processing unit 3 is schematically configured by an arithmetic processing unit 31, a driving circuit 32, and a display unit 33.
[0031]
The arithmetic processing unit 31 executes various processings related to pulse detection by executing a processing program stored in a storage area (not shown) provided therein, and displays the processing results on the display unit 33. The arithmetic processing unit 31 causes the driving circuit 32 to output a specific driving voltage signal to the transmitting piezoelectric element 41 (described in detail later) of the ultrasonic sensor 4 at the time of pulse measurement. The arithmetic processing unit 31 compares the frequency of the ultrasonic wave emitted from the transmitting piezoelectric element 41 with the frequency of the ultrasonic wave received by the receiving piezoelectric element 42 and changed by the Doppler effect of the blood flow to compare the pulse. Detect waves.
[0032]
The drive circuit 32 outputs a specific drive voltage signal to the transmitting piezoelectric element 41 of the ultrasonic sensor 4 according to an instruction from the arithmetic processing unit 31. The display unit 33 includes a liquid crystal display screen or the like, and displays a pulse wave detection result or the like input from the arithmetic processing unit 31.
[0033]
Next, the ultrasonic sensor 4 of the ultrasonic diagnostic apparatus 1 will be described with reference to FIGS. FIG. 4 is a schematic diagram illustrating the configuration of the ultrasonic sensor 4, and FIG. 5 is a diagram illustrating the adhesion layer 50 as viewed from the side.
[0034]
As shown in FIG. 4, the ultrasonic sensor 4 is schematically configured by a transmitting piezoelectric element 41, a receiving piezoelectric element 42, a substrate 44, and a matching layer 48. Here, electrodes (not shown) are formed on both surfaces in the thickness direction of the transmitting piezoelectric element 41 and the receiving piezoelectric element 42. It is possible to apply a voltage in the thickness direction of the transmitting piezoelectric element 41 and the receiving piezoelectric element 42 by a conducting wire (not shown).
[0035]
The transmitting piezoelectric element 41 has electrodes on both sides (not shown) connected to the drive circuit 32 of the processing unit 3 by conducting wires. When a specific driving voltage signal is applied from the drive circuit 32 to the electrodes provided on both surfaces of the transmitting piezoelectric element 41, the transmitting piezoelectric element 41 is excited to generate an ultrasonic wave of a specific frequency. , In vivo (see 2a in FIG. 6). In the present embodiment, excitation was performed at 9.6 MHz.
[0036]
The electrodes provided on both surfaces of the receiving piezoelectric element 42 are connected to the arithmetic processing section 31 of the processing section 3 by conducting wires. When receiving the ultrasonic wave from the living body, the receiving piezoelectric element 42 converts the ultrasonic wave into a voltage signal and outputs the voltage signal to the arithmetic processing unit 31 of the processing unit 3.
[0037]
The same piezoelectric element may be used for the transmitting piezoelectric element 41 and the receiving piezoelectric element 42. Further, the shapes of the piezoelectric elements 41 and 42 are arbitrary, and piezoelectric elements having different shapes for transmission and reception may be used. Further, the transmission piezoelectric element 41 and the reception piezoelectric element 42 are each provided in a plurality. Individual installation is also possible.
[0038]
In the present embodiment, PZT having a thickness of 0.2 mm (resonance frequency 9.6 MHz) and an outer shape of 0.65 × 8 mm is used as the transmitting piezoelectric element 41 and the receiving piezoelectric element 42, and the substrate 44 has a thickness of 1.0 mm. A glass epoxy substrate having an outer shape of 8 × 12 mm was used.
[0039]
Next, the operations of the processing unit 3 and the ultrasonic sensor 4 in the ultrasonic diagnostic apparatus 1 will be described with reference to FIGS. FIG. 6 is a diagram showing an arrangement relationship between the ultrasonic sensor 4 and the living body 2 of the ultrasonic diagnostic apparatus according to the present embodiment. FIG. 7 is a diagram illustrating a state in which the ultrasonic sensor 4 is pressed against the living body 2 as viewed from the sensor cross-sectional direction.
[0040]
First, when the ultrasonic diagnostic apparatus 1 is attached to the living body 2 (only the ultrasonic sensor 4 is shown in FIG. 6), as shown in FIG. Contact) near the artery or ulnar artery). Then, upon detection of a pulse, the arithmetic processing unit 31 shown in FIG. 3 causes the drive circuit 32 to output a specific drive voltage signal to the electrodes provided on both surfaces of the transmitting piezoelectric element 41.
[0041]
The transmitting piezoelectric element 41 is excited based on the driving voltage signals input to the electrodes provided on both surfaces to generate ultrasonic waves, and transmits the ultrasonic waves into the living body 2 (see FIG. 7). The ultrasonic wave transmitted into the living body 2 is reflected by the blood flow 2 a in the artery and received by the receiving piezoelectric element 42 of the ultrasonic sensor 4. The receiving piezoelectric element 42 converts the received ultrasonic wave into a voltage signal, and outputs the voltage signal to the arithmetic processing unit 31 from the electrodes provided on both surfaces.
[0042]
Next, the arithmetic processing unit 31 compares the frequency of the ultrasonic wave transmitted from the transmitting piezoelectric element 41 with the frequency of the ultrasonic wave received by the receiving piezoelectric element 42 and changed by the Doppler effect of the blood flow. A pulse wave of a living body is detected. Then, the arithmetic processing unit 31 displays the detection result of the pulse wave on the display unit 33. Thus, the ultrasonic diagnostic apparatus 1 measures and displays the pulse wave of the living body.
[0043]
Next, a method of manufacturing the ultrasonic sensor 4 according to the present embodiment will be described with reference to FIG. The transmitting piezoelectric element 41 and the receiving piezoelectric element 42 have electrodes formed on both surfaces thereof by vacuum deposition of a metal such as aluminum or Au, and the outer shape is cut by dicing or the like.
[0044]
The substrate 44, the transmitting piezoelectric element 41, and the receiving piezoelectric element 42 are fixed with an adhesive or the like. Further, the double-sided electrodes provided on the transmitting piezoelectric element 41 are connected to the drive circuit 32 of the processing unit 3 of FIG. 3 by wiring (not shown), and the double-sided electrodes provided on the receiving piezoelectric element are connected to the arithmetic processing unit 31. Is done.
[0045]
Next, the matching layer 48 is provided on the upper surfaces of the transmitting piezoelectric element 41 and the receiving piezoelectric element 42 to form the ultrasonic sensor 4.
[0046]
Next, the material of the matching layer 48 will be described. The matching layer 48 is made of an epoxy-based resin or a silicon-based resin, protects the transmitting piezoelectric element 41 and the receiving piezoelectric element 42, and efficiently transmits ultrasonic waves between the living body 2 and the piezoelectric elements 41 and 42. effective.
[0047]
In order to efficiently transmit ultrasonic waves between the living body 2 and each of the piezoelectric elements 41 and 42, the acoustic impedance of the matching layer 48 is set to a value between the acoustic impedance Zl of the living body and the acoustic impedance Zc of the piezoelectric element. There is a need to. The acoustic impedance is a value indicating the easiness of sound wave propagation, and the value changes depending on the Young's modulus and density of the material.
[0048]
In the ultrasonic sensor 4 having the configuration shown in FIG. 4, the ideal acoustic impedance Zm of the matching layer 48 is
Zm = (Zc × Zl) ^1/2 Equation (1)
Can be indicated by: Substituting well-known Zl = 1.5 × 10 6 (N · sec / m ³ ) and Zc (using PZT) = 30 × 10 6 (N · sec / m ³ ) into equation (1) gives Zm = Approximately 6.7 × 106 (N · sec / m ³ ).
[0049]
The thickness of the matching layer 48 from the upper surface of the piezoelectric elements 41 and 42 in the thickness direction of the substrate 44 is preferably as thin as possible. In the configuration as in the present embodiment, the thickness is preferably 100 μm or less. A heat or ultraviolet curable resin is applied onto the substrate 44 by spin coating or bar coating, and the resin is cured by heat or ultraviolet to form the matching layer 48, so that the matching layer is uniformly formed at a constant thickness. 48 can be arranged.
[0050]
As described above, in the present embodiment, an epoxy resin having an acoustic impedance of about 3 × 10 6 (N · sec / m ³ ) is applied to the matching layer 48 with a thickness of 100 μm.
[0051]
Next, the material of the adhesion layer 50 will be described.
[0052]
If an air gap exists between the living body 2 and the ultrasonic sensor 4, the ultrasonic wave is attenuated in the air gap, so that the sensitivity is significantly reduced. Therefore, the material of the adhesion layer 50 is desirably a material having adhesiveness to the living body 2. Further, since the living body 2 may have minute irregularities such as wrinkles, it is necessary to be in close contact with the minute irregularities, so that softness is desirable. However, if it is too soft, it tends to be damaged during use, causing a problem in durability and a problem in that it is difficult to form a uniform shape.
[0053]
In order to adhere to the skin, the material of the adhesive layer 50 needs to be the same as or softer than the skin. In the present embodiment, silicon gel is used as the material of the adhesive layer 50. As the thickness of the adhesion layer 50, the thinner the better, but if the thickness is too thin, there is a problem in strength. Therefore, a certain thickness is required. In the case of the present embodiment, the thickness is 1.0 mm.
[0054]
As described above, a member (e.g., silicon gel) that easily propagates ultrasonic waves and has an adhesive property to prevent an air layer from intervening has low mechanical strength and a thickness of about 1.0 mm as described above. In some cases, the adhesion layer 50 may be damaged when the adhesion layer is attached or detached.
On the other hand, if a film or the like is attached to the entire surface such as the upper and lower surfaces of the adhesion layer 50 to improve the strength, the ultrasonic wave is reflected and attenuated by the film layer, and sufficient signal strength cannot be obtained, Since the adhesion is deteriorated, the adhesion layer is displaced at the time of exercise or the like, which may cause noise and significantly reduce the S / N ratio of the ultrasonic wave.
[0055]
Therefore, as shown in FIG. 5, this problem has been solved by forming the adhesive layer 50 into a two-piece structure of an adhesive material 51 such as silicon gel and a protective member 52. The adhesive material 51 is a soft material such as silicone gel and has adhesiveness to the skin, and the protective member 52 is a flexible material such as PET. An opening 53 is opened in the protection member 52 to form the adhesion layer 50. At the time of measurement, the ultrasonic sensor 4 is pressed against the opening 53. (See Fig. 7)
With such a structure, it is possible to obtain desired ultrasonic transmission / reception sensitivity while reinforcing the strength of the adhesive member 51 with the protection member 52. Furthermore, since there is no protective member or the like on the contact surface of the contact material 51 with the living body 2, the contact material 51 can be in close contact with the entire surface of the skin, and even if a shock is applied to the contact layer 50 during exercise or the like. There is no possibility that the layer 50 will be peeled off, and a structure that is resistant to motion noise can be obtained. When the ultrasonic sensor 4 is fixed with the band 5 as shown in FIG. 1, even if the adhesion layer 50 is rubbed on the inner surface of the band 5, the protection member 52 protects the adhesion material 51 at the portion in contact with the band. Therefore, there is no danger of scraping the surface of the adhesive material 51.
[0056]
It is to be noted that the detailed portion of the present embodiment is not limited to the contents of the above embodiment, and can be appropriately changed without departing from the gist of the present invention. For example, in the present embodiment, the excitation frequency of the piezoelectric element is set to 9.6 MHz. However, there is no particular problem if the excitation frequency is set to about 8 MHz using a piezoelectric element having a resonance frequency of about 8 MHz.
[0057]
In the present embodiment, the information on the pulse of the living body was measured using the ultrasonic diagnostic apparatus 1. However, by detecting the phase difference between the transmitted wave and the received wave, the thickness of the subcutaneous fat and the thickness of the visceral fat is detected. It is also possible to measure the thickness of the fat layer in the body, and to measure the shape and elastic modulus of the blood vessel. In this case, it is necessary to appropriately change the processing unit 3 and the holding structure of the ultrasonic sensor 4.
[0058]
<Embodiment 2>
One embodiment of an ultrasonic sensor relating to the ultrasonic diagnostic apparatus of the present invention will be described with reference to FIGS. In the present embodiment, the configuration of the adhesion layer 50 is slightly changed, and the other configuration (band, processing unit, and the like) is the same as that of the first embodiment.
[0059]
Hereinafter, the configuration of the adhesion layer 50 used in this embodiment will be described. FIG. 8A is an explanatory view showing the structure of the adhesion layer 50, and is used as shown in FIG. 8B during actual use.
[0060]
FIG. 9 is an explanatory diagram of a case where the adhesion layer 50 is attached to the living body 2 and used.
[0061]
In FIG. 8A, the contact material 51 has a structure in which the opening 53 is aligned with a film-shaped protective member 52 having an opening 53 smaller than the contact material 51 and fixed. The protective member is a tape in which an adhesive or the like is applied to the surface on the contact side with the adhesive material 51, and is attached by the adhesive force of the protective member 52 when attached to the living body 2 as shown in FIG. By adopting such a configuration, even when exercising or the like, the adhesive member 51 is firmly fixed to the living body 2 by the protective member 52, so that exercise noise is unlikely to be superimposed, and the strength of the adhesive layer is further reduced. Can be improved. Furthermore, since only a tape with a hole and an adhesive material such as silicon gel are used, the adhesive layer can be manufactured at very low cost.
[0062]
Further, by using a conductive silicon rubber or the like for the protection member 52 of the adhesion layer 50, the processing unit and the living body 2 can be grounded, and electrical noise can be removed, and the S / N ratio can be reduced. Could be improved. In addition, there is also an effect of removing electrical noise from disturbance, and the S / N ratio can be further improved.
[0063]
<Embodiment 3>
One embodiment of an ultrasonic sensor relating to the ultrasonic diagnostic apparatus of the present invention will be described with reference to FIG.
FIG. 10 shows an embodiment in which a protective member 52 having an opening 53 is modified into a concave shape so as to further protect the side wall of the adhesive member 51. Other configurations (bands, processing units, etc.) used were the same as those in the first embodiment.
With such a configuration, a desired ultrasonic transmission / reception intensity can be secured while further improving the strength of the adhesion layer.
[0064]
【The invention's effect】
As described above, according to the ultrasonic diagnostic apparatus of the present invention,
1. The durability of the adhesive layer can be improved during attachment, detachment, and use, and handling can be facilitated.
2. Since the adhesion layer can be firmly attached to the living body, exercise noise resistance can be improved.
3. By using a conductive rubber as the protection member, it is possible to ground the human body, so that the S / N ratio of the signal can be improved.
4. The adhesion layer can be manufactured at low cost.
The above effects are obtained.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is an external view showing a configuration of an ultrasonic diagnostic apparatus to which the present invention is applied.
FIG. 2 is an external view showing a state in which the ultrasonic diagnostic apparatus of the present invention is mounted on a living body (arm).
FIG. 3 is a block diagram showing an internal configuration of a processing unit and a connection state with an ultrasonic sensor.
FIG. 4 is a diagram showing a configuration of an ultrasonic sensor of the ultrasonic diagnostic apparatus according to the present invention.
FIG. 5 is an explanatory diagram of an adhesion layer.
FIG. 6 is a diagram showing a state in which the ultrasonic sensor is in contact with a living body.
FIG. 7 is a diagram showing a state in which the ultrasonic sensor is in contact with a living body.
FIG. 8 is an explanatory diagram of an adhesion layer.
FIG. 9 is a diagram showing a state in which the ultrasonic sensor is in contact with a living body.
FIG. 10 is an explanatory diagram of an adhesion layer.
FIG. 11 is an explanatory diagram showing an ultrasonic sensor of a conventional ultrasonic diagnostic apparatus.
FIG. 12 is an explanatory diagram showing a configuration of a conventional ultrasonic diagnostic apparatus.
[Explanation of symbols]
DESCRIPTION OF SYMBOLS 1 Ultrasonic diagnostic apparatus 2 Living body 2a Blood flow 3 Processing part 14a Vibrating element 14b Vibrating element 31 Arithmetic processing part 32 Drive circuit 33 Display part 34 Initial detection data recording part 4 Ultrasonic sensor 41 Transmitting piezoelectric element 42 Receiving piezoelectric element 44 Substrate 48 Matching layer 50 Adhesive layer 51 Adhesive material 52 Protective member 53 Opening AA Ultrasonic sensor 111 Ultrasonic transducer 200b Package 200C Opening window 300 Ultrasonic sensor 400 Artificial film 500 Ultrasonic transmission liquid 5 Band 6 Stopper

Claims

超音波センサと、前記超音波センサを駆動する駆動回路と、前記超音波センサによる出力を検出する検出部を有し、前記超音波センサと生体の間に生体および前記超音波センサに対して密着性を有する部材（以下、密着材という）を設けた超音波診断装置において、
前記密着材の前記超音波センサとの接触面側の面に保護部材を設け、
前記超音波センサと前記保護部材との接触部位に前記保護部材に対し開口部を設けたことを特徴とする超音波診断装置。An ultrasonic sensor, a driving circuit for driving the ultrasonic sensor, and a detection unit for detecting an output from the ultrasonic sensor, wherein the ultrasonic sensor and the living body are in close contact with the living body and the ultrasonic sensor. In an ultrasonic diagnostic apparatus provided with a member having a property (hereinafter, referred to as an adhesive),
A protective member is provided on a surface of the contact material on a contact surface side with the ultrasonic sensor,
An ultrasonic diagnostic apparatus, wherein an opening is provided for the protective member at a contact portion between the ultrasonic sensor and the protective member.

前記保護部材は前記密着材よりその面積が大きく、さらに前記密着材との接触面側が粘着性を有し、使用時に前記保護部材の一部が生体に対して貼り付けられ、前記密着材を前記生体に対して保持固定する構成であることを特徴とする超音波診断装置。The protective member has a larger area than the contact material, and further has a sticky side on the contact surface side with the contact material. An ultrasonic diagnostic apparatus having a configuration for holding and fixing the living body to a living body.

前記保護部材は、可撓性を有する部材であることを特徴とする請求項１又は２記載の超音波診断装置。The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 1, wherein the protection member is a member having flexibility.

前記保護部材は、導電性を有するゴム材であることを特徴とする請求項１から３項のいずれかに記載の超音波診断装置。4. The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 1, wherein the protection member is a rubber material having conductivity.