JP4583901B2 - 体腔内診断用超音波プローブ、および体腔内診断用超音波プローブの作製方法 - Google Patents

Description

本発明は、体腔内に挿入して使用され、生体の所要部に超音波を照射し、生体からのエコー信号を受信する超音波トランスデューサアレイを備えた体腔内診断用超音波プローブ、および体腔内診断用超音波プローブの作製方法に関する。

近年、医療分野において、超音波画像を利用した医療診断が実用化されている。超音波画像は、超音波プローブから生体の所要部に超音波を照射し、超音波プローブとコネクタを介して接続された超音波観測器で、生体からのエコー信号を電気的に検出することによって得られる。超音波プローブは、体腔内に挿入して使用する体腔内診断用と、体表に沿って移動させて使用する体腔外診断用とに大別される。体腔内診断用の超音波プローブの駆動方式としては、超音波を送受信する超音波トランスデューサを複数個配置し、駆動する超音波トランスデューサを電子スイッチなどで選択的に切り替える電子スキャン走査方式が知られている。

電子スキャン走査方式の超音波プローブには、プローブ先端に複数個（例えば９４〜１２８個）の超音波トランスデューサを扇状に配置したコンベックス電子走査方式がある。また、プローブ先端の外周に複数個（例えば３６０個）の超音波トランスデューサを配置したラジアル電子走査方式がある。

コンベックス電子走査方式やラジアル電子走査方式のように、複数の超音波トランスデューサを配置した体腔内診断用超音波プローブでは、個々の超音波トランスデューサを励振させるための駆動信号やエコー信号などの各種信号を、超音波プローブ側に設けられた電気回路と超音波観測器との間で送受信するための配線ケーブルが太くなるため、超音波プローブの細径化の妨げとなっていた。

また、許容される配線ケーブルの太さによって超音波トランスデューサの数が制限されるため、超音波画像の解像度が頭打ちになるという問題があった。さらに、配線ケーブルの静電容量の増大によるエコー信号の減衰や、電気インピーダンスの不整合による信号のＳ／Ｎ比の低下だけでなく、配線間のクロストークが発生して誤動作するおそれがあった。

上記問題を解決するために、超音波トランスデューサとエコー信号を増幅する増幅器とを、配線ケーブルを介さずに一体化した超音波トランスデューサ（特許文献１参照）や、複合圧電体を用いた超音波トランスデューサと一体化されたシリコン基板上に電気回路を載置し、電気回路と超音波トランスデューサとを接続する配線ケーブルを不要とした超音波トランスデューサが提案されている（特許文献２参照）。

また、最近、ＭＥＭＳ（Micro Electro Mechanical Systems）技術を応用した静電容量型振動子を用いた超音波トランスデューサが提案されている（特許文献３および非特許文献１参照）。この技術によれば、容易に静電容量型振動子をアレイ状に形成することができ、また、ＣＭＯＳ回路などの電気回路上に、静電容量型振動子を一体的に形成することができる。
特表平２−５０２０７８号公報 特開２０００−２９８１１９号公報 特表２００３−５０３９２３号公報 Oralken et al,"Volumetric Ultrasound Imaging Using 2-D CMUT Arrays",NOVEMBER 2003,IEEE TRANSACTION ON ULTRASONIC,FERROELECTRICS,AND FREQUENCY CONTROL,VOL.50,NO.11

しかしながら、特許文献１および２に記載の技術では、超音波トランスデューサの横方向に増幅器や電気回路を配置しているため、超音波プローブの挿入方向と前記横方向とを一致させて超音波トランスデューサを配置した場合、超音波トランスデューサを含む硬質部分のサイズが大きくなり、超音波プローブを生体内に挿入する際の患者への負担が増すという問題があった。

また、特許文献１および２に記載の技術では、超音波トランスデューサをアレイ状に１次元配列したものを例として挙げているが、超音波トランスデューサの横方向に増幅器や電気回路を配置すると、これらと超音波トランスデューサとの配線が煩雑になるという問題があった。

さらに、特許文献３に記載の技術では、電気回路が超音波トランスデューサの厚み方向に積層されているが、電気回路と配線ケーブルとの接続関係や、超音波トランスデューサの配列、個数などの具体的な記載がなく、特に、コンベックス電子走査方式やラジアル電子走査方式に適する実施形態が記載されていない。

本発明は、上記課題を鑑みてなされたものであり、プローブ先端の細径化を実現することができ、配線ケーブルを用いることによる弊害を軽減することができる体腔内診断用超音波プローブを提供することを目的とする。

また、本発明は、その厚み方向に電気回路のうちの少なくとも一部が積層された超音波トランスデューサアレイが先端に配設された体腔内診断用超音波プローブを簡単に作製することができる体腔内診断用超音波プローブの作製方法を提供することを目的とする。

上記目的を達成するために、本発明は、複数の超音波トランスデューサがアレイ状に配列されてなる超音波トランスデューサアレイが先端に配設された体腔内診断用超音波プローブにおいて、前記超音波トランスデューサの厚み方向に、前記超音波トランスデューサを動作させるための電気回路のうちの少なくとも一部を積層したことを特徴とする。

なお、前記超音波トランスデューサに、圧電素子を用いることが好ましい。あるいは、前記超音波トランスデューサに、静電容量型振動子を用いることが好ましい。

また、前記超音波トランスデューサアレイは、剛性を有する支持体上に、少なくとも、フレキシブル基板、前記電気回路、バッキング材、前記圧電素子、および音響整合層が順次積層された構造を有し、前記バッキング材に、前記電気回路と前記圧電素子とを電気的に接続する配線を設けることが好ましい。

あるいは、前記超音波トランスデューサアレイは、剛性を有する支持体上に、少なくとも、フレキシブル基板、前記電気回路、および前記静電容量型振動子が順次積層された構造を有することが好ましい。この場合、前記支持体と前記フレキシブル基板との間に、バッキング材を設けることが好ましい。あるいは、前記支持体は、超音波吸収機能を有することが好ましい。

前記フレキシブル基板は、配線パターンが設けられた回路基板であることが好ましい。

前記電気回路は、前記超音波トランスデューサからのエコー信号を増幅する増幅器、前記超音波トランスデューサを励振させるための駆動信号と前記エコー信号の送受信を切り替えるスイッチ、複数の前記駆動信号および／または前記エコー信号を選択的に切り替えるマルチプレクサ、前記エコー信号にＡ／Ｄ変換を施すＡ／Ｄ変換器、および前記駆動信号にＤ／Ａ変換を施すＤ／Ａ変換器のうち、少なくとも１つを含むことが好ましい。

前記超音波トランスデューサアレイは、前記複数の超音波トランスデューサを同心円上に配置したラジアル電子走査方式であることが好ましい。

あるいは、前記超音波トランスデューサアレイは、前記複数の超音波トランスデューサを扇状に配置したコンベックス電子走査方式であることが好ましい。この場合、前記超音波トランスデューサを励振させるための駆動信号を発生させるとともに、前記超音波トランスデューサからのエコー信号から超音波画像を生成する超音波観測器と、前記電気回路とを電気的に接続する配線ケーブルを、前記超音波トランスデューサアレイが設けられる支持体の裏面の基端部分から導入することが好ましい。また、前記配線ケーブルからみて、前記支持体の裏面の基端部分が覗くように、前記超音波観測器からの前記配線ケーブルの導入方向に対して、前記超音波トランスデューサアレイを傾けて配置することが好ましい。

あるいは、前記超音波トランスデューサを励振させるための駆動信号を発生させるとともに、前記超音波トランスデューサからのエコー信号から超音波画像を生成する超音波観測器と、前記電気回路とを電気的に接続する配線ケーブルを、前記電気回路に電気的に接続されるフレキシブル回路基板の基端部分に設けられた端子部に接続することが好ましい。

生体内の観察部位の像光を取り込むための対物光学系と、前記像光を撮像して撮像信号を出力する撮像素子とを備えた撮像装置を搭載することが好ましい。

また、本発明は、複数の超音波トランスデューサがアレイ状に配列されてなる超音波トランスデューサアレイが先端に配設された体腔内診断用超音波プローブを作製する方法であって、少なくとも、前記超音波トランスデューサを動作させるための電気回路をシリコン基板に形成する工程と、前記電気回路が形成された前記シリコン基板に静電容量型振動子を積層する工程と、前記電気回路を残して前記シリコン基板を除去する工程と、前記シリコン基板を除去した後の前記電気回路の裏面側にフレキシブル基板を貼り合わせる工程とを備えたことを特徴とする。

なお、前記シリコン基板は、２つのシリコン層で絶縁層が挟まれたＳＯＩ基板であり、上層の前記シリコン層に前記電気回路が形成され、前記静電容量型振動子の積層後、下層の前記シリコン層が前記絶縁層を残して除去されることが好ましい。

本発明の体腔内診断用超音波プローブによれば、複数の超音波トランスデューサがアレイ状に配列されてなる超音波トランスデューサアレイの厚み方向に、超音波トランスデューサを動作させるための電気回路のうちの少なくとも一部を積層したので、超音波トランスデューサを含む硬質部分のサイズが小さくなり、患者への負担が軽減される。また、超音波トランスデューサと電気回路との配線をスマートにまとめることができ、超音波トランスデューサの実装コストが低減される。したがって、体腔内診断用超音波プローブで最も重要とされる課題であるプローブ先端の細径化を実現することができ、配線ケーブルを用いることによる弊害を軽減することができる。

超音波トランスデューサに静電容量型振動子を用い、超音波トランスデューサアレイとして、剛性を有する支持体上に、少なくとも、フレキシブル基板、電気回路、および静電容量型振動子が順次積層された構造を有するものを用いた場合、静電容量型振動子は、電気回路上に一体的に形成することができるため、圧電素子を用いた場合と比べて、より配線をスマートに纏めることができる。また、圧電素子よりも超音波の周波数帯域が広く、複数の周波数の超音波を送受信することができ、より深層領域での超音波診断が可能となる。また、圧電素子よりも駆動信号の電圧が低く、ノイズが発生しにくい。さらに、圧電素子よりも自己発熱が小さく、また、シリコン基板上に直接形成することができるので、周囲への放熱効率が高く、体腔内診断用超音波プローブにおける重要な課題である発熱を抑制することができる。

超音波トランスデューサからのエコー信号を増幅する増幅器を電気回路に含めた場合は、配線ケーブルの伝送損失により信号の減衰やノイズの混入が起こることがなく、エコー信号のＳ／Ｎ比が向上する。複数の駆動信号および／またはエコー信号を選択的に切り替えるマルチプレクサを電気回路に含めた場合は、駆動信号とエコー信号を送受信する配線ケーブル側の信号ラインが高々２本で済み、配線ケーブルの太さを細くすることができる。

エコー信号にＡ／Ｄ変換を施すＡ／Ｄ変換器を電気回路に含めた場合は、配線ケーブル側でエコー信号がデジタル信号として扱われるので、配線ケーブル内でのエコー信号の減衰が無くなる。駆動信号にＤ／Ａ変換を施すＤ／Ａ変換器を電気回路に含めた場合は、配線ケーブル側で駆動信号がデジタル信号として扱われるので、配線ケーブル内での駆動信号の減衰が無くなる。

超音波トランスデューサアレイが設けられる支持体の裏面の基端部分から配線ケーブルを導入するので、より配線をスマートに纏めることができる。また、配線ケーブルからみて、支持体の裏面の基端部分が覗くように、超音波観測器からの配線ケーブルの導入方向に対して、超音波トランスデューサアレイを傾けて配置したので、配線ケーブルが導入しやすくなり、超音波トランスデューサアレイの実装コストをさらに低減させることができる。

また、本発明の超音波プローブの作製方法によれば、少なくとも、超音波トランスデューサを動作させるための電気回路をシリコン基板に形成する工程と、電気回路が形成されたシリコン基板に静電容量型振動子を積層する工程と、電気回路を残してシリコン基板を除去する工程と、シリコン基板を除去した後の電気回路の裏面側にフレキシブル基板を貼り合わせる工程とを備えたので、その厚み方向に電気回路の少なくとも一部が積層された超音波トランスデューサアレイが先端に配設された超音波プローブを簡単に作製することができる。

シリコン基板として、２つのシリコン層で絶縁層が挟まれたＳＯＩ基板を用い、上層のシリコン層に電気回路が形成され、静電容量型振動子の積層後、下層のシリコン層が絶縁層を残して除去されるので、その厚み方向に電気回路の少なくとも一部が積層された超音波トランスデューサアレイが先端に配設された超音波プローブの作製を、より簡単に行うことができる。

図１において、本発明を適用した体腔内診断用超音波プローブ（以下、単に超音波プローブという）２の先端２ａには、超音波トランスデューサアレイ１０が配設されている。超音波トランスデューサアレイ（外径５〜８ｍｍ程度）１０は、蒲鉾状に形成された支持体１１上に、図２（Ａ）に示す１次元、または（Ｂ）に示す２次元アレイ状に複数の超音波トランスデューサ１２が配列されてなる、いわゆるコンベックス電子走査方式のものである。

超音波トランスデューサアレイ１０に接続されたシース（外径７〜１０ｍｍ程度）１３の上部には、生体内の観察部位の像光を取り込むための対物光学系１４と、像光を撮像して撮像信号を出力するＣＣＤ１５とを備えた撮像装置１６が搭載され、中央部には、穿刺針１７が挿通される穿刺針用チャンネル１８が設けられている。また、シース１３の下部には、超音波観測器（図示せず）と、超音波トランスデューサアレイ１０および撮像装置１６とを電気的に接続するアレイ用配線ケーブル１９および撮像装置用配線ケーブル２０が、穿刺針用チャンネル１８を挟むように挿通されている。

支持体１１は、ステンレスなどの剛性を有する材料からなる。超音波トランスデューサアレイ１０は、アレイ用配線ケーブル１９からみて、支持体１１の裏面１１ａの基端部分１１ｂが覗くように、超音波観測器からのアレイ用配線ケーブル１９の導入方向（図中Ａ方向）に対して傾けて配置されている。支持体１１の基端部分１１ｂには、アレイ用配線ケーブル１９が導入される。支持体１１には、アレイ用配線ケーブル１９が挿通されるスルーホール（図示せず）が穿たれており、このスルーホールを介して、後述するフレキシブル回路基板３０や電気回路３１（図３参照）とアレイ用配線ケーブル１９とが電気的に接続される。

図３において、超音波トランスデューサアレイ１０は、支持体１１上に、フレキシブル回路基板（厚み５０μｍ〜１ｍｍ）３０、電気回路（通常は１つ、または複数の半導体回路チップで構成される）３１、バッキング材３２、圧電素子アレイ３３、音響整合層３４、および音響レンズ（厚み０．５〜１．０ｍｍ、曲率半径５〜１０ｍｍ）３５が順次積層された構造を有する。フレキシブル回路基板３０には、配線パターン（図示せず）が設けられており、電気回路３１と電気的に接続されている。また、図示はしていないが、フレキシブル回路基板３０および電気回路３１は、支持体１１の基端部分１１ｂから導入されたアレイ用配線ケーブル１９と電気的に接続されている。

図４〜図９に示すように、電気回路３１は、超音波トランスデューサ１２からのエコー信号を増幅する増幅器４０、超音波トランスデューサ１２を励振させるための駆動信号とエコー信号の送受信を切り替えるスイッチ４１、複数の駆動信号および／またはエコー信号を選択的に切り替えるマルチプレクサ（ＭＰ）４２、エコー信号にＡ／Ｄ変換を施すＡ／Ｄ変換器（Ａ／Ｄ）４３、および駆動信号にＤ／Ａ変換を施すＤ／Ａ変換器（Ｄ／Ａ）４４のうち、少なくとも１つを含む。

図４に示す例では、増幅器４０およびスイッチ４１が電気回路３１に含まれ、その他は超音波観測器側に設けられる。スイッチ４１は、例えば、ＭＯＳＦＥＴなどの半導体スイッチング素子、あるいは電気機械的に接点が切り替わる電気機械スイッチなどからなり、アレイ用配線ケーブル１９を介して超音波観測器から送信されるスイッチ制御信号に基づいて、駆動信号とエコー信号の送受信の切り替えを行う。

図４に示す例は、１次元アレイなど、超音波トランスデューサ１２の個数が比較的少なく、アレイ用配線ケーブル１９の太さがある程度許容されるケースに用いれば、特に有効である。また、この例では、増幅器４０を電気回路３１に含ませたため、配線ケーブルの伝送損失により信号の減衰やノイズの混入が起こることがなく、エコー信号のＳ／Ｎ比が向上するとともに、スイッチ４１で駆動信号とエコー信号を送受信する信号ラインが切り離されるので、低電圧駆動の増幅器４０が使用可能となり、部品コスト、および消費電力が低減されるという特有の効果を奏する。

図５に示す例では、増幅器４０およびスイッチ４１に加えて、ＭＰ４２が電気回路３１に含まれ、その他は超音波観測器側に設けられる。ＭＰ４２は、アレイ用配線ケーブル１９を介して超音波観測器から送信されるＭＰ制御信号に基づいて、複数の駆動信号および／またはエコー信号の選択的な切り替えを行う。

図５に示す例は、２次元アレイなど、超音波トランスデューサ１２の個数が多く、アレイ用配線ケーブル１９の太さが許容されないケースに用いれば、特に有効である。つまり、ＭＰ４２により、駆動信号とエコー信号を送受信するアレイ用配線ケーブル１９側の信号ラインが高々２本で済み、アレイ用配線ケーブル１９の太さを細くすることができる。また、１次元アレイなど、超音波トランスデューサ１２の個数が比較的少ないケースに用いてもよく、この場合は、アレイ用配線ケーブル１９の太さをさらに細くすることができ、患者への負担を軽減させることができる。

図６に示す例では、電気回路３１に含まれる部品は図５に示す例と同様であるが、ＭＰ４２の出力側にスイッチ４１と増幅器４０とを設けた点が異なる。この例では、増幅器４０およびスイッチ４１が１個で済むので、部品コスト、消費電力、および駆動による発熱が低減される。特に、超音波内視鏡に代表される体腔内診断用超音波プローブにおいて、先端２ａの発熱を抑制することは、重要な効果がある。

図７に示す例では、増幅器４０、スイッチ４１、およびＭＰ４２に加えて、Ａ／Ｄ４３が電気回路３１に含まれ、その他は超音波観測器側に設けられる。Ａ／Ｄ４３は、アレイ用配線ケーブル１９を介して超音波観測器から送信されるＡ／Ｄ制御信号に基づいて、エコー信号へのＡ／Ｄ変換を行う。この例では、アレイ用配線ケーブル１９側でエコー信号がデジタル信号として扱われるので、アレイ用配線ケーブル１９内でのエコー信号の減衰が無くなる。

図８に示す例では、増幅器４０、スイッチ４１、ＭＰ４２、およびＡ／Ｄ４３に加えて、Ｄ／Ａ４４が電気回路３１に含まれ、その他は超音波観測器側に設けられる。Ｄ／Ａ４４は、アレイ用配線ケーブル１９を介して超音波観測器から送信されるＤ／Ａ制御信号に基づいて、駆動信号へのＤ／Ａ変換を行う。この例では、アレイ用配線ケーブル１９側で駆動信号がデジタル信号として扱われるので、アレイ用配線ケーブル１９内での駆動信号の減衰が無くなる。また、Ａ／Ｄ４３によりエコー信号もデジタル信号として扱われるので、光ファイバーを用いて、駆動信号とエコー信号とを纏めてデジタル信号伝送を行うことも可能となる。

図９に示す例では、Ｎ行×Ｍ列の超音波トランスデューサアレイ１０の行毎にＭＰ４２を配置し、これを電気回路３１に含めている。この例は、２次元アレイなど、超音波トランスデューサ１２の個数が多い場合、または超音波トランスデューサ１２を複数のブロックに区分けし、駆動信号およびエコー信号の送受信をブロック毎に分割して行う走査シーケンスを採用するケースに用いれば、特に有効である。なお、ＭＰ４２の他に、他の回路を適宜追加してもよい。

ここで、図４〜図９において、増幅器４０、スイッチ４１、ＭＰ４２、Ａ／Ｄ４３、およびＤ／Ａ４４の組み合わせは、図示するものでなくてもよく、仕様に応じて適宜変更することが可能で、例えば、スイッチ４１が無くてもよく、ノイズの影響が無視できるほど小さい場合には、増幅器４０も不要となる。また、ノイズの発生を抑えるとともに、ノイズの影響を低減させるために、駆動信号とエコー信号を送受信する信号ラインを、アナログ用アース線と纏めて同軸ケーブルにしてもよい。また、スイッチ制御信号やＭＰ制御信号などのデジタル信号ラインを纏めて、デジタル用アース線でシールドしてもよい。また、超音波トランスデューサアレイ１０側の駆動信号ラインに位相遅延回路を挿入してもよい。さらに、アレイ用配線ケーブル１９とのインピーダンス整合を行うためのコイルや、フィルタ回路などを適宜配置してもよい。

図３に戻って、バッキング材３２には、電気回路３１から圧電素子アレイ３３に貫通するスルーホール３６が穿たれている。スルーホール３６には、電気回路３１上の端子部３７に半田付けされた配線３８が挿通されており、この配線は、圧電素子アレイ３３を挟む電極（図示せず）に接続されている。なお、部品コストを削減するために、バッキング材３２にフレキシブル回路基板３０の機能を持たせ、フレキシブル回路基板３０を不要としてもよい。

圧電素子アレイ３３は、１次元、または２次元アレイ状に配列された圧電素子３３ａと、圧電素子３３ａ同士の隙間に充填された充填材３３ｂとからなる。音響整合層３４は、圧電素子３３ａと生体との間の音響インピーダンスの差異を緩和するために設けられている。音響レンズ３５は、シリコン樹脂などからなり、超音波トランスデューサアレイ１０から発せられる超音波を、生体内の観察部位に向けて収束させる。なお、音響レンズ３５は無くてもよく、音響レンズ３５の代わりに保護層を設けてもよい。

生体内の超音波画像を取得する際には、超音波プローブ２が生体内に挿入され、撮像装置１６で得られる光学画像が超音波観測器で観測されながら、生体内の所要部が探索される。そして、生体内の所要部に超音波プローブ２の先端２ａが到達し、超音波画像を取得する指示がなされると、スイッチ４１により超音波トランスデューサ１２の超音波の送受信が切り替えられ、また、ＭＰ４２により複数の駆動信号および／またはエコー信号が選択的に切り替えられながら、超音波トランスデューサアレイ１０から超音波が発せられ、生体に超音波が照射されるとともに、生体からのエコー信号が超音波トランスデューサアレイ１０で受信される。生体からのエコー信号は、超音波観測器で超音波画像に変換され、モニタなどに表示される。また、光学画像または超音波画像が観測されながら、必要に応じて穿刺針１７が操作され、生体内の所要部が採取される。

以上説明したように、超音波トランスデューサ１２の厚み方向に、電気回路３１の少なくとも一部を積層したので、超音波トランスデューサ１２を含む硬質部分のサイズが小さくなり、患者への負担が軽減される。また、超音波トランスデューサ１２と電気回路３１との配線３８を、バッキング材３２に穿たれたスルーホール３６に挿通したので、配線をスマートにまとめることができ、超音波トランスデューサ１２の実装コストが低減される。

さらに、アレイ用配線ケーブル１９からみて、支持体１１の裏面１１ａの基端部分１１ｂが覗くように、超音波観測器からのアレイ用配線ケーブル１９の導入方向に対して、超音波トランスデューサアレイ１０を傾けて配置し、アレイ用配線ケーブル１９を、支持体１１の裏面１１ａの基端部分１１ｂから導入したので、アレイ用配線ケーブル１９と電気回路３１との電気的な接続を簡単に行うことができる。したがって、超音波プローブ２の先端２ａの細径化を実現することができ、配線ケーブルを用いることによる弊害を軽減することができる。

なお、図１０に示すように、フレキシブル回路基板３０の基端部分３０ａが露出するように他の部品を積層し、この露出した基端部分３０ａに端子部３０ｂを設け、端子部３０ｂにアレイ用配線ケーブル１９を電気的に接続してもよい。この場合も上記実施形態と同様に、配線をスマートに纏めることができる。

上記実施形態では、圧電素子３３ａを用いた超音波トランスデューサ１２が配列されてなる超音波トランスデューサアレイ１０を例に挙げて説明したが、静電容量型振動子５１ａ（図１３および図１４参照）を用いた超音波トランスデューサが配列されてなる、図１１に示す超音波トランスデューサアレイ５０を用いた超音波プローブについても、本発明は有効である。

静電容量型振動子５１ａは、電気回路上に一体的に形成することができるため、圧電素子３３ａを用いた場合と比べて、より配線をスマートに纏めることができる。また、圧電素子３３ａよりも超音波の周波数帯域が広く、複数の周波数の超音波を送受信することができ、より深層領域での超音波診断が可能となる。また、圧電素子３３ａよりも駆動信号の電圧が低く、ノイズが発生しにくい。さらに、圧電素子３３ａよりも自己発熱が小さく、また、シリコン基板上に直接形成することができるので周囲への放熱効率が高く、体腔内診断用超音波プローブにおける重要な課題である発熱を抑制することができる。

図１１において、超音波トランスデューサアレイ５０は、支持体１１上に、バッキング材３２、フレキシブル回路基板３０、電気回路３１、静電容量型振動子アレイ５１、および音響レンズまたは保護層３５が順次積層された構造を有する。なお、電気回路３１と静電容量型振動子アレイ５１を合わせた厚みは、２０〜３０μｍであり、超音波トランスデューサアレイ５０全体の厚みは、６〜８ｍｍ程度となっている。

図１２に示すように、静電容量型振動子アレイ５１は、例えば、２行×２列の４つのエレメント５２に区分けされている。エレメント５２の拡大平面図および断面図を示す図１３および図１４において、静電容量型振動子アレイ５１は、絶縁層（例えばＳｉＯ₂）６０、下部電極（Ａｌ）６１、絶縁層（ＳｉＮ_X）６２、真空密閉された空隙６３、可動絶縁層（ＳｉＮ_X）６４、上部電極（Ａｌ）６５、および保護絶縁層（ＳｉＯ₂）６６から構成される。下部電極６１からは、電気回路３１に電気的に接続する端子部６１ａが、絶縁層６０を貫通して延設されている。なお、図１３および図１４において、一点鎖線で囲む部分が、１個の静電容量型振動子５１ａを構成している。

次に、図１５を参照して、超音波トランスデューサアレイ５０の具体的な作製手順について説明する。まず、（１）に示すように、シリコン基板７０の絶縁層７１上にシリコン層７２が積層されたＳＯＩ基板７３を用い、（２）に示すように、シリコン層７２に半導体からなる電気回路３１を形成する。

電気回路３１の形成後、（３）に示すように、電気回路３１上に静電容量型振動子アレイ５１を形成する。そして、（４）に示すように、静電容量型振動子アレイ５１上に仮支持体７４を接着する。次いで、（５）に示すように、例えば電気化学エッチングなどにより、絶縁層７１を残してシリコン基板７０を除去する。

シリコン基板７０の除去後、（６）に示すように、フレキシブル回路基板３０を絶縁層７１の裏面に貼り合わせ、（７）に示すように、仮支持体７４を静電容量型振動子アレイ５１から剥離させる。

仮支持体７４の剥離後、（８）に示すように、音響レンズまたは保護層３５を静電容量型振動子アレイ５１上に接合する。最後に、（８）に示すシートを支持体１１上に貼り合わせ、アレイ用配線ケーブル１９などと配線を行って、超音波トランスデューサアレイ５０が先端に配設された超音波プローブを完成させる。これにより、超音波プローブを簡単に作製することができる。なお、超音波トランスデューサアレイ５０の作製方法は、上記方法に限らず、電気回路３１をシリコン基板に形成し、電気回路３１を残してシリコン基板を除去した後、電気回路３１の裏面側にフレキシブル基板を貼り合わせる方法であれば、如何なる方法を採用してもよい。

なお、図１６に示す超音波トランスデューサアレイ８０のように、支持体１１の代わりに、超音波吸収機能材料が用いられた支持体８１を用いてもよい。このようにすると、バッキング材３２が不要となり、さらなる小型化・低コスト化を実現することができる。

上記実施形態では、コンベックス電子走査方式の超音波トランスデューサアレイ１０、５０、８０を例示して説明したが、図１７および図１８に示すように、複数の超音波トランスデューサを同心円上に配置したラジアル電子走査式の超音波トランスデューサアレイ９１、１０１が先端９０ａ、１００ａに配設された超音波プローブ（外径１２〜１４ｍｍ）９０、１００についても、本発明は有効である。

図１７の超音波トランスデューサアレイ９１は圧電素子アレイ３３を用いたもの、図１８の超音波トランスデューサアレイ１０１は静電容量型振動子アレイ５１を用いたものをそれぞれ示す。なお、図示はしていないが、支持体１１の中心部には、上記実施形態と同様に、撮像装置１６が搭載されている。また、図１０に示す実施形態と同様に、フレキシブル回路基板３０の基端部分３０ａが露出するように他の部品が積層され、この露出した基端部分３０ａに端子部３０ｂが設けられており、端子部３０ｂにアレイ用配線ケーブル１９が電気的に接続されている。なお、超音波トランスデューサアレイ９１、１０１の基本構造は、複数の超音波トランスデューサを同心円上に配置した他は、上記実施形態のコンベックス電子走査方式と同様であるので、同一の部品には同一の符号を付し、説明を省略する。

本発明を適用した超音波プローブの先端の構成を示す拡大断面図である。 超音波トランスデューサアレイの配列例を示す平面図であり、（Ａ）は１次元アレイ、（Ｂ）は２次元アレイをそれぞれ示す。 圧電素子アレイを用いた超音波トランスデューサアレイの構成を示す拡大断面図である。 電気回路に増幅器およびスイッチを含めた例を示す図である。 電気回路に増幅器、スイッチ、およびマルチプレクサを含めた例を示す図である。 電気回路に増幅器、スイッチ、およびマルチプレクサを含めた例を示す図である。 電気回路に増幅器、スイッチ、マルチプレクサ、およびＡ／Ｄ変換器を含めた例を示す図である。 電気回路に増幅器、スイッチ、マルチプレクサ、Ａ／Ｄ変換器、およびＤ／Ａ変換器を含めた例を示す図である。 電気回路にマルチプレクサを含め、超音波トランスデューサアレイの行毎にマルチプレクサを配置した例を示す図である。 別の実施形態における超音波プローブの先端の構成を示す拡大断面図である。 静電容量型振動子アレイを用いた超音波トランスデューサアレイの構成を示す拡大断面図である。 静電容量型振動子アレイの配列例を示す図である。 静電容量型振動子アレイの拡大平面図である。 静電容量型振動子アレイの拡大断面図である。 静電容量型振動子アレイを用いた超音波トランスデューサアレイの作製手順を示す説明図である。 静電容量型振動子アレイを用いた超音波トランスデューサアレイの別の実施形態による構成を示す拡大断面図である。 圧電素子アレイを用いたラジアル電子走査方式の超音波トランスデューサアレイが配設された超音波プローブの構成を示す部分断面図である。 静電容量型振動子アレイを用いたラジアル電子走査方式の超音波トランスデューサアレイが配設された超音波プローブの構成を示す部分断面図である。

符号の説明

２、９０、１００ 超音波プローブ
１０、５０、８０、９１、１０１ 超音波トランスデューサアレイ
１１、８１ 支持体
１１ｂ 基端部分
１２ 超音波トランスデューサ
１６ 撮像装置
１９ アレイ用配線ケーブル
３０ フレキシブル回路基板
３０ａ 基端部分
３０ｂ 端子部
３１ 電気回路
３２ バッキング材
３３ 圧電素子アレイ
３３ａ 圧電素子
３４ 音響整合層
３８ 配線
４０ 増幅器
４１ スイッチ
４２ マルチプレクサ（ＭＰ）
４３ Ａ／Ｄ変換器（Ａ／Ｄ）
４４ Ｄ／Ａ変換器（Ｄ／Ａ）
５１ 静電容量型振動子アレイ
５１ａ 静電容量型振動子
７０ シリコン基板
７１ 絶縁層
７２ シリコン層
７３ ＳＯＩ基板

Claims (16)

1. 複数の超音波トランスデューサがアレイ状に配列されてなる超音波トランスデューサアレイが先端に配設された体腔内診断用超音波プローブにおいて、
   前記超音波トランスデューサアレイは、剛性を有する支持体上に、少なくとも、フレキシブル基板、前記超音波トランスデューサを動作させるための電気回路、バッキング材、圧電素子、および音響整合層が順次積層された構造を有し、
   前記バッキング材に、前記電気回路と前記圧電素子とを電気的に接続する配線を設けたことを特徴とする体腔内診断用超音波プローブ。
2. 前記フレキシブル基板は、配線パターンが設けられた回路基板であることを特徴とする請求項１に記載の体腔内診断用超音波プローブ。
3. 前記超音波トランスデューサに、静電容量型振動子を用いたことを特徴とする請求項１に記載の体腔内診断用超音波プローブ。
4. 前記超音波トランスデューサアレイは、剛性を有する支持体上に、少なくとも、フレキシブル基板、前記電気回路、および前記静電容量型振動子が順次積層された構造を有することを特徴とする請求項３に記載の体腔内診断用超音波プローブ。
5. 前記支持体と前記フレキシブル基板との間に、バッキング材を設けたことを特徴とする請求項４に記載の体腔内診断用超音波プローブ。
6. 前記支持体は、超音波吸収機能を有することを特徴とする請求項４に記載の体腔内診断用超音波プローブ。
7. 前記フレキシブル基板は、配線パターンが設けられた回路基板であることを特徴とする請求項４ないし６のいずれかに記載の体腔内診断用超音波プローブ。
8. 前記電気回路は、前記超音波トランスデューサからのエコー信号を増幅する増幅器、前記超音波トランスデューサを励振させるための駆動信号と前記エコー信号の送受信を切り替えるスイッチ、複数の前記駆動信号および／または前記エコー信号を選択的に切り替えるマルチプレクサ、前記エコー信号にＡ／Ｄ変換を施すＡ／Ｄ変換器、および前記駆動信号にＤ／Ａ変換を施すＤ／Ａ変換器のうち、少なくとも１つを含むことを特徴とする請求項１ないし７のいずれかに記載の体腔内診断用超音波プローブ。
9. 前記超音波トランスデューサアレイは、前記複数の超音波トランスデューサを同心円上に配置したラジアル電子走査方式であることを特徴とする請求項１ないし８のいずれかに記載の体腔内診断用超音波プローブ。
10. 前記超音波トランスデューサアレイは、前記複数の超音波トランスデューサを扇状に配置したコンベックス電子走査方式であることを特徴とする請求項１ないし８のいずれかに記載の体腔内診断用超音波プローブ。
11. 前記超音波トランスデューサを励振させるための駆動信号を発生させるとともに、前記超音波トランスデューサからのエコー信号から超音波画像を生成する超音波観測器と、前記電気回路とを電気的に接続する配線ケーブルを、前記超音波トランスデューサアレイが設けられる支持体の裏面の基端部分から導入したことを特徴とする請求項１０に記載の体腔内診断用超音波プローブ。
12. 前記配線ケーブルからみて、前記支持体の裏面の基端部分が覗くように、前記超音波観測器からの前記配線ケーブルの導入方向に対して、前記超音波トランスデューサアレイを傾けて配置したことを特徴とする請求項１１に記載の体腔内診断用超音波プローブ。
13. 前記超音波トランスデューサを励振させるための駆動信号を発生させるとともに、前記超音波トランスデューサからのエコー信号から超音波画像を生成する超音波観測器と、前記電気回路とを電気的に接続する配線ケーブルを、前記電気回路に電気的に接続されるフレキシブル回路基板の基端部分に設けられた端子部に接続したことを特徴とする請求項９または１０に記載の体腔内診断用超音波プローブ。
14. 生体内の観察部位の像光を取り込むための対物光学系と、前記像光を撮像して撮像信号を出力する撮像素子とを備えた撮像装置を搭載したことを特徴とする請求項１ないし１３のいずれかに記載の体腔内診断用超音波プローブ。
15. 複数の超音波トランスデューサがアレイ状に配列されてなる超音波トランスデューサアレイが先端に配設された体腔内診断用超音波プローブを作製する方法であって、
    少なくとも、前記超音波トランスデューサを動作させるための電気回路をシリコン基板に形成する工程と、
    前記電気回路が形成された前記シリコン基板に静電容量型振動子を積層する工程と、
    前記電気回路を残して前記シリコン基板を除去する工程と、
    前記シリコン基板を除去した後の前記電気回路の裏面側にフレキシブル基板を貼り合わせる工程とを備えたことを特徴とする体腔内診断用超音波プローブの作製方法。
16. 前記シリコン基板は、２つのシリコン層で絶縁層が挟まれたＳＯＩ基板であり、上層の前記シリコン層に前記電気回路が形成され、前記静電容量型振動子の積層後、下層の前記シリコン層が前記絶縁層を残して除去されることを特徴とする請求項１５に記載の体腔内診断用超音波プローブの作製方法。

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