JP4885779B2

JP4885779B2 - 静電容量型トランスデューサ装置及び体腔内超音波診断システム

Info

Publication number: JP4885779B2
Application number: JP2007087769A
Authority: JP
Inventors: 日出夫安達; 篤大澤; 勝裕若林
Original assignee: Olympus Medical Systems Corp
Current assignee: Olympus Medical Systems Corp
Priority date: 2007-03-29
Filing date: 2007-03-29
Publication date: 2012-02-29
Anticipated expiration: 2027-03-29
Also published as: JP2008245715A; US20080294055A1; EP1974832A3; US8157740B2; EP1974832A2

Description

本発明は、マイクロマシンプロセスを用いた静電容量型超音波トランスデューサ装置による超音波の送受信に関する。

体腔内に超音波を照射し、そのエコー信号から体内の状態を画像化して診断する超音波診断法が普及している。この超音波診断法に用いられる機材の１つに超音波内視鏡がある。超音波内視鏡の体腔内へ挿入する挿入部の先端には、超音波トランスデューサが設けられている。この超音波トランスデューサは、電気信号を超音波ビームに変換して体腔内へ放射して、体腔内で反射した超音波ビームを受信して電気信号に変換することができる。この電気信号に基づいて画像処理を行うことで、超音波画像を得ることができる。

近年、ＭＥＭＳ（ＭｉｃｒｏＥｌｅｃｔｒｏ−ＭｅｃｈａｎｉｃａｌＳｙｓｔｅｍ）技術を用いてシリコン半導体基板を加工した静電容量型超音波トランスデューサ（ＣａｐａｃｉｔｉｖｅＭｉｃｒｏｍａｃｈｉｎｅｄＵｌｔｒａｓｏｎｉｃＴｒａｎｓｄｕｃｅｒ（以下、ｃＭＵＴと称する））が注目を集めている。

ｃＭＵＴは、シリコン基板上に設けられた、所定の空洞（キャビティ）により隔てられた上部電極と下部電極とにより構成される素子である。ｃＭＵＴの一方の電極にＲＦ信号を送ると、上部電極を含んだメンブレンが振動して、超音波を発生させることができる。

通常、ｃＭＵＴを用いた超音波の送受信には、直流バイアス電圧が必要とされている（例えば、特許文献１）。ｃＭＵＴを用いた超音波の送受信に直流バイアス電圧を用いる理由を以下に述べる。

超音波送信時に直流バイアス電圧を用いる理由は、駆動信号と同様の波形の変位をメンブレンに表現させるためである。ｃＭＵＴに駆動信号として高周波パルス信号（ＲＦ信号）を加えると、２つの電極は相互に異なる符号の電荷で帯電されているので、引き合うのみであり、反発はしない。したがって、ＲＦ信号の波形として正弦波を入力しても、ｃＭＵＴのメンブレンは電極間が狭まる方向にのみ振動変位することになる。よって、出力される振動波形は、入力されるＲＦ信号の波形通りの波形とならず、歪んでしまう。また、振動波形はメンブレンが電極間が狭まる方向にのみ振動変位することから、入力されるＲＦ信号の波形に対して振幅は１／２となる。また、振動波形の波長の長さ（山から山までの距離、又は谷から谷までの距離）は、入力されるＲＦ信号の波形に対して１／２となるので、周波数は２倍になってしまう。そこで、入力されるＲＦ信号（正弦波）に所定の直流バイアス電圧を印加することにより、出力される振動波形の（正弦波）の変位がすべて一方の極性のみで起こるようにすることができるので、正弦波の振幅の歪みを抑制することができる。よって、出力されるｃＭＵＴの振動がＲＦ信号と同じような波形の変位をなるようにすることができる。

ところが、直流バイアス電圧及びＲＦ信号としてはそれぞれ、比較的高電圧（例えば１００Ｖ）を常時かけることになるので、動作実効電圧が高くなる。また、体腔内に挿入するタイプを考える場合、体外用とは異なり、外形寸法に制約があり、小型化することが必要となる。そこで、本願の発明者らは、超音波送信時において、直流パルス信号をＲＦ信号に重畳した駆動パルス信号を印加してｃＭＵＴを動作させることを開示している（特許文献２）。

一方、超音波受信時に直流バイアス電圧を用いる理由は、上部電極及び下部電極を帯電させておき、ｃＭＵＴのメンブレン（上部電極）が超音波を受信したときに、電荷の変位を検知するためである。この電荷の変位を検知することで、受信した超音波を電気信号に変換することができる（ΔＶ＝ΔＱ／Ｃ）。このように、従来は、超音波受信には、ｃＭ
ＵＴを構成する電極に、直流バイアス電圧によって電荷Ｑを蓄積しておいて、超音波受信による電極間距離の変化に伴う静電容量変化ΔＣから計算される電圧ΔＶ＝Ｑ／ΔＣをチ
ャージアンプによって検出していた。そして、その検出した電圧をプリアンプで増幅して、インピーダンス変換を行って、その電圧出力信号を超音波信号とみなし、信号処理及び画像処理を経て超音波診断画像を得ていた。

なお、本発明に関する従来技術として、特許文献３、特許文献４、特許文献５がある。
特表２００５−５１０２６４号公報国際公開第ＷＯ２００５／１２０３５９号パンフレット特開２００３−２９４５２７号公報特開２００５−２６５４３２号公報特開２００１−３３９７９６号公報

上述のように、ｃＭＵＴによる超音波の送受信には、直流バイアス電圧が必要とされている。送信時には超音波を送信させるためのＲＦパルスに、ＲＦパルスのパルス幅よりは長いパルス波を重畳した直流パルスを重畳させることによって、直流バイアス電圧の効果を発揮させることが可能である（特許文献２。）。

しかしながら、超音波受信時には、そのパルスエコー信号期間が送信パルス信号送信期間に比較してはるかに長いので、直流パルスを重畳する方法が適用できないという問題がある。送信パルス信号送信期間は、数μｓｅｃに対し、パルスエコー信号を受信する受信期間は０．１〜１．０ｍｓｅｃと長い。送信パルス信号送信期間の数μｓｅｃだけであれば送信パルス電圧が数百Ｖあってもその実効電圧は微々たるものである。しかしながら、０．１〜１．０ｍｓｅｃオーダーであるパルスエコー信号の受信期間の全てに亘って通常数百Ｖの直流電圧を印加し続けることは駆動電圧の実効値が大きくなり過ぎて好ましくない。

また、上述の通り、チャージアンプによってｃＭＵＴの電荷の変化を検出し、検出された電圧を増幅し、インピーダンス変換を行うためにプリアンプを用いていたので、これらの機能を備える受信用回路が必要であった。しかしながら、ｃＭＵＴを超音波内視鏡の挿入部の先端に用いる場合、体腔内に挿入することを考えると、その先端部分はなるべく小型化することが好ましい。したがって、そのｃＭＵＴ用の受信用回路も小さい方が好ましい。

本発明は、超音波受信時に高電圧の直流バイアス電圧を必要とせず、さらにチャージアンプやインピーダンス変換も必要としない静電容量型トランスデューサ装置を提供する。

本発明にかかる静電容量型超音波トランスデューサ装置は、受信した超音波の信号の電圧を増幅させるものであり、シリコンマイクロマシーニング技術を用いてシリコン基板を加工した静電容量型超音波トランスデューサ（ｃＭＵＴ）と、キャパシタとして前記ｃＭＵＴを構成要素とし、該ｃＭＵＴの静電容量の変化に基づいて、出力する発振信号の周波数を変調させることにより、該出力する発振信号の電圧を増幅させた信号である周波数変調信号を出力する発振回路と、前記発振回路から出力された前記周波数変調信号から、前記受信した超音波の非線形成分を抽出して送信する送信回路と、を備えることを特徴とする。

前記静電容量型超音波トランスデューサ装置において、前記発振回路は、コルピッツ発振回路であることを特徴とする。
前記静電容量型超音波トランスデューサ装置において、前記発振回路は、ＣＲ発振回路であることを特徴とする。

前記静電容量型超音波トランスデューサ装置において、前記発振回路は、シュミットトリガー発振回路であることを特徴とする。
前記静電容量型超音波トランスデューサ装置において、前記発振回路は、ウィーンブリッジ発振回路であることを特徴とする。

前記静電容量型超音波トランスデューサ装置において、前記ｃＭＵＴの振動子エレメン
トと前記発振回路とは同一の半導体基板に形成されていることを特徴とする。
本発明にかかる体腔内超音波診断システムは、受信した超音波の信号の電圧を増幅させるものであり、シリコンマイクロマシーニング技術を用いてシリコン基板を加工した静電容量型超音波トランスデューサ（ｃＭＵＴ）と、キャパシタとして前記ｃＭＵＴを構成要素とし、該ｃＭＵＴの静電容量の変化に基づいて、出力する発振信号の周波数を変調させることにより、該出力する発振信号の電圧を増幅させた信号である周波数変調信号を出力する発振回路と、前記発振回路から出力された前記周波数変調信号から、前記受信した超音波の非線形成分を抽出して送信する送信回路と、を備えることを特徴とする。

前記体腔内超音波診断システムにおいて、前記発振回路は、コルピッツ発振回路であることを特徴とする。
前記体腔内超音波診断システムにおいて、前記発振回路は、ＣＲ発振回路であることを特徴とする。

前記体腔内超音波診断システムにおいて、前記発振回路は、シュミットトリガー発振回路であることを特徴とする。
前記体腔内超音波診断システムにおいて、前記発振回路は、ウィーンブリッジ発振回路であることを特徴とする。

体腔内超音波診断システムは、さらに、前記発振回路から出力された前記周波数変調信号を無線で送信する送信手段を備えることを特徴とする。
前記体腔内超音波診断システムにおいて、前記ｃＭＵＴの振動子エレメントと前記発振回路とは同一の半導体基板に形成されていることを特徴とする。

体腔内超音波診断システムは、さらに、前記発振回路から出力された前記周波数変調信号を復調する復調手段を備えることを特徴とする。
前記体腔内超音波診断システムにおいて、前記復調手段は、前記周波数変調信号に基づいて、中間周波数信号を発生させることを特徴とする。

前記体腔内超音波診断システムにおいて、前記中間周波数信号は、１０．７ＭＨｚであることを特徴とする。
前記体腔内超音波診断システムにおいて、前記復調手段は、局部発振回路、ミキシング回路、及び帯域フィルターを含むことを特徴とする。

前記体腔内超音波診断システムにおいて、前記局部発振回路、ミキシング回路、及び帯域フィルターのうち少なくともいずれか１つと、前記ｃＭＵＴの振動子エレメントと、前記発振回路とが、同一の半導体基板に形成されていることを特徴とする。

前記体腔内超音波診断システムは、さらに、前記ｃＭＵＴに対して直流バイアス電圧に重畳した高周波パルス信号を供給するパルス発生手段と、前記ｃＭＵＴと前記パルス発生手段との間の電気的な接続と、前記ｃＭＵＴと前記発振回路との間の電気的な接続と、を切り換える切り替え手段と、を備えることを特徴とする。

前記体腔内超音波診断システムにおいて、前記ｃＭＵＴは、複数のｃＭＵＴエレメントをアレイ状に形成したものであり、体腔内超音波診断システムは、さらに、前記各ｃＭＵＴエレメントに対応する前記発振回路から出力された前記周波数変調信号を前記復調手段により復調されたそれぞれの信号を合成する受信ビームフォーミング手段と、前記受信ビームフォーミング手段により合成された信号を画像信号に変換する画像処理手段と、前記画像信号に基づいて、超音波診断画像を表示させる表示手段と、を備えることを特徴とする。

前記体腔内超音波診断システムは、さらに、前記各ｃＭＵＴエレメントから放射する超音波送信ビームの走査を制御する信号を出力する送信ビームフォーミング手段と、前記送信ビームフォーミング手段からの出力に基づいて、前記各ｃＭＵＴエレメントに対して直流パルス信号に重畳した高周波パルス信号を供給するパルス発生手段と、前記各ｃＭＵＴエレメントと該各ｃＭＵＴエレメントに対応する前記パルス発生手段との間の電気的な接続と、前記各ｃＭＵＴエレメントと該各ｃＭＵＴエレメントに対応する前記発振回路との間の電気的な接続と、を切り換える切り替え手段と、を備えることを特徴とする。

本発明を用いることにより、超音波受信時に直流バイアス電圧が不要となり、さらにチャージアンプやインピーダンス変換回路も不要となる。

図１は、本発明の実施形態における超音波内視鏡スコープ１の外観構成を示す。超音波内視鏡スコープ１は、体腔内に挿入するための細長い形状の挿入部５と、挿入部５を操作するための操作部６と、スコープコネクタ８を有する。操作部６の側部からは、図示しない光源装置に接続されるユニバーサルコード７が延出し、スコープコネクタ８と接続されている。さらに、スコープコネクタ８は、不図示の超音波観測装置に接続される。

挿入部５は、先端側から順にｃＭＵＴ２、湾曲自在な湾曲部３、可撓性を有する可撓管部４を連設して構成されている。操作部６には湾曲操作ノブ６ａが設けられている。この湾曲操作ノブ６ａを操作することによって湾曲部３を湾曲させることができる。

また、挿入部５の先端部分には、さらに、不図示の、観察部位に照明光を照射する照明光学部を構成する照明レンズカバー、観察部位の光学像を捉える観察光学部を構成する観察用レンズカバー、及び処置具が突出する開口である鉗子出口等が設けられている。

図２は、本発明の実施形態におけるｃＭＵＴ２の基本構造の一例を示す。ｃＭＵＴ２は、シリコンマイクロマシーニング技術を用いてシリコン基板を加工したものである。ｃＭＵＴ２は、駆動制御信号を入出力する最小単位である振動子エレメント１１を複数配設して形成されるユニットをアレイ状にした構成となっている。

振動子エレメント１１は、キャビティ（空隙部分）１８を隔てた上部電極２０ｂ及び下部電極１５を基本的な構成要素とする振動子セル２２の複数から構成されている。図２を用いて振動子セル２２の詳細な構成を説明する。

振動子セル２２は、シリコン基板１２、第１絶縁膜２４、裏面絶縁膜１３、オーミックコンタクト領域２３ａ，２３ｂ、接地電極パッド１４、信号電極パッド１６、下部電極１５、下部電極配線２１、ウェハ貫通配線１７、メンブレン支持部１９、ビア配線２５、上部電極配線２６、メンブレン２０（保護膜２０ａ、上部電極２０ｂ、第２絶縁膜２０ｃ）、キャビティ１８、プラグ２７、エレメント境界溝２８から構成される。

メンブレン２０は、保護膜２０ａ、上部電極２０ｂ、第２絶縁膜２０ｃの層から構成された振動膜であり、メンブレン支持部１９により支持されている。シリコン基板１２の上面に第１絶縁膜２４が形成され、その上に下部電極１５が形成されている。なお、下部電極１５上に更に絶縁膜が形成されていてもよい。

シリコン基板１２の背面には、下部電極１５の導通端子としての信号電極パッド１６と、上部電極２０ｂの導通端子としての信号電極パッド、即ち接地電極パッド１４とが設けられている。接地電極パッド１４と信号電極パッド１６とはシリコン基板１２の裏面に形成された絶縁膜１３で相互に絶縁されている。

信号電極パッド１６は、シリコン基板を貫通するウェア貫通孔に形成された電極（ウェハ貫通配線）１７と下部電極配線２１とを介して、下部電極１５と電気的に導通されている。信号電極パッド１６には、送受信回路２９から駆動信号が入力されたり、受信信号が伝送される。

上部電極２０ｂは、上部電極配線２６及びビア配線２５を介して、シリコン基板１２に形成されたオーミックコンタクト領域２３ｂまで導通し、さらにオーミックコンタクト領域２３ａ，２３ｂを介して、接地電極パッド１４と電気的に導通している。

なお、複数の振動子セルからなる振動子エレメントは、隣接するエレメントとエレメント境界溝２８で隔てられている。プラグ２７は、製造過程でキャビティ１８を形成する際に形成される犠牲層除去孔を塞ぐ部材である。

振動子エレメントの動作について説明する。接地電極パッド１４、信号電極パッド１６を介して上部電極２０ｂと下部電極１５との間に印加した直流バイアス電圧とＲＦ電圧に基づいて、上部電極２０ｂと下部電極１５とが相互に引き合うことにより、メンブレン２０が振動する。この振動によって、メンブレン２０の表面から超音波が発生し、放射される。

なお、以上の構成はＳｉ基板にｃＭＵＴのみが形成される場合である。本発明のように、受信用発振回路をもｃＭＵＴにモノリシックに形成する場合は、発振回路への直流電源端子用パッドと接地パッドと受信信号伝達用パッド、送信駆動信号用パッド、送受切替ＳＷ制御用信号伝達パッドが必要になる。

図３は、本発明の実施形態における体腔内超音波診断システムの原理図を示す。体腔内超音波診断システムは、超音波内視鏡スコープ１の先端に搭載されたｃＭＵＴ４２とその周辺回路を含む静電容量型超音波トランスデューサ装置（ｃＭＵＴ装置）４０と、超音波観測装置３０とを模式的に示している。

超音波観測装置３０は、信号処理部３１、画像処理部３２、ディスプレイ３３、パルサー３４を有する。パルサー３４は、超音波送信時にｃＭＵＴ（ｃＭＵＴエレメント）４２を駆動させるための駆動信号を発生させるためのパルス発生回路であり、駆動させるための駆動信号として、直流パルス信号に重畳させたＲＦパルス信号を生成する（特許文献２）。

ｃＭＵＴ装置４０は、発振回路４１、スイッチ（ＳＷ）４５を備えている。発振回路４１は、超音波受信時に駆動する発振回路であり、その構成要素であるキャパシタをｃＭＵＴ４２に置き換えたものである。符号４３で示す部分は、発振回路４１のうち発振周波数を決定する回路要素、即ちｃＭＵＴ４２と直流抵抗Ｒ以外の構成要素部分である。Ｖccは、発振回路４１を駆動させるための直流電源電圧である。

送受信切り替えスイッチ（以下、「ＳＷ」という）４５は、超音波観測装置からの送受信切り替え制御信号に基づいて、超音波送信時に使用する回路と超音波受信時に使用する回路とを切り換えるためのスイッチであり、超音波送信時には端子Ｔｍ１へ切り換え、超音波受信時には端子Ｔｍ２へ切り換える。

ここで、発振回路４１の動作について説明する。発振回路のキャパシタ、即ちｃＭＵＴ４２の静電容量をＣ₀で表すと、超音波を受信前の、発振回路４１の発振周波数ｆは、静電容量Ｃにより決定されるものであるから、Ｃが一定であれば、発振周波数ｆも一定である。従って発振出力に何の変調も起こっていない。

ｃＭＵＴ４２が超音波を受信すると、メンブレン２０が振動するので、上部電極２０ｂと下部電極１５の電極間の距離が変動し、ｃＭＵＴ４２の静電容量ＣもＣ₀（１＋Ａｓｉｎωｔ）で変動する（Ｃ＝Ｃ₀（１＋Ａｓｉｎωｔ））。このとき、ｃＭＵＴ４２の静電容量Ｃの変化はメンブレンが受信した音響波（超音波）の音圧に比例してＣ₀が変化する。

上記の通り、発振回路４１の発振周波数ｆは、静電容量Ｃにより決定されるものであるから、静電容量Ｃが変動すれば発振周波数ｆも変動する。すなわち、発振信号は周波数変調を受けることになる。この周波数の変化量はメンブレンが受信した音響波（超音波）の音圧に比例する。

よって、発振回路４１は、超音波受信時では、発振回路の発振周波数ｆを持つ出力信号を周波数変調（ＦＭ）して、このＦＭ信号を信号処理部３１へ出力する。
信号処理部３１は、超音波内視鏡スコープ１または超音波観測装置３０、もしくは超音波内視鏡スコープ１と超音波観測装置３０とに亘って設けられた各種の信号処理を行う装置である。なお、パルサー３４もこの信号処理部の１つに含まれる。信号処理部３１はその１つの機能として、発振回路４１から出力されたＦＭ変調信号を復調して振幅変調信号（ＡＭ信号）即ち受信超音波信号に変換する。

画像処理部３２は、信号処理部３１で処理された信号からスキャンコンバータ等によって超音波診断画像用の映像信号を生成する。ディスプレイ３３は、画像処理部３２で生成された映像信号を基に超音波診断画像を表示する。

なお、ｃＭＵＴ近傍に配置する発振回路４１には発振させるための直流電源Ｖccが必要である。この直流電圧Ｖccは、特許文献２で用いられる直流電圧に比較してはるかに小さくすることが可能なので、伝送ケーブルに伝送しても問題はない。

以下に本発明の実施形態について詳述する。
＜第１の実施形態＞
本実施形態では、発振回路４１として、シュミットトリガー発振回路を用いた例について説明する。なお、上述した構成要素のうち、本実施形態にかかる構成要素については、上述した符号に“ａ”を付与して表す。

図４は、本実施形態におけるシュミットトリガー発振回路４１ａの原理図を示す。本実施形態にかかる発振回路４１ａは、同図に示すように、シュミットトリガーインバータ５１、抵抗Ｒ、キャパシタＣより構成されている。ここで、同図のキャパシタＣは、ｃＭＵＴ４２で構成されている。

シュミットトリガー発振回路４１ａは、発振周波数ｆ＝１／（２πＣ₀Ｒ）、発振周期Ｔ＝２ＣＲｌｎ（（Ｖ_cc―Ｖ_N）／（Ｖ_cc−Ｖ_P））［Ｖ_cc：発振回路４１ａの電源電圧、Ｖ_P：シュミットトリガーインバータの入力がＬｏｗレベルからＨｉレベルに変化するときに出力が反転する閾値電圧、Ｖ_N：シュミットトリガーインバータの入力がＨｉレベルからＬｏｗレベルに変化するときに出力が反転する閾値電圧］、出力信号が矩形波となる発振回路である。

ｃＭＵＴ４２が超音波を受信すると、その受信した超音波の音圧によってメンブレンが振動するので、ｃＭＵＴの上部電極と下部電極との間の距離が変動し、その結果、静電容量Ｃ＝Ｃ₀（１＋Ａｓｉｎωｔ）と変動する。したがって、発振周波数ｆは正弦波の影響を受けることになるから、発振周波数は、ｆ＝１／（２πＣ₀（１＋Ａｓｉｎωｔ）Ｒ）と表され、周波数変調される。

このように、ｃＭＵＴ４２が受信した超音波に基づいて、シュミットトリガー発振回路４１ａは、周波数変調（ＦＭ）された発振信号を出力する。
図５は、本実施形態におけるシュミットトリガー発振回路４１ａを用いた体腔内超音波診断システムの動作原理の概要を示す。同図において、発振回路４１ａは、図４のシュミットトリガーインバータ５１の出力側にバッファ回路５２を追加したものである。

超音波送信時には、送受信切り替え制御信号により、ＳＷ４５の端子Ｔｍ１１と端子Ｔｍ１２とが電気的に導通した状態になる。このとき、パルサー３４から出力された直流パルス信号に重畳したＲＦパルス信号がｃＭＵＴ４２に入力すると、ｃＭＵＴ４２から超音波が放射される。

超音波受信時には、送受信切り替え制御信号により、ＳＷ４５の端子Ｔｍ２１と端子Ｔｍ２２とが電気的に導通した状態になる。すると、シュミットトリガー発振回路４１ａ側の回路が有効となる。ｃＭＵＴ４２が超音波を受信すると、ｃＭＵＴ４２の静電容量が変化するから、シュミットトリガー発振回路４１ａから周波数変調された発振信号（ＦＭ変調信号）が出力される。なお、発振回路の作用によりその出力信号はほぼ発振回路に供給する直流電源電圧Ｖccに等しいので、実質的に増幅されていることに等しい。シュミットトリガー発振回路４１ａから出力されるＦＭ変調信号は、信号処理部３１に出力される。以降は、図３で説明した内容と同様である。

本実施形態によれば、ｃＭＵＴの静電容量の変化に基づいて、超音波受信信号を検出することができるので、直流バイアス電圧を印加する必要がない。また、インピーダンス変換も不要であり、増幅も発振回路の電源電圧レベルで出力させることができる。さらに、発振回路より出力される信号はＦＭ信号なので、Ｓ／Ｎに優れる。

＜第２の実施形態＞
本実施形態では、発振回路４１として、コルピッツ発振回路を用いた例について説明する。なお、上述した構成要素のうち、本実施形態にかかる構成要素については、上述した符号に“ｂ”を付与して表す。

図６は、本実施形態におけるコルピッツ発振回路の原理図を示す。同図のコルピッツ回路４１ｂは、コルピッツ発振回路のコイルＬを圧電振動子Ｘ及びｃＭＵＴの直列回路に置き換えた回路である。

圧電振動子は、共振／反共振のインピーダンス特性を有している。このとき、圧電振動子は、共振周波数ｆrと反共振周波数ｆaとの間の周波数帯域ではコイルＬの特性を有するので、この帯域内で発振することができる。

したがって、ｃＭＵＴの静電容量Ｃが変化するため、その発振信号が変調を受けるようになる。このとき、変調された発振周波数が、共振周波数ｆrと反共振周波数ｆaとの間の帯域に収まるようにする。

なお、圧電振動子として、水晶振動子やセラミクス振動子が用いられる。また、同図では、ＦＥＴ（電界効果トランジスタ）を用いたが、トランジスタＴｒを用いてもよい。
図７は、本実施形態におけるコルピッツ発振回路４１ｂを用いた体腔内超音波診断システムの動作原理の概要を示す。図７では、ＦＥＴの代わりにトランジスタＴｒを用いている。

超音波受信時には、送受信切り替え制御信号により、ＳＷ４５の端子Ｔｍ２１と端子Ｔｍ２２とが電気的に導通した状態となる。すると、コルピッツ発振回路４１ｂ側の回路が有効となる。ｃＭＵＴ４２が超音波を受信すると、ｃＭＵＴ４２の静電容量が変化するから、コルピッツ発振回路４１ｂから周波数変調された発振信号（ＦＭ変調信号）が出力される。なお、発振回路の作用によりその出力信号は同時に増幅もされている。コルピッツ発振回路４１ｂから出力されるＦＭ変調信号は、信号処理部３１に出力される。以降は、図３で説明した内容と同様である。

図８は、図７の変形例であって、受信超音波によって変調されたＦＭ信号をワイヤレスで超音波観測装置３０に伝送する体腔内超音波診断システムの動作原理の概要を示す。図８では、コルビッツ発振回路から出力されたＦＭ変調信号をアンテナ６２を介してワイヤレスで超音波観測装置側の受信装置へ出力する。図８では、図７において、トランジスタＴｒのコレクタと電源電圧Ｖ_ccとの間に所定の高調波のみをアンテナ６２を介して送信する送信回路６１を追加したものである。

送信回路６１は、トランジスタＴｒのコレクタ側にＬＣ共振回路を配置し、このＬを電磁トランスとして用いトランス結合を介してアンテナ６２のついたＬＣ共振回路が配置されている。この構成により、コルビッツ発振回路から出力されたＦＭ変調信号を、アンテナ６２経由で図示しない受信アンテナを備えた超音波観測装置３０に伝達することができる。また、ＬＣ共振回路の共振周波数を受信超音波の中心周波数の整数倍に設定することによって、超音波の非線形成分のみを抽出できるようになり、非線形超音波イメージングへの利用も可能となる。

そのＦＭ信号を受信した超音波観測装置には、局部発振回路、フィルター、ミキサー、復調回路等が備えられているので、これらの回路に基づいて、受信したＦＭ信号が復調される。復調の詳細については後述する。

本実施形態によれば、ｃＭＵＴの静電容量の変化に基づいて、超音波受信信号を検出することができるので、低電圧の直流電源電圧Ｖcc以外に直流バイアス電圧を印加する必要がない。また、インピーダンス変換も不要であり、増幅も発振回路の電源電圧レベルで出力させることができる。さらに、発振回路より出力される信号はＦＭ信号なので、Ｓ／Ｎに優れる。

＜第３の実施形態＞
本実施形態では、発振回路４１として、ウィーンブリッジ発振回路を用いた例について説明する。なお、上述した構成要素のうち、本実施形態にかかる構成要素については、上述した符号に“ｃ”を付与して表す。

図９は、本実施形態におけるウィーンブリッジ発振回路４１ｃを用いた体腔内超音波診断システムの動作原理の概要を示す。同図は、オペアンプ７１にＣ，Ｒをブリッジになるように接続した正弦波発生回路である基本的なウィーンブリッジ発振回路である。Ｃ＝Ｃ１＝Ｃ２、Ｒ＝Ｒ１＝Ｒ２の場合、発振周波数ｆは、ｆ＝１／（２πＣＲ）で表すことができる。符号７２は、バッファ回路を示す。

本実施形態において、キャパシタＣ１，Ｃ２の一方または両方が、ｃＭＵＴに置換されている。したがって、ｃＭＵＴが超音波を受信すると、その静電容量の変化に伴い、周波数変調を受けた正弦波発振出力が得られる。これ以降は、上述した実施形態と同様の動作を行うのでその説明を省略する。なお、発振出力電圧は、ＩＣやオペアンプの動作電圧レベルであり、クロック信号発生器用ｃＭＯＳインバータＩＣの動作電圧程度でよい。

本実施形態によれば、ｃＭＵＴの静電容量の変化に基づいて、超音波受信信号を検出することができるので、低電圧のオペアンプ供給電圧以外に直流バイアス電圧を印加する必要がない。また、インピーダンス変換も不要であり、増幅も発振回路の電源電圧レベルで出力させることができる。さらに、発振回路より出力される信号はＦＭ信号なので、Ｓ／Ｎに優れる。

＜第４の実施形態＞
本実施形態では、アレイ型ｃＭＵＴに発振回路４１を適用した場合について説明する。なお、本実施形態で用いる発振回路４１は、第１〜第３の実施形態にかかる発振回路４１ａ，４１ｂ，４１ｃのみならず、発振周波数を決定する主要な要素とするＣＲ発振回路やＬＣ発振回路を用いることができる。

図１０は、本実施形態におけるアレイ型ｃＭＵＴを搭載した体腔内超音波診断システムの動作原理の概要を示す。超音波内視鏡スコープ１側には、ｃＭＵＴ装置４０、局部発振回路８１、ミキサー８２、フィルター回路８３、復調回路８４が設けられている。超音波観測装置３０側には、送信ビームフォーミング部８５、パルサー３４、受信ビームフォーミング部８６、スキャンコンバータ８７、ディスプレイ３３が設けられている。

超音波送信時には、送受信切り替え制御信号により、ＳＷ４５の端子Ｔｍ１１と端子Ｔｍ１２とが電気的に導通した状態になる。
送信ビームフォーミング部８６は、ｃＭＵＴから放射される超音波送信ビーム走査を制御する信号をパルサー３４に出力する。このとき、送信ビームフォーミング部８６からＮチャンネル分の信号が対応するパルサー３４にそれぞれ出力される。Ｎチャンネル分というのはｃＭＵＴアレイを構成しているｃＭＵＴエレメントの個数に相当する。したがって、パルサー３４、発振回路４１、局部発振回路８１、ミキサー８２、フィルター８３、復調回路８４の組がＮチャネル分（ｃＭＵＴエレメント分）存在する。

パルサー３４は、送信ビームフォーミング部８６からの制御信号に基づいて、直流パルス信号に重畳したＲＦパルス信号を生成し、この生成した信号をＳＷ４５を介してｃＭＵＴ４２に出力する。その直流パルス信号に重畳したＲＦパルス信号に基づいて、それぞれのｃＭＵＴエレメントから超音波が放射される。

超音波受信時には、送受信切り替え制御信号により、ＳＷ４５の端子Ｔｍ２１と端子Ｔｍ２２とが電気的に導通した状態となる。その結果、発振回路４１側の回路が有効となる。ｃＭＵＴ４２が超音波を受信すると、ｃＭＵＴ４２の静電容量が変化するから、シュミットトリガー発振回路４１ａから周波数変調された発振信号（ＦＭ変調信号）が出力される。なお、発振回路の作用によりその出力信号は実質的に増幅されていることに等しい。

発振回路４０から出力されたＦＭ変調信号は、局部発振回路８１及びミキサー８２により、入力されたＦＭ変調信号の周波数と局部発振周波数の差の周波数成分として中間周波数信号（例えば、１０．７ＭＨｚ）が得られる。周波数変換されたＦＭ信号は、フィルター回路８３を通ってノイズ成分が除去される。すなわち、フィルター回路８３はこの１０．７ＭＨｚを中心周波数としたバンドパスフィルターに通し、帯域外のノイズを除去するものであり、圧電型のフィルターが用いられる。フィルター回路８３から出力された信号は、復調回路８４でＡＭ波に変換されて復調される。なお、前記した中間周波数１０．７ＭＨｚを用いるのは、この周波数がラジオ用ＦＭチューナ回路に採用されている周波数であり、既に信号処理回路のＩＣ化が進み既存のＩＣ設計技術が利用できるためである。ＴＶ用ＦＭについての中間周波数の４．５ＭＨｚも同様である。

各チャンネル毎に得られたＡＭ信号は、受信ビームフォーミング部８６に入力される。受信ビームフォーミング部８６では、各チャンネルより受信したＡＭ信号を合成する。スキャンコンバータ８７は、画像処理部３２として機能するものであり、受信ビームフォーミング部８６で合成された超音波受信信号から超音波診断画像を構築して、ディスプレイ３３に超音波診断画像を表示させる。

なお、発振回路４１は、半導体基板に形成されたｃＭＵＴエレメント近傍にモノリシックに形成してもよい。さらに、パルサー３４、ＳＷ４５や、局部発振回路８１、ミキサー８２、フィルター回路８３、復調回路８４もｃＭＵＴエレメント近傍にモノリシックに形成してもよい。

本発明によれば、発振回路のキャパシタにｃＭＵＴを用いて形成されたｃＭＵＴ装置を用いることにより、温度、圧力、音波（超音波）等の外的状態による静電容量の変化を発振信号の周波数の変化として検出し、その検出信号（周波数変調信号）を弁別し、その弁別信号から温度、圧力、音波（超音波）等の状態を感知させることができる。したがって、超音波受信時に直流バイアス電圧を必要とせず、受信時にチャージアンプやインピーダンス変換を不要とした超音波受信システムを構築することができる。そのため、電気的な安全性が高く、絶縁対策を最小限に抑えることができる。

なお、本発明にかかるｃＭＵＴ装置に用いる発振回路は、第１〜第２の実施形態にかかる発振回路４１ａ，４１ｂ，４１ｃに限定されない。すなわち、Ｃを発振周波数を決定するための主要な構成要素とする発振回路であるならば、ＬＣ発振回路及びＣＲ発振回路のいずれでもよい。

また、第２の実施形態の変形例（図８）は、いずれの実施形態についても適用することができ、受信超音波によって変調されたＦＭ信号をワイヤレスで超音波観測装置３０に伝送することができる。

また、本発明の実施形態では、各種の発振回路のキャパシタＣ部分をｃＭＵＴに置き換えた例について説明したが、これに限定されない。そのキャパシタＣ部分を例えば、静電型センサー（例えば、静電容量型マイクロフォン、静電容量型圧力センサー、静電容量型温度センサー）等の従来直流バイアス電圧が必要であった静電容量型センサーやトランスデューサに置き換えてもよい。

以上より、本発明を用いることにより、従来のように、直流バイアス電圧によって充電された電荷の変位を検出するのではなく、ｃＭＵＴの静電容量を直接用いるので、直流バイアス電圧が不要となる。また、インピーダンス変換も不要であり、増幅も発振回路の電源電圧レベルで出力させることができる。さらに、発振回路より出力される信号はＦＭ信号なので、Ｓ／Ｎに優れる。

本発明において説明したいずれの実施形態においても、その趣旨を逸脱しない限り種々の変形が可能である。

本発明の実施形態における超音波内視鏡スコープ１の外観構成を示す。本発明の実施形態におけるｃＭＵＴ２の基本構造の一例を示す。本発明の実施形態における体腔内超音波診断システムの原理図を示す。第１の実施形態におけるシュミットトリガー発振回路４１ａの原理図を示す。第１の実施形態におけるシュミットトリガー発振回路４１ａを用いた体腔内超音波診断システムの動作原理の概要を示す。第２の実施形態におけるコルピッツ発振回路の原理図を示す。第２の実施形態におけるコルピッツ発振回路４１ｂを用いた体腔内超音波診断システムの動作原理の概要を示す。第２の実施形態（変形例）における受信超音波によって変調されたＦＭ信号をワイヤレスで超音波観測装置３０に伝送する体腔内超音波診断システムの動作原理の概要を示す。第３の実施形態におけるウィーンブリッジ発振回路４１ｃを用いた体腔内超音波診断システムの動作原理の概要を示す。第４の実施形態におけるアレイ型ｃＭＵＴを搭載した体腔内超音波診断システムの動作原理の概要を示す。

符号の説明

１超音波内視鏡スコープ
２ｃＭＵＴ
１１振動子エレメント
１２シリコン基板
１３裏面絶縁膜
１４，１６信号電極パッド
１５下部電極
１７ウェハ貫通配線
１８キャビティ
１９メンブレン支持部
２０メンブレン
２０ａ保護膜
２０ｂ上部電極
２０ｃ第２絶縁膜
２１下部電極配線
２２振動子セル
２３ａ，２３ｂオーミックコンタクト領域
２４第１絶縁膜
２５ビア配線
２６上部電極配線
２７プラグ
２８エレメント境界溝
２９送受信回路
３０超音波観測装置
３１信号処理部
３２画像処理部
３３ディスプレイ
３４パルサー
４０ｃＭＵＴ装置
４１，４１ａ，４１ｂ，４１ｃ発振回路
４２ｃＭＵＴ
４５ＳＷ
５２，７２バッファ回路
６１送信回路
６２アンテナ
７１オペアンプ
８１局部発振回路
８２ミキサー
８３フィルター回路
８４復調回路
８５送信ビームフォーミング部
８６受信ビームフォーミング部
８７スキャンコンバータ

Claims

受信した超音波の信号の電圧を増幅させる静電容量型トランスデューサ装置において、
シリコンマイクロマシーニング技術を用いてシリコン基板を加工した静電容量型超音波トランスデューサ（ｃＭＵＴ）と、
キャパシタとして前記ｃＭＵＴを構成要素とし、該ｃＭＵＴの静電容量の変化に基づいて、出力する発振信号の周波数を変調させることにより、該出力する発振信号の電圧を増幅させた信号である周波数変調信号を出力する発振回路と、
前記発振回路から出力された前記周波数変調信号から、前記受信した超音波の非線形成分を抽出して送信する送信回路と、
を備えることを特徴とする静電容量型超音波トランスデューサ装置。
前記発振回路は、コルピッツ発振回路である
ことを特徴とする請求項１に記載の静電容量型超音波トランスデューサ装置。
前記発振回路は、ＣＲ発振回路である
ことを特徴とする請求項１に記載の静電容量型超音波トランスデューサ装置。
前記発振回路は、シュミットトリガー発振回路である
ことを特徴とする請求項３に記載の静電容量型超音波トランスデューサ装置。
前記発振回路は、ウィーンブリッジ発振回路である
ことを特徴とする請求項３に記載の静電容量型超音波トランスデューサ装置。
前記ｃＭＵＴの振動子エレメントと前記発振回路とは同一の半導体基板に形成されている
ことを特徴とする請求項１に記載の静電容量型超音波トランスデューサ装置。
受信した超音波の信号の電圧を増幅させる静電容量型トランスデューサ装置において、
シリコンマイクロマシーニング技術を用いてシリコン基板を加工した静電容量型超音波トランスデューサ（ｃＭＵＴ）と、
キャパシタとして前記ｃＭＵＴを構成要素とし、該ｃＭＵＴの静電容量の変化に基づいて、出力する発振信号の周波数を変調させることにより、該出力する発振信号の電圧を増幅させた信号である周波数変調信号を出力する発振回路と、
前記発振回路から出力された前記周波数変調信号から、前記受信した超音波の非線形成分を抽出して送信する送信回路と、
を備えることを特徴とする体腔内超音波診断システム。
前記発振回路は、コルピッツ発振回路である
ことを特徴とする請求項７に記載の体腔内超音波診断システム。
前記発振回路は、ＣＲ発振回路である
ことを特徴とする請求項７に記載の体腔内超音波診断システム。
前記発振回路は、シュミットトリガー発振回路である
ことを特徴とする請求項９に記載の体腔内超音波診断システム。
前記発振回路は、ウィーンブリッジ発振回路である
ことを特徴とする請求項９に記載の体腔内超音波診断システム。
体腔内超音波診断システムは、さらに、
前記発振回路から出力された前記周波数変調信号を無線で送信する送信手段
を備えることを特徴とする請求項７に記載の体腔内超音波診断システム。
前記ｃＭＵＴの振動子エレメントと前記発振回路とは同一の半導体基板に形成されている
ことを特徴とする請求項７に記載の体腔内超音波診断システム。
体腔内超音波診断システムは、さらに、
前記発振回路から出力された前記周波数変調信号を復調する復調手段
を備えることを特徴とする請求項７に記載の体腔内超音波診断システム。
前記復調手段は、前記周波数変調信号に基づいて、中間周波数信号を発生させる
ことを特徴とする請求項１４に記載の体腔内超音波診断システム。
前記中間周波数信号は、１０．７ＭＨｚである
ことを特徴とする請求項１５に記載の体腔内超音波診断システム。
前記復調手段は、局部発振回路、ミキシング回路、及び帯域フィルターを含む
ことを特徴とする請求項１４に記載の体腔内超音波診断システム。
前記局部発振回路、ミキシング回路、及び帯域フィルターのうち少なくともいずれか１つと、前記ｃＭＵＴの振動子エレメントと、前記発振回路とが、同一の半導体基板に形成されている
ことを特徴とする請求項１７に記載の体腔内超音波診断システム。
前記体腔内超音波診断システムは、さらに、
前記ｃＭＵＴに対して直流バイアス電圧に重畳した高周波パルス信号を供給するパルス発生手段と、
前記ｃＭＵＴと前記パルス発生手段との間の電気的な接続と、前記ｃＭＵＴと前記発振回路との間の電気的な接続と、を切り換える切り替え手段と、
を備えることを特徴とする請求項１４に記載の体腔内超音波診断システム。
前記ｃＭＵＴは、複数のｃＭＵＴエレメントをアレイ状に形成したものであり、
体腔内超音波診断システムは、さらに、
前記各ｃＭＵＴエレメントに対応する前記発振回路から出力された前記周波数変調信号を前記復調手段により復調されたそれぞれの信号を合成する受信ビームフォーミング手段と、
前記受信ビームフォーミング手段により合成された信号を画像信号に変換する画像処理手段と、
前記画像信号に基づいて、超音波診断画像を表示させる表示手段と、
を備えることを特徴とする請求項１４に記載の体腔内超音波診断システム。
前記体腔内超音波診断システムは、さらに、
前記各ｃＭＵＴエレメントから放射する超音波送信ビームの走査を制御する信号を出力する送信ビームフォーミング手段と、
前記送信ビームフォーミング手段からの出力に基づいて、前記各ｃＭＵＴエレメントに対して直流パルス信号に重畳した高周波パルス信号を供給するパルス発生手段と、
前記各ｃＭＵＴエレメントと該各ｃＭＵＴエレメントに対応する前記パルス発生手段との間の電気的な接続と、前記各ｃＭＵＴエレメントと該各ｃＭＵＴエレメントに対応する前記発振回路との間の電気的な接続と、を切り換える切り替え手段と、
を備えることを特徴とする請求項２０に記載の体腔内超音波診断システム。