JP2013055978A - Apparatus for controlling ultrasonic sensor, electric equipment, and method for controlling ultrasonic sensor - Google Patents

Apparatus for controlling ultrasonic sensor, electric equipment, and method for controlling ultrasonic sensor Download PDF

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Abstract

PROBLEM TO BE SOLVED: To provide an apparatus for controlling sensor and electronic equipment capable of outputting the ultrasonic with an appropriate frequency and an appropriate output value according to an object to be measured, and to provide a method for controlling the ultrasonic sensor.SOLUTION: A biological testing apparatus 100 includes a transmission part 22 having a plurality of ultrasonic transducers 30 with different transmission frequency bands; a sensor part 20 having a reception part 23 for receiving the ultrasonic wave and outputting a received signal; and a control part 40 for controlling driving of the sensor part 20. The control part 40 includes: a drive element switching circuit 41 and a measuring portion setting unit 492 for changing the transmission frequency of ultrasonic waves to transmit; an ultrasonic signal transmission circuit 44 for outputting a drive signal; a reception measurement part 46 for detecting the received signal from the reception part 23; and a voltage change unit 496 for changing the drive signal output from the ultrasonic signal transmission circuit 44 so that the received signal obtained by the reception measurement part 46 is set to be more than a measurable signal value.

Description

本発明は、超音波の受発信を制御する超音波センサー制御装置、及び超音波センサー制御装置を備えた電子機器、及び超音波センサー制御方法に関する。   The present invention relates to an ultrasonic sensor control device that controls transmission / reception of ultrasonic waves, an electronic device including the ultrasonic sensor control device, and an ultrasonic sensor control method.

従来、超音波トランスデューサーから発信する超音波の出力値を切り替える装置が知られている（例えば、特許文献１、２参照）。
特許文献１には、超音波を出力するためのパルス信号を発生させる発振器本体と、発振器本体からのパルス信号により超音波を出力する振動子と、振動子及び発振器本体とを接続し、発振器本体から出力されるパルス信号を、振動子に応じた電気特性に調整する接続ユニットを備えた超音波振動装置が開示されている。
特許文献２には、測定部位に応じて、出力する超音波の出力値（音響パワー）を予め設定された規格値に設定する超音波診断装置が開示されている。 2. Description of the Related Art Conventionally, an apparatus that switches an output value of an ultrasonic wave transmitted from an ultrasonic transducer is known (see, for example, Patent Documents 1 and 2).
In Patent Document 1, an oscillator body that generates a pulse signal for outputting an ultrasonic wave, a vibrator that outputs an ultrasonic wave using a pulse signal from the oscillator body, and the vibrator and the oscillator body are connected to each other. An ultrasonic vibration device including a connection unit that adjusts the pulse signal output from the electric signal according to the vibrator is disclosed.
Patent Document 2 discloses an ultrasonic diagnostic apparatus that sets an output value (acoustic power) of an ultrasonic wave to be output to a preset standard value according to a measurement site.

特許４４２１６６４号公報Japanese Patent No. 4421664 特開２０１０−２５９６６２号公報JP 2010-259662 A

ところで、特許文献１に記載の超音波振動装置では、１つの振動子から１つの周波数の超音波が出力される構成である。このため、測定対象に応じて、超音波の発信周波数を変更するためには、振動子や接続ユニットを発振器本体に接続し直す必要があり、操作が煩雑であり、構成も複雑化するという問題がある。   By the way, the ultrasonic vibration device described in Patent Document 1 is configured to output ultrasonic waves of one frequency from one vibrator. For this reason, in order to change the transmission frequency of the ultrasonic wave according to the object to be measured, it is necessary to reconnect the vibrator and the connection unit to the oscillator main body, and the operation is complicated and the configuration is complicated. There is.

また、特許文献２に記載の超音波診断装置では診断部位に応じて、設定された駆動電圧により超音波を発信させる。例えば、診断箇所が、眼球である場合は、低出力の超音波を出力させ、診断箇所が心臓である場合は高出力の超音波を出力させる。しかしながら、設定された駆動電圧に設定された場合であっても、測定対象の個人差等により、駆動電圧に対して受信電圧が小さい場合があり、このような場合、正確な診断ができないという問題がある。   Moreover, in the ultrasonic diagnostic apparatus described in Patent Document 2, an ultrasonic wave is transmitted with a set drive voltage in accordance with a diagnostic part. For example, when the diagnosis location is an eyeball, a low output ultrasound is output, and when the diagnosis location is the heart, a high output ultrasound is output. However, even when the drive voltage is set, the received voltage may be smaller than the drive voltage due to individual differences in the measurement target. In such a case, accurate diagnosis cannot be performed. There is.

本発明は、測定対象に応じて、適切な周波数で、かつ適切な出力値の超音波を出力可能な超音波センサー制御装置、電子機器、及び超音波センサー制御方法を提供することを目的とする。   An object of the present invention is to provide an ultrasonic sensor control device, an electronic apparatus, and an ultrasonic sensor control method capable of outputting an ultrasonic wave having an appropriate frequency and an appropriate output value according to a measurement target. .

本発明の超音波センサー制御装置は、発信周波数帯域が異なる複数の超音波トランスデューサーを備えた送信部、及び前記送信部から送信された超音波を受信して受信信号を出力する受信部を備えたセンサー部と、複数の前記超音波トランスデューサーの駆動を制御する制御部と、を備え、前記制御部は、前記送信部の前記超音波トランスデューサーに印加する駆動信号の周波数を変更する周波数変更手段と、前記発信周波数帯域が前記周波数変更手段により変更された周波数に対応した前記超音波トランスデューサーに対して、前記駆動信号を印加する駆動信号印加手段と、前記受信部から出力された前記受信信号を検出する受信信号取得手段と、前記駆動信号の駆動電圧を変更する電圧変更手段と、を備え、前記電圧変更手段は、前記受信信号取得手段により取得された前記受信信号の受信電圧が所定の測定可能電圧以上となるように、前記駆動電圧を変更することを特徴とする。
ここで、本発明における駆動信号とは、送信部の超音波トランスデューサーを制御する信号であり、駆動周波数及び駆動電位（電圧）を制御するための信号である。
また、本発明においてセンサー部が送信部及び受信部を備えるとは、送信部が受信部を兼ねる構成をも含むものである。したがって、本発明のセンサー部としては、超音波発信用の超音波トランスデューサーが配置された送信部と、超音波受信用の超音波トランスデューサーが配置された受信部とが設けられる構成の他、例えば、送信部の発信周波数が異なる複数の超音波トランスデューサーのうち、駆動信号印加手段により駆動信号が印加されていない超音波トランスデューサーが受信部を構成して、反射された超音波を受信する構成などとしてもよい。また、超音波を発信した超音波トランスデューサー自身で、反射超音波を受信する構成、すなわち、１つの超音波トランスデューサーを送信部としても受信部としても機能させる構成としてもよい。 The ultrasonic sensor control device of the present invention includes a transmission unit including a plurality of ultrasonic transducers having different transmission frequency bands, and a reception unit that receives the ultrasonic wave transmitted from the transmission unit and outputs a reception signal. A sensor unit, and a control unit that controls driving of the plurality of ultrasonic transducers, wherein the control unit changes a frequency of a drive signal applied to the ultrasonic transducer of the transmitting unit. Means, a drive signal applying means for applying the drive signal to the ultrasonic transducer corresponding to the frequency whose transmission frequency band has been changed by the frequency changing means, and the reception output from the receiving section A reception signal acquisition means for detecting a signal; and a voltage change means for changing a drive voltage of the drive signal, wherein the voltage change means includes the reception signal. As received voltage of the received signal acquired by the signal acquiring means is a predetermined measurable voltage or more, and changes the driving voltage.
Here, the drive signal in the present invention is a signal for controlling the ultrasonic transducer of the transmitter, and is a signal for controlling the drive frequency and the drive potential (voltage).
In the present invention, that the sensor unit includes the transmission unit and the reception unit includes a configuration in which the transmission unit also serves as the reception unit. Therefore, as the sensor unit of the present invention, in addition to a configuration in which a transmission unit in which an ultrasonic transducer for ultrasonic transmission is arranged and a reception unit in which an ultrasonic transducer for ultrasonic reception is arranged are provided, For example, among a plurality of ultrasonic transducers having different transmission frequencies of the transmitting unit, an ultrasonic transducer to which a driving signal is not applied by the driving signal applying unit constitutes a receiving unit and receives reflected ultrasonic waves. It is good also as a structure. Moreover, it is good also as a structure which receives a reflected ultrasonic wave with the ultrasonic transducer itself which transmitted the ultrasonic wave, ie, the structure which makes one ultrasonic transducer function as both a transmission part and a receiving part.

本発明では、周波数変更手段により、センサー部から発信させる周波数が変更されると、駆動信号印加手段は、その周波数に対応した発信周波数帯域を有する超音波トランスデューサーに駆動信号を印加する。これにより、容易に、測定対象に応じた最適な周波数を設定することができる。
また、電圧変更手段は、受信信号取得手段により取得された受信信号に基づいて、当該受信信号の受信電圧が所定の計測可能電圧以上となるように、駆動電圧を設定する。ここで、計測可能電圧としては、測定時において、適切な受信信号（受信電圧）を安定して処理することができる最適値が設定されている。このため、受信電圧が計測可能電圧以上となるように、最適な駆動電圧を設定することで、受信感度を安定させることができ、適切な測定処理を実施することが可能となる。
以上により、本発明では、測定対象に対応して、適切な周波数で、かつ適切な出力値の超音波を出力することができ、精度の高い超音波制御を実施することができる。 In the present invention, when the frequency transmitted from the sensor unit is changed by the frequency changing unit, the drive signal applying unit applies the drive signal to the ultrasonic transducer having the transmission frequency band corresponding to the frequency. Thereby, the optimal frequency according to a measuring object can be set easily.
The voltage changing unit sets the drive voltage based on the reception signal acquired by the reception signal acquisition unit so that the reception voltage of the reception signal is equal to or higher than a predetermined measurable voltage. Here, as the voltage that can be measured, an optimum value that can stably process an appropriate reception signal (reception voltage) at the time of measurement is set. For this reason, by setting an optimum drive voltage so that the reception voltage is equal to or higher than the measurable voltage, the reception sensitivity can be stabilized, and an appropriate measurement process can be performed.
As described above, according to the present invention, it is possible to output an ultrasonic wave with an appropriate frequency and an appropriate output value corresponding to an object to be measured, and to perform highly accurate ultrasonic control.

本発明の超音波センサー制御装置では、前記センサー部は、前記送信部及び前記受信部が配置されるセンサー基板と、前記センサー基板を覆い、測定対象に密着可能な密着層と、を備え、前記制御部は、前記駆動信号により前記送信部から超音波が発信された時点から、前記受信部で超音波が受信された時点までの時間に基づいて、前記測定対象と前記密着層との剥がれを検出する剥がれ検出手段を備えたことが好ましい。   In the ultrasonic sensor control device of the present invention, the sensor unit includes a sensor substrate on which the transmission unit and the reception unit are disposed, and an adhesion layer that covers the sensor substrate and can be in close contact with a measurement target, The control unit removes the measurement object and the adhesion layer from each other based on the time from when the ultrasonic wave is transmitted from the transmission unit by the drive signal to when the ultrasonic wave is received by the reception unit. It is preferable that a peeling detection means for detecting is provided.

本発明では、センサー部は、超音波トランスデューサーが配置されるセンサー基板の上面に測定対象と接触可能な密着層が設けられており、制御部は、密着層と測定対象とが密着された状態であるか否かを検出、すなわち剥がれを検出する剥がれ検出手段が設けられている。
つまり、密着層と測定対象とが剥がれている状態では、密着層と測定対象との間に空気層が介在することとなり、送信部から発信された超音波が密着層と空気層との境界で反射されて受信部で受信されてしまう。このような場合、測定対象の測定部位で反射された超音波を受信することができないため、駆動電圧の調整や測定処理を適切に実施できない。
これに対して、本発明では、剥がれ検出手段が設けられている。上述のように、送信部から発信された超音波が密着層と空気層との境界で反射されて受信部で受信された場合、超音波が測定部位で反射された場合に比べて、超音波発信から受信までの時間が短くなる。したがって、剥がれ検出手段は、超音波発信から受信までの時間に基づいて、剥がれがあるか否かを判断することができる。
このような剥がれ検出手段を設けることで、剥がれが検出されていない状態での適切な駆動電圧の設定を実施することができる。また、剥がれが検出された場合では、例えば電圧変更手段による駆動電圧の変更や、駆動信号印加手段による超音波トランスデューサーへの駆動信号の印加を停止させることが可能となり、駆動電圧の設定や測定処理をより正確に実施することができる。 In the present invention, the sensor unit is provided with an adhesion layer that can contact the measurement target on the upper surface of the sensor substrate on which the ultrasonic transducer is disposed, and the control unit is in a state where the adhesion layer and the measurement target are in close contact with each other. A peeling detecting means is provided for detecting whether or not it is, that is, detecting peeling.
In other words, in a state where the adhesion layer and the measurement target are peeled off, an air layer is interposed between the adhesion layer and the measurement target, and the ultrasonic wave transmitted from the transmission unit is at the boundary between the adhesion layer and the air layer. It is reflected and received by the receiving unit. In such a case, since the ultrasonic wave reflected by the measurement site to be measured cannot be received, adjustment of the drive voltage and measurement processing cannot be performed appropriately.
On the other hand, in the present invention, peeling detection means is provided. As described above, when the ultrasonic wave transmitted from the transmission unit is reflected at the boundary between the adhesion layer and the air layer and received at the reception unit, the ultrasonic wave is compared with the case where the ultrasonic wave is reflected at the measurement site. The time from sending to receiving is shortened. Therefore, the peeling detection means can determine whether or not there is peeling based on the time from ultrasonic transmission to reception.
By providing such a peeling detection means, an appropriate drive voltage can be set in a state where no peeling is detected. When peeling is detected, for example, it is possible to change the driving voltage by the voltage changing unit, or to stop the application of the driving signal to the ultrasonic transducer by the driving signal applying unit, and to set or measure the driving voltage. Processing can be performed more accurately.

本発明の超音波センサー制御装置では、前記センサー部は、剥がれ検出用の超音波を発信する剥がれ検出用送信部、及び前記剥がれ検出用の超音波を受信する剥がれ検出用受信部を備え、これらの剥がれ検出用送信部及び剥がれ検出用受信部は、前記センサー基板を厚み方向から見た平面視において、前記送信部より外側の位置に設けられ、前記剥がれ検出手段は、前記剥がれ検出用送信部から剥がれ検出用の超音波が発信された時点から、前記受信部で剥がれ検出用の超音波が受信された時点までの時間に基づいて、前記測定対象と前記密着層との剥がれを検出することが好ましい。   In the ultrasonic sensor control device of the present invention, the sensor unit includes a peeling detection transmitting unit that transmits ultrasonic waves for peeling detection, and a peeling detection receiving unit that receives the ultrasonic waves for peeling detection. The peeling detection transmitting unit and the peeling detection receiving unit are provided at positions outside the transmission unit in a plan view of the sensor substrate viewed from the thickness direction, and the peeling detection unit is configured to transmit the peeling detection unit. Detecting the peeling between the measurement object and the adhesion layer based on the time from when the ultrasonic wave for peeling detection is transmitted to the time when the ultrasonic wave for peeling detection is received by the receiving unit. Is preferred.

上述したような剥がれ検出手段による、密着層と測定対象との密着状態の検出では、測定用の送信部及び受信部を用いてもよい。しかしながら、密着層と測定対象との剥がれが起こりやすいのはセンサー基板の外周部であり、このセンサー基板外周部の剥がれを検出することがより好ましい。これに対して、本発明では、センサー部のセンサー基板には、剥がれ検出用送信部及び剥がれ検出用受信部が設けられており、これらはセンサー基板を厚み方向から見た平面視において送信部よりも外側に設けられている。これにより、本発明では、センサー基板の外周部における剥がれを迅速に検出することができる。
また、センサー基板の外周部において、密着層が測定対象から剥がれている場合でも、センサー基板の中心部の測定用の超音波センサーが設けられている部分では、測定対象と密着層とが密着されている場合がある。このような場合、外周部の剥がれがセンサー部の全体に波及しやすく、例えばセンサー制御装置の起動時に剥がれがなくとも、計測時や駆動電圧の設定時に剥がれが発生してしまう場合がある。これに対して本発明のように、送信部の外側の領域であるセンサー外周部に剥がれ検出用の送信部及び受信部を設けることで、このようなセンサー部の全体に波及する剥がれを未然に防ぐことができ、より迅速に駆動電圧の設定、測定処理を実施することができる。 In the detection of the contact state between the contact layer and the measurement object by the peeling detection means as described above, a measurement transmission unit and a reception unit may be used. However, it is the outer peripheral portion of the sensor substrate that easily peels off the adhesion layer and the measurement target, and it is more preferable to detect the peeling of the outer peripheral portion of the sensor substrate. On the other hand, in the present invention, the sensor substrate of the sensor unit is provided with a peeling detection transmitting unit and a peeling detection receiving unit, which are more than the transmission unit in a plan view of the sensor substrate viewed from the thickness direction. Is also provided outside. Thereby, in this invention, peeling in the outer peripheral part of a sensor board | substrate can be detected rapidly.
In addition, even when the adhesion layer is peeled off from the measurement target on the outer periphery of the sensor substrate, the measurement target and the adhesion layer are in close contact with each other at the portion where the ultrasonic sensor for measurement is provided at the center of the sensor substrate. There may be. In such a case, the peeling of the outer peripheral portion easily spreads over the entire sensor portion, and for example, even if there is no peeling at the start of the sensor control device, the peeling may occur at the time of measurement or at the time of setting the drive voltage. On the other hand, as in the present invention, by providing a sensor for detecting peeling on the outer periphery of the sensor, which is an area outside the transmitter, it is possible to prevent the sensor unit from peeling off as a whole. Therefore, the drive voltage can be set and measured more quickly.

本発明の超音波センサー制御装置では、前記制御部は、測定対象における測定部位を設定する測定部位設定手段と、前記測定部位の前記測定対象の表面からの深さ範囲が記憶される記憶部と、前記駆動信号印加手段により前記送信部から超音波が発信された時点から、前記受信部で超音波が受信された時点までの時間に基づいて、前記送信部から発信された超音波が反射された反射部位の前記測定対象の表面からの距離を測定する距離測定手段と、前記距離測定手段により測定された距離が、前記測定部位の前記測定対象の表面からの深さ範囲となる超音波を特定する反射波特定手段と、を備え、前記周波数変更手段は、前記測定部位設定手段により設定された前記測定部位に対する前記深さ範囲に応じて、前記センサー部から出力する超音波の周波数を設定し、前記電圧変更手段は、前記反射波特定手段により特定された超音波に対応した受信信号の受信電圧が前記測定可能電圧以上となるように、前記駆動電圧を変更することが好ましい。   In the ultrasonic sensor control device of the present invention, the control unit includes a measurement site setting unit that sets a measurement site in a measurement target, and a storage unit that stores a depth range of the measurement site from the surface of the measurement target. The ultrasonic wave transmitted from the transmission unit is reflected based on the time from the time when the ultrasonic wave is transmitted from the transmission unit by the drive signal applying unit to the time when the ultrasonic wave is received by the reception unit. Distance measuring means for measuring the distance of the reflected part from the surface of the measuring object, and ultrasonic waves in which the distance measured by the distance measuring means is a depth range from the surface of the measuring object of the measuring part. Reflected frequency specifying means for specifying, the frequency changing means is a supersonic wave output from the sensor unit according to the depth range for the measurement site set by the measurement site setting means The voltage changing means may change the drive voltage so that the received voltage of the received signal corresponding to the ultrasonic wave specified by the reflected wave specifying means is equal to or higher than the measurable voltage. preferable.

本発明では、周波数変更手段は、測定対象における測定部位の深さ範囲に応じて、センサー部から出力させる超音波の周波数を適切な周波数に設定する。例えば、センサー制御装置により生体の情報を取得する場合、肝臓等の内蔵を検査する場合では、低周波数の超音波を設定し、皮膚表面に近い静脈を検出する場合では、高周波数の超音波を設定する。これにより、測定部位に対応した最適な周波数を容易に設定することができる。
また、距離測定手段は、超音波が発信されてから反射超音波が受信されるまでの時間に基づいて、測定対象の表面から超音波反射位置までの距離を算出する。さらに、反射波特定手段は、記憶部から、設定された測定部位に対する当該測定部位の深さ範囲を読み出し、距離測定手段により算出された距離が、測定部位の深さ範囲となる超音波を特定する。そして、電圧変更手段は、この特定した超音波を受信した際の受信電圧が計測可能受信電圧以上となるように駆動電圧を設定する。
このような構成とすることで、電圧変更手段は、測定部位に対応した適切な駆動電圧を設定することができる。つまり、センサー部から超音波を出力した場合、測定対象の測定部位で反射された超音波の他、測定部位とは異なる位置で反射された超音波が反射されることがある。この場合、電圧変更手段により、測定部位とは異なる位置で反射された超音波に基づいて駆動電圧を設定すると、測定した位置である測定部位からの反射超音波の受信電圧が計測可能電圧未満となる場合があり、この場合、精度の高い測定を実施できないおそれがある。これに対して、本発明では、測定部位から反射された反射超音波の受信による受信電圧に基づいて、駆動電圧を設定するため、測定部位に対して適切な出力値の超音波を出力可能な状態に設定することができ、測定部位の測定精度を向上させることができる。 In the present invention, the frequency changing means sets the frequency of the ultrasonic wave output from the sensor unit to an appropriate frequency according to the depth range of the measurement site in the measurement target. For example, when acquiring biological information with a sensor control device, when examining the built-in liver, etc., set a low-frequency ultrasonic wave, and when detecting a vein close to the skin surface, use a high-frequency ultrasonic wave. Set. Thereby, the optimal frequency corresponding to the measurement site can be easily set.
The distance measuring means calculates the distance from the surface of the measurement object to the ultrasonic reflection position based on the time from when the ultrasonic wave is transmitted until the reflected ultrasonic wave is received. Further, the reflected wave identification unit reads the depth range of the measurement site with respect to the set measurement site from the storage unit, and identifies the ultrasonic waves whose distance calculated by the distance measurement unit is the depth range of the measurement site. To do. Then, the voltage changing unit sets the drive voltage so that the received voltage when receiving the specified ultrasonic wave is equal to or higher than the measurable received voltage.
With such a configuration, the voltage changing unit can set an appropriate drive voltage corresponding to the measurement site. That is, when an ultrasonic wave is output from the sensor unit, an ultrasonic wave reflected at a position different from the measurement site may be reflected in addition to the ultrasonic wave reflected at the measurement site to be measured. In this case, when the drive voltage is set based on the ultrasonic wave reflected at a position different from the measurement site by the voltage changing unit, the reception voltage of the reflected ultrasonic wave from the measurement site at the measured position is less than the measurable voltage. In this case, there is a possibility that highly accurate measurement cannot be performed. On the other hand, in the present invention, since the drive voltage is set based on the reception voltage due to reception of the reflected ultrasonic wave reflected from the measurement site, it is possible to output an ultrasonic wave with an appropriate output value to the measurement site. The state can be set, and the measurement accuracy of the measurement site can be improved.

本発明の電子機器は、上述した超音波センサー制御装置を備えることを特徴とする。
ここで、電子機器としては、例えば、生体内の各種情報を超音波により収集する生体検査装置や、ウエハー等の形状検査を実施するウエハー検査装置等、超音波により対象物を測定したり、測定結果に基づいて各種処理を実施したりする機器を挙げることができる。
そして、上述したように、超音波センサー制御装置は、測定対象に対応して、適切な周波数、適切な駆動電圧で超音波を出力することができるため、測定対象の正確な測定結果を取得することができ、電子機器における電子処理の精度を向上させることができる。 An electronic apparatus according to the present invention includes the above-described ultrasonic sensor control device.
Here, as an electronic device, for example, a living body inspection apparatus that collects various kinds of information in a living body using ultrasonic waves, a wafer inspection apparatus that performs shape inspection of a wafer or the like, and the like measures or measures an object. A device that performs various processes based on the results can be listed.
And as above-mentioned, since an ultrasonic sensor control apparatus can output an ultrasonic wave with a suitable frequency and a suitable drive voltage corresponding to a measuring object, it acquires the exact measurement result of a measuring object. And the accuracy of electronic processing in the electronic device can be improved.

本発明の超音波センサー制御方法は、発信周波数帯域が異なる複数の超音波トランスデューサーを備えた送信部、及び前記送信部から送信された超音波を受信して受信信号を出力する受信部を備えたセンサー部の駆動を制御する超音波センサー制御方法であって、前記送信部の前記超音波トランスデューサーに印加する駆動信号の周波数を変更する周波数変更ステップと、前記発信周波数帯域が前記周波数変更ステップにより変更された周波数に対応した前記超音波トランスデューサーに対して、駆動信号を印加する駆動信号印加ステップと、前記受信部から出力された前記受信信号を検出する受信信号取得ステップと、
前記駆動信号の駆動電圧を変更する電圧変更ステップと、を備え、前記電圧変更ステップは、前記受信信号取得手段により取得された前記受信信号の受信電圧が所定の測定可能電圧以上となるように、前記駆動電圧を変更することを特徴とする。 An ultrasonic sensor control method according to the present invention includes a transmission unit including a plurality of ultrasonic transducers having different transmission frequency bands, and a reception unit that receives ultrasonic waves transmitted from the transmission unit and outputs a reception signal. An ultrasonic sensor control method for controlling driving of a sensor unit, wherein a frequency changing step for changing a frequency of a driving signal applied to the ultrasonic transducer of the transmitting unit, and the transmission frequency band is the frequency changing step A drive signal applying step for applying a drive signal to the ultrasonic transducer corresponding to the frequency changed by the step, a received signal acquiring step for detecting the received signal output from the receiving unit, and
A voltage change step for changing the drive voltage of the drive signal, wherein the voltage change step is such that the reception voltage of the reception signal acquired by the reception signal acquisition means is equal to or higher than a predetermined measurable voltage. The drive voltage is changed.

本発明では、上述した超音波センサー制御装置と同様に、駆動信号印加ステップでは、周波数変更ステップにより、設定された周波数の超音波を出力することができ、測定対象に応じた最適な周波数を設定することができる。また、電圧変更ステップでは、受信信号取得ステップにより取得された受信信号の受信電圧に基づいて、当該受信電圧が所定の計測可能電圧以上となるように、駆動電圧を設定する。以上により、本発明では、測定対象に対応して、適切な周波数で、かつ適切な出力値の超音波を出力することができ、精度の高い超音波制御を実施することができる。   In the present invention, similarly to the ultrasonic sensor control device described above, in the drive signal applying step, the frequency changing step can output an ultrasonic wave having a set frequency, and an optimum frequency corresponding to the measurement target is set. can do. In the voltage change step, the drive voltage is set based on the reception voltage of the reception signal acquired in the reception signal acquisition step so that the reception voltage is equal to or higher than a predetermined measurable voltage. As described above, according to the present invention, it is possible to output an ultrasonic wave with an appropriate frequency and an appropriate output value corresponding to an object to be measured, and to perform highly accurate ultrasonic control.

本発明に係る一実施形態における生体検査装置の概略構成を示す斜視図であり、（Ａ）は、生体検査装置の表面側、（Ｂ）は生体検査装置の裏面側を示す図。It is a perspective view which shows schematic structure of the biopsy apparatus in one Embodiment which concerns on this invention, (A) is the surface side of a biopsy apparatus, (B) is a figure which shows the back surface side of a biopsy apparatus. 本実施形態のセンサー部の平面図。The top view of the sensor part of this embodiment. 本実施形態の超音波トランスデューサーの概略構成を示す平面図、及び断面図。The top view and sectional drawing which show schematic structure of the ultrasonic transducer of this embodiment. （Ａ）は、本実施形態の送信部における超音波トランスデューサーの配置例を示す平面図、（Ｂ）は、送信部の超音波トランスデューサーの他の配置例を示す平面図。(A) is a top view which shows the example of arrangement | positioning of the ultrasonic transducer in the transmission part of this embodiment, (B) is a top view which shows the other example of arrangement | positioning of the ultrasonic transducer of a transmission part. 本実施形態において、密着層が生体に密着している状態における剥がれ検出部での超音波の進行経路例を示す図。The figure which shows the example of the advancing path | route of the ultrasonic wave in the peeling detection part in the state in which the contact | adherence layer is closely_contact | adhered to the biological body in this embodiment. 本実施形態において、密着層が生体から剥がれている状態における剥がれ検出部での超音波の進行経路例を示す図。The figure which shows the example of an advancing path | route of the ultrasonic wave in the peeling detection part in the state in which the contact | adherence layer has peeled from the biological body in this embodiment. 本実施形態の生体検査装置の概略構成を示すブロック図。The block diagram which shows schematic structure of the biopsy apparatus of this embodiment. 本実施形態の生体検査装置の動作を示すフローチャート。The flowchart which shows operation | movement of the biopsy apparatus of this embodiment. 図８における剥がれ検出処理の動作を示すフローチャート。The flowchart which shows the operation | movement of the peeling detection process in FIG. 剥がれ検出処理における各信号のタイミングチャート。The timing chart of each signal in peeling detection processing. 図８における補正処理の動作を示すフローチャート。9 is a flowchart showing an operation of correction processing in FIG. 補正処理における各信号のタイミングチャート。The timing chart of each signal in a correction process.

［第一実施形態］
以下、本発明の一実施形態について、図面に基づいて説明する。
本実施形態では、本発明の超音波センサー制御装置を備えた生体検査装置を説明する。
［生体検査装置の構成］
図１は、本実施形態における生体検査装置の概略構成を示す斜視図であり、（Ａ）は、生体検査装置の表面側、（Ｂ）は生体検査装置の裏面側を示す図である。
図１において、生体検査装置１００は、超音波により生体内の器官の情報を取得する装置である。この生体検査装置１００は、図１に示すように、装置本体１０１と、装置本体１０１に接続されるバンド１０２を備えている。そして、このような生体検査装置１００は、裏面を生体に密着させた状態でバンド１０２を締めることで生体に装着され、例えば２４時間生体内の器官の状態を監視、測定することが可能となる。 [First embodiment]
Hereinafter, an embodiment of the present invention will be described with reference to the drawings.
In the present embodiment, a biological examination apparatus provided with the ultrasonic sensor control apparatus of the present invention will be described.
[Configuration of biopsy device]
1A and 1B are perspective views illustrating a schematic configuration of a biopsy apparatus according to the present embodiment, in which FIG. 1A illustrates a front side of the biopsy apparatus and FIG. 1B illustrates a back side of the biopsy apparatus.
In FIG. 1, a biological examination apparatus 100 is an apparatus that acquires information on organs in a living body by using ultrasonic waves. As shown in FIG. 1, the biopsy device 100 includes a device main body 101 and a band 102 connected to the device main body 101. Then, such a living body inspection apparatus 100 is attached to a living body by tightening the band 102 with the back surface in close contact with the living body, and can monitor and measure the state of an organ in the living body, for example, for 24 hours. .

この生体検査装置１００の装置本体１０１の表面側には、図１（Ａ）に示すように、表示部１０３や、生体検査装置１００を操作するための操作部１０４などが設けられている。
表示部１０３は、生体内の器官の測定結果や、測定を実施する際の初期設定や警告等を表示する。
操作部１０４は、生体検査装置１００を操作する際の各種ボタンや操作ツマミ等を備えている。なお、表示部１０３上の画像に触れることで生体検査装置１００を操作することが可能なタッチパネル等を採用してもよい。 As shown in FIG. 1A, a display unit 103, an operation unit 104 for operating the biopsy device 100, and the like are provided on the surface side of the apparatus main body 101 of the biopsy device 100.
The display unit 103 displays measurement results of organs in the living body, initial settings and warnings when the measurement is performed, and the like.
The operation unit 104 includes various buttons and operation knobs for operating the biopsy apparatus 100. Note that a touch panel or the like that can operate the biopsy device 100 by touching an image on the display unit 103 may be employed.

装置本体１０１の裏面側には、センサー窓１０５が形成され、このセンサー窓１０５から一部が露出する状態に本発明のセンサー部２０が配置されている。また、装置本体１０１の内部には、センサー部２０の駆動を制御したり、センサー部２０からの信号に基づいて各種測定を実施したりする制御部４０（図７参照）が設けられている。ここで、センサー部２０及び制御部４０により、本発明の超音波センサー制御装置が構成される。   A sensor window 105 is formed on the back side of the apparatus main body 101, and the sensor unit 20 of the present invention is disposed in a state where a part of the sensor window 105 is exposed. In addition, a control unit 40 (see FIG. 7) that controls driving of the sensor unit 20 and performs various measurements based on signals from the sensor unit 20 is provided inside the apparatus main body 101. Here, the ultrasonic sensor control apparatus of the present invention is configured by the sensor unit 20 and the control unit 40.

［センサー部の構成］
図２は、センサー窓１０５から外部に露出されたセンサー部２０の露出部の構成を示す平面図である。図３は、超音波トランスデューサーの概略構成を示す平面図及び断面図である。
センサー部２０は、図２に示すように、センサー基板２１と、センサー窓１０５の中心部でセンサー基板２１上に配置される送信部２２と、センサー基板２１上で送信部２２を挟んで設けられる２つの受信部２３と、センサー基板２１の外周部でセンサー窓１０５の角部に設けられる剥がれ検出部２４と、センサー基板２１，送信部２２，受信部２３，及び剥がれ検出部２４を覆う密着層２５と、を備えている。
これらの送信部２２、受信部２３、及び剥がれ検出部２４は、センサー基板２１上に、複数の超音波トランスデューサー３０が２次元アレイ構造に配設されることで構成されている。なお、本実施形態では、１つの送信部２２に対して、２つの受信部２３が送信部２２を挟む状態に配置される構成を示すが、例えば、送信部２２及び受信部２３が交互に配設され、センサー基板２１上に複数の送信部２２及び受信部２３が配置される構成や、送信部２２の外周を囲うように４つ以上の受信部２３が配置される構成としてもよい。 [Configuration of sensor unit]
FIG. 2 is a plan view showing the configuration of the exposed portion of the sensor unit 20 exposed to the outside from the sensor window 105. FIG. 3 is a plan view and a cross-sectional view showing a schematic configuration of the ultrasonic transducer.
As shown in FIG. 2, the sensor unit 20 is provided on the sensor substrate 21, the transmission unit 22 disposed on the sensor substrate 21 at the center of the sensor window 105, and the transmission unit 22 on the sensor substrate 21. Two receiving units 23, a peeling detection unit 24 provided at a corner of the sensor window 105 at the outer periphery of the sensor substrate 21, and an adhesion layer covering the sensor substrate 21, the transmission unit 22, the receiving unit 23, and the peeling detection unit 24 25.
The transmission unit 22, the reception unit 23, and the peeling detection unit 24 are configured by arranging a plurality of ultrasonic transducers 30 on the sensor substrate 21 in a two-dimensional array structure. In the present embodiment, a configuration is shown in which two receivers 23 are arranged in a state where the transmitter 22 is sandwiched with respect to one transmitter 22, but for example, the transmitters 22 and receivers 23 are alternately arranged. It is good also as a structure by which the some transmission part 22 and the receiving part 23 are arrange | positioned on the sensor board | substrate 21, and four or more receiving parts 23 are arrange | positioned so that the outer periphery of the transmission part 22 may be enclosed.

［超音波トランスデューサーの構成］
ここで、送信部２２や受信部２３、剥がれ検出部２４に配置される各超音波トランスデューサー３０の概略構成について以下に説明する。
超音波トランスデューサー３０は、開口部２１１を有する前述のセンサー基板２１と、センサー基板２１の一面側に形成された支持膜３２と、支持膜３２上に形成された圧電素子３３とを備えている。そして、送信部２２や剥がれ検出部２４の剥がれ検出用送信部２４１に設けられる超音波トランスデューサー３０は、圧電素子３３に電圧を印加することで、支持膜３２を振動させて超音波を出力する。一方、受信部２３や剥がれ検出部２４の剥がれ検出用受信部２４２に設けられる超音波トランスデューサー３０は、超音波を支持膜３２で受信することで、圧電素子３３から振動に応じた電気信号を出力する。 [Configuration of ultrasonic transducer]
Here, a schematic configuration of each ultrasonic transducer 30 arranged in the transmission unit 22, the reception unit 23, and the peeling detection unit 24 will be described below.
The ultrasonic transducer 30 includes the aforementioned sensor substrate 21 having the opening 211, a support film 32 formed on one surface side of the sensor substrate 21, and a piezoelectric element 33 formed on the support film 32. . The ultrasonic transducer 30 provided in the peeling detection transmission unit 241 of the transmission unit 22 or the peeling detection unit 24 applies a voltage to the piezoelectric element 33 to vibrate the support film 32 and output an ultrasonic wave. . On the other hand, the ultrasonic transducer 30 provided in the peeling detection receiving unit 242 of the receiving unit 23 or the peeling detection unit 24 receives an ultrasonic wave by the support film 32, thereby receiving an electrical signal corresponding to vibration from the piezoelectric element 33. Output.

センサー基板２１は、例えばエッチングなどにより加工が容易なシリコン（Ｓｉ）などの半導体形成素材により形成される。また、センサー基板２１に形成される開口部２１１は、当該センサー基板２１を厚み方向からみた平面視（センサー平面視）で円形状に形成されることが好ましい。これにより、開口部２１１を閉塞する支持膜３２のメンブレン３２１において、メンブレン３２１の撓みに対する応力を均一にすることができる。なお、本実施形態では、センサー平面視において、開口部２１１が円形である例を示すがこれに限定されず、例えば、短冊状（矩形状）に形成される構成としてもよい。   The sensor substrate 21 is formed of a semiconductor forming material such as silicon (Si) that can be easily processed by, for example, etching. The opening 211 formed in the sensor substrate 21 is preferably formed in a circular shape in a plan view (sensor plan view) when the sensor substrate 21 is viewed from the thickness direction. Thereby, in the membrane 321 of the support film 32 that closes the opening 211, the stress with respect to the bending of the membrane 321 can be made uniform. In the present embodiment, an example in which the opening 211 is circular in the sensor plan view is shown, but the present invention is not limited to this. For example, it may be formed in a strip shape (rectangular shape).

支持膜３２は、センサー基板２１上で、開口部２１１を閉塞する状態に成膜されている。この支持膜３２は、センサー基板２１に接するＳｉＯ２膜により形成される第一支持膜３２Ａと、ＺｒＯ２層により形成される第二支持膜３２Ｂとの２層構造により構成されている。ここで、第一支持膜３２Ａ層は、センサー基板２１の基板表面を熱酸化処理することで成膜することができる。また、第二支持膜３２Ｂは、第一支持膜３２Ａ上に例えばＺｒをスパッタリングした後に熱酸化するなどの手法により成膜される。ここで、ＺｒＯ２層は、圧電素子３３を構成する圧電層３３２として例えばＰＺＴを用いる場合に、ＰＺＴを構成するＰｂがＳｉＯ２層（第一支持膜３２Ａ）に拡散することを防止するための層である。また、ＺｒＯ２層（第二支持膜３２Ｂ）は、圧電層３３２の歪みに対する撓み効率を向上させるなどの効果もある。 The support film 32 is formed on the sensor substrate 21 so as to close the opening 211. The support film 32 has a two-layer structure of a first support film 32A formed of a SiO 2 film in contact with the sensor substrate 21 and a second support film 32B formed of a ZrO 2 layer. Here, the first support film 32 </ b> A layer can be formed by thermally oxidizing the substrate surface of the sensor substrate 21. In addition, the second support film 32B is formed on the first support film 32A by a technique such as thermal oxidation after sputtering of Zr, for example. Here, the ZrO 2 layer is used to prevent Pb constituting PZT from diffusing into the SiO 2 layer (first support film 32A) when, for example, PZT is used as the piezoelectric layer 332 constituting the piezoelectric element 33. Is a layer. The ZrO 2 layer (second support film 32B) also has an effect of improving the bending efficiency with respect to the distortion of the piezoelectric layer 332.

そして、支持膜３２は、前述したように、開口部２１１を閉塞するメンブレン３２１を備えている。
メンブレン３２１は、圧電素子３３が積層されることで、圧電素子３３の駆動により膜厚方向に振動して超音波を出力する部分であり、超音波を受信して振動する部分である。 The support film 32 includes the membrane 321 that closes the opening 211 as described above.
The membrane 321 is a part that vibrates in the film thickness direction by driving the piezoelectric element 33 and outputs an ultrasonic wave by laminating the piezoelectric elements 33, and a part that receives and vibrates the ultrasonic wave.

圧電素子３３は、支持膜３２のメンブレン３２１において、開口部２１１に接する面とは反対側の面に形成されている。この圧電素子３３は、下部電極３３１と、圧電層３３２と、上部電極３３３とを備えている。本実施形態では、これらの下部電極３３１、圧電層３３２、及び上部電極３３３は膜状に形成されており、膜状の圧電素子３３を構成している。なお、圧電素子３３としては、バルク状の圧電体を用いてもよいが、この場合、応答性やメンブレン３２１の振動量、製造効率性や製造時の加工性等において、膜状の圧電素子３３に比べて低下する。
下部電極３３１は、センサー平面視において、メンブレン３２１の内側領域に形成され、上層に圧電層３３２が積層される。また、下部電極３３１の外周縁からは、下部電極線３３４が接続され、当該下部電極線３３４は、支持膜３２の外周端縁に設けられた下部電極端子（図示略）に接続されている。 The piezoelectric element 33 is formed on the surface of the membrane 321 of the support film 32 opposite to the surface in contact with the opening 211. The piezoelectric element 33 includes a lower electrode 331, a piezoelectric layer 332, and an upper electrode 333. In the present embodiment, the lower electrode 331, the piezoelectric layer 332, and the upper electrode 333 are formed in a film shape, and constitute a film-shaped piezoelectric element 33. A bulk piezoelectric body may be used as the piezoelectric element 33. In this case, the film-shaped piezoelectric element 33 is used in terms of responsiveness, vibration amount of the membrane 321, manufacturing efficiency, workability during manufacturing, and the like. Compared to
The lower electrode 331 is formed in the inner region of the membrane 321 in the sensor plan view, and the piezoelectric layer 332 is laminated on the upper layer. Further, a lower electrode line 334 is connected from the outer peripheral edge of the lower electrode 331, and the lower electrode line 334 is connected to a lower electrode terminal (not shown) provided on the outer peripheral edge of the support film 32.

圧電層３３２は、下部電極３３１上に積層形成されている。この圧電層３３２は、例えばＰＺＴ（ジルコン酸チタン酸鉛：lead zirconate titanate）を膜状に成膜することで形成される。なお、本実施形態では、圧電層３３２としてＰＺＴを用いるが、電圧を印加することで、面内方向に収縮することが可能な素材であれば、いかなる素材を用いてもよく、例えばチタン酸鉛（ＰｂＴｉＯ３）、ジルコン酸鉛（ＰｂＺｒＯ３）、チタン酸鉛ランタン（（Ｐｂ、Ｌａ）ＴｉＯ３）などを用いてもよい。
そして、送信部２２や剥がれ検出用送信部２４１に設けられた超音波トランスデューサー３０では、圧電層３３２は、下部電極３３１と、上部電極３３３とに電圧が印加されることで、面内方向に伸縮する。このとき、圧電層３３２の一方の面は、下部電極３３１を介して支持膜３２のメンブレン３２１に接合されるが、他方の面には、上部電極３３３が形成されるものの、この上部電極３３３上には他の層が積層形成されないため、圧電層３３２の支持膜３２側が伸縮しにくく、上部電極３３３側が伸縮し易くなる。このため、圧電層３３２に電圧を印加すると、開口部２１１側に凸となる撓みが生じ、メンブレン３２１を撓ませる。したがって、圧電層３３２に交流電圧を印加することで、メンブレン３２１が膜厚方向に対して振動し、このメンブレン３２１の振動により超音波が出力される。
一方、受信部２３や剥がれ検出用受信部２４２に設けられた超音波トランスデューサー３０では、超音波の受信によりメンブレン３２１が振動すると、圧電層３３２もメンブレン３２１とともに振動し、圧電層３３２の下部電極３３１に接触する下面側と、上部電極３３３が接触する上面側において、電位差が発生し、制御部４０に受信信号（受信電圧）として出力される。 The piezoelectric layer 332 is stacked on the lower electrode 331. The piezoelectric layer 332 is formed, for example, by forming PZT (lead zirconate titanate) into a film shape. In this embodiment, PZT is used as the piezoelectric layer 332. However, any material can be used as long as it can be contracted in the in-plane direction by applying a voltage, for example, lead titanate. (PbTiO 3 ), lead zirconate (PbZrO 3 ), lead lanthanum titanate ((Pb, La) TiO 3 ), or the like may be used.
In the ultrasonic transducer 30 provided in the transmission unit 22 or the peeling detection transmission unit 241, the piezoelectric layer 332 is applied in the in-plane direction by applying a voltage to the lower electrode 331 and the upper electrode 333. It expands and contracts. At this time, one surface of the piezoelectric layer 332 is bonded to the membrane 321 of the support film 32 via the lower electrode 331, but the upper electrode 333 is formed on the other surface, but the upper electrode 333 Since no other layers are laminated, the support film 32 side of the piezoelectric layer 332 is not easily expanded and contracted, and the upper electrode 333 side is easily expanded and contracted. For this reason, when a voltage is applied to the piezoelectric layer 332, a convex bending occurs on the opening 211 side, and the membrane 321 is bent. Therefore, by applying an AC voltage to the piezoelectric layer 332, the membrane 321 vibrates in the film thickness direction, and ultrasonic waves are output by the vibration of the membrane 321.
On the other hand, in the ultrasonic transducer 30 provided in the receiving unit 23 or the peeling detection receiving unit 242, when the membrane 321 vibrates due to reception of ultrasonic waves, the piezoelectric layer 332 also vibrates together with the membrane 321, and the lower electrode of the piezoelectric layer 332. A potential difference is generated between the lower surface side in contact with 331 and the upper surface side in contact with the upper electrode 333 and is output to the control unit 40 as a reception signal (reception voltage).

上部電極３３３は、センサー平面視において、圧電層３３２上に積層され、かつ下部電極３３１と絶縁される配置位置にパターニングされている。また、上部電極３３３の外周縁からは、上部電極線３３５が接続され、当該上部電極線３３５は、支持膜３２の外周端縁に設けられた上部電極端子に接続されている。   The upper electrode 333 is laminated on the piezoelectric layer 332 and patterned at an arrangement position that is insulated from the lower electrode 331 in the sensor plan view. Further, an upper electrode line 335 is connected from the outer peripheral edge of the upper electrode 333, and the upper electrode line 335 is connected to an upper electrode terminal provided at the outer peripheral edge of the support film 32.

なお、送信部２２の超音波トランスデューサー３０を駆動する際に、下部電極３３１をアースし、上部電極３３３に対して所定のパルス駆動信号を入力してもよい。この場合、各超音波トランスデューサー３０の下部電極線３３４に対してそれぞれ下部電極端子を設けてもよいが、この場合、センサー基板２１上における電極線の配置が複雑化する場合がある。したがって、各超音波トランスデューサー３０の下部電極線３３４を共通電極線に結線し、この共通電極線を下部電極端子に接続する構成としてもよい。このような構成とすることで、上部電極線３３５の本数を少なくでき、センサー基板２１上の配線構成を簡略化できる。上部電極３３３をアースし、下部電極３３１に対して所定のパルス駆動信号を入力する場合でも同様であり、この場合、複数の上部電極線３３５を共通電極線に結線して上部電極端子に接続する構成とすることができる。
また、受信部２３を構成する各超音波トランスデューサー３０は、それぞれ電気的に直列に接続されていることが好ましい。つまり、受信部２３を構成する超音波トランスデューサー３０のうち、一端部に配置された１つの超音波トランスデューサー３０の下部電極線３３４が受信用下部電極端子に接続され、当該超音波トランスデューサー３０の上部電極線３３５が隣り合う超音波トランスデューサー３０の下部電極線３３４に接続される。また、受信部２３を構成する超音波トランスデューサー３０のうち、他端部に配置された１つの超音波トランスデューサー３０の上部電極線３３５が受信用上部電極端子に接続され、当該超音波トランスデューサー３０の下部電極線３３４に隣り合う超音波トランスデューサー３０の上部電極線３３５が接続される。そして、これらの両端部の超音波トランスデューサー３０の間に配置される超音波トランスデューサー３０は、上部電極線３３５が隣り合う超音波トランスデューサー３０の下部電極線３３４に接続される。このように超音波トランスデューサー３０が直列接続された構成では、各超音波トランスデューサー３０で超音波を受信した際に、出力される受信信号が加算され、加算された信号値（電圧値）が出力されることとなる。したがって、受信部２３から出力される受信信号のレベルを上げることができ、受信精度を向上させることが可能となる。 When driving the ultrasonic transducer 30 of the transmission unit 22, the lower electrode 331 may be grounded and a predetermined pulse drive signal may be input to the upper electrode 333. In this case, a lower electrode terminal may be provided for each of the lower electrode lines 334 of each ultrasonic transducer 30, but in this case, the arrangement of the electrode lines on the sensor substrate 21 may be complicated. Accordingly, the lower electrode line 334 of each ultrasonic transducer 30 may be connected to a common electrode line, and the common electrode line may be connected to the lower electrode terminal. With such a configuration, the number of upper electrode lines 335 can be reduced, and the wiring configuration on the sensor substrate 21 can be simplified. The same applies to the case where the upper electrode 333 is grounded and a predetermined pulse drive signal is input to the lower electrode 331. In this case, a plurality of upper electrode lines 335 are connected to a common electrode line and connected to the upper electrode terminal. It can be configured.
Moreover, it is preferable that each ultrasonic transducer 30 constituting the receiving unit 23 is electrically connected in series. That is, among the ultrasonic transducers 30 constituting the receiving unit 23, the lower electrode wire 334 of one ultrasonic transducer 30 arranged at one end is connected to the lower electrode terminal for reception, and the ultrasonic transducer 30 is concerned. The upper electrode line 335 is connected to the lower electrode line 334 of the adjacent ultrasonic transducer 30. Further, among the ultrasonic transducers 30 constituting the receiving unit 23, the upper electrode wire 335 of one ultrasonic transducer 30 arranged at the other end is connected to the upper electrode terminal for reception, and the ultrasonic transducer The upper electrode line 335 of the ultrasonic transducer 30 adjacent to the 30 lower electrode lines 334 is connected. And the ultrasonic transducer 30 arrange | positioned between the ultrasonic transducers 30 of these both ends is connected to the lower electrode line 334 of the ultrasonic transducer 30 with which the upper electrode line 335 adjoins. In the configuration in which the ultrasonic transducers 30 are connected in series in this way, when the ultrasonic transducers 30 receive ultrasonic waves, the received signals that are output are added, and the added signal value (voltage value) is Will be output. Therefore, the level of the reception signal output from the receiving unit 23 can be increased, and reception accuracy can be improved.

そして、センサー基板２１上には、送信部２２や受信部２３、剥がれ検出部２４の各超音波トランスデューサー３０を覆って密着層２５が設けられている。この密着層２５は、センサー窓１０５から外部に露出する部分であり、生体検査装置１００により生体検査を実施する際には、この密着層２５の表面に測定対象である生体に接触させる。ここで、この密着層２５としては、生体の音響インピーダンスを同等の音響インピーダンスを有する例えばシリコーンゴム等の素材により形成されている。このため、送信部２２から密着層２５に向かって発信された超音波は、密着層２５と生体との境界において、ほぼ透過されて生体内の器官に到達され、生体内の器官に反射させた反射超音波は、密着層２５と生体との境界において、ほぼ透過して密着層２５から受信部２３に到達させることが可能となる。   An adhesion layer 25 is provided on the sensor substrate 21 so as to cover the ultrasonic transducers 30 of the transmission unit 22, the reception unit 23, and the peeling detection unit 24. This adhesion layer 25 is a portion exposed to the outside from the sensor window 105, and when the biological examination is performed by the biological examination apparatus 100, the adhesion layer 25 is brought into contact with the living body to be measured. Here, the adhesion layer 25 is made of a material such as silicone rubber having an acoustic impedance equivalent to that of the living body. For this reason, the ultrasonic wave transmitted from the transmitter 22 toward the adhesion layer 25 is almost transmitted at the boundary between the adhesion layer 25 and the living body and reaches the in vivo organ and is reflected by the in vivo organ. The reflected ultrasonic wave can be transmitted almost through the boundary between the adhesion layer 25 and the living body and reach the receiving unit 23 from the adhesion layer 25.

［各超音波トランスデューサーの配置］
本実施形態では、センサー基板２１に設けられる開口部２１１（メンブレン３２１）は、送信部２２、受信部２３、及び剥がれ検出部２４において、それぞれ異なる径寸法に形成されており、更に、送信部２２内において、異なる径寸法の複数の開口部２１１（メンブレン３２１）が設けられている。
図４（Ａ）は、送信部２２における超音波トランスデューサー３０の配置例を示す図であり、図４（Ｂ）は、送信部２２における超音波トランスデューサー３０の配置例の他の例である。
送信部２２から発信される超音波は、開口部２１１を閉塞するメンブレン３２１の共振周波数により決定されるため、メンブレン３２１の面積をそれぞれ異ならせることで、それぞれ異なる発信周波数帯域の超音波を出力することが可能となっている。
ここで、送信部２２に配置される超音波トランスデューサー３０としては、例えば、肝臓等の内臓のエコー画像の取得等、皮膚表面から深い位置を検査するための低周波数（例えば３．５ＭＨｚ）の超音波を出力する超音波トランスデューサー３０Ａ、皮膚表面から浅い位置の検査や血管径（血管壁）が大きい血管を検出するための周波数（例えば７．５ＭＨｚ）の超音波を出力する超音波トランスデューサー３０Ｂ、及び指先の静脈パターンや、末端血管等、高解像度な検出のための周波数（例えば２０ＭＨｚ）の超音波を出力する超音波トランスデューサー３０Ｃ等が挙げられる。一般に、開口部の径寸法が小さく、メンブレン３２１の面積が小さくなるほど、発信周波数帯域が大きくなる。
これらの超音波トランスデューサー３０（３０Ａ，３０Ｂ，３０Ｃ）は、図４（Ａ）に示すように、受信部２３を、超音波トランスデューサー３０Ａのみが配設される低周波数出力領域、超音波トランスデューサー３０Ｂのみが配設される中周波数出力領域、及び超音波トランスデューサー３０Ｃのみが配設される高周波数出力領域に分割して配置される構成としてもよく、図４（Ｂ）に示すように、低周波数用の超音波トランスデューサー３０Ａ、中周波数用の超音波トランスデューサー３０Ｂ、及び高周波数用の超音波トランスデューサー３０Ｃが、受信部２３内で、等間隔で配置される構成としてもよい。
また、本実施形態では、３種の超音波トランスデューサー３０（３０Ａ，３０Ｂ，３０Ｃ）が配置される構成を例示するが、これに限定されず、４種以上の超音波トランスデューサー３０が設けられる構成などとしてもよい。 [Arrangement of each ultrasonic transducer]
In the present embodiment, the opening 211 (membrane 321) provided in the sensor substrate 21 is formed to have different diameters in the transmission unit 22, the reception unit 23, and the peeling detection unit 24, and further, the transmission unit 22. Inside, a plurality of openings 211 (membranes 321) having different diameters are provided.
4A is a diagram illustrating an arrangement example of the ultrasonic transducers 30 in the transmission unit 22, and FIG. 4B is another example of the arrangement example of the ultrasonic transducers 30 in the transmission unit 22. .
Since the ultrasonic wave transmitted from the transmission unit 22 is determined by the resonance frequency of the membrane 321 that closes the opening 211, the ultrasonic waves in different transmission frequency bands are output by changing the areas of the membranes 321. It is possible.
Here, as the ultrasonic transducer 30 disposed in the transmission unit 22, for example, a low frequency (for example, 3.5 MHz) for inspecting a deep position from the skin surface such as acquisition of an echo image of a visceral organ such as a liver. Ultrasonic transducer 30A that outputs ultrasonic waves, ultrasonic transducer that outputs ultrasonic waves at a frequency (for example, 7.5 MHz) for detecting a shallow position from the skin surface and detecting a blood vessel having a large blood vessel diameter (blood vessel wall) 30B and an ultrasonic transducer 30C that outputs ultrasonic waves of a high-resolution detection frequency (for example, 20 MHz) such as a fingertip vein pattern and a terminal blood vessel. In general, the smaller the diameter of the opening and the smaller the area of the membrane 321, the larger the transmission frequency band.
As shown in FIG. 4 (A), these ultrasonic transducers 30 (30A, 30B, 30C) are arranged such that the receiving unit 23 has a low frequency output region in which only the ultrasonic transducer 30A is disposed, an ultrasonic transformer. 4B may be divided into a medium frequency output region in which only the transducer 30B is disposed and a high frequency output region in which only the ultrasonic transducer 30C is disposed, as shown in FIG. The low-frequency ultrasonic transducer 30A, the medium-frequency ultrasonic transducer 30B, and the high-frequency ultrasonic transducer 30C may be arranged at equal intervals in the receiving unit 23.
In the present embodiment, a configuration in which three types of ultrasonic transducers 30 (30A, 30B, and 30C) are arranged is illustrated, but the present invention is not limited to this, and four or more types of ultrasonic transducers 30 are provided. It is good also as a structure.

また、送信部２２内に配置される各超音波トランスデューサー３０は、それぞれ独立して駆動可能となるように、下部電極線３３４，上部電極線３３５が配線されている。したがって、本実施形態の生体検査装置１００では、各超音波トランスデューサー３０から超音波を発信させるタイミングを遅延させてずらすことで、超音波が合成されて合成波面を形成し、合成された合成波面を、遅延時間に応じた所定の方向に向かって伝搬させることが可能となる。すなわち、本実施形態の生体検査装置１００では、送信部２２は、発信超音波に指向性を持たせることができる。   In addition, a lower electrode line 334 and an upper electrode line 335 are wired so that each ultrasonic transducer 30 arranged in the transmission unit 22 can be driven independently. Therefore, in the living body inspection apparatus 100 of the present embodiment, the ultrasonic wave is synthesized by synthesizing the ultrasonic wave by delaying and shifting the timing of transmitting the ultrasonic wave from each ultrasonic transducer 30, and the synthesized wavefront synthesized. Can be propagated in a predetermined direction according to the delay time. That is, in the living body inspection apparatus 100 of the present embodiment, the transmission unit 22 can impart directivity to the transmitted ultrasonic waves.

受信部２３に設けられる超音波トランスデューサー３０は、反射超音波を、メンブレン３２１で受信して振動させる必要があるため、比較的大きい径寸法に形成されていることが好ましい。
また、詳細は後述するが、剥がれ検出部２４は、剥がれ検出用送信部２４１と、剥がれ検出用受信部２４２とを備えており、剥がれ検出用送信部２４１から発信された超音波を剥がれ検出用受信部２４２で受信する構成が採られている。ここで、これらの剥がれ検出用送信部２４１及び剥がれ検出用受信部２４２も、送信部２２や受信部２３と同様に、複数の超音波トランスデューサー３０がアレイ状に配設されることで構成されている。ここで、これらの剥がれ検出用送信部２４１及び剥がれ検出用受信部２４２に配置される超音波トランスデューサー３０は、それぞれ、センサー部２０の密着層２５と生体との密着状態を検出するために必要な周波数の発信及び受信ができればよい。すなわち、剥がれ検出部２４では、超音波受信時に受信したことが検出されればよいので、超音波の周波数は特に限定されない。
なお、上述したような超音波トランスデューサー３０のメンブレン３２１の具体的なサイズは、支持膜３２の厚み寸法や剛性等により、共振周波数が変化するものであり、測定部位によっても変化するものであるため、測定部位の設定や、支持膜３２の種類により適宜設定される。 The ultrasonic transducer 30 provided in the receiving unit 23 is preferably formed to have a relatively large diameter because the reflected ultrasonic wave needs to be received and vibrated by the membrane 321.
Although details will be described later, the peeling detection unit 24 includes a peeling detection transmission unit 241 and a peeling detection reception unit 242, and the ultrasonic wave transmitted from the peeling detection transmission unit 241 is used for peeling detection. A configuration in which the reception unit 242 receives the signal is adopted. Here, the peeling detection transmitting unit 241 and the peeling detection receiving unit 242 are configured by arranging a plurality of ultrasonic transducers 30 in an array like the transmitting unit 22 and the receiving unit 23. ing. Here, the ultrasonic transducers 30 arranged in the peeling detection transmitting unit 241 and the peeling detection receiving unit 242 are necessary for detecting the contact state between the contact layer 25 of the sensor unit 20 and the living body, respectively. It is only necessary to be able to transmit and receive various frequencies. That is, since the peeling detection unit 24 only needs to detect reception at the time of ultrasonic reception, the frequency of the ultrasonic wave is not particularly limited.
The specific size of the membrane 321 of the ultrasonic transducer 30 as described above is such that the resonance frequency varies depending on the thickness dimension, rigidity, etc. of the support film 32 and also varies depending on the measurement site. Therefore, it is appropriately set depending on the setting of the measurement site and the type of the support film 32.

［剥がれ検出部の構成］
剥がれ検出部２４は、図２に示すように、センサー基板２１の外周部に沿って設けられており、本実施形態では、特に密着層２５と生体との剥がれが起こり易いセンサー基板２１の角部に設けられている。すなわち、剥がれ検出部２４は、センサー基板２１を基板厚み方向から見た平面視において、送信部２２の外側に設けられている。
この剥がれ検出部２４は、剥がれ検出用の超音波を出力する剥がれ検出用送信部２４１と、剥がれ検出用受信部２４２とを備えている。これらの剥がれ検出用送信部２４１及び剥がれ検出用受信部２４２は、送信部２２や受信部２３と同様に、複数の超音波トランスデューサー３０がアレイ状に配設されることで構成されている。このような剥がれ検出部２４では、剥がれ検出用送信部２４１から発信された超音波を剥がれ検出用受信部２４２で受信し、超音波の発信タイミングから受信タイミングまでの時間を計測することで密着層２５と測定対象である生体１との密着性を判断することが可能となる。 [Configuration of peeling detector]
As shown in FIG. 2, the peeling detection unit 24 is provided along the outer periphery of the sensor substrate 21. In this embodiment, the corner portion of the sensor substrate 21 in which the adhesion layer 25 and the living body are particularly likely to peel off. Is provided. That is, the peeling detection unit 24 is provided outside the transmission unit 22 in a plan view of the sensor substrate 21 viewed from the substrate thickness direction.
The peeling detection unit 24 includes a peeling detection transmission unit 241 that outputs ultrasonic waves for peeling detection, and a peeling detection reception unit 242. The peeling detection transmission unit 241 and the peeling detection reception unit 242 are configured by arranging a plurality of ultrasonic transducers 30 in an array like the transmission unit 22 and the reception unit 23. In such a peeling detection unit 24, the ultrasonic wave transmitted from the peeling detection transmission unit 241 is received by the peeling detection reception unit 242, and the time from the transmission timing of the ultrasonic wave to the reception timing is measured. Thus, it is possible to determine the adhesion between the living body 1 that is a measurement target and 25.

ここで、この剥がれ検出部２４における剥がれ検出のメカニズムについて、図面に基づいて説明する。図５は、密着層２５が生体１の皮膚２に密着している状態において、剥がれ検出部２４での超音波の進行経路を示す図である。図６は、密着層２５が生体１の皮膚２から剥がれている状態において、剥がれ検出部２４での超音波の進行経路を示す図である。
図５に示すように、密着層２５が生体１の皮膚２に密着している状態では、密着層２５及び皮膚２の間に空気が介在されておらず、密着層２５が生体とほぼ同等の音響インピーダンスを有しているため、密着層２５及び皮膚２の境界において超音波が反射されずに、生体１内に透過し、例えば血管や内臓などの器官３に到達する。
一方、密着層２５が皮膚２から剥がれている状態では、密着層２５及び皮膚２の間に空気層が介在し、空気の音響インピーダンスは、密着層２５や生体１とは異なるため、密着層２５と空気層との境界において超音波が反射される。したがって、密着層２５及び皮膚２との間に剥がれが存在する場合では、密着層２５及び皮膚２が密着している場合に比べて、剥がれ検出用送信部２４１から発信された超音波が剥がれ検出用受信部２４２にて受信されるまでの時間が短くなる。
このため、剥がれ検出部２４において、剥がれ検出用送信部２４１から発信された超音波が密着層２５の表面で反射されて剥がれ検出用受信部２４２に到達するまでの時間を計測し、この時間が予め計測しておいた密着層表面反射時間よりも小さい場合に、剥がれがあるとして検出することが可能となる。 Here, the mechanism of peeling detection in the peeling detection unit 24 will be described with reference to the drawings. FIG. 5 is a diagram illustrating an ultrasonic traveling path in the peeling detection unit 24 in a state where the adhesion layer 25 is in close contact with the skin 2 of the living body 1. FIG. 6 is a diagram illustrating an ultrasonic traveling path in the peeling detection unit 24 in a state where the adhesion layer 25 is peeled off from the skin 2 of the living body 1.
As shown in FIG. 5, in a state where the adhesion layer 25 is in close contact with the skin 2 of the living body 1, no air is interposed between the adhesion layer 25 and the skin 2, and the adhesion layer 25 is substantially equivalent to the living body. Since it has an acoustic impedance, the ultrasonic wave is not reflected at the boundary between the adhesion layer 25 and the skin 2 but is transmitted into the living body 1 and reaches an organ 3 such as a blood vessel or a viscera.
On the other hand, when the adhesion layer 25 is peeled off from the skin 2, an air layer is interposed between the adhesion layer 25 and the skin 2, and the acoustic impedance of air is different from that of the adhesion layer 25 and the living body 1. The ultrasonic waves are reflected at the boundary between the air layer and the air layer. Therefore, in the case where there is peeling between the adhesion layer 25 and the skin 2, the ultrasonic wave transmitted from the peeling detection transmission unit 241 is detected as compared with the case where the adhesion layer 25 and the skin 2 are in close contact. The time until it is received by the receiving unit 242 is shortened.
For this reason, the peeling detection unit 24 measures the time until the ultrasonic wave transmitted from the peeling detection transmission unit 241 is reflected by the surface of the adhesion layer 25 and reaches the peeling detection reception unit 242, and this time is measured. When it is shorter than the adhesion layer surface reflection time measured in advance, it can be detected that there is peeling.

［制御部の構成］
図７は、本実施形態の生体検査装置１００の概略構成を示すブロック図である。
図７に示すように、制御部４０は、駆動素子切替回路４１と、送受信切替回路４２と、超音波モード切替制御部４３と、超音波信号発信回路４４（駆動信号印加手段）と、信号遅延回路４５と、受信計測部４６（受信信号取得手段）と、遅延時間計算部４７と、記憶部４８と、中央演算回路４９と、を含んで構成されている。 [Configuration of control unit]
FIG. 7 is a block diagram showing a schematic configuration of the biological examination apparatus 100 of the present embodiment.
As shown in FIG. 7, the control unit 40 includes a drive element switching circuit 41, a transmission / reception switching circuit 42, an ultrasonic mode switching control unit 43, an ultrasonic signal transmission circuit 44 (drive signal applying means), and a signal delay. The circuit 45 includes a reception measurement unit 46 (reception signal acquisition means), a delay time calculation unit 47, a storage unit 48, and a central processing circuit 49.

［駆動素子切替回路の構成］
駆動素子切替回路４１は、送信部２２を駆動する際に、中央演算回路４９から入力された周波数選択信号に応じて、駆動させる超音波トランスデューサー３０を切り替えるスイッチング回路である。例えば、ユーザーによる操作部１０４の操作により、深度が深い部位の測定を実施する旨の入力がなされた場合、中央演算回路４９から駆動素子切替回路４１に低周波数の超音波を送信するための超音波トランスデューサー３０Ａを駆動させる周波数選択信号が入力される。この場合、駆動素子切替回路４１は、超音波トランスデューサー３０Ｂ及び超音波トランスデューサー３０Ｃを停止させ（駆動させない）、超音波トランスデューサー３０Ａに対して駆動信号（駆動電圧）を出力可能な状態にスイッチされる。
また、駆動素子切替回路４１は、センサー部２０に設けられる送信部２２、受信部２３、及び剥がれ検出部２４の駆動を切り替える制御を実施する。本実施形態の生体検査装置１００では、送信部２２から超音波の送信が実施されている間、受信部２３の受信信号の受信は実施しない。これにより、受信部２３において、送信部２２から生体１に入らず、直接受信部２３に到達する超音波の受信や、剥がれ検出部２４の剥がれ検出用送信部２４１から発信された超音波が受信部２３に入力されてしまう不都合を回避することができる。
なお、剥がれ検出部２４を用いた剥がれ検出処理時は、測定開始前に加えて、測定中においても定期的に実施されてもよく、この場合、駆動素子切替回路４１は、送信部２２又は受信部２３に加えて、剥がれ検出部２４に対しても信号の入出力が可能な状態にスイッチすればよい。 [Configuration of drive element switching circuit]
The drive element switching circuit 41 is a switching circuit that switches the ultrasonic transducer 30 to be driven according to the frequency selection signal input from the central processing circuit 49 when driving the transmission unit 22. For example, when the user inputs an operation to measure a deep part by operating the operation unit 104, an ultrasonic wave for transmitting low-frequency ultrasonic waves from the central processing circuit 49 to the drive element switching circuit 41 is input. A frequency selection signal for driving the sonic transducer 30A is input. In this case, the drive element switching circuit 41 stops (does not drive) the ultrasonic transducer 30B and the ultrasonic transducer 30C, and switches to a state in which a drive signal (drive voltage) can be output to the ultrasonic transducer 30A. Is done.
In addition, the drive element switching circuit 41 performs control to switch driving of the transmission unit 22, the reception unit 23, and the peeling detection unit 24 provided in the sensor unit 20. In the biopsy device 100 of the present embodiment, reception of the reception signal of the reception unit 23 is not performed while transmission of ultrasonic waves from the transmission unit 22 is being performed. As a result, the reception unit 23 receives the ultrasonic wave that does not enter the living body 1 directly from the transmission unit 22 and reaches the reception unit 23 or receives the ultrasonic wave transmitted from the peeling detection transmission unit 241 of the peeling detection unit 24. The inconvenience of being input to the unit 23 can be avoided.
Note that the peeling detection process using the peeling detection unit 24 may be performed periodically during the measurement in addition to the start of the measurement. In this case, the drive element switching circuit 41 is connected to the transmission unit 22 or the reception. In addition to the unit 23, the peeling detection unit 24 may be switched to a state in which signals can be input and output.

［送受信切替回路の構成］
送受信切替回路４２は、超音波モード切替制御部４３から入力されるモード切替信号に基づいて、接続状態を切り替えるスイッチング回路である。
具体的には、超音波モード切替制御部４３から超音波発信モードに切り替える旨の制御信号が入力された場合、送受信切替回路４２は、信号遅延回路４５から入力された駆動信号を、駆動素子切替回路４１に出力可能な接続状態に切り替わる。一方、送受信切替回路４２は、超音波モード切替制御部４３から超音波受信モードに切り替える旨の制御信号が入力された場合、駆動素子切替回路４１から入力される受信信号を受信計測部４６に出力可能な接続状態に切り替わる。 [Configuration of transmission / reception switching circuit]
The transmission / reception switching circuit 42 is a switching circuit that switches a connection state based on a mode switching signal input from the ultrasonic mode switching control unit 43.
Specifically, when a control signal for switching to the ultrasonic transmission mode is input from the ultrasonic mode switching control unit 43, the transmission / reception switching circuit 42 converts the drive signal input from the signal delay circuit 45 into the drive element switching. The connection state is switched to allow output to the circuit 41. On the other hand, the transmission / reception switching circuit 42 outputs the reception signal input from the drive element switching circuit 41 to the reception measurement unit 46 when a control signal for switching to the ultrasonic reception mode is input from the ultrasonic mode switching control unit 43. Switch to a possible connection state.

［超音波モード切替制御部の構成］
超音波モード切替制御部４３は、剥がれ検出部２４により密着層２５と生体１の皮膚２との密着状態（剥がれ）を検出する剥がれ検出モードと、送信部２２から発信させる超音波の出力値を調整する補正モードと、測定を実施する測定モードとを切り替える。更に、超音波モード切替制御部４３は、剥がれ検出モード、補正モード、及び測定モードにおいて、送信部２２又は剥がれ検出用送信部２４１から超音波を発信させる超音波発信モードと、受信部２３又は剥がれ検出用受信部２４２にて超音波を受信させる超音波受信モードと、を切り替える。
具体的には、超音波モード切替制御部４３は、中央演算回路から剥がれ検出を実施する旨の制御信号に基づいて、剥がれ検出モードに切り替え、更に超音波発信モードに切り替える処理を実施する。この処理では、超音波モード切替制御部４３は、送受信切替回路４２に発信モードに切り替える旨の制御信号を出力し、超音波信号発信回路４４から駆動信号を出力させる旨の制御信号を出力する。また、超音波モード切替制御部４３は、超音波信号発信回路４４から剥がれ検出用の駆動信号を出力させる旨の制御信号を出力する。また、超音波モード切替制御部４３は、図示しない計時部（内部タイマー）により計測される時間を監視し、超音波発信モードから所定の発信時間経過後に、超音波受信モードに切り替える処理を実施する。ここで発信時間は、剥がれ検出用送信部２４１から例えば１〜２周波数のバースト波が発信される時間程度に設定されていればよい。受信モードでは、超音波モード切替制御部４３は、送受信切替回路４２に受信モードに切り替える旨の制御信号を出力して、送受信切替回路４２を、剥がれ検出用受信部２４２から入力される受信信号を受信計測部４６に入力可能な接続状態にスイッチングさせる。 [Configuration of ultrasonic mode switching control unit]
The ultrasonic mode switching control unit 43 includes a peeling detection mode in which the peeling detection unit 24 detects a close contact state (peeling) between the adhesion layer 25 and the skin 2 of the living body 1, and an output value of an ultrasonic wave transmitted from the transmission unit 22. Switch between a correction mode to be adjusted and a measurement mode in which measurement is performed. Furthermore, the ultrasonic mode switching control unit 43 includes an ultrasonic transmission mode in which ultrasonic waves are transmitted from the transmission unit 22 or the peeling detection transmission unit 241 in the peeling detection mode, the correction mode, and the measurement mode, and the reception unit 23 or the peeling. The detection receiving unit 242 switches between ultrasonic reception modes in which ultrasonic waves are received.
Specifically, the ultrasonic mode switching control unit 43 performs a process of switching to the peeling detection mode and further switching to the ultrasonic transmission mode based on a control signal for performing the peeling detection from the central processing circuit. In this process, the ultrasonic mode switching control unit 43 outputs a control signal for switching to the transmission mode to the transmission / reception switching circuit 42 and outputs a control signal for outputting a drive signal from the ultrasonic signal transmission circuit 44. Further, the ultrasonic mode switching control unit 43 outputs a control signal for outputting a driving signal for peeling detection from the ultrasonic signal transmission circuit 44. In addition, the ultrasonic mode switching control unit 43 monitors the time measured by a clock unit (internal timer) (not shown), and performs a process of switching from the ultrasonic transmission mode to the ultrasonic reception mode after a predetermined transmission time has elapsed. . Here, the transmission time may be set to about the time for which a burst wave of 1 to 2 frequencies, for example, is transmitted from the peeling detection transmission unit 241. In the reception mode, the ultrasonic mode switching control unit 43 outputs a control signal for switching to the reception mode to the transmission / reception switching circuit 42, and causes the transmission / reception switching circuit 42 to receive the reception signal input from the peeling detection receiving unit 242. The reception measuring unit 46 is switched to a connectable state.

また、超音波モード切替制御部４３は、中央演算回路４９から駆動信号を補正する旨の制御信号、又は測定を実施する旨の制御信号が入力されると、制御信号に基づいて、補正モード又は測定モードに切り替え、更に発信モードに切り替える処理を実施する。この処理では、超音波モード切替制御部４３は、送受信切替回路４２に、発信モードに切り替える旨の制御信号を出力し、超音波信号発信回路４４から駆動信号を出力させる旨の制御信号を出力する。また、超音波モード切替制御部４３は、図示しない計時部（内部タイマー）により計測される時間を監視し、超音波発信モードから所定の発信時間経過後に、超音波受信モードに切り替える処理を実施する。ここで発信時間は、上記剥がれモードと同様、送信部２２の超音波トランスデューサー３０から例えば１〜２周波数のバースト波が発信される時間程度に設定されていればよい。受信モードでは、超音波モード切替制御部４３は、送受信切替回路４２に受信モードに切り替える旨の制御信号を出力して、送受信切替回路４２を、受信部２３から入力される受信信号を受信計測部４６に入力可能な接続状態にスイッチングさせる。
なお、超音波モード切替制御部４３は、測定モードや、補正モードを設定している場合でも、定期的に剥がれ検出モードを追加設定してもよい。 In addition, when a control signal for correcting the drive signal or a control signal for performing measurement is input from the central processing circuit 49, the ultrasonic mode switching control unit 43, based on the control signal, Switch to the measurement mode and then switch to the transmission mode. In this processing, the ultrasonic mode switching control unit 43 outputs a control signal for switching to the transmission mode to the transmission / reception switching circuit 42, and outputs a control signal for outputting a drive signal from the ultrasonic signal transmission circuit 44. . In addition, the ultrasonic mode switching control unit 43 monitors the time measured by a clock unit (internal timer) (not shown), and performs a process of switching from the ultrasonic transmission mode to the ultrasonic reception mode after a predetermined transmission time has elapsed. . Here, the transmission time may be set to about the time for transmitting, for example, a burst wave of 1 to 2 frequencies from the ultrasonic transducer 30 of the transmission unit 22 as in the peeling mode. In the reception mode, the ultrasonic mode switching control unit 43 outputs a control signal for switching to the reception mode to the transmission / reception switching circuit 42, and the transmission / reception switching circuit 42 receives the reception signal input from the reception unit 23 as a reception measurement unit. 46 is switched to a connection state where input is possible.
The ultrasonic mode switching control unit 43 may additionally set the peeling detection mode periodically even when the measurement mode or the correction mode is set.

［超音波信号発信回路］
超音波信号発信回路４４は、発信モードにおいて、超音波モード切替制御部４３から駆動信号を出力させる旨の制御信号が入力されると、送信部２２の超音波トランスデューサー３０や、剥がれ検出用送信部２４１の超音波トランスデューサー３０を駆動させるための駆動信号を信号遅延回路４５に出力する。また、超音波信号発信回路４４は、中央演算回路４９から入力された制御信号に基づいて、駆動信号の信号値（電圧値）を変化させる。ここで、駆動信号の信号値（電圧値）を変化させる構成としては、例えばＤＡコンバーターや、デジタル・ポテンション・メーター（ＤＰＭ）等の電圧変更装置を用いることができる。また、駆動信号の信号値の上下幅としては、電圧変更装置において、電圧可変制御が可能な最小単位を設定することができるが、これに限定されず、例えば当該最小単位の倍数で電圧を変更する構成としてもよい。 [Ultrasonic signal transmission circuit]
When a control signal for outputting a drive signal is input from the ultrasonic mode switching control unit 43 in the transmission mode, the ultrasonic signal transmission circuit 44 or the ultrasonic transducer 30 of the transmission unit 22 or the transmission for peeling detection is transmitted. A drive signal for driving the ultrasonic transducer 30 of the unit 241 is output to the signal delay circuit 45. Further, the ultrasonic signal transmission circuit 44 changes the signal value (voltage value) of the drive signal based on the control signal input from the central processing circuit 49. Here, as a configuration for changing the signal value (voltage value) of the drive signal, for example, a voltage changing device such as a DA converter or a digital potentiometer (DPM) can be used. Further, as the vertical width of the signal value of the drive signal, the minimum unit capable of variable voltage control can be set in the voltage changing device, but the present invention is not limited to this. For example, the voltage is changed by a multiple of the minimum unit. It is good also as composition to do.

［信号遅延回路］
信号遅延回路４５は、超音波信号発信回路４４から、送信部２２の超音波トランスデューサー３０に対する駆動信号が入力されると、その駆動信号を遅延させて送受信切替回路４２に出力する。
ここで、信号遅延回路４５は、遅延時間計算部４７から入力される遅延設定信号に基づいて、各超音波トランスデューサー３０を駆動させるための駆動信号を遅延させて送受信切替回路４２に出力する。
ここで、信号遅延回路４５は、超音波モード切替制御部４３により剥がれ検出モードが設定されている場合は、信号遅延処理を実施せず、超音波信号発信回路４４から入力された駆動信号をそのまま送受信切替回路４２に出力する。なお、信号遅延回路４５は、補正モードにおいても、信号遅延処理を実施しない構成としてもよい。 [Signal delay circuit]
When a drive signal for the ultrasonic transducer 30 of the transmission unit 22 is input from the ultrasonic signal transmission circuit 44 to the signal delay circuit 45, the signal delay circuit 45 delays the drive signal and outputs it to the transmission / reception switching circuit 42.
Here, the signal delay circuit 45 delays a drive signal for driving each ultrasonic transducer 30 based on the delay setting signal input from the delay time calculation unit 47 and outputs the delayed drive signal to the transmission / reception switching circuit 42.
Here, when the peeling detection mode is set by the ultrasonic mode switching control unit 43, the signal delay circuit 45 does not perform the signal delay process, and directly uses the drive signal input from the ultrasonic signal transmission circuit 44. The data is output to the transmission / reception switching circuit 42. The signal delay circuit 45 may be configured not to perform signal delay processing even in the correction mode.

［受信計測部の構成］
受信計測部４６は、計時部にて計測される時間を監視し、超音波が発信されてから反射超音波が受信されるまでの時間を計測する。
具体的には、受信計測部４６は、超音波モード切替制御部４３により発信モードに切り替えられ、送信部２２や剥がれ検出用送信部２４１の超音波トランスデューサー３０から超音波が発信されて、計時部でカウントされる時間がリセットされたタイミングからの時間を監視する。
そして、受信計測部４６は、超音波モード切替制御部４３により受信モードに切り替えられ、受信部２３や剥がれ検出用受信部２４２の超音波トランスデューサー３０から出力された受信信号が、送受信切替回路４２を介して、受信計測部４６に入力されると、その入力されたタイミングでの計時部の時間（ＴＯＦデータ：Time Of Flightデータ）を取得する。また、取得したＴＯＦデータや受信信号の信号値（電圧値）は、中央演算回路４９に入力される。 [Configuration of reception measurement unit]
The reception measuring unit 46 monitors the time measured by the time measuring unit, and measures the time from when the ultrasonic wave is transmitted until the reflected ultrasonic wave is received.
Specifically, the reception measurement unit 46 is switched to the transmission mode by the ultrasonic mode switching control unit 43, and ultrasonic waves are transmitted from the ultrasonic transducer 30 of the transmission unit 22 or the peeling detection transmission unit 241 to measure time. The time from the timing at which the time counted in the section is reset is monitored.
The reception measurement unit 46 is switched to the reception mode by the ultrasonic mode switching control unit 43, and the reception signal output from the ultrasonic transducer 30 of the reception unit 23 or the peeling detection receiving unit 242 is transmitted / received to the transmission / reception switching circuit 42. Then, the time (TOF data: Time Of Flight data) of the time measuring unit at the input timing is acquired. The acquired TOF data and the signal value (voltage value) of the received signal are input to the central processing circuit 49.

［遅延時間計算部の構成］
遅延時間計算部４７は、補正モードや測定モードにおける超音波の発信モード時に、中央演算回路４９から入力される発信角度データ、超音波トランスデューサー３０の素子ピッチ、音速に基づいて、送信部２２の各超音波トランスデューサー３０の駆動遅延時間を算出する。なお、これらの発信角度データ、素子ピッチ、音速は、記憶部４８に予め記憶されたデータを用いることができる。 [Configuration of delay time calculation unit]
The delay time calculation unit 47 is based on the transmission angle data input from the central processing circuit 49, the element pitch of the ultrasonic transducer 30, and the sound speed in the ultrasonic transmission mode in the correction mode and the measurement mode. The drive delay time of each ultrasonic transducer 30 is calculated. Note that data stored in advance in the storage unit 48 can be used as the transmission angle data, element pitch, and sound speed.

［記憶部の構成］
記憶部４８は、中央演算回路４９や遅延時間計算部４７での各種処理を実施するための各種プログラムや各種データなどを記憶する。
具体的には、各種データとして、遅延時間を算出するための発信角度データや、超音波トランスデューサー３０の素子ピッチ、音速などが記憶される。また、記憶部４８には、中央演算回路４９での処理を実施するための各種データとして、測定部位に対する深さ範囲や周波数が記憶された測定対応データ等が記憶される。この測定対応データは、例えば、測定部位となる生体内の器官（例えば肝臓、心臓、血管等）を示す器官データと、当該器官が皮膚表面からどの程度の深さ寸法の範囲に存在するかを示す深さ範囲データと、当該器官の情報を得るために最適な超音波の周波数を示す周波数データと、当該器官に対して超音波を発信するに当たり、当該器官や生体に対して安全とされる安全規格信号値（電圧値）を示す安全規格データと、を関連付けたＬＵＴ（Look Up Table）データである。ここで、この測定対応データは、生体検査の測定対象者の個人差を考慮して、複数記憶されている。例えば、乳児、幼児、小児、成人、男性、女性、体脂肪率等によって、それぞれ異なる測定対応データが記憶され、ユーザーの操作により、それぞれ最適な測定対応データを用いることが可能となる。 [Configuration of storage unit]
The storage unit 48 stores various programs and various data for performing various processes in the central processing circuit 49 and the delay time calculation unit 47.
Specifically, the transmission angle data for calculating the delay time, the element pitch of the ultrasonic transducer 30, the speed of sound, and the like are stored as various data. In addition, the storage unit 48 stores measurement correspondence data in which the depth range and frequency for the measurement site are stored as various data for performing processing in the central processing circuit 49. The measurement correspondence data includes, for example, organ data indicating an in-vivo organ (for example, liver, heart, blood vessel, etc.) serving as a measurement site, and a depth dimension range from the skin surface to the organ. Depth range data to be shown, frequency data showing the optimal ultrasonic frequency for obtaining information on the organ, and safety of the organ and living body when transmitting ultrasonic waves to the organ This is LUT (Look Up Table) data that associates safety standard data indicating safety standard signal values (voltage values). Here, a plurality of pieces of measurement correspondence data are stored in consideration of individual differences among measurement subjects of the biological examination. For example, different measurement correspondence data is stored depending on infants, infants, children, adults, men, women, body fat percentage, etc., and it becomes possible to use the optimum measurement correspondence data according to the user's operation.

［中央演算回路の構成］
中央演算回路４９は、記憶部４８に記憶されるプログラムを展開することで、各種処理を実施する。ここで、中央演算回路４９は、記憶部４８に記憶されるプログラムを読み込み、処理を実施することで、剥がれ検出手段４９１、測定部位設定手段４９２、周波数設定手段４９３、距離測定手段４９４、反射波特定手段４９５、電圧変更手段４９６、及び測定処理手段４９７として機能する。 [Configuration of central processing circuit]
The central processing circuit 49 performs various processes by expanding a program stored in the storage unit 48. Here, the central processing circuit 49 reads the program stored in the storage unit 48 and executes the process, whereby the peeling detection means 491, the measurement site setting means 492, the frequency setting means 493, the distance measurement means 494, the reflected wave, and the like. It functions as a specifying unit 495, a voltage changing unit 496, and a measurement processing unit 497.

剥がれ検出手段４９１は、剥がれ検出モードにおいて、剥がれ検出用送信部２４１から超音波が出力されてから剥がれ検出用受信部２４２において反射超音波が受信されるまでのＴＯＦデータに基づいて、密着層２５と生体１の皮膚２とが密着された状態であるか、剥がれが存在するかを判断する。具体的には、剥がれ検出手段４９１は、剥がれ検出モードにおいて検出されたＴＯＦデータの数値が、予め設定された密着層表面反射時間以下である場合に、剥がれが存在すると判断する。この密着層表面反射時間は、図６に示すように、剥がれ検出用送信部２４１から超音波が出力されたタイミングから、当該超音波が密着層２５の表面で反射されて、剥がれ検出用受信部２４２に受信されて受信信号が受信計測部４６に入力されるタイミングまでの時間である。このような密着層表面反射時間は、例えば製造時において、密着層２５に他の物質が密着していない状態で計測される値であり、記憶部４８に予め記憶されている。   In the peeling detection mode, the peeling detection unit 491 is based on the TOF data from when the ultrasonic wave is output from the peeling detection transmission unit 241 until the reflected ultrasonic wave is received by the peeling detection reception unit 242. And whether the skin 2 of the living body 1 is in close contact with each other or whether there is peeling. Specifically, the peeling detection unit 491 determines that peeling exists when the numerical value of the TOF data detected in the peeling detection mode is equal to or less than a preset adhesion layer surface reflection time. As shown in FIG. 6, the adhesion layer surface reflection time is reflected from the surface of the adhesion layer 25 from the timing at which the ultrasonic wave is output from the peeling detection transmission unit 241, and the peeling detection receiving unit. This is the time from when the received signal is received at 242 until the received signal is input to the reception measuring unit 46. Such adhesion layer surface reflection time is a value measured in a state in which no other substance is adhered to the adhesion layer 25 at the time of manufacture, for example, and is stored in the storage unit 48 in advance.

測定部位設定手段４９２は、測定部位である器官を設定する。具体的には、測定部位設定手段４９２は、例えばユーザーにより操作部１０４が操作されることで設定入力される入力信号に基づいて、測定部位である器官を設定する。
周波数設定手段４９３は、駆動素子切替回路４１とともに本発明の周波数変更手段を構成する。この周波数設定手段４９３は、記憶部４８から測定対応データを読み込み、測定部位設定手段４９２において設定された器官に対応する器官データと、当該器官データに関連付けられた周波数データを読み出す。そして、周波数設定手段４９３は、補正モード及び測定モードにおいて、送信部２２に配置された超音波トランスデューサー３０のうち、周波数データに示される周波数の超音波を出力可能な超音波トランスデューサー３０を駆動させるように、駆動素子切替回路４１に周波数選択信号を出力する。これにより、補正モード及び測定モードにおいて、駆動素子切替回路４１は、周波数設定手段４９３により指定された周波数の超音波を出力可能な超音波トランスデューサー３０に対して駆動信号を出力可能な状態に、スイッチされる。
距離測定手段４９４は、補正モード及び測定モードにおいて、中央演算回路４９に入力されたＴＯＦデータに基づいて、超音波が反射された位置の皮膚２からの距離を測定（算出）する。 The measurement site setting means 492 sets an organ that is a measurement site. Specifically, the measurement site setting unit 492 sets an organ that is a measurement site based on an input signal that is set and input when the operation unit 104 is operated by a user, for example.
The frequency setting means 493 constitutes the frequency changing means of the present invention together with the drive element switching circuit 41. The frequency setting unit 493 reads measurement correspondence data from the storage unit 48, and reads organ data corresponding to the organ set by the measurement site setting unit 492 and frequency data associated with the organ data. The frequency setting unit 493 drives the ultrasonic transducer 30 that can output the ultrasonic wave having the frequency indicated by the frequency data among the ultrasonic transducers 30 arranged in the transmission unit 22 in the correction mode and the measurement mode. The frequency selection signal is output to the drive element switching circuit 41 so that the drive element switching circuit 41 can operate. Thereby, in the correction mode and the measurement mode, the drive element switching circuit 41 is in a state in which a drive signal can be output to the ultrasonic transducer 30 that can output an ultrasonic wave having a frequency specified by the frequency setting unit 493. Switched.
The distance measuring unit 494 measures (calculates) the distance from the skin 2 at the position where the ultrasonic wave is reflected, based on the TOF data input to the central processing circuit 49 in the correction mode and the measurement mode.

反射波特定手段４９５は、補正モードにおいて、記憶部４８から測定対応データを読み込み、測定部位設定手段４９２において設定された器官に対応する器官データと、当該器官データに関連付けられた深さ範囲データを読み出す。そして、距離測定手段４９４により算出された、皮膚から反射位置までの距離のうち、深さ範囲データに示された深さ寸法の範囲に対応した距離を抽出し、当該距離の算出において用いられたＴＯＦデータに対応した受信信号を特定する。つまり、反射波特定手段４９５は、送信部２２から発信されて受信部２３にて受信された超音波のうち、測定対象である器官で反射された超音波を特定する。
また、反射波特定手段４９５は、測定モードにおいても、測定部位である器官に対応した受信信号、及びＴＯＦデータを特定してもよい。 In the correction mode, the reflected wave specifying unit 495 reads the measurement correspondence data from the storage unit 48, and obtains the organ data corresponding to the organ set by the measurement site setting unit 492 and the depth range data associated with the organ data. read out. Then, the distance corresponding to the range of the depth dimension indicated in the depth range data is extracted from the distance from the skin to the reflection position calculated by the distance measuring means 494, and used in the calculation of the distance. A received signal corresponding to the TOF data is specified. That is, the reflected wave specifying means 495 specifies the ultrasonic wave reflected from the organ to be measured among the ultrasonic waves transmitted from the transmission unit 22 and received by the reception unit 23.
In addition, the reflected wave specifying means 495 may specify the received signal and the TOF data corresponding to the organ that is the measurement site even in the measurement mode.

電圧変更手段４９６は、記憶部４８から測定対応データを読み込み、測定部位設定手段４９２において設定された器官に対応する器官データと、当該器官データに関連付けられた安全規格データと、を読み出す。そして、電圧変更手段４９６は、反射波特定手段４９５において特定された受信信号の信号値（電圧値）が、予め設定された計測可能受信信号値（計測可能受信電圧）以上であり、かつ駆動信号の信号値（電圧値）が安全規格データに示される安全規格信号値以下となるように、超音波信号発信回路４４に補正信号を出力し、超音波信号発信回路４４から出力させる駆動信号の信号値を変化させる。そして、電圧変更手段４９６は、受信信号の信号値が計測可能受信信号値以上であり、駆動信号の信号値が安全規格信号値以下である場合、当該駆動信号を、最適駆動信号として設定する。また、電圧変更手段４９６は、超音波信号発信回路４４に対して制御信号を出力し、設定した最適駆動信号を信号遅延回路４５に出力させる処理をする。
また、上述したように、補正モード中や測定モード中において、定期的に剥がれ検出モードが設定されてもよい。また、この場合、電圧変更手段４９６は、剥がれ検出手段４９１により剥がれが検出された場合に、送信部２２から発信させる超音波を一時的に停止させるなどの処理をしてもよい。 The voltage changing unit 496 reads the measurement correspondence data from the storage unit 48, and reads the organ data corresponding to the organ set by the measurement site setting unit 492 and the safety standard data associated with the organ data. The voltage changing unit 496 has a signal value (voltage value) of the reception signal specified by the reflected wave specifying unit 495 equal to or higher than a preset measurable reception signal value (measurable reception voltage), and a drive signal. The signal of the drive signal to be output from the ultrasonic signal transmission circuit 44 by outputting a correction signal to the ultrasonic signal transmission circuit 44 so that the signal value (voltage value) of the signal is equal to or less than the safety standard signal value indicated in the safety standard data. Change the value. When the signal value of the received signal is equal to or greater than the measurable received signal value and the signal value of the drive signal is equal to or less than the safety standard signal value, the voltage changing unit 496 sets the drive signal as the optimum drive signal. Further, the voltage changing unit 496 outputs a control signal to the ultrasonic signal transmission circuit 44 and performs processing for causing the signal delay circuit 45 to output the set optimum drive signal.
Further, as described above, the peeling detection mode may be set periodically during the correction mode or the measurement mode. In this case, the voltage changing unit 496 may perform processing such as temporarily stopping the ultrasonic wave transmitted from the transmission unit 22 when the peeling detection unit 491 detects the peeling.

測定処理手段４９７は、測定モードにおいて、取得されたＴＯＦデータや、距離測定手段４９４により算出された器官の位置に基づいて、器官の位置座標や状態を測定する。例えば血管中を流れる血液の流速や血圧等を測定する。また測定処理手段４９７は、測定結果を、表示部１０３に表示させたり、図示しない入出力端子から、外部機器に測定結果データを出力したりする。   In the measurement mode, the measurement processing unit 497 measures the position coordinates and state of the organ based on the acquired TOF data and the organ position calculated by the distance measurement unit 494. For example, the blood flow velocity and blood pressure flowing through the blood vessel are measured. The measurement processing unit 497 displays the measurement result on the display unit 103 or outputs the measurement result data to an external device from an input / output terminal (not shown).

［生体検査装置の動作］
次に、上記のような生体検査装置１００により生体検査を実施する際の動作について、具体的には、測定対象の器官に対して、最適な超音波を出力させる超音波センサー制御方法について、図面に基づいて説明する。
図８は、本実施形態の生体検査装置の動作（超音波センサー制御方法）のフローチャートである。 [Operation of biopsy device]
Next, regarding the operation when performing a biopsy by the biopsy device 100 as described above, specifically, an ultrasonic sensor control method for outputting an optimum ultrasonic wave to an organ to be measured is shown in the drawings. Based on
FIG. 8 is a flowchart of the operation (ultrasonic sensor control method) of the biological examination apparatus of the present embodiment.

本実施形態の生体検査装置１００を用いて、生体検査を実施するには、まず、センサー窓１０５から露出したセンサー部２０の密着層２５を生体１の皮膚２に対して密着させた状態で、例えばバンド１０２により当該生体検査装置１００を固定する。
そして、ユーザーにより操作部１０４が操作されることで、電源が投入されると、制御部４０の剥がれ検出手段４９１は、図８に示すように、剥がれ検出処理を実施する（ステップＳ１）。 In order to perform a biopsy using the biopsy device 100 of the present embodiment, first, in a state where the adhesion layer 25 of the sensor unit 20 exposed from the sensor window 105 is in close contact with the skin 2 of the living body 1, For example, the biopsy device 100 is fixed by a band 102.
When the operation unit 104 is operated by the user and the power is turned on, the peeling detection unit 491 of the control unit 40 performs a peeling detection process as shown in FIG. 8 (step S1).

図９は、本実施形態の生体検査装置１００における剥がれ検出処理の動作を示すフローチャートである。図１０は、本実施形態の生体検査装置１００における剥がれ検出処理におけるタイミングチャートである。
この剥がれ検出処理では、剥がれ検出手段４９１は、超音波モード切替制御部４３に制御信号を出力する。これにより、超音波モード切替制御部４３は、生体検査装置１００の動作モードを剥がれ検出モードに設定する。これにより、超音波モード切替制御部４３は、駆動素子切替回路４１、送受信切替回路４２及び超音波モード切替制御部４３に発信モードに切り替える旨の制御信号を出力する。また、電圧変更手段４９６は、送受信切替回路４２に剥がれ検出用の駆動信号を生成する旨の補正信号を出力する。これにより、超音波信号発信回路４４から剥がれ検出用駆動信号が出力され、当該駆動信号は、信号遅延回路４５、送受信切替回路４２、駆動素子切替回路４１を介して、剥がれ検出部２４の剥がれ検出用送信部２４１に出力され、剥がれ検出用送信部２４１の各超音波トランスデューサー３０が駆動して超音波が出力される（ステップＳ１１）。また、この時、超音波モード切替制御部４３は、計時部をリセットし、計時部のカウントを開始させる。 FIG. 9 is a flowchart showing the operation of the peeling detection process in the biological examination apparatus 100 of the present embodiment. FIG. 10 is a timing chart in the peeling detection process in the biological examination apparatus 100 of the present embodiment.
In this peeling detection process, the peeling detection unit 491 outputs a control signal to the ultrasonic mode switching control unit 43. Thereby, the ultrasonic mode switching control unit 43 sets the operation mode of the biological examination apparatus 100 to the peeling detection mode. Thereby, the ultrasonic mode switching control unit 43 outputs a control signal for switching to the transmission mode to the drive element switching circuit 41, the transmission / reception switching circuit 42, and the ultrasonic mode switching control unit 43. Further, the voltage changing unit 496 outputs a correction signal to the effect that a drive signal for peeling detection is generated to the transmission / reception switching circuit 42. As a result, a peeling detection drive signal is output from the ultrasonic signal transmission circuit 44, and the drive signal is detected by the peeling detection unit 24 via the signal delay circuit 45, the transmission / reception switching circuit 42, and the drive element switching circuit 41. The ultrasonic wave is output to the transmission unit 241 and the ultrasonic transducers 30 of the peeling detection transmission unit 241 are driven to output ultrasonic waves (step S11). At this time, the ultrasonic mode switching control unit 43 resets the time measuring unit and starts counting of the time measuring unit.

この後、超音波モード切替制御部４３は、動作モードを受信モードに切り替え、剥がれ検出部２４の剥がれ検出用受信部２４２により反射超音波を受信させる（ステップＳ１２）。これにより、剥がれ検出用受信部２４２の超音波トランスデューサー３０から出力された受信信号が駆動素子切替回路４１、送受信切替回路４２を介して受信計測部４６に入力され、受信計測部４６において、計時部でカウントされた時間（ＴＯＦデータ）が取得される。   Thereafter, the ultrasonic mode switching control unit 43 switches the operation mode to the reception mode, and the reflected ultrasonic waves are received by the peeling detection receiving unit 242 of the peeling detection unit 24 (step S12). As a result, the reception signal output from the ultrasonic transducer 30 of the peeling detection receiving unit 242 is input to the reception measurement unit 46 via the drive element switching circuit 41 and the transmission / reception switching circuit 42, and the reception measurement unit 46 counts time. The time (TOF data) counted in the section is acquired.

次に、剥がれ検出手段４９１は、ステップＳ１２において取得したＴＯＦデータが、密着層表面反射時間Ｔ１以下であるか否かを判断する（ステップＳ１３）。
このステップＳ１３において、ＴＯＦデータの値が、密着層表面反射時間Ｔ１以下である場合（図１０におけるパターンＩの場合）、剥がれ検出手段４９１は、密着層２５が生体１から剥がれており、密着層２５と皮膚２との間に空気層が介在している状態である「剥がれ有」と判定する（ステップＳ１４）。この場合、ステップＳ１１に戻り、剥がれ検出処理を続行する。また、剥がれが検出された場合、制御部４０は、例えば表示部１０３に剥がれが検出された旨の警告を表示させる処理を実施してもよい。 Then, peeling detection unit 491, TOF data acquired in step S12 it is determined whether a less adhesion layer surface reflection time T 1 (step S13).
In this step S13, the value of the TOF data, if the adhesion layer surface reflection is time T 1 below (the case of the pattern I in FIG. 10), peeling detection means 491 is adhesion layer 25 is peeled off from the living body 1, adhesion It is determined that there is “peeling” in which an air layer is interposed between the layer 25 and the skin 2 (step S14). In this case, the process returns to step S11 to continue the peeling detection process. Further, when peeling is detected, the control unit 40 may perform a process of displaying a warning that peeling has been detected on the display unit 103, for example.

ステップＳ１３において、ＴＯＦデータの値が、密着層表面反射時間Ｔ１より大きい場合、剥がれ検出手段４９１は、更に、当該ＴＯＦデータが、密着層表面反射時間Ｔ１終了後から、次の超音波が発信されるまでの待機間隔時間Ｔ２の間の値であるか否かを判断する（ステップＳ１５）。
このステップＳ１５において、ＴＯＦデータが待機間隔時間Ｔ２以上経っても取得されていない場合（図１０におけるパターンIIの場合）、生体１内で超音波が減衰したと判断し、剥がれ検出用の駆動信号を１段階上げる処理をして（ステップＳ１６）、ステップＳ１１に戻る。ここで、駆動信号の上下幅である１段階とは、超音波信号発信回路４４に含まれるＤＡコンバーターや、ＤＰＭ等の電圧変更装置における電圧可変制御が可能な最小単位を設定することができる。 In step S13, the value of the TOF data is greater than the adhesion layer surface reflection time T 1, peeling detecting means 491, further, the TOF data, from the adhesion layer surface reflection time T 1 after the end, the following ultrasound determining whether a value between the waiting time interval T 2 of the until transmitted (step S15).
In step S15, (the case of the pattern II in FIG. 10) If the TOF data is not acquired even after the waiting time interval T 2 above, in the living body 1 determines that the ultrasound is attenuated, drive for detecting peeling The signal is increased by one level (step S16), and the process returns to step S11. Here, the one stage which is the vertical width of the drive signal can set a minimum unit capable of variable voltage control in a DA converter included in the ultrasonic signal transmission circuit 44 or a voltage changing device such as a DPM.

一方、ステップＳ１５において、ＴＯＦデータが、密着層表面反射時間Ｔ１の経過後から待機間隔時間Ｔ２終了までの間の値である場合（図１０におけるパターンIIIの場合）、剥がれ検出手段４９１は、密着層２５と生体１の皮膚２とが密着された状態であり、「剥がれ無」と判定する（ステップＳ１７）。 On the other hand, in step S15, TOF data, if after lapse of the adhesive layer surface reflection time T 1 is a value until the wait interval time T 2 ends (in the case of the pattern III in FIG. 10), peeling detector 491 The contact layer 25 and the skin 2 of the living body 1 are in close contact with each other, and it is determined that “there is no peeling” (step S17).

なお、上述したように、上記のような剥がれ検出手段は、超音波モード切替制御部４３により設定される動作モードが補正モードや測定モードである場合においても、定期的に実施されていてもよい。
この場合、剥がれ検出手段４９１により「剥がれ有」と判定された場合、図１０に示すように、送信部２２に出力する駆動信号を停止させる処理を実施することで、無駄な電力消費を抑えることが可能となる。 Note that, as described above, the peeling detection unit as described above may be periodically performed even when the operation mode set by the ultrasonic mode switching control unit 43 is the correction mode or the measurement mode. .
In this case, when it is determined by the peeling detection means 491 that “peeling is present”, as shown in FIG. 10, the process of stopping the drive signal output to the transmission unit 22 is performed, thereby suppressing unnecessary power consumption. Is possible.

図８に戻り、以上のようなステップＳ１の剥がれ検出処理において、「剥がれ無」と判定された場合、生体検査装置１００により生体検査を実施するための初期設定を実施する（ステップＳ２）。
この初期設定では、ユーザーの操作部１０４の操作により、測定対象者の諸条件、例えば乳児、幼児、小児、成人等の年齢に関する条件、性別に関する条件、体脂肪率等の身体状態に関する条件が入力されると、制御部４０は、記憶部４８から、入力された諸条件に対応した測定対応データを読み込む。また、制御部４０の測定部位設定手段４９２は、ユーザーの操作部１０４の操作により、測定部位である器官が指定されると、読み込んだ測定対応データから、指定された測定部位の器官の器官データに関連付けられた周波数データを取得する。そして、測定部位設定手段４９２は、この周波数データに基づいて、駆動素子切替回路４１を制御して、当該駆動素子切替回路４１のスイッチング状態を切り替える。これにより、超音波信号発信回路４４で生成された駆動信号が、測定部位の器官に対応した周波数の超音波を出力する超音波トランスデューサー３０に入力される状態となる。 Returning to FIG. 8, in the above-described peeling detection process in step S <b> 1, when it is determined that “no peeling”, initial setting for performing a biological examination is performed by the biological examination apparatus 100 (step S <b> 2).
In this initial setting, various conditions of the measurement subject, for example, conditions related to the age of infants, infants, children, adults, etc., conditions related to gender, and conditions related to physical conditions such as body fat percentage are input by the operation of the operation unit 104 by the user. Then, the control unit 40 reads measurement correspondence data corresponding to the input various conditions from the storage unit 48. Further, the measurement site setting means 492 of the control unit 40, when an organ as the measurement site is designated by the operation of the user operation unit 104, the organ data of the organ of the designated measurement site from the read measurement correspondence data. Get frequency data associated with. Then, the measurement site setting means 492 controls the drive element switching circuit 41 based on this frequency data, and switches the switching state of the drive element switching circuit 41. As a result, the drive signal generated by the ultrasonic signal transmission circuit 44 is input to the ultrasonic transducer 30 that outputs ultrasonic waves having a frequency corresponding to the organ at the measurement site.

この後、超音波モード切替制御部４３は、生体検査装置１００の動作モードを補正モードに切り替えて、補正処理が実施される（ステップＳ４）。
図１１は、本実施形態の生体検査装置１００における補正処理の動作を示すフローチャートである。
図１２は、補正処理における各信号のタイミングチャートである。
この補正処理では、図１１に示すように、制御部４０の電圧変更手段４９６は、まず超音波信号発信回路４４から発信させる初期駆動電圧を設定する（ステップＳ３１）。この初期駆動信号の信号値（電圧値）Ｖｏｕｔとしては、例えば、予め臨床実験等によって最適化された信号値や、実験的に送受信動作が可能な最小信号値を設定することができる。また、前回測定時の最適駆動信号の信号値を記憶部４８に記憶しておいて初期駆動信号の信号値として設定してもよい。 Thereafter, the ultrasound mode switching control unit 43 switches the operation mode of the biological examination apparatus 100 to the correction mode, and the correction process is performed (step S4).
FIG. 11 is a flowchart showing the operation of the correction process in the biological examination apparatus 100 of the present embodiment.
FIG. 12 is a timing chart of each signal in the correction process.
In this correction process, as shown in FIG. 11, the voltage changing means 496 of the control unit 40 first sets an initial drive voltage to be transmitted from the ultrasonic signal transmission circuit 44 (step S31). As the signal value (voltage value) Vout of the initial drive signal, for example, a signal value optimized in advance by a clinical experiment or a minimum signal value that can be experimentally transmitted and received can be set. Further, the signal value of the optimum drive signal at the previous measurement may be stored in the storage unit 48 and set as the signal value of the initial drive signal.

次に、電圧変更手段４９６は、設定されている駆動信号の信号値Ｖｏｕｔが、ステップＳ２において読み込んだ安全規格データに示される安全規格信号値ＶＳＡＦＥ以下であるか否かを判定する（ステップＳ３２）。
このステップＳ３２において、図１２のパターンIVに示すように、信号値Ｖｏｕｔが安全規格信号値ＶＳＡＦＥより大きい場合、電圧変更手段４９６は、超音波信号発信回路４４に補正信号を出力して、信号値Ｖｏｕｔを生体１段階下げる処理をする（ステップＳ３３）。ここでの１段階とは、上記剥がれ検出用駆動電圧の上下幅と同様、超音波信号発信回路４４に含まれるＤＡコンバーターや、ＤＰＭ等の電圧変更装置における電圧可変制御が可能な最小単位を設定することができる。そして、ステップＳ３２及びステップＳ３３の処理を、信号値Ｖｏｕｔが安全規格信号値ＶＳＡＦＥ以下となるまで繰り返す。 Next, the voltage changing unit 496 determines whether or not the set signal value V out of the drive signal is equal to or less than the safety standard signal value V SAFE indicated in the safety standard data read in Step S2 (Step S2). S32).
In this step S32, as shown in the pattern IV of FIG. 12, when the signal value V out is larger than the safety standard signal value V SAFE , the voltage changing unit 496 outputs a correction signal to the ultrasonic signal transmission circuit 44, A process of lowering the signal value Vout by one level of the living body is performed (step S33). Here, the first level is the minimum unit that can be subjected to voltage variable control in a DA converter included in the ultrasonic signal transmission circuit 44 or a voltage changing device such as a DPM, as well as the upper and lower widths of the drive voltage for peeling detection. can do. Then, the processes of step S32 and step S33 are repeated until the signal value Vout becomes equal to or less than the safety standard signal value VSAFE .

そして、ステップＳ３２において、駆動信号の信号値Ｖｏｕｔが安全規格信号値ＶＳＡＦＥ以下であると判断されると、当該駆動電圧の信号値ＶｏｕｔをステップＳ２により設定された送信部２２の超音波トランスデューサー３０に対して出力し、超音波を発信させ（ステップＳ３４：駆動信号印加ステップ）、反射された超音波を受信部２３にて受信させる（ステップＳ３５：受信信号取得ステップ）。そして、受信部２３から出力された受信信号が受信計測部４６に入力されると、ＴＯＦデータを取得する。
この後、距離測定手段４９４は、取得したＴＯＦデータ、及び音速等に基づいて、超音波が反射された位置を検出、すなわち、皮膚２から反射位置までの距離を算出する（ステップＳ３６）。次に、反射波特定手段４９５は、ステップＳ３６により算出された距離が、ステップＳ２により取得した器官データに関連付けられた深さ範囲データに示される深さ寸法となるものを抽出し、そのＴＯＦデータ、及び当該ＴＯＦデータに対応した受信信号の信号値（電圧値）Ｖｉｎを特定する（ステップＳ３７）。つまり、反射波特定手段４９５は、送信部２２から発信された超音波のうち、測定部位である器官にて反射されて受信部２３に入力された反射超音波を特定する。 When it is determined in step S32 that the signal value Vout of the drive signal is equal to or less than the safety standard signal value VSAFE , the ultrasonic wave of the transmission unit 22 in which the signal value Vout of the drive voltage is set in step S2. The output is made to the transducer 30 to transmit an ultrasonic wave (step S34: drive signal applying step), and the reflected ultrasonic wave is received by the receiving unit 23 (step S35: received signal acquiring step). When the reception signal output from the reception unit 23 is input to the reception measurement unit 46, TOF data is acquired.
Thereafter, the distance measuring unit 494 detects the position where the ultrasonic wave is reflected based on the acquired TOF data, the sound speed, and the like, that is, calculates the distance from the skin 2 to the reflection position (step S36). Next, the reflected wave specifying means 495 extracts the distance calculated in step S36 having a depth dimension indicated in the depth range data associated with the organ data acquired in step S2, and the TOF data. , and it identifies the signal value of the received signal corresponding to the TOF data (voltage value) V in (step S37). That is, the reflected wave specifying unit 495 specifies the reflected ultrasonic wave reflected by the organ that is the measurement site and input to the receiving unit 23 among the ultrasonic waves transmitted from the transmitting unit 22.

そして、電圧変更手段４９６は、ステップＳ３７により特定された受信信号の信号値Ｖｉｎが、図１２のパターンＶに示すように、予め設定された計測可能受信信号値（計測可能受信電圧）Ｖｍ以上であるか否かを判断する（ステップＳ３８）。このステップＳ３８において、電圧変更手段４９６は、受信信号の信号値Ｖｉｎが計測可能受信信号値Ｖｍよりも小さい場合、駆動信号の信号値Ｖｏｕｔを１段階上げるように、超音波信号発信回路４４に補正信号を出力する。これにより、超音波信号発信回路４４から出力される駆動信号の電圧が生体１段階分上昇し、超音波トランスデューサー３０から出力される超音波の出力値が大きくなる。なお、ここでの電圧上げ幅としては、上記ステップＳ３３と同様に、超音波信号発信回路４４に含まれるＤＡコンバーターや、ＤＰＭ等の電圧変更装置における電圧可変制御が可能な最小単位を設定することができる。 The voltage changing means 496 then sets the measurable received signal value (measurable received voltage) V m set in advance so that the signal value V in of the received signal specified in step S37 is as shown by the pattern V in FIG. It is determined whether or not the above is true (step S38). In step S38, when the signal value V in of the received signal is smaller than the measurable received signal value V m , the voltage changing unit 496 increases the signal value V out of the drive signal by one step. 44 outputs a correction signal. As a result, the voltage of the drive signal output from the ultrasonic signal transmission circuit 44 increases by one stage in the living body, and the output value of the ultrasonic wave output from the ultrasonic transducer 30 increases. In addition, as the voltage increase width here, as in step S33, a minimum unit capable of variable voltage control in a DA converter included in the ultrasonic signal transmission circuit 44 or a voltage changing device such as a DPM is set. it can.

一方、ステップＳ３８において、図１２のパターンVIに示すように、受信信号の信号値Ｖｉｎが計測可能受信信号値Ｖｍ以上である場合、電圧変更手段４９６は、当該受信信号が受信された際の駆動信号を最適駆動信号として設定する（ステップＳ４０）。
以上により、補正処理が終了する。 On the other hand, when the signal value V in of the received signal is equal to or greater than the measurable received signal value V m in step S38, as shown in the pattern VI of FIG. 12, the voltage changing unit 496 receives the received signal. Is set as the optimum drive signal (step S40).
Thus, the correction process ends.

この補正処理の後、図８に示すように、計測処理が実施される（ステップＳ４）。この計測処理では、電圧変更手段４９６は、超音波信号発信回路４４に、補正処理において設定された最適駆動信号を出力するように指示する。これにより、送信部２２から、測定部位の器官や器官の位置に対応した最適周波数で、最適駆動信号に応じた最適な出力値の超音波が出力され、受信信号の受信感度を向上させることができる。
そして、このステップＳ４の計測処理では、上記のような最適な受信感度で取得された受信信号に基づいて、ＴＯＦデータを取得し、測定処理手段４９７は、当該ＴＯＦデータに基づいて、器官位置、器官の状態等の各種測定処理を実施する。 After this correction processing, measurement processing is performed as shown in FIG. 8 (step S4). In this measurement process, the voltage changing unit 496 instructs the ultrasonic signal transmission circuit 44 to output the optimum drive signal set in the correction process. Thereby, an ultrasonic wave having an optimal output value corresponding to the optimal drive signal is output from the transmission unit 22 at an optimal frequency corresponding to the organ of the measurement site and the position of the organ, thereby improving the reception sensitivity of the received signal. it can.
In the measurement process of step S4, the TOF data is acquired based on the received signal acquired with the optimal reception sensitivity as described above, and the measurement processing unit 497 determines the organ position, Various measurement processes such as organ status are performed.

［本実施形態の作用効果］
上述したように、本実施形態の生体検査装置１００では、センサー部２０の送信部２２には、発信周波数帯域が異なる複数の超音波トランスデューサー３０を備え、制御部４０の周波数設定手段４９３及び駆動素子切替回路４１は、ユーザーの指定した測定部位に応じて、駆動させる送信部２２の超音波トランスデューサー３０を変更する。このため、測定部位に対応した最適な周波数の超音波を出力することができる。
また、制御部４０の電圧変更手段４９６は、受信部２３から出力された受信信号の信号値Ｖｉｎと、計測可能受信信号値Ｖｍとを比較して、信号値Ｖｉｎが計測可能受信信号値Ｖｍ以上となるように、超音波信号発信回路４４から出力される駆動電圧を変更する処理を実施する。
このため、本実施形態の生体検査装置１００では、測定部位に応じた最適な出力値で、最適周波数の超音波を出力することができる。これにより、計測に適した受信信号を受信することができ、正確なＴＯＦデータを取得することができる。したがって、このような正確なＴＯＦデータにより、正確な生体検査を実施することができる。 [Operational effects of this embodiment]
As described above, in the biological examination apparatus 100 of the present embodiment, the transmission unit 22 of the sensor unit 20 includes the plurality of ultrasonic transducers 30 having different transmission frequency bands, and the frequency setting unit 493 and the drive of the control unit 40 are driven. The element switching circuit 41 changes the ultrasonic transducer 30 of the transmitter 22 to be driven according to the measurement site designated by the user. For this reason, the ultrasonic wave of the optimal frequency corresponding to a measurement site | part can be output.
Further, the voltage changing means 496 of the control unit 40, the signal value V in of the received signals output from the receiving unit 23, compares the measurable received signal values V m, the signal value V in the measurement can receive signals as the above value V m, it carries out a process of changing the drive voltage output from the ultrasonic signal transmission circuit 44.
For this reason, in the biopsy apparatus 100 of this embodiment, the ultrasonic wave of the optimal frequency can be output with the optimal output value according to the measurement region. Thereby, a reception signal suitable for measurement can be received, and accurate TOF data can be acquired. Therefore, an accurate biopsy can be performed using such accurate TOF data.

また、本実施形態の生体検査装置１００では、センサー部２０のセンサー基板２１の外周部に沿って剥がれ検出部２４が設けられ、剥がれ検出手段４９１は、剥がれ検出部２４の駆動により得られたＴＯＦデータに基づいて、密着層２５と生体１の皮膚２との密着状態を検出する。そして、剥がれ検出手段４９１は、密着層２５及び皮膚２の剥がれにより適切な駆動信号の設定や、超音波による生体検査ができない状態では、当該補正処理及び測定処理を行わず、密着層２５及び皮膚２が密着していると判断した場合に、補正処理や測定処理を実施する。このため、補正処理において、より適切な駆動信号の設定を行うことができ、測定処理において、正確な測定処理を行うことができる。
また、剥がれ検出部２４は、密着層２５と皮膚２とが剥がれやすいセンサー部２０の外周部の角部に設けられている。このため、剥がれ検出部２４により僅かな剥がれをも確実に検出することができ、より確実に密着層２５と皮膚２とが密着した状態での補正処理及び測定処理を実施することができる。
さらに、剥がれ検出手段４９１は、生体検査装置１００の起動時のみではなく、補正処理時や測定処理時においても定期的に剥がれ検出処理を実施してもよく、補正処理中や、測定処理中での密着層２５及び皮膚２の剥がれをも検出することができる。この場合、剥がれ検出手段４９１は、剥がれを検出すると、送信部２２の各超音波トランスデューサー３０への駆動信号の出力を停止させる。このため、密着層２５が皮膚２から剥がれている状態での超音波の受発信が実施されることがなく、不適切なＴＯＦデータに基づいた補正処理や測定処理を避けることができる。 Moreover, in the biological examination apparatus 100 of this embodiment, the peeling detection part 24 is provided along the outer peripheral part of the sensor substrate 21 of the sensor part 20, and the peeling detection means 491 is the TOF obtained by driving the peeling detection part 24. Based on the data, the close contact state between the close contact layer 25 and the skin 2 of the living body 1 is detected. Then, the peeling detection unit 491 does not perform the correction process and the measurement process in a state where an appropriate drive signal cannot be set due to the peeling of the adhesion layer 25 and the skin 2 and the biopsy by the ultrasonic wave cannot be performed. When it is determined that 2 is in close contact, correction processing and measurement processing are performed. For this reason, a more appropriate drive signal can be set in the correction process, and an accurate measurement process can be performed in the measurement process.
Moreover, the peeling detection part 24 is provided in the corner | angular part of the outer peripheral part of the sensor part 20 with which the contact | adherence layer 25 and the skin 2 are easy to peel off. For this reason, even the slight peeling can be reliably detected by the peeling detection unit 24, and the correction process and the measurement process in a state where the adhesion layer 25 and the skin 2 are in close contact with each other can be more reliably performed.
Further, the peeling detection unit 491 may periodically perform the peeling detection process not only when the biopsy apparatus 100 is started but also during the correction process and the measurement process. The peeling of the adhesion layer 25 and the skin 2 can also be detected. In this case, the peeling detection unit 491 stops the output of the drive signal to each ultrasonic transducer 30 of the transmission unit 22 when the peeling is detected. For this reason, the transmission / reception of ultrasonic waves in the state where the adhesion layer 25 is peeled off from the skin 2 is not performed, and correction processing and measurement processing based on inappropriate TOF data can be avoided.

また、本実施形態の生体検査装置１００では、距離測定手段４９４により超音波が反射された反射位置を算出し、反射波特定手段４９５により、算出された反射位置のうち、測定部位である器官が反射位置となっているＴＯＦデータ及び受信信号を特定し、測定部位で反射された反射超音波を特定する。そして、電圧変更手段４９６は、反射超音波の受信信号の信号値Ｖｉｎが、計測可能受信信号値Ｖｍ以上となるように、駆動信号の信号値Ｖｏｕｔを変更する処理を実施する。
これにより、例えば測定部位と異なる位置で反射された超音波の受信信号が強く、測定部位で反射された超音波の受信信号が弱い場合でも、測定部位で反射された超音波の受信信号を計測可能受信信号値以上に設定することができる。これにより、生体検査装置１００により測定したい測定部位に対応した適切な駆動信号により、当該測定部位の測定を精度よく実施することができる。 Further, in the living body inspection apparatus 100 of the present embodiment, the reflection position where the ultrasonic wave is reflected by the distance measuring unit 494 is calculated, and the organ that is the measurement site is calculated among the calculated reflection positions by the reflected wave specifying unit 495. The TOF data and the reception signal that are the reflection position are specified, and the reflected ultrasonic wave reflected at the measurement site is specified. Then, the voltage changing unit 496 performs a process of changing the signal value V out of the drive signal so that the signal value V in of the reflected ultrasonic reception signal is equal to or greater than the measurable received signal value V m .
As a result, for example, even when the ultrasonic reception signal reflected at a position different from the measurement site is strong and the ultrasonic reception signal reflected at the measurement site is weak, the ultrasonic reception signal reflected at the measurement site is measured. It can be set higher than the possible received signal value. Thereby, the measurement of the measurement part can be performed with high accuracy by an appropriate drive signal corresponding to the measurement part to be measured by the biopsy apparatus 100.

また、本実施形態では、測定部位である器官や、測定対象であるユーザーの個人差に応じて、安全に測定が実施できるように、安全規格信号値が設定されており、電圧変更手段４９６は、駆動信号の信号値を、安全規格信号値以下となるように設定する。
このため、例えば乳幼児や眼球など、超音波の出力値により損傷を受ける可能性がある箇所に対しても、安全な超音波を送出することができる。したがって、生体検査時の健康を損なうことなく、安全な生体検査を実施することができる。
また、測定対応データとして、乳幼児や小児、大人といった年齢だけでなく、性別や体脂肪率等によって異なるデータが記憶されている。したがって、測定部位である器官が位置する深さ範囲等、個人差によって差が生じたとしても、測定対象者に対応して適切な駆動信号の設定を実施することができ、信頼性が高い生体検査を実施することができる。 In the present embodiment, the safety standard signal value is set so that the measurement can be performed safely according to the individual difference between the organ that is the measurement site and the user who is the measurement target, and the voltage changing unit 496 The signal value of the drive signal is set to be equal to or less than the safety standard signal value.
For this reason, for example, safe ultrasonic waves can be transmitted to places that may be damaged by ultrasonic output values, such as infants and eyeballs. Therefore, a safe biopsy can be performed without damaging the health at the time of the biopsy.
In addition, data corresponding to not only the age of infants, children, adults, but also gender, body fat percentage, etc. is stored as measurement correspondence data. Therefore, even if there is a difference due to individual differences such as the depth range in which the organ that is the measurement site is located, an appropriate drive signal can be set according to the measurement subject, and a highly reliable living body Inspection can be performed.

［変形例］
なお、本発明は前述の実施形態に限定されるものではなく、本発明の目的を達成できる範囲での変形、改良等は本発明に含まれるものである。 [Modification]
It should be noted that the present invention is not limited to the above-described embodiments, and modifications, improvements, and the like within the scope that can achieve the object of the present invention are included in the present invention.

例えば、上記実施形態では、剥がれ検出手段４９１は、剥がれ検出部２４の剥がれ検出用送信部２４１及び剥がれ検出用受信部２４２により超音波の発信及び受信を行い、剥がれ検出用受信部２４２から入力された受信信号の入力タイミングをＴＯＦデータとして、剥がれ検出処理を実施したが、これに限定されない。例えば、剥がれ検出手段４９１は、送信部２２及び受信部２３により超音波の発信及び受信を行い、受信部２３から入力された受信信号の入力タイミングをＴＯＦデータとし、このＴＯＦデータと密着層表面反射時間Ｔ１とを比較して剥がれ検出を実施してもよい。
更に、剥がれ検出手段４９１は、剥がれ検出部２４による剥がれ検出に加えて、送信部２２及び受信部２３により剥がれ検出を実施する処理をしてもよい。 For example, in the above-described embodiment, the peeling detection unit 491 transmits and receives ultrasonic waves by the peeling detection transmission unit 241 and the peeling detection reception unit 242 of the peeling detection unit 24, and is input from the peeling detection reception unit 242. Although the peeling detection process was performed using the input timing of the received signal as the TOF data, the present invention is not limited to this. For example, the peeling detection unit 491 transmits and receives ultrasonic waves by the transmission unit 22 and the reception unit 23, and uses the input timing of the reception signal input from the reception unit 23 as TOF data, and this TOF data and the adhesion layer surface reflection time T 1 and may be carried out to peeling detection compared.
Further, the peeling detection unit 491 may perform a process of performing the peeling detection by the transmission unit 22 and the reception unit 23 in addition to the peeling detection by the peeling detection unit 24.

また、剥がれ検出手段４９１により剥がれが検出された際、表示部１０３に警告を表示させてもよく、さらに、生体検査装置１００がスピーカー等の音声出力装置を備える構成であれば、スピーカーから音声により警告を流してもよい。また、警告灯などを点灯させる構成としてもよい。   In addition, when peeling is detected by the peeling detection unit 491, a warning may be displayed on the display unit 103. Furthermore, if the biopsy device 100 is configured to include a sound output device such as a speaker, the sound is output from the speaker. A warning may be given. Moreover, it is good also as a structure which lights a warning lamp etc.

さらに、上記実施形態において、反射波特定手段４９５は、測定対象となる器官で反射された反射超音波を特定し、電圧変更手段４９６は、この反射超音波の受信信号の信号値が計測可能受信信号値以上となるように、駆動信号の電圧を変化させる構成とした。これに対して、例えば、反射超音波が明らかに測定部位からの反射波である場合などでは、反射波特定手段４９５による反射超音波の特定を実施しない構成としてもよい。このような構成により、処理の簡略化ができ、迅速な補正処理を実施することができる。   Further, in the above embodiment, the reflected wave specifying unit 495 specifies the reflected ultrasonic wave reflected by the organ to be measured, and the voltage changing unit 496 can receive the signal value of the received signal of the reflected ultrasonic wave. The drive signal voltage is changed so as to be equal to or higher than the signal value. On the other hand, for example, when the reflected ultrasonic wave is clearly a reflected wave from the measurement site, the reflected ultrasonic wave specifying unit 495 may not specify the reflected ultrasonic wave. With such a configuration, the process can be simplified and a quick correction process can be performed.

また、上記実施形態では、生体検査装置１００として、図１に示したように箱型の装置本体１０１に設けられたセンサー窓１０５からセンサー部２０の密着層２５が露出し、装置本体１０１を生体１の皮膚２に対して固定するタイプの装置を例示したがこれに限定されない。例えば、制御部４０を含む装置本体に対して、接続線によりプローブが接続され、このプローブにセンサー部２０が設けられる構成などとしてもよい。
また、電子機器として、生体検査装置に限られず、ウエハー等の物体の形状等を検査する装置などにも適用できる。この場合、測定部位の破損しやすさ等を考慮して、最適周波数や最適駆動電圧を設定する構成とすることで、測定対象を好適に検査することができる。 Further, in the above embodiment, as the biopsy device 100, the adhesion layer 25 of the sensor unit 20 is exposed from the sensor window 105 provided in the box-type device main body 101 as shown in FIG. Although the apparatus of the type fixed with respect to 1 skin 2 was illustrated, it is not limited to this. For example, a configuration in which a probe is connected to the apparatus main body including the control unit 40 with a connection line and the sensor unit 20 is provided on the probe may be employed.
Further, the electronic apparatus is not limited to a biological inspection apparatus, and can be applied to an apparatus for inspecting the shape of an object such as a wafer. In this case, the measurement target can be suitably inspected by adopting a configuration in which the optimum frequency and the optimum drive voltage are set in consideration of the ease of breakage of the measurement site.

以上、本発明を実施するための最良の構成について具体的に説明したが、本発明は、これに限定されるものではない。すなわち、本発明は、主に特定の実施形態に関して特に図示され、かつ、説明されているが、本発明の技術的思想および目的の範囲から逸脱することなく、以上述べた実施形態に対し、当業者が様々な変形および改良を加えることができるものである。   Although the best configuration for carrying out the present invention has been specifically described above, the present invention is not limited to this. That is, the present invention has been illustrated and described primarily with respect to particular embodiments, but the present invention is not limited to the embodiments described above without departing from the scope of the technical idea and object of the present invention. Various modifications and improvements can be made by a trader.

１…生体（測定対象）、３…器官（測定部位）、２０…センサー部、２１…センサー基板、２４…剥がれ検出部、２５…密着層、３０…超音波トランスデューサーまたは剥がれ検出用超音波トランスデューサー、４０…制御部、４１…周波数変更手段を構成する駆動素子切替回路、４４…超音波信号発信回路（駆動信号印加手段）、４６…受信計測部（受信信号取得手段）、４８…記憶部、４９１…剥がれ検出手段、４９２…測定部位設定手段、４９３…周波数変更手段を構成する周波数設定手段、４９４…距離測定手段、４９５…反射波特定手段、４９６…電圧変更手段。   DESCRIPTION OF SYMBOLS 1 ... Living body (measurement object), 3 ... Organ (measurement site | part), 20 ... Sensor part, 21 ... Sensor board | substrate, 24 ... Peeling detection part, 25 ... Adhesion layer, 30 ... Ultrasonic transducer or ultrasonic transformer for peeling detection Deducer, 40 ... control unit, 41 ... drive element switching circuit constituting frequency changing means, 44 ... ultrasonic signal transmission circuit (drive signal applying means), 46 ... reception measurement part (reception signal acquisition means), 48 ... storage part 491 ... peeling detection means, 492 ... measurement site setting means, 493 ... frequency setting means constituting the frequency changing means, 494 ... distance measuring means, 495 ... reflected wave specifying means, 496 ... voltage changing means.

Claims (6)

発信周波数帯域が異なる複数の超音波トランスデューサーを備えた送信部、及び前記送信部から送信された超音波を受信して受信信号を出力する受信部を備えたセンサー部と、
複数の前記超音波トランスデューサーの駆動を制御する制御部と、を備え、
前記制御部は、
前記送信部の前記超音波トランスデューサーに印加する駆動信号の周波数を変更する周波数変更手段と、
前記発信周波数帯域が前記周波数変更手段により変更された周波数に対応した前記超音波トランスデューサーに対して、前記駆動信号を印加する駆動信号印加手段と、
前記受信部から出力された前記受信信号を検出する受信信号取得手段と、
前記駆動信号の駆動電圧を変更する電圧変更手段と、
を備え、
前記電圧変更手段は、前記受信信号取得手段により取得された前記受信信号の受信電圧が所定の測定可能電圧以上となるように、前記駆動電圧を変更する
ことを特徴とする超音波センサー制御装置。 A transmission unit including a plurality of ultrasonic transducers having different transmission frequency bands, and a sensor unit including a reception unit that receives an ultrasonic wave transmitted from the transmission unit and outputs a reception signal;
A controller that controls driving of the plurality of ultrasonic transducers,
The controller is
Frequency changing means for changing the frequency of the drive signal applied to the ultrasonic transducer of the transmitter;
Drive signal applying means for applying the drive signal to the ultrasonic transducer corresponding to the frequency whose transmission frequency band has been changed by the frequency changing means;
Received signal acquisition means for detecting the received signal output from the receiver;
Voltage changing means for changing the drive voltage of the drive signal;
With
The ultrasonic sensor control device, wherein the voltage changing unit changes the driving voltage so that a reception voltage of the reception signal acquired by the reception signal acquisition unit is equal to or higher than a predetermined measurable voltage. 請求項１に記載の超音波センサー制御装置において、
前記センサー部は、
前記送信部及び前記受信部が配置されるセンサー基板と、
前記センサー基板を覆い、測定対象に密着可能な密着層と、を備え、
前記制御部は、前記駆動信号により前記送信部から超音波が発信された時点から、前記受信部で超音波が受信された時点までの時間に基づいて、前記測定対象と前記密着層との剥がれを検出する剥がれ検出手段を備えた
ことを特徴とする超音波センサー制御装置。 The ultrasonic sensor control device according to claim 1,
The sensor unit is
A sensor substrate on which the transmitter and the receiver are disposed;
An adhesive layer covering the sensor substrate and capable of adhering to a measurement object;
The control unit is configured to peel off the measurement target and the adhesion layer based on a time from when the ultrasonic wave is transmitted from the transmission unit by the drive signal to when the ultrasonic wave is received by the reception unit. An ultrasonic sensor control device comprising: a peeling detection means for detecting 請求項２に記載の超音波センサー制御装置において、
前記センサー部は、剥がれ検出用の超音波を発信する剥がれ検出用送信部、及び前記剥がれ検出用の超音波を受信する剥がれ検出用受信部を備え、
これらの剥がれ検出用送信部及び剥がれ検出用受信部は、前記センサー基板を厚み方向から見た平面視において、前記送信部より外側の位置に設けられ、
前記剥がれ検出手段は、前記剥がれ検出用送信部から剥がれ検出用の超音波が発信された時点から、前記受信部で剥がれ検出用の超音波が受信された時点までの時間に基づいて、前記測定対象と前記密着層との剥がれを検出する
ことを特徴とする超音波センサー制御装置。 The ultrasonic sensor control device according to claim 2,
The sensor unit includes a peeling detection transmitting unit that transmits ultrasonic waves for peeling detection, and a peeling detection receiving unit that receives the ultrasonic waves for peeling detection,
The peeling detection transmitting unit and the peeling detection receiving unit are provided at positions outside the transmission unit in a plan view of the sensor substrate viewed from the thickness direction.
The peeling detection unit is configured to measure the measurement based on a time from when a peeling detection ultrasonic wave is transmitted from the peeling detection transmission unit to when a peeling detection ultrasonic wave is received by the reception unit. An ultrasonic sensor control device that detects peeling of a target and the adhesion layer. 請求項１から請求項３のいずれかに記載の超音波センサー制御装置において、
前記制御部は、
測定対象における測定部位を設定する測定部位設定手段と、
前記測定部位の前記測定対象の表面からの深さ範囲が記憶される記憶部と、
前記駆動信号印加手段により前記送信部から超音波が発信された時点から、前記受信部で超音波が受信された時点までの時間に基づいて、前記送信部から発信された超音波が反射された反射部位の前記測定対象の表面からの距離を測定する距離測定手段と、
前記距離測定手段により測定された距離が、前記測定部位の前記測定対象の表面からの深さ範囲となる超音波を特定する反射波特定手段と、を備え、
前記周波数変更手段は、前記測定部位設定手段により設定された前記測定部位に対する前記深さ範囲に応じて、前記センサー部から出力する超音波の周波数を設定し、
前記電圧変更手段は、前記反射波特定手段により特定された超音波に対応した受信信号の受信電圧が前記測定可能電圧以上となるように、前記駆動電圧を変更する
ことを特徴とする超音波センサー制御装置。 In the ultrasonic sensor control device according to any one of claims 1 to 3,
The controller is
A measurement site setting means for setting a measurement site in the measurement target;
A storage unit for storing a depth range from the surface of the measurement target of the measurement site;
The ultrasonic wave transmitted from the transmission unit is reflected based on the time from when the ultrasonic wave is transmitted from the transmission unit by the drive signal applying unit to the time when the ultrasonic wave is received by the reception unit. Distance measuring means for measuring the distance of the reflection part from the surface of the measurement object;
A reflected wave specifying means for specifying an ultrasonic wave whose distance measured by the distance measuring means is a depth range from the surface of the measurement target of the measurement site;
The frequency changing unit sets the frequency of the ultrasonic wave output from the sensor unit according to the depth range for the measurement site set by the measurement site setting unit,
The ultrasonic sensor, wherein the voltage changing unit changes the drive voltage so that a reception voltage of a reception signal corresponding to the ultrasonic wave specified by the reflected wave specifying unit is equal to or higher than the measurable voltage. Control device. 請求項１から請求項４のいずれかに記載の超音波センサー制御装置を備えた
ことを特徴とする電子機器。 An electronic apparatus comprising the ultrasonic sensor control device according to any one of claims 1 to 4. 発信周波数帯域が異なる複数の超音波トランスデューサーを備えた送信部、及び前記送信部から送信された超音波を受信して受信信号を出力する受信部を備えたセンサー部の駆動を制御する超音波センサー制御方法であって、
前記送信部の前記超音波トランスデューサーに印加する駆動信号の周波数を変更する周波数変更ステップと、
前記発信周波数帯域が前記周波数変更ステップにより変更された周波数に対応した前記超音波トランスデューサーに対して、駆動信号を印加する駆動信号印加ステップと、
前記受信部から出力された前記受信信号を検出する受信信号取得ステップと、
前記駆動信号の駆動電圧を変更する電圧変更ステップと、
を備え、
前記電圧変更ステップは、前記受信信号取得手段により取得された前記受信信号の受信電圧が所定の測定可能電圧以上となるように、前記駆動電圧を変更する
ことを特徴とする超音波センサー制御方法。 Ultrasound that controls driving of a sensor unit that includes a transmission unit including a plurality of ultrasonic transducers having different transmission frequency bands and a reception unit that receives the ultrasonic wave transmitted from the transmission unit and outputs a reception signal A sensor control method,
A frequency changing step for changing the frequency of the drive signal applied to the ultrasonic transducer of the transmitter;
A driving signal applying step of applying a driving signal to the ultrasonic transducer corresponding to the frequency whose transmission frequency band has been changed by the frequency changing step;
A received signal acquisition step of detecting the received signal output from the receiving unit;
A voltage changing step for changing the driving voltage of the driving signal;
With
The ultrasonic sensor control method, wherein the voltage changing step changes the drive voltage so that a reception voltage of the reception signal acquired by the reception signal acquisition unit is equal to or higher than a predetermined measurable voltage.
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