JP5807206B2 - 超音波プローブ、及び、超音波診断装置 - Google Patents

Description

本発明は、超音波プローブ、及び、超音波診断装置に関する。特に、被検体を超音波診断するために用いられる、超音波振動子を備える超音波プローブ、及び、超音波診断装置に関する。

医療分野においては、被検体の内部を観察して診断を行うために、様々な撮像技術が開発されている。特に、超音波を送受信することによって被検体の内部情報を取得する超音波撮像は、リアルタイムで画像観察を行うことができる上に、Ｘ線写真やＲＩ（radio isotope）シンチレーションカメラ等の他の医用画像技術と異なり、放射線による被曝がない。そのため、超音波撮像は、安全性の高い撮像技術として、産科領域における胎児診断の他、婦人科系、循環器系、消化器系等を含む幅広い領域において利用されている。超音波撮像とは、音響インピーダンスが異なる領域の境界（例えば、構造物の境界）において超音波が反射される性質を利用する画像生成技術であり、超音波ビームを人体等の被検体内に送信し、被検体内において生じた超音波エコーを受信し、超音波エコーが生じた反射点や反射強度を求めることにより、被検体内に存在する構造物（例えば、内臓や病変組織等）の輪郭を抽出する。

このような超音波撮像を行う装置（超音波診断装置、超音波撮像装置等と呼ばれる）においては、超音波を送信及び受信する超音波トランスデューサとして、ＰＺＴ（チタン酸ジルコン酸鉛：Pb(lead) zirconate titanate）に代表される圧電セラミックや、ＰＶＤＦ（ポリフッ化ビニリデン：polyvinyliden difluoride）に代表される高分子圧電材料等の圧電体の両面に電極を形成した振動子（圧電振動子）が、一般的に用いられている。

図２は、１次元アレイ型超音波プローブの一例の概略図である。図２に示されるように、１次元アレイ型の超音波プローブ４０３は、圧電体２０８、信号電極２０６、接地電極２０７及び整合層２０３を備える複数の超音波振動子２０５と、バッキング２０１と、接地配線２０２と、信号配線２０４と、音響レンズ２０９とを備える。

すべての接地電極２０７は一本の接地配線２０２に接続される。信号電極２０６はそれぞれ別の信号配線２０４が接続される。信号電極２０６と接地電極２０７とは圧電体２０８の向い合った一対の面に接着されている。信号電極２０６から接地電極２０７への向きを＋Zとする。接地電極２０７の＋Z側には整合層２０３を備える。

図２に示されるように、１次元アレイ型の超音波プローブ４０３は、複数の超音波振動子２０５が、音波を吸収するバッキング材２０１の＋Z側に１次元アレイ状に配列されている。また、超音波振動子２０５の更に＋Z側には音響レンズ２０９を備え、音響レンズ２０９を通して被検体（図略）に超音波を放射する構成となる。

超音波振動子２０５のそれぞれの２つの電極２０７及び２０６に電圧を印加すると、圧電効果により圧電体２０８が伸縮して超音波が発生する。前述のように、複数の超音波振動子２０５を１次元（又は２次元状）に配列し、各超音波振動子を順次駆動することにより、所定の方向に送信される超音波ビームを形成することができる。また、超音波振動子は、被検体内で反射して返って来た超音波を受信し伸縮することにより電気信号を発生する。この電気信号は、超音波の受信信号として用いられる。

図４は、超音波診断装置の一例の概略図である。図４に示されるように、超音波プローブ４０３を備えた超音波診断装置４０１は、超音波プローブ４０３と診断装置本体４０４とがケーブル４０５で接続された構成となる。診断装置本体４０４は、ケーブル４０５を介して、超音波プローブ４０３に対して超音波振動子を振動させるための信号を送信するとともに、超音波プローブ４０３からの信号に基づいて検体内の状態を超音波診断画像として画像化する。

このような超音波プローブにおいて、以下のような理由で、圧電体２０８と被検体との間に整合層２０３が備えられている。

異なる物質が接する境界面における超音波の伝播効率は、それらの物質の音響インピーダンスに応じて変化する。具体的には、音響インピーダンスの差が大きい境界面において、超音波は反射しやすいので、超音波の伝播損失が大きくなる。

そのため、超音波振動子と被検体との間に整合層を挿入することにより、音響インピーダンスの整合が図られている。整合層により、振動子から被検体に向かって音響インピーダンスを段階的に変化させることにより、各境界面における超音波の反射率を低下させ、超音波の伝播損失を抑制する。

ところが、整合層を設けることにより超音波の伝播効率を向上させると、その一方で、周波数帯域が狭まり、超音波診断画像の解像度が低下するという弊害が生ずることが知られている。超音波診断画像の解像度を低下させない整合層の実現が求められる。

従来、超音波診断画像の解像度を低下させない整合層の実現するために、超音波伝播方向に垂直な面内で、整合層の厚みが異なる複数の領域を備えることで広帯域化を図る技術が開示されている（例えば、特許文献１）。

特開２００３−２９９１９５号公報

前述のように、超音波の伝播効率を向上させるために超音波プローブに設けられる整合層が、透過する超音波の周波数帯域を狭め、超音波診断画像の解像度を低下させるという問題がある。よって、超音波の伝播効率が高く、かつ、解像度の高い超音波診断画像を取得することができる超音波プローブを実現することが課題である。

上記課題に対し、特許文献１記載の構成では、超音波伝播方向に垂直な面内で、厚みが異なる複数の領域を備える整合層を備える。この場合、整合層の各領域を通過する超音波パルスに時間差が生ずる。音響レンズをつけた場合にも、この時間差を完全に解消することができず、時間差のある複数の超音波パルスが被検体内で重なりあう現象が発生する。このため、整合層から放出される超音波の波形が理想的なインパルス波形からくずれ、超音波診断画像における超音波伝播方向の解像度が低下する。よって、特許文献１に開示される技術によって、上記課題は解決されない。

本発明は、前記従来の課題を解決するもので、超音波の伝播効率が高く、かつ、解像度の高い超音波診断画像を取得することができる超音波プローブ等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、本発明の一態様に係る超音波プローブは、被検体を超音波診断するために用いられる、超音波振動子を備える超音波プローブであって、前記超音波振動子は、超音波を発生させる圧電体と、前記圧電体から見て所定方向に配置され、前記圧電体と前記被検体との音響整合を行うための第一の整合層とを備え、前記第一の整合層は、前記所定方向の厚さが一定であり、前記所定方向に垂直な方向に配列された、超音波の透過率の周波数特性が互いに異なる少なくとも２つの整合領域を含む複数の整合領域を有する。

これにより、従来の一様な周波数特性を有する整合層より、整合層を透過する超音波の周波数帯域を広くすることができる。なぜなら、整合領域のそれぞれを透過する超音波の周波数特性が異なるため、整合領域のそれぞれを透過した超音波を整合層全体で足し合わせたものは、従来の一様な周波数特性を有する整合層を透過した超音波よりも周波数帯域が広くなるからである。しかも、超音波伝播方向（所定方向）の厚さが一定であるため、各整合領域を透過する超音波パルスに時間差が生じない。その結果、超音波パルスが、インパルス波形に近い波形で被検体に伝播し、高い解像度の超音波診断画像が得られる。

また、好ましくは、前記複数の整合領域は、密度が互いに異なる少なくとも２つの整合領域を含む。

これにより、超音波の透過率の周波数特性が異なる複数の整合領域を実現することができる。なぜなら、密度が異なる複数の整合領域は、超音波の透過率の周波数特性が異なるからである。

また、好ましくは、前記第一の整合層は、互いに音響インピーダンスが異なる複数の整合材を含み、前記複数の整合材のうちの少なくとも１つが、前記所定方向と平行な、複数の先細形状を有し、前記先細形状の太さは、前記所定方向に連続的に増加又は減少する。

これにより、整合層の内部で圧電体に近い方の音響インピーダンスを圧電体の音響インピーダンスと近い値とし、整合層の内部で被検体に近い方の音響インピーダンスを被検体と近い値とすることができる。また、整合層の内部において、超音波の伝播方向に音響インピーダンスを連続的に変化させることができる。

また、好ましくは、前記複数の整合領域の１つにおける前記所定方向に垂直な面における単位面積あたりの前記先細形状の個数が、他の整合領域の当該面における単位面積あたりの前記先細形状の個数と異なる。

これにより、超音波の透過率の周波数特性が異なる複数の整合領域を実現することができる。なぜなら、先細形状の密度が異なる複数の整合領域は、超音波の透過率の周波数特性が異なるからである。

また、好ましくは、前記整合領域における前記先細形状を有する整合材の前記所定方向の大きさが、他の整合領域における前記先細形状の前記所定方向の大きさと異なる。

これにより、超音波の透過率の周波数特性が異なる複数の整合領域を実現することができる。なぜなら、先細形状の超音波伝播方向の高さが異なる複数の整合領域は、超音波の透過率の周波数特性が異なるからである。

また、好ましくは、前記整合領域における前記先細形状を有する整合材の前記整合領域の配列方向の幅が、他の整合領域における前記先細形状を有する整合材の前記整合領域の配列方向の幅と異なる。

これにより、超音波の透過率の周波数特性が異なる複数の整合領域を実現することができる。なぜなら、先細形状の太さが異なる複数の整合領域は、超音波の透過率の周波数特性が異なるからである。

また、好ましくは、前記第一の整合層の表面及び裏面のうち、前記圧電体から遠い方の面が平面である。

これにより、整合層と音響レンズとの接触面が平面となり、超音波プローブは、広い温度範囲において広帯域の超音波を受信することができる。その結果、高い解像度の超音波診断画像を得ることができる。なぜなら、音響レンズは温度変化に対する収縮率が大きいため、当該接触面が平面でない場合には、音響レンズの収縮により音響レンズが剥離するおそれがあるからである。

また、好ましくは、前記第一の整合層は、前記所定方向に積層された複数の整合部層を有し、前記複数の整合部層のうち少なくとも１つが、前記所定方向に垂直な方向に配列された、超音波の透過率の周波数特性が異なる複数の整合領域を有する。

これにより、より高い精度で圧電体と被検体との音響整合を行うと同時に、整合層を透過する超音波の周波数帯域を広くすることができる。なぜなら、異なる音響インピーダンスを有する複数の整合部層によって、圧電体から被検体まで段階的に音響整合を行うとともに、複数の整合領域により超音波の透過率の周波数特性を広くすることができるからである。

また、好ましくは、前記複数の整合部層のそれぞれは、前記所定方向の厚さが一定である。

これにより、超音波プローブは、広い温度範囲において広帯域の超音波を受信することができる。その結果、高い解像度の超音波診断画像を得ることができる。なぜなら、各整合部層の厚さが一定でない場合、整合部層の温度変化に対する収縮率の変化により整合部層同士が剥離するおそれがあるからである。

また、好ましくは、前記第一の整合層は、複数の材料を所定の混合率で混合した混合物により形成され、前記整合領域における混合率が、他の整合領域における混合率と異なる。

また、好ましくは、前記第一の整合層は、焼結材料を含む。

また、好ましくは、前記第一の整合層は、少なくとも、二酸化ケイ素と、銀、銅及びアクリル系の材料のうち少なくとも１種類の材料とを含む。

また、好ましくは、前記第一の整合層は、粒径が互いに５倍以上異なる複数の粒子を材料として含む。

これらにより、超音波の透過率の周波数特性が異なる複数の整合領域を実現することができる。なぜなら、混合物における材料の混合率が異なる複数の整合領域は、超音波の透過率の周波数特性が異なるからである。

また、好ましくは、前記整合領域の配列方向の前記整合領域の幅が、前記超音波診断で用いられる超音波の波長以上である。

これにより、超音波の透過率の周波数特性が異なる複数の整合領域を実現することができる。なぜなら、整合領域の幅が超音波の波長より短い場合、超音波の透過率の周波数特性が所定の値となる整合領域を形成しないからである。

また、好ましくは、１ミクロン以下の粒径の金属ナノ粒子が配合され、当該第一の整合層の少なくとも一部が金属バルク化され、当該第一の整合層の密度が金属ナノ粒子の配合割合により決定される。

これにより、高い効率で複数の異なる密度を有する整合材を製造することができる。なぜなら、同一の材料を用い、それらの配合割合を変更するだけで、複数の異なる密度を有する整合材を製造することができるからである。

また、好ましくは、前記超音波振動子は、さらに、前記圧電体に対して前記第一の整合層が配置される側の反対側に配置され、超音波を吸収するためのバッキング材と、前記バッキング材と前記圧電体との間に配置され、前記所定方向に垂直な方向に配列された、透過する超音波の周波数が異なる複数の整合領域を有する第二の整合層とを備える。

これにより、圧電体から被検体の方向へ伝播させる超音波の音圧を高めることができる。

また、好ましくは、前記超音波振動子は、さらに、前記圧電体に対して前記第一の整合層が配置された側の反対側に配置され、超音波を吸収するためのバッキング材と、前記バッキング材と前記圧電体との間に配置され、超音波を反射する性質を有する高反射層とを備える。

これにより、整合層を透過する超音波の周波数帯域を広くすることができる。

また、好ましくは、複数の前記超音波振動子が一次元アレイ状に配列され、複数の前記超音波振動子のそれぞれにおいて、前記整合領域の配列方向の両端部の前記整合領域が透過する超音波の周波数の平均値である平均周波数より、前記配列方向の中央部の前記整合領域が透過する超音波の前記平均周波数が低い。

これにより、高い解像度の超音波診断画像を取得することができる。

また、好ましくは、複数の前記超音波振動子が一次元アレイ状に配列され、複数の前記超音波振動子のそれぞれにおいて、前記整合領域の配列方向の両端部の前記整合領域が透過する超音波の周波数の平均値である平均周波数より、前記配列方向の中央部の前記整合領域が透過する超音波の前記平均周波数が高い。

これにより、高いＳ／Ｎの超音波診断画像を取得することができる。

また、好ましくは、複数の前記超音波振動子が一次元アレイ状に配列され、複数の前記超音波振動子のそれぞれにおける前記整合領域の順序が、他の超音波振動子における前記整合領域の順序と異なる。

また、好ましくは、複数の前記超音波振動子が一次元アレイ状に配列され、複数の前記超音波振動子のそれぞれにおける前記整合領域の順序の、超音波プローブにおける配列パターンが周期的である。

これらにより、高い解像度であり、かつ、Ｓ／Ｎの高い超音波診断画像を取得することができる。

また、本発明の一態様に係る超音波診断装置は、超音波プローブと、前記圧電体に超音波を発生させるための信号を生成し、前記超音波プローブが被検体から受信した信号に基づいて超音波診断画像を生成する診断装置とを備える。

これにより、上記超音波プローブの効果を奏しながら、被検体の超音波診断が可能となる。

本発明の超音波プローブ等によれば、超音波診断画像の解像度を低下させない整合層を実現することにより、超音波診断において解像度の高い診断画像が得られる。

図１は、本発明の実施の形態１に係る超音波プローブの一例の断面図である。 図２は、１次元アレイ型超音波プローブの一例の概略図である。 図３は、従来型の超音波プローブの断面図である。 図４は、超音波診断装置の一例の概略図である。 図５は、実施の形態１の超音波プローブにおける被検体との接触面での音圧分布を示す図である。 図６は、本発明の実施の形態２に係る超音波プローブの一例の断面図である。 図７は、本発明の実施の形態１に係る超音波プローブのマルチ透過率層の一例の断面図である。 図８は、本発明の実施の形態１に係る超音波プローブのマルチ透過率層の別の一例の断面図である。 図９は、本発明の実施の形態１に係る超音波プローブのマルチ透過率層の別の一例の断面図である。 図１０は、銀を含む混合物における銀の配合率と音響インピーダンスの関係を示す図である。 図１１は、銅を含む混合物における銅の配合率と音響インピーダンスの関係を示す図である。 図１２は、アクリルを含む混合物におけるアクリルの配合率と音響インピーダンスの関係を示す図である。 図１３は、本発明の実施の形態１に係る超音波プローブの整合層の一例の断面図である。 図１４は、本発明の実施の形態１に係る超音波プローブの整合層の別の一例の断面図である。 図１５は、本発明の実施の形態１に係る超音波プローブの整合層の別の一例の断面図である。 図１６は、本発明の実施の形態１に係る超音波プローブの整合層の別の一例の断面図である。 図１７は、マルチインピーダンス層の音響インピーダンスと整合層の平均透過周波数の関係を示す図である。 図１８は、別のマルチインピーダンス層の音響インピーダンスと整合層の平均透過周波数の関係を示す図である。 図１９は、別のマルチインピーダンス層の音響インピーダンスと整合層の平均透過周波数の関係を示す図である。 図２０は、本発明の実施の形態１に係る超音波プローブの整合層の別の一例の断面図である。 図２１は、別のマルチインピーダンス層の音響インピーダンスと整合層の平均透過周波数の関係を示す図である。 図２２は、本発明の実施の形態３に係る超音波振動子の一例の断面図である。 図２３は、本発明の実施の形態４に係る超音波振動子の断面図である。 図２４は、本発明の実施の形態３に係る整合層の透過特性を示す図である。 図２５は、本発明の実施の形態３に係る別の整合層の透過特性を示す図である。 図２６は、２層の整合層の平均透過周波数とマルチ密度層の密度の関係を示す図である。 図２７は、本発明の実施の形態３に係る整合層の平均透過周波数とマルチ密度層の密度の関係を示す図である。 図２８は、本発明の実施の形態３に係る別の超音波振動子の断面図である。 図２９は、（超音波伝播方向と垂直な軸における）位置とマルチ密度層の平均密度の関係の一例を示す図である。 図３０は、本発明の実施の形態４に係る超音波振動子の断面図である。 図３１は、本発明の実施の形態４に係る整合層の平均透過周波数とマルチ密度層の密度の関係を示す図である。 図３２は、本発明の実施の形態５に係る超音波振動子の断面図である。 図３３は、本発明の実施の形態５に係る整合層の平均透過周波数とマルチ密度層の密度の関係を示す図である。 図３４は、本発明の実施の形態５に係る別の超音波振動子の断面図である。 図３５は、従来型の超音波プローブ及び超音波伝播について示す概略図である。 図３６は、本発明の実施の形態６に係る超音波プローブ及び超音波伝播について示す概略図である。 図３７は、本発明の実施の形態６に係る別の超音波プローブ及び超音波伝播について示す概略図である。

以下本発明の実施の形態について、図面を参照しながら説明する。なお、以下で説明する実施の形態は、いずれも本発明の好ましい一具体例を示すものである。以下の実施の形態で示される数値、形状、材料、構成要素、構成要素の配置位置及び接続形態、ステップ、ステップの順序などは、一例であり、本発明を限定する主旨ではない。また、以下の実施の形態における構成要素のうち、本発明の最上位概念を示す独立請求項に記載されていない構成要素については、より好ましい形態を構成する任意の構成要素として説明される。

また、同じ構成要素については同じ符号を用い、説明を省略する場合もある。

（実施の形態１）
図１は本実施の形態に係る超音波プローブの一例の断面図である。

図１に示されるように、本実施の形態に係る超音波プローブ１０２は、圧電体２０８と、信号電極２０６と、接地電極２０７とを備える。また、バッキング２０１と、音響レンズ２０９とを備えることがより望ましい。

超音波プローブ１０２が従来型の超音波プローブ３０４と異なる点は、超音波プローブ１０２が接地電極２０７と被検体（図略）の間に整合層１０１を備える点である。

整合層１０１は、Ｘ方向に配列された、超音波の透過率が異なる複数の整合領域を有する。圧電体２０８で発生した超音波の透過率については、Ｘ方向の中央の整合領域１０１ａが最も高く、整合領域１０１ｂ、１０１ｃと両端ほど低く設計されている。そのため、中央の整合領域１０１ａを透過する超音波の音圧が最も高く、両端の整合領域１０１ｃの音圧が最も低くなる。従来型の超音波プローブの代わりに本発明の超音波プローブを超音波診断装置（図４）に用いることで、高いＳ／Ｎの超音波診断が可能となる。

本発明の超音波プローブを用いることで、高いＳ／Ｎの超音波診断が可能となる理由について以下に示す。

図３は、従来型の超音波プローブの断面図である。超音波プローブ表面から放射される超音波の音圧の周波数特性が、その面上で一定であるとき、被検体内において、メインローブ３０２だけでなくサイドローブ３０３が形成される。超音波診断画像には、メインローブ３０２により取得された画像に対し、サイドローブ３０３により取得された画像がノイズとして重畳される。このようなサイドローブの発生によって、超音波診断画像のＳ／Ｎ（信号対雑音比）低下が引き起こされる。

図１に示される超音波プローブ１０２によって、中央の整合領域１０１ａを透過する超音波の音圧を、両端より高くすることで、サイドローブ１０４の音圧を従来より小さくすることができる。以上の理由により、高いＳ／Ｎの超音波診断が可能となる。

ここで、透過率が異なる複数の領域を備えた整合層（以下、マルチ透過率層とも称する。）を実現する方法の例について示す。

図７は、本実施の形態に係る超音波プローブのマルチ透過率層の一例の断面図である。

図７に示される整合層７０３は、圧電体２０８に近い音響インピーダンスを有する第一整合材７０２と、被検体の生体組織に近い音響インピーダンスを有する第二整合材７０１とで構成されている。第一整合材７０２は円錐型である。第一整合材７０２は、圧電体２０８側を底面とし、被検体側を頂点として、複数個配置されている。また、整合層７０３の中で、第一整合材７０２に占められる部分以外の部分を、第二整合材７０１で充満させた構成となる。

ここで、円錐型の第一整合材７０２は、金属、半導体、セラミックス、或いは樹脂に金属又は酸化物を混入した複合材であって、音響インピーダンスの値が１０から３０ＭＲａｙｌである。第二整合材７０１は、各種樹脂、又は、樹脂中に金属或いは酸化物を混入した複合材であって、音響インピーダンスの値が、１．２から３ＭＲａｙｌである。一般的に、圧電体２０８の音響インピーダンスが２０から３０ＭＲａｙｌ、被検体の生体組織の音響インピーダンスが１．５ＭＲａｙｌ程度である。よって、上記のように第一整合材及び第二整合材を配置することで、整合層と圧電体との間、及び、整合層と被検体の生体組織との間の両方において音響インピーダンスの差を小さくすることができる。

上記材料の具体例を挙げると、第一整合材７０２としては、アルミニウム（１７ＭＲａｙｌ）、鉛（２２ＭＲａｙｌ）、シリコン（２０ＭＲａｙｌ）、銀約９５％二酸化ケイ素約５％の混合物（１６ＭＲａｙｌ）、水晶（１６ＭＲａｙｌ）などがある。また、第二整合材７０１としては、シリコーンゴム（１．５ＭＲａｙｌ）、アクリル樹脂（３ＭＲａｙｌ）、ポリイミド（３ＭＲａｙｌ）などのプラスチック類、ゴム類がある。

整合層７０３は、整合領域７０３ａ、７０３ｂ、及び、７０３ｃで第一整合材７０２からなる円錐が配置される間隔が異なる。つまり、Ｘ方向の中央の整合領域７０３ａは円錐の間隔が最も狭く、整合領域７０３ｂ、７０３ｃと両端ほど円錐の間隔が広い構成となる。

このように、円錐の間隔が広い領域ほど、超音波の透過率が低くなる。よって、領域ごとに円錐の間隔を調節することで任意の透過率を有するマルチ透過率層を設計することが可能となる。

また、円錐の間隔は、最も広い領域でも超音波の波長の四分の一以下が望ましい。これによって、感度が高く、より深部まで観察が可能な超音波プローブの実現が可能となるためである。

図８は、本実施の形態に係る超音波プローブのマルチ透過率層の別の一例の断面図である。

図８に示される整合層８０４は、圧電体２０８に近い音響インピーダンスを有する第一整合材７０２と、被検体の生体組織に近い音響インピーダンスを有する第二整合材とで構成されている。第一整合材７０２は円錐型である。第一整合材７０２は、圧電体２０８側を底面とし、被検体側を頂点として、複数個配置されている。また、整合層８０４の中で、第一整合材７０２に占められる部分以外の部分を、第二整合材８０３、８０２、及び、８０１で充満させた構成となる。

整合層８０４では、整合領域８０４ａ、８０４ｂ、及び、８０４ｃのそれぞれが第二整合材８０３、８０２、及び、８０１を備える。整合材８０３の音響インピーダンスが圧電体２０８と最も近く、両端に近い領域の整合材８０２、８０１ほど、圧電体２０８との音響インピーダンスの差が大きい材料とする。

このように、第二整合材の音響インピーダンスが圧電体と近いほど透過率が高くなり、領域ごとに第二整合材の音響インピーダンスを調節することで、マルチ透過率層を設計することが可能となる。

なお、ここでは第二整合材の音響インピーダンスが整合領域ごとに異なるマルチ透過率層の例について示したが、第二整合材の音響インピーダンスが一定で、第一整合材の音響インピーダンスが整合領域ごとに異なるマルチ透過率層であってもよい。この場合は、第一整合材の音響インピーダンスが被検体に近いほど透過率が高くなるため、第一整合材の音響インピーダンスを調節することで、マルチ透過率層を設計することが可能となる。これにより、超音波診断において、Ｓ／Ｎを向上させることが可能となる。

なお、第一整合材及び第二整合材の両方が整合領域ごとに異なる構成であってもよい。

ただし、第二整合材には、金属のように加工が難しい材料が用いられることが多いため、一種類の第二整合材を用いることが望ましい。一種類の第二整合材を用いることで、より安価な超音波プローブが可能となる。

なお、第一整合材は材料ごとに熱膨張率が大きく異なる材料が多く、一種類の第一整合材を用いることが望ましく、より耐熱性に優れた超音波プローブが可能となる。

以上で示されるように、マルチ透過率層である整合層７０３及び整合層８０４を図１の整合層１０１として用いることで、本発明の超音波プローブ１０２を実現することが可能となる。

なお、整合層７０３は、整合層８０４より安価に作製することが可能である。整合層８０４は整合層７０３より波長依存性が少なく、設計が容易な構成となるため、用途ごとに最適な構成を用いることが望ましい。

なお、領域ごとに整合材と円錐の間隔の両方が異なるマルチ透過率層とすることで、少ない整合材の種類で、より自由に整合層の透過率を設計することが可能となるため望ましい。

図９は、本実施の形態に係る超音波プローブのマルチ透過率層の別の一例の断面図である。

図９に示される整合層９０４は、整合領域９０４ａ、９０４ｂ、及び、９０４ｃのそれぞれが、一種類の整合材９０１、９０２、及び、９０３で構成されている。また、整合材９０１、９０２、及び、９０３は互いに音響インピーダンスが異なる材料からなる。このように、各整合領域が一種類の整合材で構成される（図７及び図８のような円錐構造が無い）場合であっても、整合領域ごとに音響インピーダンスが異なる材料で構成することで、透過率が領域ごとに異なる。そのため、本発明の整合層の特性を満たすことは言うまでも無い。これにより、超音波診断において、Ｓ／Ｎを向上させることが可能となる。

以降、このように音響インピーダンスが異なる複数の整合領域を備えた整合層をマルチインピーダンス層と呼ぶ。

また、各整合領域の音速はほぼ一定であることがより望ましく、厚みもほぼ一定であることが望ましい。これによって、各領域を透過した超音波パルスの時間ずれが抑制されて、超音波伝播方向の解像度が向上する。

このように、図９の構成（マルチインピーダンス層）によって、被検体内の音場を設計する場合、任意の透過率の設計を可能とするため、異なる音響インピーダンスを有する複数の材料からなる混合材料を用いることが、より望ましい。

異なる音響インピーダンスを有する複数の材料を作成するために、本願発明者は鋭意検討を行い、その実現が以下のように可能であることが判明した。

図１０は、銀と二酸化ケイ素とを含む混合物における銀の配合率と音響インピーダンスの関係を示す図である。本願発明者の独自の検討の結果、銀と二酸化ケイ素とを含む混合物において、図１０に示されるように銀の配合比を調整することで、少なくとも３．８〜２５ＭＲａｙｌの範囲で任意の音響インピーダンスを有する材料を実現することが可能であることが判明した。

図１１は、銅と二酸化ケイ素とを含む混合物における銅の配合率と音響インピーダンスの関係を示す図である。本願発明者の独自の検討の結果、銅と二酸化ケイ素とを含む混合物において、図１１に示されるように銅の配合比を変えることで、少なくとも４〜８ＭＲａｙｌの範囲で任意の音響インピーダンスを有する材料を実現することが可能であることが判明した。

図１２は、アクリルと二酸化ケイ素とを含む混合物におけるアクリルの配合率と音響インピーダンスの関係を示す図である。本願発明者の独自の検討の結果、アクリルと二酸化ケイ素とを含む混合物は、図１２に示されるように銅の配合比を変えることで、少なくとも２．２〜３．８ＭＲａｙｌの範囲で任意の音響インピーダンスを有する材料を実現することが可能であることが判明した。

このように、複数の材料からなる混合材料を用いることで、任意の音響インピーダンスの材料を作製することが可能となるため、任意の透過率の設計が可能となる。

よって、自由な透過率の設計が可能となるため、よりサイドローブの抑制効果が増して、超音波診断におけるＳ／Ｎが向上する。

以上、図７〜９を用いて、整合層が三種類の整合領域からなり、両端ほど段階的に音圧が低下する例について説明した。しかし、本発明の超音波プローブとしては、整合層内により多くの整合領域を備えていることが望ましい。具体的には、図５の実線５０１に示されるように、中央から両端に向けて連続的に音圧が低下する構成が更に望ましい。

また、より望ましくは中央部の整合領域を中心としたガウシアン分布に近い音圧分布であることが望ましく、更なるサイドローブの抑制が可能となる。

Ｘ方向に超音波をスキャンさせることにより、３次元の超音波診断を可能とする超音波診断装置では、Ｘ方向（スキャン方向）の解像度が向上する効果が得られる。

また、図７及び図８に示される整合層の構成では、マルチインピーダンス層からなる整合層（図９）より広帯域化が可能となる点で、より望ましい。また、図９に示される整合層は、図７及び図８に示される整合層より安価に作製することが可能である点で、より望ましい。

また、超音波プローブ表面の超音波の音圧が、周波数ごとに異なる（位置）分布をしていることが望ましい。図５に一例が示されるように、周波数が高いほど点線５０２で示したようにＸ方向の幅が細く局所的な音圧分布となり、周波数が低いほど実線５０１で示したようにＸ方向の幅が広くなだらかな音圧分布となることが望ましい。

これによって、周波数が高い超音波及び周波数が低い超音波の、メインローブ１０３及びサイドローブ１０４のエネルギー比のばらつきを抑制することが可能となり、被検体内部の超音波パルス波形が、より安定する。このため、被検体内部の超音波診断画像において、超音波伝播方向（Ｚ方向）の解像度が向上する。

また、例えば、図５において、音圧が中央部の整合領域の半分になるＸ方向の幅を半値幅とすると、半値幅が周波数に反比例することが更に望ましく、これによって、超音波診断におけるＳ／Ｎを更に高めることが可能となる。

このように、周波数ごとに異なる音圧分布を超音波プローブと被検体との接触面にて実現するためには、透過率の周波数特性（縦軸透過率−横軸周波数のグラフ形状）が異なる複数の領域を備えた整合層を実現する必要があり、以下でその実施の形態について示す。

図１３は、本発明の実施の形態１に係る超音波プローブの整合層の一例の断面図である。図１３に示される、透過率の周波数特性が異なる複数の領域を備えた整合層（以降、マルチ透過Ｆ特層と称する。）の一例である整合層１３０１について説明する。

整合層１３０１は、整合層７０３と同様に、圧電体２０８に近い音響インピーダンスを有する第一整合材７０２と、被検体の生体組織に近い音響インピーダンスを有する第二整合材７０１とで構成されている。円錐型の第一整合材７０２が、圧電体２０８側を底面、被検体側を頂点として複数個配置されている。また、整合層１３０１の中で、第一整合材７０２で占められる部分以外の部分を、第二整合材７０１で充満させた構成となる。また、整合層１３０１では、図１３の点Ａ付近で第一整合材７０２からなる円錐の底面積と隣り合う円錐の間隔が最も広く、点Ｂに近づくほど円錐の底面積が小さくなり、それに伴って隣り合う円錐の間隔も狭くなっている。

このように、円錐の間隔が部分ごとに異なる整合層では、円錐の間隔が広い部分ほど（低周波の透過率）÷（高周波の透過率）で定義される値を大きくすることが可能であり、マルチ透過F特層を実現することが可能となる。

図１４は、本実施の形態に係る超音波プローブの整合層の別の一例の断面図である。図１４に示される、マルチ透過Ｆ特層の別の一例である整合層１４０１について説明する。

整合層１４０１は、整合層７０３と同様に、圧電体２０８に近い音響インピーダンスを有する第一整合材７０２と、被検体の生体組織に近い音響インピーダンスを有する第二整合材７０１とで構成されている。円錐型の第一整合材７０２が、圧電体２０８側を底面、被検体側を頂点として複数個配置されている。また、整合層１４０１の中で、第一整合材７０２で占められる部分以外の部分を、第二整合材７０１で充満させた構成となる。また、整合層１４０１では、図１４の点Ａ付近で第一整合材７０２からなる円錐の高さが最も高く、点Ｂに近づくほど円錐の高さが低くなる。このように、円錐の高さが部分ごとに異なる整合層では、円錐の高さが高いほど（低周波の透過率）÷（高周波の透過率）で定義される値を大きくすることが可能であり、マルチ透過Ｆ特層を実現することが可能となる。

マルチ透過Ｆ特層を実現するために、本願発明者は鋭意検討を行い、その実現が以下のように可能であることが判明した。

図１６は、本実施の形態に係る超音波プローブの整合層の別の一例の断面図である。図１６に示される、マルチ透過Ｆ特層の別の一例である整合層１６０６について説明する。

整合層１６０６は、銀約９０％、二酸化ケイ素約１０％の混合物（約１１．９MRayl、厚み約４５μｍ）の圧電体側の整合層１６０７と、５種類の整合材１６０１、１６０２、１６０３、１６０４、１６０５からなる被検体側のマルチインピーダンス層を重ねた２層構造の整合層である。なお、このような複数の層を含む整合層の、それぞれの層を、整合部層とも称する。

また、整合材１６０１は銀約８５％、二酸化ケイ素約１５％の混合物（約９．７ＭＲayl）、整合材１６０２は銅約８０％、二酸化ケイ素約２０％の混合物（約７．７ＭＲayl）、整合材１６０３は銅約５５％、二酸化ケイ素約４５％の混合物（約５．９ＭＲayl）、整合材１６０４は二酸化ケイ素１００％（約３．８ＭＲayl）、整合材１６０５はアクリル約５５％、二酸化ケイ素約４５％の混合物（約２．０ＭＲayl）となる。

いずれの場合も音速は約１８００ｍ／ｓであった。また、整合材１６０１〜１６０５の厚みは約９０μｍとした。

圧電体２０８をＰＺＴ系の圧電セラミック（約２６ＭＲayl、音速約３５００ｍ／ｓ）とし、被検体（約１．５ＭＲayl）としたところ、圧電体から被検体に放射し、被検体内で反射して再び圧電体に入射する超音波の平均周波数（以降、平均透過周波数とする。）は、図１７に示すように、マルチインピーダンス層の音響インピーダンスに依存することが判明した。ただし、平均透過周波数は、１０ＭＨz以下の範囲の平均とした。

図１７に示されるように、マルチインピーダンス層の音響インピーダンスが大きいほど平均透過周波数が低くなる。この特性を利用し、マルチ透過Ｆ特層を設計することが可能となる。

また、整合層１６０７を銀約９５％、二酸化ケイ素約５％の混合物（約２０ＭＲayl、厚み約４５μm）とし、マルチインピーダンス層の厚みも４５μmとした場合、マルチインピーダンス層の音響インピーダンスと平均透過周波数の関係は図１８のような関係となる。よって、必ずしもマルチインピーダンス層とマルチインピーダンス層以外の整合層の厚みが異なる必要はないことが示される。

また、整合層１６０６は、被検体側がマルチインピーダンス層となる２層構造の整合層としたが、必ずしもマルチインピーダンス層が被検体側である必要はない。

例えば、被検体側に厚み９０μｍ、音響インピーダンス２．０MRaylの整合層を備え、圧電体側に厚み４５μｍのマルチインピーダンス層を備える構成の場合、マルチインピーダンス層の音響インピーダンスと平均透過周波数の関係は図１９で実線１９０１に示す関係となり、マルチ透過F特層を設計する場合に用いることが可能となる。

更に、被検体側に厚み９０μｍ、音響インピーダンス３．８MRaylの整合層を備え、圧電体側に厚み４５μｍのマルチインピーダンス層を備える構成の場合、マルチインピーダンス層の音響インピーダンスと平均透過周波数の関係は図１９で点線１９０２に示す関係となり、被検体側、圧電体側の両方の層がマルチインピーダンス層となることで、更に平均透過周波数の調整範囲が拡大し、自由なマルチ透過F特層の設計が可能となると言える。つまり、よりＳ／Ｎが高い超音波診断装置の実現が可能となるため望ましい。

図２０は、本発明の実施の形態１に係る超音波プローブの整合層の別の一例の断面図である。図２０に示される、マルチ透過F特層の別の一例である整合層２００６について説明する。

整合層２００６は、銀約９０％、二酸化ケイ素約１０％の混合物（約１１．９MRayl、厚み約９０μｍ）からなる圧電体側の整合層２００７と、アクリル約５５％、二酸化ケイ素約４５％の混合物（約２．０MRayl、厚み約４５μｍ）からなる被検体側の整合層２００８の間に、５種類の整合材２００１、２００２、２００３、２００４、２００５からなるマルチインピーダンス層（厚み約４５μｍ）を挟んだ３層構造の整合層である。

また、整合材２００１は銀約８８％、二酸化ケイ素約１２％の混合物（１０．８ＭＲayl）整合材２００２は銀約８５％、二酸化ケイ素約１５％の混合物（約９．７ＭＲayl）、整合材２００３は銅約８０％、二酸化ケイ素約２０％の混合物（約７．７ＭＲayl）、整合材２００４は銅約５５％、二酸化ケイ素約４５％の混合物（約５．９ＭＲayl）、整合材２００５は二酸化ケイ素１００％（約３．８ＭＲayl）となる。

いずれの場合も音速は約１８００ｍ／ｓであった。

圧電体２０８をＰＺＴ系の圧電セラミック（約２６ＭＲayl、音速約３５００ｍ／ｓ）とし、被検体（約１．５ＭＲayl）とし、マルチインピーダンス層の音響インピーダンスと平均透過周波数の関係を図２１に示す。

このように、３層のうち一層がマルチインピーダンス層となる整合層２００６の場合も、マルチインピーダンス層の音響インピーダンスを変えることで、平均透過周波数を調節することが可能となり、設計可能なマルチ透過F特層となる。

以上、２層、或いは、３層の整合層で、少なくとも１層がマルチインピーダンス層となる例について示したが、４層以上の場合についてもマルチインピーダンス層を含むことで、平均透過周波数を設計することが可能となる。

図１５は、本発明の実施の形態１に係る超音波プローブの整合層の別の一例の断面図である。図１５に示されるように、マルチ透過Ｆ特層の別の一例である整合層１５０１について説明する。

整合層１５０１は、整合層１４０１を２層重ねて組み合わせた整合層である。より詳細には下記に示す。整合層１５０１は、圧電体２０８に近い音響インピーダンスを有する第一整合材７０２と、被検体の生体組織に近い音響インピーダンスを有する第二整合材７０１と、第一整合材７０２より小さくて、且つ、第二整合材７０１より大きい音響インピーダンスを有する第三整合材１５０２とで構成される。図１５に示されるように、２つの整合層１４０１を１４０１ａ及び１４０１ｂとする。１４０１ａにおいて、円錐型の第一整合材７０２が、圧電体２０８側を底面として複数個配置されており、１４０１ａの中で第一整合材７０２で占められる部分以外の部分を第三整合材１５０２で充満させた構成となる。また、その更に上（被検体側）の１４０１ｂにおいて、円錐型の第三整合材１５０２からなる三角錐が複数個配置されており、第三整合材１５０２で占められる部分以外の部分を第二整合材７０１で充満させた層が形成されている。

このように、整合層１４０１を複数層重ね合わせることで、超音波プローブ表面における音圧の周波数特性をより自由に設計することが可能となるため望ましい。これにより、超音波診断画像において、更にＳ／Ｎを向上させることが可能となる。

また、整合層１４０１を複数層重ねあわせる場合、隣り合う層の円錐の高さが異なることがより望ましく、更に解像度を向上させることが可能となる。例えば、図１５の例では第一整合材７０２と第三整合材１５０２からなる層１４０１ｂについては、円錐の高さが（点Ａ付近）＞（点Ｃ付近）＞（点Ｂ付近）となるが、第三整合材１５０２と第二整合材７０１からなる層１４０１ａについては、円錐の高さは（点Ａ付近）＞（点Ｃ付近）≒（点Ｂ付近）となるように構成されている。また、２つの層で点Ａ付近の円錐の高さが異なる。

また、整合層１４０１の重ね合わせに限らず、整合層７０３、整合層８０４、整合層９０４などのマルチ透過率層や整合層１３０１、整合層１６０６、整合層２００６などのマルチ透過Ｆ特層も組み合わせて重ねあわせることで、より音圧の周波数特性を自由に設計することが可能となり、超音波診断画像における解像度の向上が可能となるため望ましい。

なお、圧電体１０１と音響レンズ２０９との接触面は、平面となるのが望ましい。なお、圧電体の厚さに対して、１０％程度の誤差があってもよい。これにより、広い温度範囲において高い解像度の超音波診断画像を得ることができる。なぜなら、音響レンズは温度変化に対する収縮率が大きいため、当該接触面が平面でない場合には、音響レンズの収縮により音響レンズが剥離するおそれがあるからである。

なお、各整合部層のそれぞれは、厚さを一定とするのが望ましい。これにより、広い温度範囲において高い解像度の超音波診断画像を得ることができる。なぜなら、各整合部層の厚さが一定でない場合、整合部層の温度変化に対する収縮率の変化により整合部層同士が剥離するおそれがあるためである。

以上のように、本発明の一態様に係る超音波プローブにより、従来の一様な周波数特性を有する整合層より、整合層を透過する超音波の周波数帯域を広くすることができる。なぜなら、整合領域のそれぞれを透過する超音波の周波数特性が異なるため、整合領域のそれぞれを透過した超音波を整合層全体で足し合わせたものは、従来の一様な周波数特性を有する整合層を透過した超音波よりも周波数帯域が広くなるからである。しかも、超音波伝播方向（所定方向）の厚さが一定であるため、各整合領域を透過する超音波パルスに時間差が生じない。その結果、超音波パルスが、インパルス波形に近い波形で被検体に伝播し、高い解像度の超音波診断画像が得られる。

また、整合層の内部で圧電体に近い方の音響インピーダンスを圧電体の音響インピーダンスと近い値とし、整合層の内部で被検体に近い方の音響インピーダンスを被検体と近い値とすることができる。また、整合層の内部において、超音波の伝播方向に音響インピーダンスを連続的に変化させることができる。

また、超音波の透過率の周波数特性が異なる複数の整合領域を実現することができる。なぜなら、先細形状の密度が異なる複数の整合領域は、超音波の透過率の周波数特性が異なるからである。

また、超音波の透過率の周波数特性が異なる複数の整合領域を実現することができる。なぜなら、先細形状の超音波伝播方向の高さが異なる複数の整合領域は、超音波の透過率の周波数特性が異なるからである。

また、超音波の透過率の周波数特性が異なる複数の整合領域を実現することができる。なぜなら、先細形状の太さが異なる複数の整合領域は、超音波の透過率の周波数特性が異なるからである。

また、整合層と音響レンズとの接触面が平面となり、超音波プローブは、広い温度範囲において広帯域の超音波を受信することができる。その結果、高い解像度の超音波診断画像を得ることができる。なぜなら、音響レンズは温度変化に対する収縮率が大きいため、当該接触面が平面でない場合には、音響レンズの収縮により音響レンズが剥離するおそれがあるからである。

また、より高い精度で圧電体と被検体との音響整合を行うと同時に、整合層を透過する超音波の周波数帯域を広くすることができる。なぜなら、異なる音響インピーダンスを有する複数の整合部層によって、圧電体から被検体まで段階的に音響整合を行うとともに、複数の整合領域により超音波の透過率の周波数特性を広くすることができるからである。

また、超音波プローブは、広い温度範囲において広帯域の超音波を受信することができる。その結果、高い解像度の超音波診断画像を得ることができる。なぜなら、各整合部層の厚さが一定でない場合、整合部層の温度変化に対する収縮率の変化により整合部層同士が剥離するおそれがあるからである。

また、超音波の透過率の周波数特性が異なる複数の整合領域を実現することができる。なぜなら、混合物における材料の混合率が異なる複数の整合領域は、超音波の透過率の周波数特性が異なるからである。

また、超音波の透過率の周波数特性が異なる複数の整合領域を実現することができる。なぜなら、整合領域の幅が超音波の波長より短い場合、超音波の透過率の周波数特性が所定の値となる整合領域を形成しないからである。

また、高い効率で複数の異なる密度を有する整合材を製造することができる。なぜなら、同一の材料を用い、それらの配合割合を変更するだけで、複数の異なる密度を有する整合材を製造することができるからである。

また、圧電体から被検体の方向へ伝播させる超音波の音圧を高めることができる。

また、整合層を透過する超音波の周波数帯域を広くすることができる。

（実施の形態２）
図６は本実施の形態に係る超音波プローブの一例の断面図である。

図６に示されるように、本発明の超音波プローブ６０２は、圧電体２０８と、信号電極２０６と、接地電極２０７とを備える。また、バッキング２０１と、音響レンズ２０９とを備えることがより望ましい。

超音波プローブ６０２が従来型の超音波振動子３０４と異なる点は、接地電極２０７と被検体（図略）の間に整合層６０１を備える点である。

超音波プローブ６０２は、整合層６０１のＸ方向（各超音波振動子の長尺方向）の両端部の整合領域６０１ｃから放射される超音波の平均周波数が、中央部の整合領域６０１ａから放射される超音波の平均周波数より高くなるように設計されている。

これによって、もともと集束させる用途に適している高い周波数の超音波を局所的により細く絞り、周波数が低い超音波を太く伝播させる。更に、被検体で反射した超音波信号を周波数ごとに分離して解析し、局所的に細いビーム（高い周波数）から得られた超音波診断画像と太いビーム（低い周波数）から得られた超音波診断画像の両方の情報を得ることが可能となる。

太いビームから得られた超音波診断画像は領域内の反射及び散乱が平均化された画像となるため、位置調節用に用いることで高速な位置あわせが可能である。また、局所的に細いビームから得られた超音波画像は局所部から得られた反射及び散乱の情報を平均化することなく高いコントラストで得ることが可能となる。

本実施の形態の超音波プローブは実施の形態１にて説明したように、マルチ透過率層や、マルチ透過F特層を用いて設計が可能であることは言うまでも無く、整合層の構成については、ここでは説明を省略する。

実施の形態１と実施の形態２とを比較して、それぞれの形態の特徴を説明する。実施の形態１は、安価に高Ｓ／Ｎの超音波診断が実現できる点で望ましい。また、実施の形態２は、初期癌の発見などのように、より詳細な画像による診断が必要な用途において望ましい。

また、更には、図２に示されるように複数の超音波振動子が１次元アレイ状に配列される超音波プローブにおいて、実施の形態１の超音波振動子と実施の形態２の超音波振動子とが交互に配列するようにすると望ましい。なぜなら、それぞれの超音波振動子を別々に制御することによって、両方の超音波振動子の特性を両立させることが可能となるためである。

また、実施の形態１、２に共通して、以下のことが言える。

実施の形態１及び実施の形態２において、円錐型の整合材とその円錐の間を埋める別の整合材からなる整合層の例（図７、図８、図１３、図１４、及び、図１５など）について示したが、これらの整合層について以下のことが言える。

整合材は円錐形状である必要は無く、少なくとも凹凸があればよい。より望ましくは圧電体から被検体に向けて断面積が連続的に小さくなる形状であればよい。例えば、三角錐型、四角錐型、又は、釣鐘型などの先細柱状体のいずれであってもよい。先細注状体の凹凸の高低差及び幅が異なることで、実施の形態１にて説明した円錐型の高さや間隔が異なることと同様の効果が得られる。

また、図７及び図８の例では、整合層１０１の（圧電体から被検体方向への）厚みは、超音波の波長の半分より厚いことが望ましい。これによって、全領域の平均透過率が高くなり、より高感度な超音波プローブとなるため、被検体のより深部まで超音波診断画像が得られる。

また、実施の形態１及び実施の形態２に用いるマルチインピーダンス層について、以下のことが言える。

まず、音響インピーダンスが異なる各整合領域の幅は圧電体で発生する超音波の波長より長いことが望ましい。

なぜなら、超音波の波長以下の長さの範囲での音響インピーダンス高低差による透過率の周波数特性の差が、波の回折現象によって軽減されてしまうためである。各整合領域の幅を圧電体で発生する超音波の波長より長くすることで、より自由に音圧分布の周波数特性を設計することが可能となるため、より望ましい。

また、本実施の形態のマルチインピーダンス層において、音響インピーダンスが異なる複数の領域が、図９ではＸ方向に垂直な面で分割されているが、必ずしもＸ方向に垂直な面である必要はなく、分割される面はＺ方向に垂直な面でなければよい。

また、本実施の形態では、銅、銀、及び、アクリルと二酸化ケイ素の混合物とからなる整合層を用いたが、これらは一例であって、鉄又はタングステンなど、他の材料を用いてもよいことは言うまでもない。

本実施の形態で示した銅、銀、アクリルと二酸化ケイ素との混合物は、その混合割合を変えることで、音響インピーダンスの変化が大きく、且つ、音速がほぼ一定となる。そのため、各整合領域を透過する超音波の時間ズレによる超音波診断画像の画質低下を抑制することが可能となるため、本発明に望ましい材料と言える。

特に、銀と二酸化ケイ素との混合物は、代替材料が少ない音響インピーダンスが高い領域において、広い範囲で音響インピーダンスを調節することが可能である。そのため、より自由な透過率分布の設計が可能となるため望ましい材料といえる。

また、銅と二酸化ケイ素との混合物は、安価に広い範囲で音響インピーダンスの調節が可能となるため望ましい。

また、それぞれ、上記の範囲の中で、二酸化ケイ素に混合させる銀、銅の割合を増やすことで、密度が単調増加し、アクリルの割合を増やすことで密度が単調減少するため、整合層の設計が容易となる。

また、整合層材料を成膜した後、焼結工程を行うことが望ましい。つまり、前記整合層は銀又は銅などの金属粒子が結合材料内で単独で分散した常態で用いられるのではなく、各々の粒子を結合しバルク化することが望ましく、これによって、より高いインピーダンスの膜を得ることも可能となり、より設計の自由度が高まる。

また、二酸化ケイ素に混合させる金属は、数百ナノメートル台を下回る金属ナノ粒子であることが望ましい。金属ナノ粉末は、その表面積の大きさから反応性に富み、粒径に依存して焼結開始温度が１００℃から３５０℃と変化するが、安価な加熱手段で、昇温、降温の時間を短縮することが可能であり、安価な整合層の作製が可能となる。

また、上記において、結合材として二酸化ケイ素を用いた例について示したが、酸化チタン又は酸化ニオブなどのほかの無機系結合材を用いてもよく、有機系の結合材を用いてもよい。ただし、二酸化ケイ素を用いた上記例では、音速の変化を抑えて密度の変化を大きくすることができており、更に、安価であることなども考慮し、本発明の結合材として最適な材料である。

更には、本発明の超音波振動子における整合層は、整合層用の材料を水などによって希釈し、印刷又はスプレー方式によって成膜することが望ましい。材料ごとに異なるノズルを用いて、印刷又はスプレー方式で成膜することによって、場所ごとに混合材料の濃度を変えることが容易である。よって、蒸着、スパッタ、スピンコーターなどの手段を用いた場合に比べて、安価にマルチインピーダンス層を形成することが可能となるため本発明において望ましい。

また、上述のように複数の材料の濃度を場所（領域）ごとに変えることによって実現されたマルチインピーダンス層において、隣り合う領域には同一の材料を含んでいることが望ましい。なぜなら、領域ごとの密着性が向上するため超音波振動子の振動耐性や耐熱性が向上するからである。

また、上述のように複数の材料の混合物からなる整合層とする場合は、平均粒径が一桁程度（少なくとも５倍）以上異なる材料の混合物とすることがより望ましい。なぜなら、粒径が異なる複数材料の混合物であることによって、濃度が異なる複数の領域で、混合物の配合比の変化に伴う音速の変化を抑制することが可能となるからである。

また、整合層に焼結材料を含むことがより望ましい。

以上、実施の形態１及び実施の形態２において、本発明の超音波プローブ及び超音波診断装置として、１次元アレイ型の超音波プローブとそれを備えた超音波診断装置とについて示したが、本明細書にて、実施の形態に示した構成は一例であって、本発明の主旨を逸脱しない範囲で様々な変更が可能であることは言うまでもない。

つまり、Ｋ３１モードを用いた超音波プローブにおいても、同様の効果を発揮する。つまり、超音波プローブと被検体との接触面において、超音波の音圧-周波数特性が異なる複数の領域を備えることにより、高精度な超音波診断装置が可能となる。

また、圧電体２０８とバッキング２０１との間にも、整合層（図略）を備えることがより望ましく、圧電体２０８とバッキング２０１との間の整合層もマルチ透過率層や更には周波数ごとに透過率が異なる整合層であることが望ましく、圧電体２０８を含む超音波振動子のＱ値が領域ごとに異なることによる超音波パルス波形の違いを軽減することが可能となる。つまり、被検体側のマルチ透過率層の透過率が比較的高い領域では、バッキング２０１側のマルチ透過率層の透過率を比較的低く、被検体側のマルチ透過率層の透過率が比較的低い領域では、バッキング２０１側のマルチ透過率層の透過率を比較的高く設計することが望ましい。これによって、領域ごとに生成される超音波のパルス波形の違いが軽減されるため、深さ方向の超音波診断画像における解像度が向上する。

また、圧電体とバッキングとの間に超音波の反射率を高める透過防止層を備えてもよい。それによって、より高感度の超音波プローブを実現することが可能となるため、より被検体の深部まで超音波診断が可能となる。

また、被検体との接触面における、音圧分布を設計することが可能な超音波プローブとしては、２次元アレイ型超音波プローブで、Ｘ方向についても超音波振動子ごとに異なる電圧を印加する方法なども考えられる。しかし、各超音波振動子が細く、製造歩留まりの低下や、落下衝撃などに対する信頼性も低下する。また、製造工数も増加するため高価格化を招く。

このため、本発明のように透過率分布を作り出す整合層を備える方式がより望ましい。

また、２次元アレイ型超音波プローブで、且つ、本発明のように透過率分布を備えた整合層を備えることがより望ましく、より少ない分割数で、より高いＳ／Ｎが実現できるため、製造歩留まりの低下や、落下衝撃に対する信頼性の低下、製造工数増加による高価格化を抑えることが可能となる。

また、各振動子の中央からＸ方向の両端に近づくほど、超音波の音圧が低い超音波プローブを実現する方法として、超音波振動子に溝加工を施して圧電体の密度分布を形成する方法や、分極強度の分布を持たせる方法、各振動子の中央からＸ方向の両端に近づくほど電極（信号電極と接地電極の少なくとも一方）を細くする方法などを用いてもよい。ただし、超音波振動子に溝加工を施す方法では、製造工程が複雑となり安定性が低下する。また、分極強度の分布を持たせる方法では分極工程が複雑となる。また、各振動子の中央からＸ方向の両端に近づくほど電極を細くする方法では、切断箇所と電極の位置あわせが複雑となり、製造歩留まりが低下する。そのため、本実施の形態にて示した整合層を用いることが望ましい。

また、本発明と同様に透過率分布を作り出す整合層として、各超音波振動子の中央とＸ方向の両端で平均粒径が異なる整合層などを用いてもよいが、粒径が大きく減衰が多い領域で散乱した音波が超音波診断画像におけるノイズの原因となるため、本実施の形態にて示した整合層の構成がより望ましい。

以上、実施の形態１及び実施の形態２において、本発明の超音波プローブについて示した。従来型と同様に、図２のような１次元アレイ型や２次元アレイ型に配列された超音波プローブとし、図４のような超音波診断装置に用いることで記述のＳ／Ｎ向上等の効果を有する。

（実施の形態３）
本実施の形態において、密度の異なる複数の整合領域を備える整合層を有する超音波振動子について説明する。

図２２は本実施の形態に係る超音波振動子の一例の断面図である。

図２２の超音波振動子は、圧電体１０２を備え、圧電体の向い合った一対の面に形成された駆動電極２０６及び２０７を備える。これによって、超音波を送信し、受信する。また、圧電体２０８と駆動電極２０６及び２０７によって生成された超音波を効率よく被検体との間で送受信するために整合層２２０１及び２２０２を備える。更に、整合層２２０２と被検体との間には、診断画像の分解能を高めるために超音波ビームを絞る役目を保持する音響レンズ２０９を備える。

整合層２２０１は密度が異なる２つの整合領域２２０１ａ及び２２０１ｂからなる。また、ここで整合領域２２０１ａ及び２２０１ｂは超音波が伝播するＺ方向に平行な面で分割されている。

本願発明者は鋭意検討を行い、密度の異なる複数の整合領域を備える整合層が以下のように実現可能であることが判明した。

図２２は、本発明の本実施の形態に係る超音波振動子の一例の断面図である。

図２２に示される超音波振動子について、圧電体２０８はＰＺＴ系の圧電セラミック（密度約７．４ｇ／ｃｃ、音速約３５００ｍ／ｓ）とし、一対の向い合う表面に銀を焼き付けることによって、駆動電極２０６及び２０７を形成した。

また、整合層２２０２は、銀約９０％、二酸化ケイ素約１０％の混合物（密度約６．６ｇ／ｃｃ、厚み約４５μｍ）とし、整合層２２０１の整合領域２２０１ａは、銀約８５％、二酸化ケイ素約１５％の混合物（密度約５．４ｇ／ｃｃ、厚み約９０μｍ、音速約１８００ｍ／ｓ）、整合層２２０１の整合領域２２０１ｂは、アクリル約５５％、二酸化ケイ素約４５％の混合物（密度約１．１ｇ／ｃｃ、厚み約９０μｍ、音速約１８００ｍ／ｓ）とした。

また、音響レンズ２０９は、生体と音響インピーダンスが近いシリコーンゴム（密度約１．５ｇ／ｃｃ、音速約９４７ｍ／ｓ）を用いた。

図２４は、本発明の実施の形態３に係る整合層の透過特性を示す図である。

図２４に、上記構成の超音波振動子の、整合層２２０１及び２２０２の各周波数に対する透過率の２乗（以降、透過特性とする。）を示す。ここで透過率の２乗としたのは、超音波振動子で診断を行う場合、超音波は圧電体と被検体との間を往復するため、整合層を２度通過するためである。

より詳細には、図２４は、整合層２２０２と整合層２２０１の領域２２０１ａの透過特性を示し、図２５は、整合層２２０２と整合層２２０１の領域２２０１ｂの透過特性を示す。

図２５から分かるように、２つの領域の透過特性は大きく異なる。図２４では透過率が最大となるピーク周波数は約４ＭＨｚであるのに対して、図２５では約７ＭＨｚとなっている。

このように、２層の整合層を備える場合、そのうちの少なくとも１層の密度を変えることで透過する超音波の周波数を変えることが可能となることが判明した。（以降、整合層１０１のように密度の異なる複数の領域を備える（整合）層を「マルチ密度層」とする。）

また、図２４では、マルチ密度層が密度５．４ｇ／ｃｃと密度１．１ｇ／ｃｃの２種類の場合について、その透過特性を示したが、同様に、図２２の構成の超音波振動子でマルチ密度層が下記の場合について透過特性を評価し、マルチ密度層の密度と平均透過周波数の関係を調べた結果、図２７のような関係となった。

（１）（銀約８５％、二酸化ケイ素約１５％の混合物（密度約５．４ｇ／ｃｃ）：１０１ａ）
（２）銅約８０％、二酸化ケイ素約２０％の混合物（密度約４．３ｇ／ｃｃ）
（３）銅約５５％、二酸化ケイ素約４５％の混合物（密度約３．３ｇ／ｃｃ）
（４）二酸化ケイ素１００％（密度約２．１ｇ／ｃｃ）
（５）（アクリル約５５％、二酸化ケイ素約４５％の混合物（密度約１．１ｇ／ｃｃ）：１０１ｂ）

いずれの場合も音速は約１８００ｍ／ｓであった。また、厚みは約９０μｍとした。

図２７から、本実施の形態の構成では、マルチ密度層の密度増加に対して平均透過周波数は低下することが判明した。

また、以上では整合層１０５の厚みが４５μｍ、整合層１０１の厚みが９０μｍ（音速はともに約１８００m／ｓ）である例について示したが、本発明の実施の形態としては、各整合層の厚みに限定されず、広帯域化の効果を発揮する。

例えば、図２６に整合層２２０１及び２２０２の厚みがともに４５μｍの場合について、整合層２２０１の密度と２層の整合層を透過する平均周波数の関係を示す。図２６に示されるように、２層の整合層の厚みが同じ場合もマルチ密度層の密度増加に対して平均透過周波数は低下する。ここで、図２６は、例として整合層２２０２は銀約９５％、二酸化ケイ素約５％の混合物（密度約８．６ｇ／ｃｃ）の場合の関係を示す図である。

以上のように、本発明の一態様に係る超音波プローブにより、超音波の透過率の周波数特性が異なる複数の整合領域を実現することができる。なぜなら、密度が異なる複数の整合領域は、超音波の透過率の周波数特性が異なるからである。

（実施の形態４）
図３０は、本実施の形態に係る超音波振動子の一例を示す概略断面図である。

図３０の超音波振動子は、図２２に示した実施の形態３の超音波振動子と同様に、圧電体２０８と、圧電体２０８の向い合った一対の面に形成された駆動電極２０６及び２０７と、２層の整合層、音響レンズ２０９からなる。２層の整合層は、整合層３００１、３００２であり、整合層３００２がマルチ密度層となる。

つまり、実施の形態３では２層の整合層のうち、被検体側の層がマルチ密度層であったのに対して、本実施の形態では２層の整合層のうち、圧電体２０８側の層がマルチ密度層となる。

本願発明者は、鋭意検討を行い、上記のマルチ密度層を有する２層の整合層が、以下のように実現可能であることが判明した。

本実施の形態では、整合層３００１をアクリル約５５％、二酸化ケイ素約４５％の混合物（密度約１．１ｇ／ｃｃ、厚み約９０μｍ）とし、整合層３００２の整合領域３００２ａを銀約９５％、二酸化ケイ素約５％の混合物（密度約８．６ｇ／ｃｃ、厚み約４５μｍ）とし、整合領域３００２ｂを銀約９０％、二酸化ケイ素約１０％の混合物（密度約６．６ｇ／ｃｃ、厚み約４５μｍ）とし、整合領域３００２ｃを銀約８５％、二酸化ケイ素約１５％の混合物（密度約５．４ｇ／ｃｃ、厚み約４５μｍ）とし、整合領域３００２ｄを銅約８０％、二酸化ケイ素約２０％の混合物（密度約４．３ｇ／ｃｃ、厚み約４５μｍ）とし、整合領域３００２ｅを銅約５５％、二酸化ケイ素約４５％の混合物（密度約３．３ｇ／ｃｃ、厚み約４５μｍ）とした。

また、いずれの領域についても、音速は約１８００ｍ／ｓであった。

上記構成で、マルチ密度層（整合層３００２）の各領域の平均透過周波数を求め、マルチ密度層（整合層３００２）の密度と、２層の整合層の平均透過周波数の関係について、図３１に実線３１０１で示す。

図３１から、マルチ密度層の密度が増加するほど平均透過周波数は低下することが判明した。

また、図２３に示すように体側の整合層（図３０における整合層３００１）が、二酸化ケイ素１００％（密度約２．１ｇ／ｃｃ、厚み約９０μｍ）の整合層２３０１の場合、整合層３００２の密度と、２層の整合層の平均透過周波数の関係は図３１の点線３１０２に示す関係となる。

整合層３００２の密度が同じ場合でも、整合層３００１の密度が変わることで平均透過周波数が変化する。つまり、２層の整合層を備え、その両方がマルチ密度層となることで、より実現可能な帯域幅が拡大できる（より広帯域化が可能である）ことが判明した。

よって、複数の整合層を備え、そのうち１層がマルチ密度層である超音波振動子より、複数のマルチ密度層を備えた超音波振動子のほうが、より広帯域化が可能となるため望ましい。

実施の形態３及び実施の形態４より、２層の整合層を備えて、且つ、少なくとも１層をマルチ密度層とすることで、整合層の厚みを変えることなく、様々な周波数の超音波を送受することが可能となり、広帯域な超音波振動子とすることが可能となることが判明した。

(実施の形態５)
次に、３層の整合層を備えて、且つ、少なくとも１層をマルチ密度層とした例について図３２を用いて示す。

本願発明者は、鋭意検討を行い、少なくとも１層をマルチ密度層とする３層の整合層が、以下のように実現可能であることが判明した。

図３２の超音波振動子は、実施の形態３の超音波振動子と同様に、圧電体２０８と、圧電体２０８の向い合った一対の面に形成された駆動電極２０６及び２０７と、整合層、音響レンズ２０９からなる。

図３２の超音波振動子における整合層は３層の整合層から構成されており、整合層３２０１はアクリル約５５％、二酸化ケイ素約４５％の混合物（密度約１．１ｇ／ｃｃ、厚み約４５μｍ）、整合層３２０３は銀約９０％、二酸化ケイ素約１０％の混合物（密度約６．６ｇ／ｃｃ、厚み約９０μｍ）とする。

また、整合層３２０２はマルチ密度層であり、整合領域３２０２ａを銀約８８％、二酸化ケイ素約１２％の混合物（密度約６．０ｇ／ｃｃ、厚み約４５μｍ）とし、整合領域３２０２ｂを銀約８５％、二酸化ケイ素約１５％の混合物（密度約５．４ｇ／ｃｃ、厚み約４５μｍ）とし、整合領域３２０２ｃを銅約８０％、二酸化ケイ素約２０％の混合物（密度約４．３ｇ／ｃｃ、厚み約４５μｍ）とし、整合領域３２０２ｄを銅約５５％、二酸化ケイ素約４５％の混合物（密度約３．３ｇ／ｃｃ、厚み約４５μｍ）とし、整合領域３２０２ｅを二酸化ケイ素約１００％（密度約２．１ｇ／ｃｃ、厚み約４５μｍ）とした。

また、いずれの領域についても、音速は約１８００ｍ／ｓであった。

上記構成で、マルチ密度層（整合層３２０２）の各領域の平均透過周波数を求め、マルチ密度層（整合層３２０２）の密度と、３層の整合層の平均透過周波数の関係について、図３３に実線３３０１で示す。

図３３から、マルチ密度層の密度が増加するほど平均透過周波数は低下することが判明した。

また、図３４に示すように体側の整合層（図３２における整合層３２０３）が、銀約９５％、二酸化ケイ素５％の整合層３４０１の場合、整合層３２０２の密度と、３層の整合層の平均透過周波数の関係は図３３の点線３３０２に示す関係となる。

整合層３２０２の密度が同じ場合でも、整合層３２０３の密度が変わることで平均透過周波数が変化することがわかる。つまり、３層の整合層を備え、そのうち２層がマルチ密度層となることで、３層のうち１層のみがマルチ密度層の場合より実現可能な帯域幅が拡大できる（より広帯域化が可能である）ことがわかる。

つまり、実施の形態４と同様に、３層の整合層を備える場合についても、複数のマルチ密度層を備えることでより広帯域かが可能となるため望ましいといえる。

なお、実施の形態３から５について、共通して下記のことが言える。

実施の形態３から５において、２層又は３層の整合層を備えた超音波振動子について示したが、４層以上、または、１層の整合層の場合にも同様に、少なくともそのうち１層がマルチ密度層であることで本発明の効果を発揮する。しかし、１層の整合層を備える場合（すなわちマルチ密度層のみを備える場合）に比べて、２層以上の整合層を備えて、且つ、少なくとも１層がマルチ密度層であることによって、広帯域化の効果は、劇的に向上する。このため、２層以上の整合層を備えて、且つ、少なくとも１層がマルチ密度層となる構成が望ましい。

また、本実施の形態３から５において、マルチ密度層は密度の異なる領域をそれぞれ１つずつ備えた層として説明したがたが、図２８に実施の形態３の別の形態を示すように、整合層２８０１のように同じ密度の領域を２つ以上備える構成としてもよい。同じ密度の領域を複数個所に備えることで、被検体内における超音波ビーム形状の周波数依存性をより軽減することが可能となり、超音波ビームスキャン方向（Ｘ方向やＹ方向）の解像度が向上するため望ましい。

また、本発明の超音波振動子におけるマルチ密度層において、密度が異なる各領域の幅（少なくとも一方向のは領域幅）は圧電体で発生する超音波の波長より長いことが望ましい。

これは、超音波の波長以下の密度変化による広帯域化の効果の一部は、波の回折現象によって解消されてしまうためであり、各領域の幅を圧電体で発生する超音波の波長より長くすることで、より大きな広帯域化の効果が得られ、より望ましい。

また、図２９に、マルチ密度層の密度分布の例を示す。ここでは横軸をＸ方向としているが、Ｚ方向に垂直な（ＸＹ面内の）方向なら任意の方向を横軸としてもよい。また、前述の理由（波長以上の幅の領域での密度変化により、広帯域化への効果が大きくなる）により縦軸は超音波の波長と同じ（横軸の：ここではＸ方向の）長さ領域の平均密度とした。例えば、整合層２２０１の密度分布を図２９に示すと、点線２９０１で示すように１．１ｇ／ｃｃの部分と５．４ｇ／ｃｃの部分に２分される。

しかし、例えば、実線２９０２や破線２９０３のように連続的に密度が変化するマルチ密度層であっても、超音波の波長と同程度の長さ領域で平均した密度が場所によって変化するマルチ密度層であれば、広帯域化の効果は大きいため、本発明の効果を発現する。

また、本実施の形態のマルチ密度層において、密度の異なる複数の領域（２２０１ａ及び２２０１ｂ）が、図２２ではＹ方向に垂直な面で分割されているが、必ずしもＹ方向に垂直な面である必要はなく、分割される面はＺ方向に垂直な面でなければよい。

また、本実施の形態では、銅、銀、又は、アクリルと二酸化ケイ素との混合物からなる整合層を用いたが、これらは一例であって、鉄又はタングステンなど、他の材料を用いてもよいことは言うまでもない。

しかし、ここで示した銅、銀、又は、アクリルと二酸化ケイ素との混合物は、その混合割合を変えることで、密度の変化が大きく、且つ、音速がほぼ一定となるため、各領域を透過する超音波の時間ズレによる超音波診断画像の画質低下を抑制することが可能となるため本発明に望ましい材料と言える。

特に、銀は、例えば、二酸化ケイ素に混合させる割合を０％から９９％までの範囲で任意の割合とすることで、約２．２から約８．６ｇ／ｃｃと広範囲の中で任意の密度を実現することが可能であり、銀を混合させて、その濃度を場所ごとにかえることで広帯域化の効果はより大きい。

また、銅は、例えば、二酸化ケイ素に混合させる割合を０％から９０％までの範囲で任意の割合とすることで、約２．２から約５．６ｇ／ｃｃの範囲の中で任意の密度を実現することが可能であり、また、非常に安価な整合層の実現が可能となるため望ましい。

また、アクリルは、例えば、二酸化ケイ素に混合させる割合を０％から５５％までの範囲で任意の割合とすることで、約２．２から約１．１ｇ／ｃｃの範囲の中で任意の密度を実現することが可能であり、望ましい。

それぞれ、上記の範囲の中で、二酸化ケイ素に混合させる銀又は銅の割合を増やすことで、密度が単調増加し、アクリルの割合を増やすことで密度が単調減少するため、整合層の設計が容易となる。

また、整合層材料を成膜した後、焼結工程を行うことが望ましい。つまり、前記整合層は銀、銅などの金属粒子が結合材料内で単独で分散した常態で用いられるのではなく、各々の粒子を結合しバルク化することが望ましく、これによって、より高いインピーダンスの膜を得ることが可能となり、広帯域化の効果も大きくなる。

また、二酸化ケイ素に混合させる金属は、数百ナノメートル台を下回る金属ナノ粒子であることが望ましい。金属ナノ粒子は、その表面積の大きさから反応性に富み、焼結開始温度が１００℃から３５０℃と粒径に依存して温度は変化するが、安価な加熱手段で、昇温、降温の時間を短縮することが可能であり、安価な整合層の作製が可能となる。

また、上記において、結合材として二酸化ケイ素を用いた例について示したが、酸化チタンや酸化ニオブなどのほかの無機系結合材を用いてもよく、有機系の結合材を用いてもよい。ただし、二酸化ケイ素を用いた上記例では、音速の変化を抑えて密度の変化を大きくすることができており、更に、安価であることなども考慮し、本発明の結合材として最適な材料である。

更には、本発明の超音波振動子における整合層は、整合層用の材料を水などによって希釈し、印刷やスプレー方式によって成膜することが望ましい。材料ごとに異なるノズルを用いて、印刷やスプレー方式で成膜することによって、場所ごとに混合材料の濃度を変えることが容易であり、蒸着、スパッタ、スピンコーターなどの手段を用いた場合に比べて、安価にマルチ密度層を形成することが可能となるため本発明において望ましい。

また、上述のように複数の材料の濃度を場所（整合領域）ごとに変えることによって実現されたマルチ密度層において、隣り合う領域には同一の材料を含んでいることが望ましく、整合領域ごとの密着性が向上するため超音波振動子の振動耐性及び耐熱性が向上する。

また、上述のように複数の材料の混合物からなる整合層とする場合は、平均粒径が一桁程度（少なくとも５倍）以上異なる材料の混合物とすることがより望ましく、粒径が異なる複数材料の混合物であることによって、濃度が異なる複数の領域で音速をほぼ一定に保つことが可能となる。

マルチ密度層の密度が異なる複数の領域において、厚み又は音速も異ならせることによって、上述のように各領域を透過する時間のずれによる超音波波形の劣化の課題を引き起こす。しかし、更に広帯域化の効果が大きくなる。このため、密度と、厚み又は音速との両方が異なる複数の領域を備える構成としてもよい。つまり、従来例（特許文献１）との組み合わせた構成としてもよい。

本発明では密度も異なるため、従来例に比べて、少ない音速や厚みの違いで、広帯域化が可能であり、単に従来例をそのまま用いる場合に比べて、超音波波形の劣化を抑制して広帯域化が可能となる。

マルチ密度層における複数の領域において、音速又は厚みが異なる構成とする場合は、各整合領域を超音波が通過する時間のずれが、超音波の一周期の１／４以下であることが望ましい。なぜなら、より超音波波形の劣化による解像度の低下を抑制することが可能となるためである。

（実施の形態６）
本実施の形態では、実施の形態３から５に示す超音波振動子を備えた超音波診断装置について示す。

本実施の形態の超音波診断装置の構成は、図４に示されるとおりである。ただし、超音波プローブ４０３は図２に示される構成である。超音波プローブ４０３は、実施の形態３から５において示した超音波振動子を備える。

信号電極２０６及び接地電極２０７が、圧電体２０８の向い合った一対の面に形成されており、複数の圧電体２０８が１次元アレイ状に、信号配線２０６が形成された面で、不要な音波を吸収するバッキング材２０１に接着される。

圧電体２０８の＋Ｚ側には整合層２０３を備え、整合層２０３の＋Ｚ側には音響レンズ２０９を備え、音響レンズを通して被検体（図略）に超音波を放射する構成となる。

ここで、実施の形態３から５に記載したように、整合層２０３はマルチ密度層を含む。

実施の形態３から５に記載の超音波振動子（マルチ密度層を含む整合層を備えた超音波振動子）を用いた超音波プローブによって、より広帯域の超音波送受信が可能となり、高解像度な超音波診断が可能な超音波診断が可能となる。

また、通常、図３５に示すように、マルチ密度層を備えない整合層３５０３を備えた超音波振動子から放射された超音波を一つの音響レンズで集束させる場合、周波数が高い超音波ほど強い集束効果を受けるため、図３５に点線３５０１で示すように細く絞れるが、周波数が低い超音波ほど集束効果が弱く、実線３５０２で示すように太い超音波ビームとなってしまう。

このように周波数によって太さの異なる超音波ビームとして被検体内を伝播することは、つまりは、被検体内の場所によって超音波パルスの波形が異なる形状となることを意味し、超音波診断画像の画質低下を引き起こす。

このため、図３６に示すように、本発明の整合層３６０３（少なくとも一層のマルチ密度層を含む）を用いて、Ｘ方向（各超音波振動子の長尺方向）の両端から放射される超音波の平均周波数が、中心部分から放射される超音波の平均周波数より低くなるように設計することが望ましい。例えば、実施の形態３から５に示した例では、いずれの場合もマルチ密度層の密度が高いほど平均透過周波数は低くなっており、これらの場合は、マルチ密度層の密度がＸ方向の両端ほど高くなる構成とすることで、上記を実現することができる。

点線３６０１で示すように周波数が高い超音波ほど中心付近から放射され、実線３６０２で示すように周波数が低い超音波ほど広い領域から放射される構成とすることによって、一つの音響レンズで集束した場合にも、被検体内のビーム太さを同程度に調節することが可能となり、被検体内の場所による超音波パルス波形の変化を抑制することで超音波診断画像の画質低下を抑制することが可能となる。

また、図３７に示すように、本発明の整合層３７０３（少なくとも一層のマルチ密度層を含む）を用いて、Ｘ方向（各超音波振動子の長尺方向）の両端から放射される超音波の平均周波数が、中心部分から放射される超音波の平均周波数より高くなるように設計することで、点線３７０１が示すように周波数が高い超音波を細く絞り、実線３７０２が示すように周波数が低い超音波を太く伝播させる構成とすることも可能である。

図３７のような構成とし、被検体で反射した超音波信号を周波数ごとに分離して超音波診断画像を作製することによって、細いビームから得られた超音波診断画像と太いビームから得られた超音波診断画像の両方の情報を得ることが可能となる。

太いビームから得られた超音波診断画像は領域内の反射又は散乱が平均化された画像となるため、位置調節用に用いることで高速な位置あわせが可能となり、細いビームから得られた超音波診断画像は局所部から得られた反射又は散乱の情報を平均化することなく高いコントラストで得ることが可能となる。

より一般的で安価に高Ｓ／Ｎの超音波診断が実現できる構成としては図３６の構成が望ましいが、初期癌の発見などのように、より詳細な画像による診断が必要な用途においては、図３７の構成が望ましい。

また、更には、図２に示されるように複数の超音波振動子が１次元アレイ状に配列される超音波プローブにおいて、図３６の構成の超音波振動子と図３７の構成の超音波振動子の両方を備え、それぞれの超音波振動子を別のタイミングで超音波振動させることによって、両方の超音波振動子の特性を両立させることが可能となるため望ましい。

また、より望ましくは、異なる順序の超音波振動子が一次元アレイ状に配列されてもよい。それぞれの超音波振動子が異なる周波数特性で超音波を送信することにより、広い周波数帯域を有する超音波を送信することができる。

また、より望ましくは、同じ構成の超音波振動子が周期的に等間隔に配置されていることが望ましい。例えば、図３６の構成の超音波振動子と図３７の構成の超音波振動子が交互に配列されている超音波プローブが望ましい。また、図３６の構成の超音波振動子の２つと図３７の構成の超音波振動子の１つが、３つの超音波振動子セットとして周期的に配列されている構成などが望ましい。

上述のように、周期的に配列することによって、両方の超音波振動子の特性について、より高い解像度で両立させることが可能となる。

なお、本実施の形態では１次元アレイ型の超音波プローブについて示したが、言うまでもなく、２次元アレイ型の超音波プローブについても同様の効果を発揮する。

また、診断装置と超音波プローブとをケーブルで接続する構成の超音波診断装置について説明したが、両者間を無線で信号を伝送する構成としてもよい。

以上、本発明の超音波振動子、及び、超音波診断装置について示したが、本明細書にて示した構成は一例であって、本発明の主旨を逸脱しない範囲で様々な変更が可能であることは言うまでもない。

以上のように、本発明の一態様に係る超音波プローブにより、高い解像度の超音波診断画像を取得することができる。

また、高いＳ／Ｎの超音波診断画像を取得することができる。

また、高い解像度であり、かつ、Ｓ／Ｎの高い超音波診断画像を取得することができる。

以上、本発明の実装方法について、実施の形態に基づいて説明したが、本発明は、この実施の形態に限定されるものではない。本発明の趣旨を逸脱しない限り、当業者が思いつく各種変形を本実施の形態に施したものや、異なる実施の形態における構成要素を組み合わせて構築される形態も、本発明の範囲内に含まれる。

本発明にかかる超音波プローブにより、サイドローブの抑制や周波数ごとの音場分布を任意に設計することが可能となり、高解像度の超音波診断装置用超音波プローブ等として有用である。

１０１、２０３、３０１、６０１、７０３、８０４、９０４、１３０１、１４０１、１５０１、１６０６、１６０７、２００６、２００７、２００８ 整合層
１０１ａ、１０１ｂ、１０１ｃ、６０１ａ、６０２ｂ、６０２ｃ、７０３ａ、７０３ｂ、７０３ｃ、８０４ａ、８０４ｂ、８０４ｃ、９０４ａ、９０４ｂ、９０４ｃ、１６０１、１６０２、１６０３、１６０４、１６０５、２００１、２００２、２００３、２００４、２００５ 整合領域
１０２、３０４、４０３、６０２ 超音波プローブ
１０３ メインローブ
１０４ サイドローブ
２０１ バッキング
２０２ 接地配線
２０４ 信号配線
２０５ 超音波振動子
２０６ 信号電極
２０７ 接地電極
２０８ 圧電体
２０９ 音響レンズ
３０２ メインローブ
３０３ サイドローブ
４０１ 超音波診断装置
４０２ 被検体
４０４ 診断装置本体
４０５ ケーブル
７０１、８０１、８０２、８０３、９０１、９０２、９０３ 第二整合材
７０２ 第一整合材
１５０２ 第三整合材

Claims (16)

1. 被検体を超音波診断するために用いられる、超音波振動子を備える超音波プローブであって、
   前記超音波振動子は、
   超音波を発生させる圧電体と、
   前記圧電体から見て所定方向に配置され、前記圧電体と前記被検体との音響整合を行うための第一の整合層と
   を備え、
   前記第一の整合層は、
   （ｉ）前記所定方向の厚さが一定であり、（ｉｉ）前記所定方向に垂直な方向に配列された、超音波の透過率の周波数特性が互いに異なる少なくとも２つの整合領域を含む複数の整合領域を有し、（ｉｉｉ）互いに音響インピーダンスが異なる複数の整合材を含み、前記複数の整合材のうちの少なくとも１つが、前記所定方向と平行な複数の先細形状を有し、
   前記先細形状の太さは、前記所定方向に連続的に増加又は減少し、
   前記２つの整合領域のうちの１つの整合領域における前記先細形状を有する整合材の前記所定方向の大きさは、前記２つの整合領域のうちの他の整合領域における前記先細形状の前記所定方向の大きさと異なる
   超音波プローブ。
2. 前記第一の整合層の表面及び裏面のうち、前記圧電体から遠い方の面が平面である
   請求項１に記載の超音波プローブ。
3. 前記第一の整合層は、
   前記所定方向に積層された複数の整合部層を有し、
   前記複数の整合部層のうち少なくとも１つが、前記所定方向に垂直な方向に配列された、超音波の透過率の周波数特性が異なる複数の整合領域を有する
   請求項１に記載の超音波プローブ。
4. 前記複数の整合部層のそれぞれは、前記所定方向の厚さが一定である
   請求項３に記載の超音波プローブ。
5. 前記第一の整合層は、
   複数の材料を所定の混合率で混合した混合物により形成され、
   前記整合領域における混合率が、他の整合領域における混合率と異なる
   請求項１に記載の超音波プローブ。
6. 前記第一の整合層は、焼結材料を含む
   請求項１に記載の超音波プローブ。
7. 前記第一の整合層は、少なくとも、二酸化ケイ素と、銀、銅及びアクリル系の材料のうち少なくとも１種類の材料とを含む
   請求項１に記載の超音波プローブ。
8. 前記第一の整合層は、粒径が互いに５倍以上異なる複数の粒子を材料として含む
   請求項１に記載の超音波プローブ。
9. 前記整合領域の配列方向の前記整合領域の幅が、前記超音波診断で用いられる超音波の波長以上である
   請求項１〜５のいずれか１項に記載の超音波プローブ。
10. 前記超音波振動子は、さらに、
    前記圧電体に対して前記第一の整合層が配置される側の反対側に配置され、超音波を吸収するためのバッキング材と、
    前記バッキング材と前記圧電体との間に配置され、前記所定方向に垂直な方向に配列された、透過する超音波の周波数が異なる複数の整合領域を有する第二の整合層とを備える
    請求項１に記載の超音波プローブ。
11. 前記超音波振動子は、さらに、
    前記圧電体に対して前記第一の整合層が配置された側の反対側に配置され、超音波を吸収するためのバッキング材と、
    前記バッキング材と前記圧電体との間に配置され、超音波を反射する性質を有する高反射層とを備える
    請求項１に記載の超音波プローブ。
12. 複数の前記超音波振動子が一次元アレイ状に配列され、
    複数の前記超音波振動子のそれぞれにおいて、前記整合領域の配列方向の両端部の前記整合領域が透過する超音波の周波数の平均値である平均周波数より、前記配列方向の中央部の前記整合領域が透過する超音波の前記平均周波数が低い
    請求項１〜１１のいずれか１項に記載の超音波プローブ。
13. 複数の前記超音波振動子が一次元アレイ状に配列され、
    複数の前記超音波振動子のそれぞれにおいて、前記整合領域の配列方向の両端部の前記整合領域が透過する超音波の周波数の平均値である平均周波数より、前記配列方向の中央部の前記整合領域が透過する超音波の前記平均周波数が高い
    請求項１〜１１のいずれか１項に記載の超音波プローブ。
14. 複数の前記超音波振動子が一次元アレイ状に配列され、
    複数の前記超音波振動子のそれぞれにおける前記整合領域の順序が、他の超音波振動子における前記整合領域の順序と異なる
    請求項１〜１１のいずれか１項に記載の超音波プローブ。
15. 複数の前記超音波振動子が一次元アレイ状に配列され、
    複数の前記超音波振動子のそれぞれにおける前記整合領域の順序の、超音波プローブにおける配列パターンが周期的である
    請求項１〜１１のいずれか１項に記載の超音波プローブ。
16. 請求項１〜１５のいずれか１項に記載の超音波プローブと、
    前記圧電体に超音波を発生させるための信号を生成し、前記超音波プローブが被検体から受信した信号に基づいて超音波診断画像を生成する診断装置と
    を備える超音波診断装置。

Images