JP4657357B2 - 超音波内視鏡 - Google Patents

Description

本発明は、超音波内視鏡、詳しくは、超音波トランスデューサで超音波を送受波して生体組織情報を得る超音波内視鏡に関する。

近年、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広く普及している。

図３０（ａ）ないし図３０（ｃ）に示すように体腔内の超音波断層画像を得る超音波内視鏡装置としては、挿入部２０１を構成する先端部２０２に照明光学部２０３及び観察光学部２０４とともに超音波観察部２０５を設けた超音波内視鏡２００がある。なお、符号２０６は図示しないバルーンが配置されるバルーン配置用溝である。

前記超音波内視鏡２００では超音波を送受する超音波トランスデューサ２０７、２０８が先端部２０５に設けられている。図３０（ｂ）に示す超音波トランスデューサ２０７は電子走査式であり、この超音波トランスデューサ２０７は複数の超音波トランスデューサ素子２０７ａ，…，２０７ａを配列して構成されている。これら超音波トランスデューサ素子２０７ａ，…，２０７ａを図示しない超音波観測装置を介してリニア又はセクタ走査することによって、超音波が超音波内視鏡２００の軸方向に対して垂直方向に出射されて、リニア或いはセクタ超音波断層画像が表示装置（不図示）に表示されるようになっている。

一方、図３０（ｃ）に示す超音波トランスデューサ２０８は機械走査式であり、この超音波トランスデューサ２０８はハウジング２０９を有している。そして、このハウジング２０９を図示しない駆動モータの駆動力によって機械的に回転させることによって、このハウジング２０９の回転とともに超音波が超音波内視鏡２００の軸に対して直交する方向に出射されて、ラジアル超音波断層画像が表示されるようになっている。

図３１に示すように前記超音波トランスデューサ２０８は、例えば円板状の複合圧電体２１１を使用したものである。この複合圧電体２１１は、ジルコン酸チタン酸鉛Ｐｂ（Ｚｒ，Ｔｉ）Ｏ3 等のＰＺＴ系圧電セラミックス等で形成されている複数の圧電体（不図示）の隙間及び周囲にポリウレタン、エポキシ等の樹脂部材（不図示）を充填して構成したものであり、この複合圧電体２１１は金属製のケース体２１２内に配設されている。

前記複合圧電体２１１には上面側表面に設けた第１電極２１１ａと、下面側表面に設けた第２電極２１１ｂとが設けられている。前記第２電極２１１ｂと前記第１電極２１１ａとは電気的に別体であり、第１電極２１１ａを設けた上面側が超音波放射面になっている。前記第２電極２１１ｂには信号用導体２１３が接続され、前記第１電極２１１ａにはグランド線２１４が接続されている。

前記ケース体２１２内に配設されている複合圧電体２１１の下面側には超音波吸収体２１５が配設され、曲面を形成した上面側にはケース体２１２の先端面までを覆う音響整合層の振幅条件を満たす音響整合層を兼ねる音響レンズ２１６が設けてある。また、前記超音波吸収体２１５及び複合圧電体２１１の外周側には第１電極２１１ａと第２電極２１１ｂとの電気的な接触を防止する樹脂製の絶縁部材２１７が設けてある。さらに、前記超音波トランスデューサ２０８の表面を、耐水性、耐薬品性に優れたパリレン（ポリパラキシリレン）等で形成された保護膜（不図示）で覆っている。

一方、図３２に示すように複数の超音波トランスデューサ素子２０７ａ，…，２０７ａを配列した超音波トランスデューサ２０７は、ジルコン酸チタン酸鉛Ｐｂ（Ｚｒ，Ｔｉ）Ｏ3 等のＰＺＴ系圧電セラミックス等で形成された圧電素子２２１とこの圧電素子２２１の背面側に配設されるバッキング材２２２とで構成されている。前記圧電素子２２１の両面には電極２２１ａ，２２１ｂが設けられている。そして、前記電極２２１ｂにはフレキシブルプリント基板２２３のパターン２２３ａが図示しない半田で電気的に接続されている。

前記圧電素子２２１は、厚み方向に対してバッキング材２２２まで届く深さ寸法のダイシング溝２２４によって長手方向に短冊状に等間隔で分離されて長手方向に複数のトランスデューサ素子２０７ａを配列している。このダイシング溝２２４によって、半田による接続部をそれぞれ隣接する接続部と分離することにより、各パターン２２３ａは１つのトランスデューサ素子２０７をそれぞれ形成する２つのサブエレメント素子２０７ｂに接続されている。前面側の電極２２１ａの上には図示しない音響整合層が設けられ、前面側の電極２２１ａを図示しないＧＮＤ配線材により隣接する電極２２１ａと互いに接続されてグランド電位に設定されている。

しかしながら、前記超音波内視鏡では、電子走査式、機械走査式に関わらず、超音波トランスデューサを構成する圧電体に鉛が含まれている。このため、近年の環境問題を踏まえて、体腔内に挿入されて使用される超音波内視鏡に設けられる超音波トランスデューサの鉛フリー化が望まれている。

また、機械走査式で用いられる超音波トランスデューサでは、複数の圧電体の隙間及び周囲に樹脂部材を、常時均一に充填することが難しく、作成者、或いは製造日等によって性能にバラツキが生じていた。一方、電子走査式の超音波トランスデューサではダイシング溝を形成する作業に熟練をようし、作成者、或いは製造日等によって性能にバラツキが生じていた。

また、従来、超音波トランスデューサで超音波を送受波して生体組織情報を得る超音波内視鏡においては、図２３（ａ）に示すようにｃ−ＭＵＴセル２５０では真空中で空隙部４０が形成されているため、ｃ−ＭＵＴ形成後に、大気中に放置されると、メンブレン３８に設けられた上部電極３７ｕが屈曲変形するという問題があった。

本発明は上記事情に鑑みてなされたものであり、超音波トランスデューサで超音波を送受波して生体組織情報を得る超音波内視鏡において、ｃ−ＭＵＴセルのコンデンサ部の静電容量が大きく送受信感度が高い超音波内視鏡を提供することを目的にしている。

本発明の超音波内視鏡は、体腔内に挿入され、超音波トランスデューサで超音波を送受波して生体組織情報を得る超音波内視鏡において、半導体基板においてマイクロマシン技術を使って形成された静電型超音波トランスデューサと、前記静電型超音波トランスデューサを構成する基板の表面に所定の凹凸曲面を形成することにより設けられた曲面下部電極と、前記曲面下部電極に対向した位置に配置された、前記凹凸曲面と略一致する形状を呈する曲面上部電極と、を具備したことを特徴とする。

以上説明したように本発明によれば、超音波トランスデューサで超音波を送受波して生体組織情報を得る超音波内視鏡において、ｃ−ＭＵＴセルのコンデンサ部の静電容量が大きく送受信感度が高い超音波内視鏡を提供することを目的にしている。

本発明の第１実施形態である超音波内視鏡装置を説明する図 超音波内視鏡の先端部の構成を説明する図 超音波トランスデューサを説明する図 図３の矢印Ａで示す部分の拡大図及びｃ−ＭＵＴセルを説明する図 ｃ−ＭＵＴセルの断面の構成例を説明する図 超音波観測装置及び超音波トランスデューサの構成を説明するブロック図 ｃ−ＭＵＴの他の構成例を説明する図 ｃ−ＭＵＴセルの配列及びセル形状を説明する図 超音波送受波方向を前方にしたｃ−ＭＵＴを説明する図 超音波走査面の開口形状を多角形形状にした前方を超音波送受波方向としたｃ−ＭＵＴを示す図 超音波走査面の開口形状を円形形状にした前方を送受波方向としたｃ−ＭＵＴを示す図 貫通孔を形成した前方を送受波方向としたｃ−ＭＵＴを示す図 機械走査式の超音波内視鏡のｃ−ＭＵＴを説明する図 図１４ないし図２３は複数のｃ−ＭＵＴセルを配列して構成されるｃ−ＭＵＴの変形例を説明する図であり、図１４は超音波トランスデューサを構成するｃ−ＭＵＴセルの他の配列構成を説明する図 超音波トランスデューサを構成するｃ−ＭＵＴセルの他の配置構成を説明する図 超音波トランスデューサを構成するｃ−ＭＵＴセルの別の配置構成を説明する図 ２方向の走査を行えるようにｃ−ＭＵＴを設けた超音波内視鏡を説明する図 図１７（ａ）に設けたｃ−ＭＵＴの構成を説明する図 曲面部にｃ−ＭＵＴを設けた超音波内視鏡を示す図 ｃ−ＭＵＴチップを実装した基板を説明する図 ｃ−ＭＵＴセルの他の構成例を説明する図 ポーラス処理を施したｃ−ＭＵＴセルの構成及びポーラス処理時間と音響インピーダンスとの関係を説明する図 ｃ−ＭＵＴセルの別の構成例を説明する図 ｃ−ＭＵＴセルのまた他の構成例を示す図 図２５ないし図２９は本実施形態の第２実施形態にかかり、図２５はｃ−ＭＵＴに加えて、シリコン基板上にシリコン発光素子及びシリコン受光素子を設けた多機能超音波トランスデューサを配置した超音波内視鏡を説明する図 多機能超音波トランスデューサの断面の構成例を説明する図 シリコン発光素子及びシリコン受光素子を配設した多機能超音波トランスデューサの他の構成例を説明する図 さらにマイクロジャイロセンサを配設した多機能超音波トランスデューサの構成を説明する図 シリコン基板上に静電容量測定用セルを設けた多機能超音波トランスデューサの構成を説明する図 従来の超音波内視鏡を説明する図 機械走査式の超音波トランスデューサの構成例を示す図 超音波走査式の超音波トランスデューサの構成例を示す図

以下、図面を参照して本発明の実施の形態を説明する。
（第１実施形態）
図１は本発明の第１実施形態である超音波内視鏡装置を説明する図、図２は超音波内視鏡の先端部の構成を説明する図、図３は超音波トランスデューサを説明する図、図４は図３の矢印Ａで示す部分の拡大図及びｃ−ＭＵＴセルを説明する図、図５はｃ−ＭＵＴセルの断面の構成例を説明する図、図６は超音波観測装置及び超音波トランスデューサの構成を説明するブロック図、図７はｃ−ＭＵＴの他の構成例を説明する図、図８はｃ−ＭＵＴセルの配列及びセル形状を説明する図、図９は超音波送受波方向を前方にしたｃ−ＭＵＴを説明する図、図１０は超音波走査面の開口形状を多角形形状にした前方を超音波送受波方向としたｃ−ＭＵＴを示す図、図１１は超音波走査面の開口形状を円形形状にした前方を送受波方向としたｃ−ＭＵＴを示す図、図１２は貫通孔を形成した前方を送受波方向としたｃ−ＭＵＴを示す図、図１３は機械走査式の超音波内視鏡のｃ−ＭＵＴを説明する図である。

なお、図８（ａ）はｃ−ＭＵＴセルを格子状に配列したときの図、図８（ｂ）はｃ−ＭＵＴセルの他のセル形状を示す図、図８（ｃ）はｃ−ＭＵＴセルの別のセル形状を示す図、図１３（ａ）は機械走査式のｃ−ＭＵＴを説明する図、図１３（ｂ）はｃ−ＭＵＴを配置した機械走査式の超音波内視鏡を示す図である。

図１に示すように本実施形態の超音波内視鏡装置１は、後述する静電型超音波トランスデューサを備える超音波内視鏡（以下、内視鏡と略記する）２と、照明光を供給する光源部（不図示）及び図示しない撮像素子の駆動及びこの撮像素子から伝送される電気信号の各種信号処理を行って内視鏡観察画像用の映像信号を生成する信号処理部を具備する内視鏡観察装置３と、前記静電型超音波トランスデューサの駆動及びこの静電型超音波トランスデューサから伝送される電気信号の各種信号処理を行って超音波断層画像用の映像信号を生成する信号処理部を具備する超音波観測装置４と、この超音波観測装置４及び前記内視鏡観察装置３で生成された映像信号を基に観察用画像を表示するモニタ５とを備えて主に構成されている。

前記内視鏡２は、体腔内に挿入される細長の挿入部１１と、この挿入部１１の基端側に位置する操作部１２と、この操作部１２の側部から延出するユニバーサルコード１３とで主に構成されている。

前記ユニバーサルコード１３の基端部には前記内視鏡観察装置３に接続される内視鏡コネクタ１４が設けられている。この内視鏡コネクタ１４の先端部には前記内視鏡観察装置３の光源部に接続される照明用コネクタ１４ａが設けられ、側部には前記信号処理部に電気接続される図示しない電気コードが着脱自在に接続される電気コネクタ１４ｂが設けられている。また、この内視鏡コネクタ１４の基端部からは前記超音波観測装置４に電気的に接続される超音波コネクタ１５ａを有する超音波ケーブル１５が延出している。

前記挿入部１１は、先端側から順に硬質部材で形成した先端硬性部６と、この先端硬性部６の基端側に連設する湾曲自在な湾曲部７と、この湾曲部７の基端側に連設して前記操作部１２の先端側に至る細径かつ長尺で、可撓性を有する可撓管部８とで構成されている。

前記先端硬性部６には、直視による内視鏡観察を行う観察光学部及び照明光学部を配置した内視鏡観察部２０及び超音波を送受する複数の超音波トランスデューサ素子を配列して超音波走査面を形成した超音波観察ユニット３０とが設けられている。

前記操作部１２には前記湾曲部７を湾曲制御するアングルノブ１６、送気及び送水操作を行うための送気・送水ボタン１７ａ、吸引操作を行うための吸引ボタン１７ｂ、体腔内に導入する処置具の入り口となる処置具挿入口１８等が設けられている。前記モニタ５に表示させる表示画像を切り換えたり、フリーズ、レリーズ等の指示を行う各種操作スイッチ１９が設けられている。なお、符号９は患者の口腔に配置されるマウスピースである。

図２に示すように前記先端硬性部６の先端側には超音波観察を行うための超音波観察ユニット３０が配置されている。また、前記先端硬性部６には斜面部２１が形成されており、この斜面部２１には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２２、観察部位の光学像をとらえる観察光学部を構成する観察用レンズカバー２３、前記処置具挿入口１８から導入された処置具が突出する開口である鉗子出口２４が設けてある。

前記先端硬性部６には超音波透過性を有するラテックスやテフロン（登録商標）（Ｒ）ゴム等で膨縮自在に形成された図示しないバルーンを必要に応じて取り付けるための周状のバルーン溝２５が形成されている。また、このバルーン溝２５近傍にはバルーン内へ超音波伝達媒体である水等の給排水を行うための図示しない管路開口が設けられている。

なお、前記照明レンズカバー２２には前記内視鏡観察装置３に設けられている光源部からの照明光を伝送するライトガイドファイバ（不図示）が臨まれており、前記観察用レンズカバー２３の結像位置には図示しない信号ケーブルを延出する固体撮像素子（不図示）が配置されている。

前記超音波観察ユニット３０は、超音波の送受信を行う超音波トランスデューサ３１と、この超音波トランスデューサ３１を収納し、前記先端硬性部６に取付け固定されるハウジング部３２とで主に構成されている。

図２及び図３に示す前記超音波トランスデューサ３１は、シリコン半導体基板をシリコンマイクロマシーニング技術を用いて加工した、静電型超音波トランスデューサ（以下、ｃ−ＭＵＴ（Capacitive Micromachined Ultrasonic Transducer ）３１とも記載する）であり、手作業によらず、シリコンプロセスで、完全にクリーンな環境で操作シーケンスにしたがって忠実に自動で製造される。

前記ｃ−ＭＵＴ３１は、複数のｃ−ＭＵＴセル３１ａを配列して、例えば方形セクタタイプとして形成されている。このｃ−ＭＵＴ３１の各ｃ−ＭＵＴセル３１ａ，…，３１ａと信号線３３，…，３３とはケーブル接続部３４を介して電気的に接続される構成になっている。このケーブル接続部３４から延出する信号線３３，…，３３はひとまとめにされて、挿入部１１内を挿通する図示しない例えばチューブ内に挿通された状態で操作部１２方向に延出して、前記超音波観測装置４に電気的に接続されるようになっている。

なお、前記ハウジング部３２の先端部には図示しないバルーンを必要に応じて取り付けるための周状のバルーン溝３２ａを有する凸部３２ｂが設けられている。また、前記ｃ−ＭＵＴ３１の表面及び前記ハウジング部３２の一部は、耐水性、耐薬品性に優れたパリレン（ポリパラキシリレン）等で形成された保護膜（図４の符号３９参照）で被覆されている。

図４及び図７に示すように前記ｃ−ＭＵＴ３１を構成する各ｃ−ＭＵＴセル３１ａのセル形状は例えば六角形形状で形成されている。そして、複数のｃ−ＭＵＴセル３１ａ，…，３１ａを微小所定ピッチで複数列、複数行にハニカム構造で整列配置させて、超音波走査面の開口形状を例えば四角形形状にしている。

前記ｃ−ＭＵＴセル３１ａは、シリコン基板３５上に形成された、下部電極３７ｄ、電極間距離を設定する絶縁性支柱３６、シリコン又はシリコン化合物から形成されたシリコンメンブレン３８、及び上部電極３７ｕで主に構成されている。前記下部電極３７ｄは前記シリコン基板３５の上面に設けられ、前記上部電極３７ｕはシリコンメンブレン３８の上面に設けられている。符号４０は真空空隙部（以下、空隙部と略記する）であり、本形態においてはシリコンメンブレン３８の制動層になっている。

複数のｃ−ＭＵＴセル３１ａが配列されるシリコン基板３５にはｃ−ＭＯＳ集積回路で構成されたアクセス回路を設けたアクセス回路形成部４３や、配線電極４４が設けられている。前記シリコンメンブレン３８に設けられた上部電極３７ｕは接地電極であり、前記下部電極３７ｄは信号入出力用電極である。そして、前記上部電極３７ｕの上面には前記保護膜３９が被覆されている。

図２に示すように超音波観察ユニット３０を構成する図３に示すｃ−ＭＵＴ３１には複数のｃ−ＭＵＴセル３１ａが配列されている。これらｃ−ＭＵＴセル３１ａは、超音波観測装置４に設けられているＣＰＵ５１から出力される動作指示信号に基づいて駆動制御されるようになっている。

前記超音波観測装置４には図６に示すように前記ＣＰＵ５１、トリガー信号発生回路５２、セレクタ５３、エコー信号処理回路５４、ドップラー信号処理回路５５、高調波信号処理回路５６、超音波画像処理部５７や送信遅延回路６１、バイアス信号印加回路６２、駆動信号発生回路６３、送受信切換回路６４、ｃ−ＭＵＴセル３１ａにプリアンプ６５、ビームフォーマ６６が備えられている。

前記ＣＰＵ５１はこの超音波観測装置４に設けられている各種回路及び処理部に動作指示信号を出力したり、各種回路及び処理部からのフィードバック信号を受信して、各種制御を行う。

前記トリガー信号発生回路５２は、各ｃ−ＭＵＴセル３１ａを駆動させて送波及び受波のタイミング信号である繰り返しのパルス信号を出力する。
前記セレクタ５３は前記ＣＰＵ５１の動作指示信号に基づいて指示された所定のｃ−ＭＵＴセル３１ａに対してパルス信号を伝送する。

前記エコー信号処理回路５４は、各ｃ−ＭＵＴセル３１ａから出力される超音波から生体内の臓器及びその境界などで反射し、前記ｃ−ＭＵＴセル３１ａに戻ってきて受信された後述する受信ビーム信号を基に可視像の画像データを生成する。

前記ドップラー信号処理回路５５は、前記ｃ−ＭＵＴセル３１ａから出力される受信ビーム信号からドップラー効果を利用して組織の移動成分、すなわち血流成分を抽出し、超音波断層像内における血流の位置を着色するためのカラーデータを生成する。

前記高調波信号処理回路５６は、各ｃ−ＭＵＴセル３１ａから出力される受信ビーム信号から第２高調波周波数又は第３高調波周波数を中心周波数とするフィルタでその周波数成分の信号を抽出、増幅してハーモニックイメージング診断用の画像データを生成する。

前記超音波画像処理部５７は前記エコー信号処理回路５４、前記ドップラー信号処理回路５５、前記高調波信号処理回路５６等で生成された画像データを基に、それぞれＢモード画像、ドップラー画像、ハーモニックイメージング像等を構築する。また、同時に、ＣＰＵ５１を介して文字等のキャラクタのオーバーレイを行う。そして、この超音波画像処理部５７で構築した映像信号をモニタ５に出力して、モニタ５の画面上に観察画像の１つである超音波断層画像を表示させる。

前記送信遅延回路６１は各ｃ−ＭＵＴセル３１ａに駆動電圧を印加するタイミングを決定して、所定のセクタ走査等を行うように設定する。
前記バイアス信号印加回路６２は前記駆動信号発生回路６３に所定のバイアス信号を印加する。このバイアス信号としては、送受信時に同じ直流電圧を使用するもの、送信時に高い電圧に設定して受信時には低い電圧に変化させるもの、例えば相関を取るために直流成分に交流成分を重畳させたものなどがある。

ＤＣバイアス電圧は、送信時においては送信電圧波形と同じ波形の超音波送信波形を得るために必要である。前記ＤＣバイアス電圧が重畳しないと、送信超音波信号の周波数は駆動電圧信号の２倍となり、その振幅は二分の一となる。

一方、受信時はバイアス電圧印加は必是である。このバイアス電圧は直流電圧であれば受信超音波と同一の波形になる。また、ＤＣ電圧とともに更に交流電圧信号を重畳させ、後段の信号処理によって、その交流電圧信号の中心周波数のバンドパスフィルタで濾波し、ＳＮを改善することも可能である。さらに、他のバイアス電圧印加の利用方法としてｃ−ＭＵＴセル選択が可能となる。これは、バイアス電圧がないと原理的に受信信号が得られないことを利用するものであり、セル選択を行わないセルに対してＤＣ電圧を与えないようにすることで、セル選択が可能になる。直流信号成分が重畳した受信信号は、コンデンサ等の直流信号阻止手段でｒｆ信号に変換され、受信信号とされ、信号処理部に伝送される。

前記駆動信号発生回路６３は前記送信遅延回路６１からの出力信号に基づいて、所望する超音波波形に対応する駆動電圧信号であるバースト波を発生する。
前記送受信切換回路６４は１つのｃ−ＭＵＴセル３１ａを送波状態と受波状態とに切り換えるものである。送波状態のときには前記駆動電圧信号をｃ−ＭＵＴセル３１ａに印加し、受波状態では前記エコー情報を受信することによってｃ−ＭＵＴセル３１ａの電極３７ｕ、３７ｄ間に発生した電荷信号をプリアンプに出力する。

前記プリアンプ６５は前記送受信切換回路６４から出力された電荷信号を電圧信号に変化するとともに増幅する。
前記ビームフォーマ６６は前記プリアンプ６５から出力された各超音波エコー信号を前記送信遅延回路６１での遅延と同様又は異なる遅延時間で合成した受信ビーム信号を出力する。

そして、ＣＰＵ５１の動作指示信号に基づいて、所定の位相差を与えて、それぞれのｃ−ＭＵＴセル３１ａを駆動して、超音波観察ユニット３０の超音波走査面から所定の焦点距離に設定した超音波を送波して、前記ビームフォーマ６６で前記送信遅延回路６１での遅延と同様な遅延をかけて合成して受信ビーム信号として出力することによって、前記焦点距離に設定した超音波による超音波観測を行える。

なお、前記ビームフォーマ６６で前記送信遅延回路６１での遅延と異なる所望の遅延時間で合成して出力することによって、このビームフォーマ６６の遅延時間に対応した受信ビーム信号を得て、超音波観測装置４を経て所望の超音波断層画像を得られる。

また、本実施形態においては複数のｃ−ＭＵＴセル３１ａの制御回路及び配線電極等をシリコン基板３５の第１中間誘電体層４１及び第２中間誘電体層４２に形成した層状配置のｃ−ＭＵＴ３１としているが、ｃ−ＭＵＴ３１の構成は層状配置に限定されるものではなく、図７に示すようにｃ−ＭＵＴ３１の一面側に複数のｃ−ＭＵＴセル３１ａを配列させたｃ−ＭＵＴセル形成部３１ｂと、前記制御回路、配線電極等を形成した回路形成部３１ｃとを設けた、面内配置の超音波トランスデューサ３１Ａを構成するようにしてもよい。

さらに、本実施形態においてはｃ−ＭＵＴセル３１ａのセル形状を六角形形状に形成し、それらをハニカム構造で整列配置させた構成としているが、ｃ−ＭＵＴセル３１ａの形状及び配列はこれに限定されるものではなく、図８（ａ）に示すように複数のｃ−ＭＵＴセル３１ａを格子状に整列配置させる構成であったり、図８（ｂ）に示すような円形形状や楕円形状（不図示）でｃ−ＭＵＴセル３１ｄを形成したり、図８（ｃ）に示すような八角形形状等の多角形形状でｃ−ＭＵＴセル３１ｅを形成するようにしてもよい。

又、本実施形態においては複数のｃ−ＭＵＴセル３１ａを配列させて構成したｃ−ＭＵＴ３１の超音波走査面から出射される超音波を超音波内視鏡２の長手軸方向に対して略直交する側方に出射させる構成としているが、図９（ａ）に示すようにｃ−ＭＵＴ３１から延出する信号線３３を超音波走査面の背面側から延出させてｃ−ＭＵＴ３１Ｂを構成にすることによって、図９（ｂ）に示すようにこのｃ−ＭＵＴ３１Ｂを前方視タイプの内視鏡観察部２０Ａを有する挿入部先端面１１ａに配置することによって、超音波走査面から出射される超音波を挿入部１１の挿入方向前方に設定した前方視の方形セクタ電子スキャンタイプの超音波内視鏡２Ａを構成することができる。

また、本実施形態では複数のｃ−ＭＵＴセル３１ａを整列配置させて、超音波走査面の開口形状を四角形形状としているが、ｃ−ＭＵＴセル３１ａを整列配置して形成する超音波走査面の開口形状及び開口の大きさ等は図に示したものに限定されるものではなく、図１０（ａ）に示すような八角形形状等の多角形形状のｃ−ＭＵＴ３１Ｃを形成したり、図１１（ａ）に示すような円形形状や図示しない楕円形状等のｃ−ＭＵＴ３１Ｄを形成するようにしてもよい。

そして、これらｃ−ＭＵＴ３１Ｃ、３１Ｄを図１０（ｂ）及び図１１（ｂ）に示すよう挿入部先端面１１ａに配置して前方視の多角形セクタ電子スキャンタイプの超音波内視鏡２Ｂを構成したり、前方視の円形セクタ電子スキャンタイプの超音波内視鏡２Ｃを構成するようにしてもよい。なお、このとき、ケーブル接続部３４の形状をｃ−ＭＵＴの形状にあわせて変化させている。

上述のように構成したｃ−ＭＵＴを超音波観察ユニットに設けた超音波内視鏡の作用を説明する。
超音波内視鏡装置１のモニタ５の画面上に表示される内視鏡画像を観察しながら挿入部１１を体腔内に挿入していく。そして、この挿入部１１の先端硬性部６が観察部位近傍に配置されたなら、例えば図示しないバルーンを膨張させるとともに、超音波観測装置４を操作してｃ−ＭＵＴ３１を駆動状態にする。

すると、この超音波観測装置４のＣＰＵ５１から観察者の操作指示に対応した動作指示信号が出力され、トリガー信号発生回路５２でパルス信号に変換されて、セレクタ５３を介してｃ−ＭＵＴ３１を構成する所定のｃ−ＭＵＴセル３１ａに向けて出力されていく。

このパルス信号は、送信遅延回路６１に入力され、所定の遅延をかけた駆動電圧信号を駆動信号発生回路６３及びバイアス信号印加回路６２を介して出力し、送受信切換回路６４によって送波状態に切り換えられたとき、この駆動電圧信号がｃ−ＭＵＴセル３１ａに印加されて超音波が出射される。

そして、前記ＣＰＵ５１では配列されたそれぞれのｃ−ＭＵＴセル３１ａに対して動作指示信号を出力して、例えば、中央のｃ−ＭＵＴセル３１ａに対して駆動電圧信号に大きな遅延をかけ、配列の中央から離れていくｃ−ＭＵＴセル３１ａに対して駆動電圧信号に小さな遅延をかける等して１つの超音波波形を形成して、ｃ−ＭＵＴ３１の超音波走査面から出力されていく。

つまり、ＣＰＵ５１の制御に基づいて各ｃ−ＭＵＴセル３１ａから超音波を出射させて、軸方向に対するセクタ走査や、軸方向に対して直交した方向に対するセクタ走査を行える。

一方、これらｃ−ＭＵＴセル３１ａでは、前記送受信切換回路６４によって送波状態と受波状態とが切換制御されている。このため、送受信切換回路６４が受波状態であるときには、ｃ−ＭＵＴセル３１ａでエコー情報を受信したことによって電極３７ｕ、３７ｄ間に発生した電荷信号がプリアンプ６５に出力される。

このプリアンプ６５に出力された電荷信号は、電圧信号に変換するとともに増幅され、ビームフォーマ６６で適当な遅延をかけた受信ビーム信号として超音波観測装置４に出力される。

そして、各ｃ−ＭＵＴセル３１ａから順次出力される受信ビーム信号をエコー信号処理回路５４、ドップラー信号処理回路５５、高調波信号処理回路５６等を経て所定の処理を行い、その後、超音波画像処理部５７で標準的な映像信号に変換すると同時に、ＣＰＵ５１を介してオーバーレイを行ってモニタ５に出力する。このことによって、モニタ５の画面上には前記内視鏡画像とともに超音波断層画像が表示される、或いは、前記内視鏡画像に換えて超音波断層画像が表示される。
このことによって、対象観察部位の超音波観察を行える。

このように、超音波内視鏡の先端部に設けられた超音波観察ユニットに配置される超音波トランスデューサを、シリコン半導体基板をシリコンマイクロマシーニング技術を用いて複数のｃ−ＭＵＴセルを配列させた、静電型超音波トランスデューサで構成したことによって、鉛フリーの超音波トランスデューサを実現することができる。

また、シリコンマイクロマシーニング技術を用いることによって、静電型超音波トランスデューサを、クリーンな環境で、自動作成することができる。このことによって、精細なｃ−ＭＵＴセルの配列を、ダイシング歪みやバラツキを発生させることなく行えるので、信頼性の高い超音波観察ユニットを安価に提供することが可能になる。

さらに、ｃ−ＭＵＴセルのセル形状や、超音波走査面の開口形状を所望の形状及び大きさに設定して、超音波観察ユニットの小型化及び高精度化を図ることができる。

なお、図１２（ａ）に示すようにリング形状のｃ−ＭＵＴ３１Ｅを形成して、このｃ−ＭＵＴ３１Ｅの略中央部に貫通孔２４ａを形成するようにしてもよい。本実施形態においては前記貫通孔２４ａを形成するため信号線３３をケーブル接続部３４の縁部側から延出させている。

そして、前記貫通孔２４ａを有するｃ−ＭＵＴ３１Ｅを図１２（ｂ）に示すように例えば挿入部先端面１１ａに配設することによって、前記貫通孔２４ａを前記処置具チャンネルの鉗子出口２４にした超音波内視鏡２Ｄを構成することができる。

また、上述した実施形態においては電子走査式の超音波トランスデューサを備えた超音波内視鏡について説明したが、機械走査式の超音波内視鏡においても超音波トランスデューサをｃ−ＭＵＴで構成するようにしてもよい。

具体的には、図１３（ａ）に示すようにｃ−ＭＵＴセル３１ａを配列して超音波走査面を円板状に形成してｃ−ＭＵＴ３１Ｆを形成する。このとき、これらｃ−ＭＵＴセル３１ａを構成する上部電極３７ｕ同士及び下部電極３７ｄ同士を電気的に連結状態にし、ハウジング部７１内に駆動部材７２によって回動自在に軸支されているハウジング７３に配設して、超音波内視鏡７０を構成する。なお、前記ｃ−ＭＵＴ３１Ｆから延出する図示しない信号線は前記駆動部材７２内を挿通して超音波観測装置４に電気的に接続されている。

前記超音波内視鏡７０の挿入部１１を体腔内に挿通させた状態で、図示しない駆動モータの駆動力で前記ハウジング７３を回転させるとともに、超音波駆動信号を超音波観測装置４からｃ−ＭＵＴ３１Ｆに向けて出力する。このことによって、ｃ−ＭＵＴ３１Ｆでは超音波を送受波しながらラジアル走査して、断層面のエコー情報を電気信号に変換して、受信ビーム信号として前記超音波観測装置４に出力する。また、前記ハウジング７３の回転角度は、前記駆動部材７２の回転を検出するロータリエンコーダ７４によって検出されるようになっている。つまり、前記ｃ−ＭＵＴ３１Ｆの回転角度は、逐次、回転角度信号として前記受信ビーム信号とともに超音波観測装置４に出力される。

したがって、前記超音波観測装置４では、得られた受信ビーム信号に対して、包絡線検波、対数増幅、Ａ／Ｄ変換等、公知の各種処理を施すとともに、さらに回転角度信号を基に極座標系のデジタルエコーデータをモニタ５に出力できるような直交座標系に変換する処理を施し、超音波断層画像を構築する映像信号を生成してモニタ５に出力する。このことによって、モニタ５の画面上に超音波断層画像が表示させて、対象観察部位の超音波観察を行うことができる。

ここで、図１４ないし図２３を参照して複数のｃ−ＭＵＴセル３１ａを配列して構成されるｃ−ＭＵＴの変形例を説明する。

図１４を参照して超音波トランスデューサを構成するｃ−ＭＵＴセルの他の配列構成を説明する。
なお、図１４（ａ）は開口寸法を所定の規則で変化させたｃ−ＭＵＴセルを配列させて構成した超音波トランスデューサを示す図、図１４（ｂ）はｃ−ＭＵＴセルのＡ１−Ａ２方向配列を規制する開口分布曲線を示す図、図１４（ｃ）はｃ−ＭＵＴセルのＢ１−Ｂ２方向配列を規制する開口分布曲線を示す図である。

図１４（ａ）に示すように本実施形態のｃ−ＭＵＴ３１Ｇにおいては、このｃ−ＭＵＴ３１Ｇを構成する各ｃ−ＭＵＴセル３１の開口寸法を配列方向によって、規則的に変化させている。即ち、上述した実施形態のようにｃ−ＭＵＴセル３１ａの開口寸法を全て一定に形成するのではなく、配列方向にしたがって、例えば図１４（ｂ）及び図１４（ｃ）に示すＲ値分布曲線に基づいて設定している。

前記図１４（ｂ）及び図１４（ｃ）に示したＲ値分布曲線は、ｃ-ＭＵＴセルにおいて電極面積は静電容量に比例し、その結果、送受信音圧に比例することを応用して作成したものであり、電極面積を例えばガウス分布関数に設定している。つまり、本実施形態のｃ−ＭＵＴ３１Ｇにおいては中央に位置するｃ−ＭＵＴセル３１ａの開口寸法が最大になって、この中央から前記ｃ−ＭＵＴ３１Ｇの周辺に向かうにしたがって前記曲線と同様に開口寸法が小さくなっている。

このことによって、ｃ−ＭＵＴセルの示す指向特性（＝このエレメントの開口の回折パターン）に、前記ｃ−ＭＵＴセルをアレイ状に配列させたときに相互の干渉効果によって発生する干渉パターンが乗じられておこる指向特性の強弱であるグレーティングローブが改善されて、擬情報であるアーティファクトの発生を抑圧することができる。
したがって、良好な超音波断層画像を得られる。

図１５を参照して超音波トランスデューサを構成するｃ−ＭＵＴセルの他の配置構成を説明する。
なお、図１５（ａ）は配列されるｃ−ＭＵＴセルを送信用セルと受信用セルと不使用セルとに分割した一構成例を示す図、図１５（ｂ）は配列されるｃ−ＭＵＴセルを送信用セルと受信用セルと不使用セルとに分割した他の構成例を示す図である。

上述した実施形態では前記送受信切換回路６４を設けて送波状態と受波状態とを切り換えることによって、１つのｃ−ＭＵＴセル３１ａで送受信を行う構成としていたが、本実施形態においては複数のｃ−ＭＵＴセルを送波専用の送信用セル３１ｆと、受波専用の受信用セル３１ｇ、と送波及び受波のどちらの機能も有していない不使用セル３１ｈとしている。

そして、図１５（ａ）に示すように一対の送信用セル３１ｆと受信用セル３１ｇとで構成した送受信セル群３１ｋ及び不使用セル３１ｈを帯状の群である不使用セル群３１ｍとして形成し、この不使用セル群３１ｍと送受信セル群３１ｋとを例えば列方向に交互に配列させてｃ−ＭＵＴ３１Ｈを構成している。

このことによって、列方向に配列された送信セル群３１ｆの間又は受信セル群３１ｇの間に、送信時は受信セル群３１ｇと不使用セル群３１ｈが、受信時は送信セル群３１ｆと不使用セル群３１ｈが物理的な所定間隔を設けることによりクロストークの軽減を図ることができる。したがって、画質の良好な超音波断層画像を得られる。

なお、送受信セル群３１ｋを一対の送信用セル３１ｆと受信用セル３１ｇとで構成する代わりに、図１５（ｂ）に示すように２つの送信用セル３１ｆと１つの受信用セル３１ｇとで送受信セル群３１ｎを構成して、例えば行方向に配列された送受信セル群３１ｎの間に略帯状の不使用セル群３１ｍを配列させて、隣り合う送受信セル群３１ｎ同士の間に物理的な所定間隔を設ける構成にしてｃ−ＭＵＴ３１Ｊを構成するようにしてもよい。

また、本実施形態においてはｃ−ＭＵＴを構成するｃ−ＭＵＴセルを受信用セル３１ｇ、送信用セル３１ｆ、不使用セル３１ｈとした構成例を示しているが、複数の受信用セル３１ｇのそれぞれ電極を一体で電気的に連結してひとまとめにした受信セル群、複数の送信用セル３１ｆのそれぞれの電極を一体で電気的に連結してひとまとめにした送信セル群及び前記不使用セル群として構成し、それぞれのセル群を前記図１５（ａ）や前記図１５（ｂ）に示すように配列させてｃ−ＭＵＴを構成するようにしてもよい。

図１６を参照して超音波トランスデューサを構成するｃ−ＭＵＴセルの別の配置構成を説明する。
図１６（ａ）はｃ−ＭＵＴセルを送信用群と受信用群とに分割した構成を示す図、図１６（ｂ）は図１６（ａ）の矢印Ｂで示す送信用群の送信用セル群と不使用セル群との配列を説明する拡大図、図１６（ｃ）は図１６（ａ）の矢印Ｃで示す受信用群の受信用セル群と不使用セル群との配列を説明する拡大図である。

図１６（ａ）に示すように本実施形態のｃ−ＭＵＴ３１Ｋには複数のｃ−ＭＵＴセル３１ａを配列して形成したリング状セル群が２つ設けられている。２つのリング状セル群のうち、例えば外側に配置されたリング状セル群は送信用群３１ｐとして構成されており、内側に配置されたリング状セル群は受信用群３１ｓとして構成している。

そして、図１６（ｂ）に示すように前記送信用群３１ｐでは、配列されるｃ−ＭＵＴセル３１ａの中から一連の送信用セル３１ｆのそれぞれの電極を互いに電気的に連結して図中の着色部で示すような形状の送信用セル群（以下、活性群とも記載する）３１ｑとして形成し、複数の不使用セル３１ｈを図中の白抜き部で示すように前記送信用セル群３１ｑ同士の間に物理的な間隔を持たせる不使用セル群３１ｒとして形成している。そして、この不使用セル群３１ｒと送信用セル群３１ｑとを交互に配列して送信用群３１ｐを構成している。

一方、図１６（ｃ）に示すように前記受信用群３１ｓでは、配列されるｃ−ＭＵＴセル３１ａの中から一連の受信用セル３１ｇのそれぞれの電極を互いに電気的に連結して図中の着色部で示すような形状の受信用セル群３１ｔ（以下、活性群とも記載する）として形成し、複数の不使用セル３１ｈを図中の白抜き部で示すように前記受信用セル群３１ｔ同士の間に物理的な間隔を持たせる不使用セル群（以下、不活性群とも記載する）３１ｒとして形成している。そして、この不使用セル群３１ｒと受信用セル群３１ｔとを交互に配列して受信用群３１ｓを構成している。

このことによって、ｃ−ＭＵＴ３１Ｋ内に、超音波送信する送信用群３１ｐと超音波を受信する受信用群３１ｓとを分離した状態で設けることができる。
また、送信用群３１ｐ及び受信用群３１ｓを、活性群と不活性群とを交互に配置して構成したことによって、隣り合う活性群同士の間に物理的な所定間隔を設けてクロストークの軽減を図ることができる。
したがって、画質の良好な超音波断層画像を得られる。

図１７及び図１８を参照して超音波内視鏡に設けられ超音波観察ユニットの他の構成を説明する。
なお、図１７（ａ）は超音波観察ユニットに２方向の走査を行えるｃ−ＭＵＴを設けた超音波内視鏡の構成を説明する図、図１７（ｂ）は超音波観察ユニットに走査方向の異なるｃ−ＭＵＴを設けた超音波内視鏡の他の構成を説明する図、図１８（ａ）は図１７（ａ）で示したｃ−ＭＵＴの構成を説明する図、図１８（ｂ）は図１８（ａ）のｃ−ＭＵＴの矢印Ｄで示す部分の配列を説明する拡大図、図１８（ｃ）は図１８（ａ）のｃ−ＭＵＴの矢印Ｅで示す部分の配列を説明する図である。

図１７（ａ）に示すように本実施形態の超音波内視鏡２Ｅではハウジング部３２に、軸方向に対するセクタ走査を行える第１超音波走査面８１及び軸方向に対して直交した方向に対するセクタ走査を行える第２超音波走査面８２を超音波走査面として一体に設けたバイプレーンタイプのｃ−ＭＵＴ３１Ｌが設けてある。

図１８（ａ）及び図１８（ｂ）に示すように第２超音波走査面８２は、超音波送受信用の複数のｃ−ＭＵＴセル３１ａのそれぞれ電極を電気的に連結して帯状に形成した送受信用セル群８３と、超音波の送受信機能を有していない不使用セル３１ｈを帯状に形成して、隣り合う送受信用セル群８３同士の間に物理的な所定間隔を設けてクロストークの軽減を図る、不使用セル群８４とで構成されている。これら送受信用セル群８３と不使用セル群８４とは矢印Ｆ方向に交互に配列されている。

一方、図１８（ａ）及び図１８（ｃ）に示すように第１超音波走査面８１は、超音波送受信用の複数のｃ−ＭＵＴセル３１ａのそれぞれ電極を電気的に連結して帯状に形成した送受信用セル群８３と、超音波の送受信機能を有していない不使用セル３１ｈを帯状に形成して、隣り合う送受信用セル群８３同士の間に物理的な所定間隔を設けてクロストークの軽減を図る、不使用セル群８４とで構成されている。これら送受信用セル群８３と不使用セル群８４とは矢印Ｇ方向に交互に配列されている。

このことによって、１つの超音波内視鏡を使用して複数方向に走査した超音波断層画像を得ることができる。
なお、図１７（ｂ）に示すように超音波観察ユニット３０を構成するハウジング部３２の先端面部及び側面部に例えば走査方向が軸方向であるｃ−ＭＵＴ３１Ｍと、走査方向が軸方向に対して直交するｃ−ＭＵＴ３１Ｎとを配設して超音波内視鏡２Ｆを構成するようにしてもよい。このことによって、１つの超音波内視鏡を使用して複数方向に走査した超音波断層画像を得ることができる。また、前記ハウジング３２の先端面部及び側面部に配設するｃ−ＭＵＴの走査方向を、軸方向のもの、或いは、軸方向に対して直交したもの、或いは図１８（ａ）に示したバイプレーンタイプのものを適宜選択して設けることによって、所望の超音波断層画像を得て対象部位の超音波観察を行える。

図１９の曲面部にｃ−ＭＵＴを設けた超音波内視鏡を示す図及び図２０のｃ−ＭＵＴチップを実装した基板を説明する図を参照して超音波内視鏡に設けられる超音波観察ユニットの別の構成を説明する。
なお、図１９（ａ）はコンベックス走査型の超音波内視鏡を示す図、図１９（ｂ）はラジアル走査型の超音波内視鏡を示す図、図２０（ａ）はｃ−ＭＵＴチップ実装基板の一構成例を示す図、図２０（ｂ）は図２０（ａ）で示すｃ−ＭＵＴチップ実装基板の作用を説明する図、図２０（ｃ）はｃ−ＭＵＴチップ実装基板の他の構成例を示す図である。

図１９（ａ）に示すように本実施形態の超音波内視鏡２Ｇは、コンベックス走査が可能なように超音波観察ユニット３０を構成するハウジング部３２の先端部に曲面形状ｃ−ＭＵＴ９１を配置して構成されている。一方、図１９（ｂ）に示すように本実施形態の超音波内視鏡２Ｈは、内視鏡挿入方向に対して直交する方向のラジアル走査が可能なように挿入部先端部の周方向に帯状ｃ−ＭＵＴ９２を配置して構成されている。

前記帯状ｃ−ＭＵＴ９２は、図２０（ａ）に示すように柔軟性を有する平面基板９３に、複数のｃ−ＭＵＴセルを配列させてチップ状に構成したｃ−ＭＵＴチップ９４を所定間隔で複数、実装配置して構成したものである。この帯状ｃ−ＭＵＴ９２は、複数のｃ−ＭＵＴチップ９４を所定間隔で実装配置させたことによって、図２０（ｂ）に示すように所定形状に変形する。したがって、この帯状ｃ−ＭＵＴ９２を挿入部先端部に周方向に配置させることによって、
ラジアル走査による超音波断層画像を得られる超音波内視鏡２Ｈが構成される。

一方、図２０（ｃ）に示すように曲面形状ｃ−ＭＵＴ９１は、所定の曲面形状に形成した曲面基板９５に、複数のｃ−ＭＵＴチップ９４を所定間隔で実装配置して構成したものであり、この曲面形状ｃ−ＭＵＴ９１を超音波観察ユニット３０の先端部に配置することによって、コンベックス走査による超音波断層画像を得られる超音波内視鏡２Ｇが構成される。

なお、超音波観察ユニット３０の先端部に所定形状の曲面部を予め形成して、この曲面部に所定形状に変形するように構成した帯状ｃ−ＭＵＴ９２を配置させてコンベックス走査による超音波断層画像を得られる超音波内視鏡２Ｇを構成するようにしてもよい。

また、前記超音波内視鏡２Ｇの超音波観察ユニット３０の基端部側に破線に示すように帯状ｃ−ＭＵＴ９２を配置してバイプレーンタイプの超音波内視鏡を構成するようにしてもよい。

図２１を参照してｃ−ＭＵＴセルの他の構成例を説明する。
図に示すように本実施形態のｃ−ＭＵＴセル１００においてはコンデンサ部を構成する上部電極３７ｕと下部電極３７ｄとの間に形成されている空隙部４０内に、高誘電率を有する所定厚みの誘電体膜１０１を設けている。
このことによって、コンデンサ部の静電容量を大きくして送受信感度を高めることができる。

なお、図２２のｃ−ＭＵＴセルのポーラス処理を説明する、図２２（ａ）に示すようにメンブレン３８にポーラス処理を施して音響インピーダンスを樹脂材料並みに小さなポーラス音響整合層１１７を設けてｃ−ＭＵＴセル１０３を構成するようにしてもよい。図２２（ｂ）に示すようにポーラス処理の化成処理工程においては、処理時間によって音響インピーダンスが大きく変化する。つまり、音響インピーダンスは、化成処理時間に強く依存するので、この化成処理時間を制御してポーラス音響整合層１１７を設けることによって、送受信感度を高めることができる。

図２３を参照してｃ−ＭＵＴセルの別の構成例を説明する。
なお、図２３（ａ）は従来のｃ−ＭＵＴセルの構成を示す図、図２３（ｂ）は基板上面に特徴のあるｃ−ＭＵＴセルの構成を示す図である。

図２３（ａ）に示すように従来のｃ−ＭＵＴセル２５０では真空中で空隙部４０が形成されているため、ｃ−ＭＵＴ形成後に、大気中に放置されると、メンブレン３８に設けられた上部電極３７ｕが屈曲変形していた。本実施形態においては図２３（ｂ）に示すようにシリコン基板３５の上面に予め、前記屈曲変形を踏まえた所定の凹面１１０設けて、ｃ−ＭＵＴセル１０１に空隙部１１２を形成する構成にしている。

このことによって、上部電極３７ｕと下部電極３７ｄとの間隔を均一かつ幅狭に形成して、コンデンサ部の静電容量を大きくして送受信感度を高めることができる。

なお、図２４のｃ−ＭＵＴセルのまた他の構成例を示す図のようにシリコン基板３５の表面に所定凹凸形状の凹凸曲面１１３を形成して曲面下部電極１１４を設ける一方、このシリコン基板３５に対向して配置されるメンブレン３８に設けられる上部電極を前記凹凸曲面１１３に略一致する曲面上部電極１１５として構成することによって、曲面上部電極１１５及び曲面下部電極１１４の面積を大きくして、ｃ−ＭＵＴセル１０２のコンデンサ部の静電容量を大きくして送受信感度を高めることができる。なお、符号１１６は曲面空隙部である。

（第２実施形態）
図２５ないし図２９は本実施形態の第２実施形態にかかり、図２５はｃ−ＭＵＴに加えて、シリコン基板上にシリコン発光素子及びシリコン受光素子を設けた多機能超音波トランスデューサを配置した超音波内視鏡を説明する図、図２６は多機能超音波トランスデューサの断面の構成例を説明する図、図２７はシリコン発光素子及びシリコン受光素子を配設した多機能超音波トランスデューサの他の構成例を説明する図、図２８はさらにマイクロジャイロセンサを配設した多機能超音波トランスデューサの構成を説明する図、図２９はシリコン基板上に静電容量測定用セルを設けた多機能超音波トランスデューサの構成を説明する図である。

なお、図２７（ａ）は外形形状の異なる多機能超音波トランスデューサの構成を説明する図、図２７（ｂ）はシリコン発光素子及びシリコン受光素子を中央部に配置するときの他の配置例を示す図、図２７（ｃ）はシリコン発光素子及びシリコン受光素子を外側に配置するときの他の配置例を示す図、図２９（ａ）は静電容量測定用のダミーｃ−ＭＵＴセルを設けた多機能超音波トランスデューサを示す図、図２９（ｂ）はダミーｃ−ＭＵＴセルの作用及び機能を説明するフローチャート。

図２５に示すように本実施形態の超音波内視鏡１２０においては、挿入部１２１の先端面１２１ａには多機能超音波トランスデューサ１２２が配設されている。この多機能超音波トランスデューサ１２２にはシリコンマイクロマシーニング技術を用いて形成した超音波走査面の開口形状をリング状に形成したｃ−ＭＵＴ１３１と、このリング状のｃ−ＭＵＴ１３１の略中央部に位置する同一面にシリコン発光素子で構成した発光部１２３及びシリコン受光素子で構成した受光部１２４とが併設されている。

図２６に示すように本実施形態のｃ−ＭＵＴ１３１においては複数のｃ−ＭＵＴセル１３１ａが配列されるシリコン基板３５には、例えば第１中間誘電体層４１及び第２中間誘電体層４２で形成され、これら誘電体層４１、４２に前記アクセス回路形成部に加えて、前記所定の制御を行うｃ−ＭＯＳ集積回路で構成した前記発光部１２３及び受光部１２４の制御を行う各種制御回路４３ａ、４３ｂ、４３ｃ、…や、配線電極４４ａ、４４ｂ、４４ｃ、４４ｄ、…が設けてある。

そして、下部電極３７ｄと配線電極４４ａ、配線電極４４ａと配線電極４４ｂ、配線電極４４ｂと配線電極４４ｃ、配線電極４４ｃと制御回路４３ｃ、配線電極４４ｄと制御回路４３ｂ、配線電極４４ｄと制御回路４３ｃ等とをそれぞれビアホール４５によって電気的に接続している。

前記発光部１２３及び前記受光部１２４からは図示しない電気ケーブルが延出しており、前記内視鏡観察装置３と電気的に接続されている。したがって、本実施形態の超音波内視鏡装置１においては内視鏡観察装置に光源部として照明光を発するランプが不要であるとともに、超音波内視鏡１２０に照明光を伝送するライトガイドファイバが不要になっている。

なお、図中の破線に示すように多機能超音波トランスデューサ１２２の所定位置に鉗子出口用の貫通孔１２５を形成するようにしてもよい。また、前記発光部１２３は例えば発光ダイオード、レーザーダイオードであり、前記受光部１２４は例えばＣ−ＭＯＳ、ＣＣＤ等のいずれかである。その他の構成は前記第１実施形態と同様であり、同部材には同符号を付して説明を省略する。符号１２６は緩衝領域である。

本実施形態においては多機能超音波トランスデューサ１２２のｃ−ＭＵＴ１３１をリング状に形成し、この中央部に配設される発光部１２３及び受光部１２４を円形に形成した構成を示しているが、この多機能超音波トランスデューサのｃ−ＭＵＴ形状及び照明部及び受光部の形状及び配置位置等はこれらに限定されるものではなく、例えば、図２７（ａ）に示すように角形の受光部１２４をｃ−ＭＵＴ１３１の中央部に設け、角形の発光部１２３をｃ−ＭＵＴ１３１の四隅に設けて角形の多機能超音波トランスデューサ１２７を形成するようにしてもよい。

また、図２７（ｂ）に示すようにリング状のｃ−ＭＵＴ１３１の中央部に多角形状の受光部１２４を設け、この多角形の受光部１２４の周囲に多角形の発光部１２３を複数、設けて多機能超音波トランスデューサ１２８を形成するようにしてもよい。

さらに、図２７（ｃ）に示すように円形のｃ−ＭＵＴ３１を形成して、このｃ−ＭＵＴ３１の周囲に例えば多角形の発光部１２３及び受光部１２４を規則的に併設して多機能超音波トランスデューサ１２９を形成するようにしてもよい。

上述のように構成した超音波内視鏡１２０の作用を説明する。
まず、超音波内視鏡１２０の挿入部１２１の先端面に配置されている多機能超音波トランスデューサ１２２に設けられている発光部１２３によって観察部位を照らし、この発光部１２３によって照明された観察部位の内視鏡画像を受光部１２４で撮像する。このことによって、モニタ５の画面上に内視鏡画像が表示される。このことによって、術者はこの内視鏡画像を観察しながら挿入部１２１を体腔内に挿入していく。

そして、この挿入部１２１の先端部が対象観察部位近傍に配置されたなら、例えば、超音波伝達媒体である水で先端部を水没状態にするとともに、超音波観測装置４を操作して多機能超音波トランスデューサ１２２のｃ−ＭＵＴ１３１を駆動状態にする。

すると、前記第１実施形態で説明したようにこの超音波観測装置４のＣＰＵ５１から観察者の操作指示に対応した動作指示信号がｃ−ＭＵＴ１３１に向けて出力される。そして、ｃ−ＭＵＴセル１３１ａを送波状態／受波状態に切り換えて超音波を出射する一方、反射超音波を受信してモニタ５の画面上に超音波断層画像を表示させる。このことによって、対象観察部位の超音波観察を行える。

このように、ｃ−ＭＵＴに加えて照明部及び受光部をシリコンマイクロマシーニング技術を用いて形成した多機能超音波トランスデューサを挿入部先端面に配設して超音波内視鏡を構成することによって、超音波内視鏡に観察光学部及び照明光学部を設けることなく超音波内視鏡を構成することができる。

このことによって、超音波内視鏡の細径化及び小型化が実現される。

また、ｃ−ＭＵＴセルの配列を適宜設定することによって超音波トランスデューサの開口形状を所望の形状及び大きさに設定することができるとともに、照明部及び受光部の形状及び大きさ、数量を適宜設定して多機能超音波トランスデューサを作成することによって小型化や高精度化を図る等、超音波内視鏡の設計の自由度が増大する。
その他の作用及び効果は前記第１実施形態と同様である。

ここで、図２８及び図２９を参照して多機能超音波トランスデューサの変形例を説明する。
図２８に示す多機能超音波トランスデューサ１３２では、ｃ−ＭＵＴ１３１、発光部１２３及び受光部１２４にさらに加えて、超音波内視鏡の先端部の動きを検知して位置検知を行う、Ｘ方向及びＹ方向に対応するように配置された静電型マイクロジャイロセンサ１３３、１３４が併設している。

このことによって、静電型マイクロジャイロセンサ１３３、１３４から出力される位置検知信号を図示しない演算部で演算処理することによって、超音波内視鏡の先端部の位置を常時、定量的に把握することができる。

図２９（ａ）に示す多機能超音波トランスデューサ１３５ではｃ−ＭＵＴ１３１を構成する任意の位置の複数のｃ−ＭＵＴセルを静電容量測定用セル１３６として使用している。そして、この静電容量測定用セル１３６から出力される電気信号を基に、超音波駆動信号を補正して出力する構成にしている。

つまり、超音波観測装置４で静電容量を測定するための指示を出力すると、図２９（ｂ）のステップＳ１に示すようにそれぞれの静電容量測定用セルから逐次、動作時のデータが静電容量測定補正部に入力される。すると、この静電容量測定補正部では、ステップＳ２に示すように入力されたデータの平均値を算出した後、ステップＳ３に移行してこの算出値と予め設定されている基準値との比較を行ってその差異を評価し、ステップＳ４に移行する。このステップＳ４ではステップＳ３での評価結果を基にｃ−ＭＵＴ駆動信号を補正する。このことによって、ｃ−ＭＵＴセルには補正された超音波駆動信号が出力される。

このように、ｃ−ＭＵＴを構成するｃ−ＭＵＴセルの一部を静電容量測定用セルとして設けることによって、ｃ−ＭＵＴセルを構成するｃ−ＭＵＴセルに常時、最適に補正した超音波駆動信号を出力して、超音波診断画像を得ることができる。

尚、本発明は、以上述べた実施形態のみに限定されるものではなく、発明の要旨を逸脱しない範囲で種々変形実施可能である。

［付記］
以上詳述したような本発明の上記実施形態によれば、以下の如き構成を得ることができる。

（１）体腔内に挿入された超音波トランスデューサで超音波を送受波して生体組織情報を得る超音波内視鏡と、この超音波内視鏡から伝送される生体組織情報に関する電気信号の信号処理及び前記超音波トランスデューサの駆動制御を行う超音波観測装置とを具備する超音波内視鏡装置において、
前記超音波内視鏡に搭載される超音波トランスデューサを、シリコン半導体基板で形成した超音波内視鏡装置。

（２）前記超音波トランスデューサは、シリコンマイクロマシーニング技術を用いて加工した、静電型超音波トランスデューサである付記１に記載の超音波内視鏡装置。

（３）前記静電型超音波トランスデューサは、多数の超音波トランスデューサ素子を直線状に配列して構成したアレイ構造である付記２に記載の超音波内視鏡装置。図１５
（４）前記静電型超音波トランスデューサは、多数の超音波トランスデューサ素子を２次元に配列したアレイ構造である付記２に記載超音波内視鏡装置。

（５）前記静電型超音波トランスデューサは、多数の超音波トランスデューサ素子をリング状に配列したアレイ構造である付記２に記載の超音波内視鏡装置。

（６）前記超音波トランスデューサ素子を、所定の規則に基づいて分布させて所定開口形状を形成した付記３ないし付記５のいずれかに記載の超音波内視鏡装置。

（７）前記超音波トランスデューサ素子を、異なる機能を有する、少なくとも２つの群で構成した付記３ないし付記５のいずれかに記載の超音波内視鏡装置
（８）前記群を分離して配置した付記７に記載の超音波内視鏡装置。

（９）前記群を、さらに細分化した細分化群を形成し、これら細分化群同士を交互に配置した付記７に記載の超音波内視鏡装置。

（１０）前記群は、それぞれの群を構成する各超音波トランスデューサ素子をひとつおきに交互に配置して構成される付記７に記載の超音波内視鏡装置。

（１１）前記群のうち、少なくとも一つの群は、超音波を送信する機能を有し、他の少なくとも一つの群は超音波を受信する機能を有する付記７に記載の超音波内視鏡装置。

（１２）前記リング状に配列したアレイ状超音波トランスデューサに貫通孔を形成した付記５に記載の超音波内視鏡装置。

（１３）前記貫通孔を処置具チャンネルに連通する鉗子出口として構成する付記１２に記載の超音波内視鏡装置。

（１４）前記静電型超音波トランスデューサを構成する上部電極と下部電極とでコンデンサ部を構成する空隙部内に、高誘電率を持つ誘電体膜を形成した付記２に記載の超音波内視鏡装置。

（１５）前記静電型超音波トランスデューサを構成する基板の表面に凹凸面を形成した付記２に記載の超音波内視鏡装置。

（１６）前記２次元アレイ超音波トランスデューサを超音波内視鏡の曲面部に配置した付記４に記載の超音波内視鏡装置。

（１７）前記２次元アレイ超音波トランスデューサを超音波内視鏡挿入部に周方向に配置した付記１６に記載の超音波内視鏡装置。

（１８）前記超音波トランスデューサをチップ状超音波トランスデューサとして構成し、このチップ状超音波トランスデューサを基板に実装した付記２に記載の超音波内視鏡装置。

（１９）前記基板は柔軟性を有する平面基板である付記１８に記載の超音波内視鏡装置。

（２０）前記基板は所定曲面形状に形成した曲面基板である付記１８に記載の超音波内視鏡装置。

２…超音波内視鏡
３０…超音波観察ユニット
３１…静電型超音波トランスデューサ（ｃ−ＭＵＴ）
３１ａ…ｃ−ＭＵＴセル
３５…シリコン基板
３７ｄ…下部電極
３７ｕ…上部電極
３８…シリコンメンブレン
４０…真空空隙部
４４…配線電極

Claims (1)

1. 体腔内に挿入され、超音波トランスデューサで超音波を送受波して生体組織情報を得る超音波内視鏡において、
   半導体基板においてマイクロマシン技術を使って形成された静電型超音波トランスデューサと、
   前記静電型超音波トランスデューサを構成する基板の表面に所定の凹凸曲面を形成することにより設けられた曲面下部電極と、
   前記曲面下部電極に対向した位置に配置された、前記凹凸曲面と略一致する形状を呈する曲面上部電極と、
   を具備したことを特徴とする超音波内視鏡。