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JP6270505B2 - 積層型超音波振動デバイス、積層型超音波振動デバイスの製造方法および超音波医療装置 - Google Patents

積層型超音波振動デバイス、積層型超音波振動デバイスの製造方法および超音波医療装置 Download PDF

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Description

本発明は、超音波振動を励振する積層型超音波振動デバイス、この積層型超音波振動デバイスの製造方法、積層型超音波振動デバイスを備えた超音波医療装置に関する。
超音波振動を利用して、生体組織の凝固／切開処置を行なう超音波処置具では、ハンドピース内に超音波振動源として、圧電振動子を用いた超音波振動体を内蔵したものがある。
このような超音波振動体には、電気信号を機械振動に変換する圧電素子がフロントマスまたはバックマスとなる２つのブロック状の金属部材に挟まれて、接着などを含めて何らかの方法で一体化して振動するものがある。このような超音波振動子は、ランジュバン振動子と呼ばれている。
ランジュバン振動子は、圧電素子と金属部材とを一体化する方法として、例えば、圧電素子を２つの金属部材間で挟み、ボルトにより強固に締結して全体が一体となって振動するボルト締めランジュバン振動子が知られている。
このようなボルト締めランジュバン振動子に用いられる圧電素子は、一般的にチタン酸ジリコン酸鉛（ＰＺＴ,Ｐｂ（ＺｒＸ,Ｔｉ１−Ｘ）Ｏ３）が使用され、圧電素子の形状がリング状に加工されて内部にボルトが押通されている。
ＰＺＴは、高い生産性および高い電気機械変換効率を有しており、圧電材料として優れた特性を持っているため、長年、超音波振動子やアクチュエーターなどの様々な分野で用いられてきている。
しかしながら、ＰＺＴは、鉛を使用しているため、環境への悪影響の観点から、近年は鉛を使用しない非鉛圧電材料の使用が望まれている。このような非鉛圧電材料で高い電気機械変換効率を有する材料としては、圧電単結晶のニオブ酸リチウム（ＬｉＮｂＯ３）が知られている。
ニオブ酸リチウムを使用したランジュバン振動子を安価に実現する構成として、金属ブロックによって圧電素子を挟んだ状態で一体的に接合させる方法が従来から知られている。特に、金属ブロックと圧電素子との接合方法として接着剤を用いず、ハンダをはじめとするろう材で接合した場合、ランジュバン振動子は、接着剤よりも良好な振動特性が得られるようになる。
しかしながら、ハンダなどのろう材によって金属ブロックと圧電素子を接合するとき、一般に高温プロセスが必要なり、金属ブロックと圧電素子を接合した部分としての異種材料接合部において、熱応力により圧電単結晶の圧電素子が割れるという課題がある。
このような課題を解決する技術として、例えば、特許文献１の超音波振動体に開示されている。この従来の超音波振動体では、圧電振動子の上下の両面に設けられた電極に接着剤により接合される各金属ブロックの接合面に、溝やくぼみなどの構造を設けて駆動中に生じる剪断歪みの発生の抑制、接合面での誘電損失の低下などを図り、圧電振動子でのクラックの発生を防ぐと共に、振動モードを安定化させる技術が知られている。
特開２００８−１２８８７５号公報
しかしながら、特許文献１に開示された従来の超音波振動体では、金属ブロック表面に加工工程が必要となり製造コストを引き上げるという課題がある。
即ち、従来の超音波振動体は、接着で金属ブロックと圧電素子を接合した際に異種材料間の接合部で生じる熱応力、接着剤の硬化収縮により生じる応力などを吸収するために金属ブロック表面に溝やくぼみなどの構造を設けているため、余分な加工プロセスが必要となりコスト高となる課題がある。
また、従来の超音波振動体は、圧電振動子と金属ブロックとの接着固定のために熱硬化型の接着剤を用いた場合に、この接着剤を硬化させるときに接合面近傍を加熱する。これにより、従来の超音波振動体は、接着剤の硬化後、圧電振動子と金属ブロックの熱膨張係数の差が原因で接着温度と常温との温度差に相当する剪断歪みが生じる可能性がある。
そして、圧電振動子と金属ブロックの接合面には、常に残留応力が存在することとなり、これが原因で圧電振動子の内部にクラックが発生するという問題もあった。
そこで、本発明は、上記事情に鑑みてなされたものであって、安価に製造できると共に、マス材としての金属ブロックと圧電体の熱膨張係数の差異によって起因して生じる応力によって圧電体が破損などすることを防止した積層型超音波振動デバイス、積層型超音波振動デバイスの製造方法および超音波医療装置を提供することを目的とする。
本発明における一態様の積層型超音波振動デバイスは、２つのマス材の間に複数の圧電体が設けられた積層型超音波振動デバイスにおいて、前記複数の圧電体および複数の電極層を積層して一体化した積層圧電体ユニットと、前記複数の圧電体を接合しており、前記複数の圧電体のキュリー温度の半分よりも低い第１の接合温度で融解する第１の接合材料と、前記積層圧電体ユニットと前記２つのマス材を接合しており、前記第１の接合温度よりも低く、駆動時の最大温度よりも高い第２の接合温度で融解する第２の接合材料と、を備えている。
また、本発明における一態様の積層型超音波振動デバイスの製造方法は、複数の圧電体および複数の電極層を積層して一体化した積層圧電体ユニットと、前記複数の圧電体を接合しており、前記複数の圧電体のキュリー温度の半分よりも低い第１の接合温度で融解する第１の接合材料と、前記積層圧電体ユニットと２つのマス材を接合しており、前記第１の接合温度よりも低く、駆動時の最大温度よりも高い第２の接合温度で融解する第２の接合材料と、を備える積層型超音波振動デバイスの製造方法であって、前記複数の圧電単結晶ウエハの表裏面に下地金属が成膜するステップと、前記下地金属が成膜された前記複数の圧電単結晶ウエハ間を前記第１の接合材料により接合して前記積層ウエハを製作するステップと、前記積層ウエハをダイシングして複数の前記積層圧電体ユニットを切り出すステップと、１つの前記積層圧電体ユニットと前記２つのマス材とを前記第２の接合材料により接合して積層振動子を製作するステップと、を具備する。
さらに、本発明における一態様の超音波医療装置は、複数の圧電体および複数の電極層を積層して一体化した積層圧電体ユニットと、前記複数の圧電体を接合しており、前記複数の圧電体のキュリー温度の半分よりも低い第１の接合温度で融解する第１の接合材料と、前記積層圧電体ユニットと２つのマス材を接合しており、前記第１の接合温度よりも低く、駆動時の最大温度よりも高い第２の接合温度で融解する第２の接合材料と、を備える積層型超音波振動デバイスと、前記積層型超音波振動デバイスで発生した超音波振動が伝達され生体組織を処置するプローブ先端部と、を具備する。
本発明によれば、安価に製造できると共に、マス材としての金属ブロックと圧電体の熱膨張係数の差異によって起因して生じる応力によって圧電体が破損などすることを防止した積層型超音波振動デバイス、積層型超音波振動デバイスの製造方法および超音波医療装置を提供することができる。
本発明の一態様に係る超音波医療装置の全体構成を示す断面図 同、振動子ユニットの全体の概略構成を示す図 同、超音波振動子の構成を示す斜視図 同、超音波振動子の構成を示す側面図 同、超音波振動子の製造過程を示したフローチャート 同、圧電単結晶ウエハを示す斜視図 同、下地金属が成膜された圧電単結晶ウエハを示す斜視図 同、積層される複数の圧電単結晶ウエハを示す斜視図 同、複数の圧電単結晶ウエハが積層された積層ウエハを示す斜視図 同、ダイシングされる積層ウエハを示す斜視図 同、積層ウエハから切り出された積層圧電体ユニットを示す斜視図 同、超音波振動子を含む振動子ユニットの分解斜視図 同、振動子ユニットの超音波振動子へフレキシブルプリント基板を実装する状態を示す分解斜視図 同、超音波振動子にＦＰＣが実装された振動子ユニットを示す斜視図 同、超音波振動子の製造および駆動に関する温度関係を示すグラフ
以下、図を用いて本発明について説明する。なお、以下の説明において、各実施の形態に基づく図面は、模式的なものであり、各部分の厚みと幅との関係、夫々の部分の厚みの比率などは現実のものとは異なることに留意すべきであり、図面の相互間においても互いの寸法の関係や比率が異なる部分が含まれている場合がある。
先ず、本発明の一態様の超音波振動を励振する積層型超音波振動デバイスを備えた超音波医療装置の実施の形態について、図面に基いて以下に説明する。
図１は、超音波医療装置の全体構成を示す断面図、図２は振動子ユニットの全体の概略構成を示す図、図３は超音波振動子の構成を示す斜視図、図４は超音波振動子の構成を示す側面図、図５は超音波振動子の製造過程を示したフローチャート、図６は圧電単結晶ウエハを示す斜視図、図７は下地金属が成膜された圧電単結晶ウエハを示す斜視図、図８は積層される複数の圧電単結晶ウエハを示す斜視図、図９は複数の圧電単結晶ウエハが積層された積層ウエハを示す斜視図、図１０はダイシングされる積層ウエハを示す斜視図、図１１は積層ウエハから切り出された積層圧電体ユニットを示す斜視図、図１２は超音波振動子を含む振動子ユニットの分解斜視図、図１３は振動子ユニットの超音波振動子へＦＰＣを実装する状態を示す分解斜視図、図１４は超音波振動子にＦＰＣが実装された振動子ユニットを示す斜視図、図１５は超音波振動子の製造および駆動に関する温度関係を示すグラフである。
（超音波医療装置）
図１に示す、超音波医療装置１は、主に超音波振動を発生させる超音波振動子２を有する振動子ユニット３と、その超音波振動を用いて患部の凝固／切開処置を行うハンドルユニット４とが設けられている。
ハンドルユニット４は、操作部５と、長尺な外套管７からなる挿入シース部８と、先端処置部３０とを備える。挿入シース部８の基端部は、操作部５に軸回り方向に回転可能に取り付けられている。
先端処置部３０は、挿入シース部８の先端に設けられている。ハンドルユニット４の操作部５は、操作部本体９と、固定ハンドル１０と、可動ハンドル１１と、回転ノブ１２とを有する。操作部本体９は、固定ハンドル１０と一体に形成されている。
操作部本体９と固定ハンドル１０との連結部には、背面側に可動ハンドル１１を挿通するスリット１３が形成されている。可動ハンドル１１の上部は、スリット１３を通して操作部本体９の内部に延出されている。
スリット１３の下側の端部には、ハンドルストッパ１４が固定されている。可動ハンドル１１は、ハンドル支軸１５を介して操作部本体９に回動可能に取り付けられている。そして、ハンドル支軸１５を中心として可動ハンドル１１が回動する動作に伴い、可動ハンドル１１が固定ハンドル１０に対して開閉操作されるようになっている。
可動ハンドル１１の上端部には、略Ｕ字状の連結アーム１６が設けられている。また、挿入シース部８は、外套管７と、この外套管７内に軸方向に移動可能に挿通された操作パイプ１７とを有する。
外套管７の基端部には、先端側部分よりも大径な大径部１８が形成されている。この大径部１８の周囲に回転ノブ１２が装着されるようになっている。
操作パイプ１９の外周面には、リング状のスライダ２０が軸方向に沿って移動可能に設けられている。スライダ２０の後方には、コイルばね（弾性部材）２１を介して固定リング２２が配設されている。
さらに、操作パイプ１９の先端部には、把持部２３の基端部が作用ピンを介して回動可能に連結されている。この把持部２３は、プローブ６の先端部３１と共に超音波医療装置１の処置部を構成している。そして、操作パイプ１９が軸方向に移動する動作時に、把持部２３は、作用ピンを介して前後方向に押し引き操作される。
このとき、操作パイプ１９が手元側に移動操作される動作時には作用ピンを介して把持部２３が支点ピンを中心に反時計回り方向に回動される。
これにより、把持部２３がプローブ６の先端部３１に接近する方向（閉方向）に回動する。このとき、片開き型の把持部２３と、プローブ６の先端部３１との間で生体組織を把持することができる。
このように生体組織を把持した状態で、超音波電源から電力を超音波振動子２に供給し、超音波振動子２を振動させる。この超音波振動は、プローブ６の先端部３１まで伝達される。そして、この超音波振動を用いて把持部２３とプローブ６の先端部３１との間で把持されている生体組織の凝固／切開処置を行う。
（振動子ユニット）
ここで、振動子ユニット３について説明する。
振動子ユニット３は、図２に示すように、超音波振動子２と、この超音波振動子２で発生した超音波振動を伝達する棒状の振動伝達部材であるプローブ６とを一体的に組み付けたものである。
超音波振動子２は、超音波振動子の振幅を増幅するホーン３２が連設されている。ホーン３２は、ステンレス鋼、ジュラルミン、あるいは例えば６４Ｔｉ（Ｔｉ−６Ａｌ−４Ｖ）などのチタン合金によって形成されている。
ホーン３２は、先端側に向かうに従って外径が細くなる円錐形状に形成されており、基端外周部に外向フランジ３３が形成されている。なお、ここでホーン３２の形状は円錐形状に限るものではなく、先端側に向かうに従って外径が指数関数的に細くなる指数形状や、先端側に向かうに従って段階的に細くなるステップ形状などであってもよい。
プローブ６は、例えば６４Ｔｉ（Ｔｉ−６Ａｌ−４Ｖ）などのチタン合金によって形成されたプローブ本体３４を有する。このプローブ本体３４の基端部側には、上述のホーン３２に連設された超音波振動子２が配設されている。
このようにして、プローブ６と超音波振動子２とを一体化した振動子ユニット３が形成されている。なお、プローブ６は、プローブ本体３４とホーン３２とが螺着されており、プローブ本体３４とホーン３２が接合される。
そして、超音波振動子２で発生した超音波振動は、ホーン３２で増幅されたのち、プローブ６の先端部３１側に伝達するようになっている。プローブ６の先端部３１には、生体組織を処置する後述する処置部が形成されている。
また、プローブ本体３４の外周面には、軸方向の途中にある振動の節位置の数箇所に弾性部材でリング状に形成された間隔をあけて２つのゴムライニング３５が取り付けられている。そして、これらのゴムライニング３５によって、プローブ本体３４の外周面と後述する操作パイプ１９との接触を防止するようになっている。
即ち、挿入シース部８の組み立て時に、振動子一体型プローブとしてのプローブ６は、操作パイプ１９の内部に挿入される。このとき、ゴムライニング３５によってプローブ本体３４の外周面と操作パイプ１９との接触を防止している。
また、超音波振動子２は、超音波振動を発生させるための電流を供給する図示しない電源装置本体に電気ケーブル３６を介して電気的に接続される。この電気ケーブル３６内の配線を通じて電源装置本体から電力を超音波振動子２に供給することによって、超音波振動子２が駆動される。
以上の説明から、振動子ユニット３は、超音波振動を発生させる超音波振動子２、この超音波振動子２で発生した超音波振動を増幅させるホーン３２および増幅された超音波振動を伝達するプローブ６を備えている。
（超音波振動子）
ここで、本発明の積層型超音波振動デバイスとしての超音波振動子２について以下に説明する。
振動子ユニット３の超音波振動子２は、図３および図４に示すように、先端から順に振動伝達部材の１つであるプローブ本体３４に螺着などされて接続された上述のホーン３２と、このホーン３２の後方に連設された、ここでは矩形状（四角柱形状）の積層圧電体ユニットとしての積層振動子４１と、ホーン３２の基端から電気ケーブル３６まで積層振動子４１を覆うカバー体５１と、を有して構成されている。
なお、積層振動子４１を覆うカバー体５１は、基端部分に通電部材としての２つのＦＰＣ（フレキシブルプリント基板）４７，４８と電気的に接続された電気ケーブル３６の配線３６ａ，３６ｂを覆う折れ止５２を有している。なお、通電部材は、ＦＰＣ４７，４８に限られず、単なる金属線としてもよい。
積層振動子４１は、前方側がホーン３２に螺着などによって接続された、ここでは矩形状（四角柱状）のフロントマス４２に接合され、後方側が矩形状（四角柱状）のバックマス４３に接合されている。
なお、フロントマス４２およびバックマス４３は、ホーン３２と同様に、ジュラルミンによって形成されている。また、フロントマス４２およびバックマス４３は、ステンレス鋼、または例えば、６４Ｔｉ（Ｔｉ−６Ａｌ−４Ｖ）などのチタン合金でもよい。
さらに、積層振動子４１は、フロントマス４２およびバックマス４３との間に絶縁性があり振動が減衰し難い絶縁部材を挟んでも良い。この絶縁部材は、例えば，アルミナ，窒化珪素などのセラミクス系材料を矩形状（四角柱状）の板体に形成した絶縁板を用いるとよい。
このように、積層振動子４１は、絶縁部材を設けることで、図１に示した超音波医療装置１が高周波を用いて処置などを行う医療用の高周波メスなどの処置具と併用されても、処置具からの高周波による破損などが防止される。
積層振動子４１は、キュリー点の高い非鉛の単結晶材料から形成された圧電素子が用いられ、この圧電素子である圧電単結晶チップとしての圧電単結晶体６１が複数、ここでは４つが積層配置されている。
これら４つの圧電単結晶体６１、フロントマス４２およびバックマス４３の間には、それぞれを接合する、ろう材としての後述する非鉛ハンダから形成された接合金属層として、正電極層となる正電側接合金属６２と負電極層となる負電側接合金属６３が交互に介装されている。
なお、積層振動子４１は、圧電単結晶体６１間、圧電単結晶体６１とフロントマス４２またはバックマス４３との間に設けられた正電側接合金属６２または負電側接合金属６３に上述のＦＰＣ４７，４８の電気接点部が導電性ペーストなどにより電気的に接続されている。
（超音波振動子の製造方法）
次に、以上に説明した超音波振動子２の製造方法について、以下に詳しく説明する。
先ず、超音波振動子２は、キュリー温度（キュリー点）が高く、接合金属の融点でも圧電特性が劣化しない圧電材料を使用し、ここでは単結晶材料としてのニオブ酸リチウム（ＬｉＮｂＯ３）ウエハからなる圧電単結晶ウエハ７１（図６参照）から作成される。
なお、圧電単結晶ウエハ７１は、圧電素子の厚み方向の電気機械結合係数が大きくなるように、３６度回転Ｙカットと呼ばれる結晶方位のものが用いられる。
図５のフローチャートに示すように、先ず、圧電単結晶ウエハ７１（図６参照）の表裏面に下地金属７２（図７参照）が形成される（Ｓ１）。
具体的には、圧電単結晶ウエハ７１は、表裏面上に非鉛ハンダと良好な密着性および濡れ性を有する、例えば、Ｔｉ／Ｎｉ／Ａｕ、Ｔｉ／Ｐｔ／Ａｕ、Ｃｒ／Ｎｉ／ＡｕまたはＣｒ／Ｎｉ／Ｐｄ／Ａｕからなる下地金属７２が蒸着、スパッタ、鍍金などによって成膜される。
次に、所望の超音波振動子２の仕様に応じた枚数、ここでは４枚の圧電単結晶ウエハ７１（図８および図９参照）が積層されて接合される（Ｓ２）。
具体的には、４つの圧電単結晶ウエハ７１の下地金属７２の間に、図８に示すように、非鉛ハンダの例えば、Ｚｎ−Ａｌ系ハンダを用いた第１の接合材料としての第１のろう材７３が設けられる。なお、第１のろう材７３は、圧電単結晶ウエハ７１の一方の下地金属７２上にスクリーン印刷またはリボン形態により配設される。
そして、４つの圧電単結晶ウエハ７１は、互いを接合する第１のろう材７３にＺｎ−Ａｌ系ハンダが用いられているため、第１のろう材７３が溶融する第１の接合温度となる約３８０℃まで加熱されて、ゆっくり冷却される。こうして、４つの圧電単結晶ウエハ７１は、図９に示すように、第１のろう材７３によって互いが接合される。
これにより、４つの圧電単結晶ウエハ７１の間に下地金属７２および第１のろう材７３によって構成される接合金属層が形成されて一体化された積層ウエハ７４が成形される。
なお、４つの圧電単結晶ウエハ７１を接合する加熱工程の際に、必要に応じて積層方向に圧縮するように加圧を行うとよい。
次に、積層ウエハ７４から、積層圧電体ユニット７５（図１０および図１１参照）を切出加工する（Ｓ３）。
具体的には、積層ウエハ７４が厚さの薄いダイシングブレードによって、図１０に示す破線（仮想線）に沿ってブロック状に切り出され、図１１に示すような矩形状の圧電材料ブロックとしての複数の積層圧電体ユニット７５が複数抽出される。
即ち、積層ウエハ７４から４つの圧電単結晶体６１が積層した状態で一体化された積層圧電体ユニット７５が抽出される。また、４つの圧電単結晶体６１間の下地金属７２と第１のろう材７３は、積層圧電体ユニット７５の正電側接合金属６２または負電側接合金属６３を構成する。
ここでの積層圧電体ユニット７５の形状は、超音波振動子２の仕様に合わせた矩形ブロック状となっている。なお、積層ウエハ７４からダイシングにより切り出される積層圧電体ユニット７５は、矩形ブロック状とすることで最も安価で製作することができる。
次に、切出された１つの積層圧電体ユニット７５と、マス材であるフロントマス４２およびバックマス４３が接合される（Ｓ４）。
具体的には、図１２に示すように、積層圧電体ユニット７５の両端が挟まれるように金属ブロックであるフロントマス４２およびバックマス４３が接合される。
ここでは、積層圧電体ユニット７５とフロントマス４２およびバックマス４３の間に、非鉛ハンダとして、例えば、Ｓｎ−Ａｇ−Ｃｕ系ハンダを用いた第２の接合材料としての第２のろう材７６が設けられる。この第２のろう材７６は、積層圧電体ユニット７５の両端面の下地金属７２上またはフロントマス４２およびバックマス４３の一面にスクリーン印刷またはリボン形態により配設される。
そして、積層圧電体ユニット７５、フロントマス４２およびバックマス４３は、互いを接合する第２のろう材７６にＳｎ−Ａｇ−Ｃｕ系ハンダが用いられているため、このＳｎ−Ａｇ−Ｃｕ系ハンダが溶融する温度である約２２０℃まで加熱されて、ゆっくり冷却される。こうして、積層圧電体ユニット７５、フロントマス４２およびバックマス４３は、第２のろう材７６によって互いが接合される。
これにより、積層圧電体ユニット７５、フロントマス４２およびバックマス４３の間に下地金属７２および第２のろう材７６によって構成される接合金属層が形成されて一体化された超音波振動子２が成形される。なお、ここでも、積層圧電体ユニット７５、フロントマス４２およびバックマス４３を接合する加熱工程の際に、必要に応じて積層方向に圧縮するように加圧を行うとよい。
また、超音波振動子２は、積層圧電体ユニット７５、フロントマス４２またはバックマス４３の間に介装された第２のろう材７６および積層圧電体ユニット７５の両端面に設けられた下地金属７２が積層圧電体ユニット７５の負電側接合金属６３を構成する。
なお、フロントマス４２の一端面中央には、タップ付のネジ穴４２ａが加工されている。このネジ穴４２ａにホーン３２に一体形成されたネジ部３２ａが螺合することで、ホーン３２とフロントマス４２が螺着される。
そして、超音波振動子２へ通電部材である２つのＦＰＣ４７，４８（図１３および図１４参照）が実装される（Ｓ５）。
超音波振動子２の正電側接合金属６２および負電側接合金属６３は、図１３および図１４に示すように、ＦＰＣ４７，４８の電気接点と、導電性ペーストなどを用いて形成された電気接続部４９を介して電気的に接続される。
即ち、正電側接合金属６２および負電側接合金属６３と、ＦＰＣ４７，４８との電気的接続を取るために、正電側接合金属６２および負電側接合金属６３の外表面にＦＰＣ４７，４８の電気接点が電気接続部４９を介して接触して、ＦＰＣ４７，４８が積層圧電体ユニット７５に固定される。
このようにして、正電側接合金属６２および負電側接合金属６３と、ＦＰＣ４７，４８との電気的接続が確立される。そして、ＦＰＣ４７，４８には、上述の電気ケーブル３６の配線３６ａ，３６ｂ（図３および図４参照）が接続される。
なお、図１３および図１４では、ホーン３２とフロントマス４２とが螺着された状態を示しているが、ホーン３２とフロントマス４２との螺着による接合に関しては、上述のステップＳ５の超音波振動子２へのＦＰＣ４７，４８の装着前後のいずれかで行えばよい。
このような構成により、正電極側として、電気ケーブル３６の配線３６ａと、ＦＰＣ４７，電気接続部４９、正電極側金属６２が電気的に接続される。また、負電極側として、電気ケーブル３６の配線３６ｂと、ＦＰＣ４８、電気接続部４９、負電極金属６３が電気的に接続される。これらの電気的接続により、駆動信号は正電側接合金属６２を介して４つの圧電単結晶体６１に印加され、負電側接合金属６３から帰還される。
なお、正電側接合金属６２、負電側接合金属６３および電気接続部４９の露出する表面部分には、樹脂などの絶縁体で覆い、不良となる不要な電気的接続の発生を防いでもよく、ＦＰＣ４７，４８の機械的固定の補強を目的として、正電側接合金属６２および負電側接合金属６３にＦＰＣ４７，４８を接着剤で固定しても良い。さらに、ＦＰＣ４７，４８は、４つの圧電単結晶体６１の側部の表面に接着剤で固定してもよい。
以上に説明した超音波振動子２の製造プロセスにより、フロントマス４２、４つの圧電単結晶体６１およびバックマス４３を接合金属層となる正電側接合金属６２および負電側接合金属６３により積層して一体化し、この積層体の側面に設けられるＦＰＣ４７，４８から電気接続部４９を介して、正電側接合金属６２に駆動信号を印加して、負電側接合金属６３により帰還させることで、超音波振動子２の全体を超音波振動させるようにしている。
このように本実施の形態の超音波医療装置１では、積層型超音波振動デバイスとしての超音波振動子２が、複数枚、ここでは４つの圧電単結晶ウエハ７１に下地金属７２を形成した後、第１のろう材７３により４つの圧電単結晶ウエハ７１を積層接合した積層ウエハ７４をダイシングして切り出すことで４つの圧電単結晶体６１、正電側接合金属６２および負電側接合金属６３が積層する矩形ブロック状の積層圧電体ユニット７５を有した構成となっている。
これにより、超音波振動子２に設けられる積層圧電体ユニット７５は、圧電単結晶体６１を個別に接合する工程が必要なく、積層ウエハ７４から積層圧電体ユニット７５を一括して複数製造できる。
そのため、超音波振動子２は、圧電単結晶ウエハ７１から個別に圧電単結晶体６１を切り出す必要が無いため、ダイシング回数が減少し、加工時間が短縮されて、コスト低減につながる。その結果、超音波振動子２を安価に製造することができる。
なお、上述では、超音波振動子２が矩形ブロック状の最も安価に製造できる形状の例を挙げたが、これに限定されることなく、これら部材の形状が、例えば、円柱形状としたものでもよい。さらに、積層ウエハ７４からダイシングにより積層圧電体ユニット７５を切り出して矩形ブロック状とすることにも限定されることなく、例えば、下地金属７２を形成した圧電単結晶ウエハ７１を予めダイシングして矩形状にしておき、これを複数枚用いて積層接合した積層圧電体ユニット７５としても良い。
また、超音波振動子２は、積層された４つの圧電単結晶ウエハ７１を接合する第１のろう材７３にＺｎ−Ａｌ系ハンダが用いられ、積層ウエハ７４から切出された積層圧電体ユニット７５とフロントマス４２およびバックマス４３を接合する第２のろう材７６が第１のろう材７３よりも融点（融解温度）の低いＳｎ−Ａｇ−Ｃｕ系ハンダが用いられている。
具体的には、４つの圧電単結晶ウエハ７１を接合するときの第１の接合温度が第１のろう材７３の融解温度（約３８０℃）に設定され、積層ウエハ７４から切出された積層圧電体ユニット７５とフロントマス４２およびバックマス４３を接合するときの第２の接合温度が第１の接合温度よりも低い第２のろう材７６の融解温度（約２２０℃）に設定される。
即ち、超音波振動子２は、図１５に示すように、４つの圧電単結晶ウエハ７１（圧電単結晶体６１）を接合する第１の接合温度が約３８０℃であり、積層ウエハ７４から切出された積層圧電体ユニット７５とフロントマス４２およびバックマス４３を接合する第２の接合温度が第１の接合温度（約３８０℃）よりも低い約２２０℃である。
また、積層圧電体ユニット７５は、フロントマス４２およびバックマス４３との接合時に、第１のろう材７３によって４つの圧電単結晶体６１が接合された状態となっており、第２のろう材７６の融解温度（約２２０℃）まで加熱されても、それよりも高い融解温度（約３８０℃）の第１のろう材７３が用いられているため、圧電単結晶体６１間を接合する第１のろう材７３が融解することなく圧電単結晶体６１間の接合の信頼性が損なわれることがない。
ところで、超音波振動子２の製造過程において、フロントマス４２およびバックマス４３を積層圧電体ユニット７５に接合する時に圧電単結晶体６１に影響を及ぼし、圧電単結晶体６１の内部にクラックが発生する場合がある。その理由として、超音波振動子２は、圧電単結晶体６１とフロントマス４２およびバックマス４３の熱膨張係数の違いによって、圧電単結晶体６１側に剪断歪みが生じて常に残留応力が生じる場合があるからである。
上述のように、フロントマス４２またはバックマス４３と積層圧電体ユニット７との接合箇所に用いる第２のろう材７６の融解温度を第１のろう材７３よりも低くすることで、この熱膨張係数の違いによる影響を抑制することができ、圧電単結晶体６１の内部に発生するクラックを防止することができる。
さらに、超音波振動子２は、積層圧電体ユニット７５として積層される４つの圧電単結晶体６１にニオブ酸リチウム（ＬｉＮｂＯ３）が用いられている。このニオブ酸リチウム（ＬｉＮｂＯ３）は、キュリー点（キュリー温度）が約１２００℃であり、その半分の温度である約６００℃が使用可能の上限とされている。
そして、超音波振動子２は、製造時の最大温度が４つの圧電単結晶ウエハ７１を接合するときに第１のろう材７３を融解させて、４つの圧電単結晶ウエハ７１（圧電単結晶体６１）を接合する第１の接合温度が圧電単結晶体６１のキュリー温度の半分の約６００℃よりも低い約３８０℃である。そのため、圧電単結晶ウエハ７１から形成される４つの圧電単結晶体６１の圧電性能を劣化させることがない。
ところで、超音波振動子２は、動作時の温度が最大で約１００℃まで上昇する。即ち、超音波振動子２は、図１５に示すように、４つの圧電単結晶ウエハ７１を接合する第１のろう材７３の融解温度（約３８０℃）および積層圧電体ユニット７５とフロントマス４２およびバックマス４３を接合する第２のろう材７６の融解温度（約２２０℃）が動作時の最大温度（約１００℃）よりも高い。
したがって、超音波振動子２は、動作時に、第１のろう材７３または第２のろう材７６から形成された正電側接合金属６２および負電側接合金属６３が融解する温度まで達することがないため４つの圧電単結晶体６１間の接合および積層圧電体ユニット７５とフロントマス４２またはバックマス４３の接合の信頼性が損なわれることがない。
換言すると、超音波振動子２は、積層圧電体ユニット７５とフロントマス４２およびバックマス４３を接合する第２の接合温度（約２２０℃）が積層圧電体ユニット７５の製造時となる４つの圧電単結晶ウエハ７１を接合するときの第１の接合温度（約３８０℃）よりも低く、且つ超音波振動子２の動作時の最大温度（約１００℃）よりも高い温度である。
このように超音波振動子２は、駆動時の最大温度（約１００℃）および第１の接合温度（約３８０℃）の間に第２の接合温度（約２２０℃）が設定された温度関係とすることで、４つの圧電単結晶体６１間の接合およびの積層圧電体ユニット７５とフロントマス４２およびバックマス４３との接合の信頼性を損なうことなく、超音波振動子２を製造することができる。
これに加えて、超音波振動子２は、動作時において、最大温度の約１００℃に達しても、４つの圧電単結晶体６１間の接合部およびの積層圧電体ユニット７５とフロントマス４２およびバックマス４３との接合部となる正電側接合金属６２および負電側接合金属６３への影響のない構成となっている。
本実施の形態の超音波振動子２は、積層圧電体ユニット７５とフロントマス４２およびバックマス４３を接合する箇所の接合材料である第２のろう材７６の熱膨張係数を圧電単結晶体６１とフロントマス４２およびバックマス４３の中間の範囲としている。
このため、超音波振動子２は、積層圧電体ユニット７５の両端に設けられた圧電単結晶体６１とフロントマス４２およびバックマス４３の熱膨張係数の違いによって生じる場合がある圧電単結晶体６１側の剪断歪みを抑制することができ、圧電単結晶体６１の内部に発生するクラックを防止することができる。
具体的には、超音波振動子２は、圧電単結晶体６１にニオブ酸リチウム（ＬｉＮｂＯ３）が用いられ、フロントマス４２およびバックマス４３にジュラルミンが用いられている。なお、ニオブ酸リチウム（ＬｉＮｂＯ３）の熱膨張係数は、８〜１５×１０―６［１／℃］であって、ジュラルミンの熱膨張係数は２４×１０―６［１／℃］である。
そのため、本実施の形態では、ニオブ酸リチウム（ＬｉＮｂＯ３）の圧電単結晶体６１とジュラルミンのフロントマス４２およびバックマス４３の熱膨張係数の間の熱膨張係数を有するＳｎ−Ａｇ−Ｃｕ系ハンダである第２のろう材７６が用いられている。
なお、Ｓｎ−Ａｇ−Ｃｕ系ハンダの熱膨張係数は、ニオブ酸リチウム（ＬｉＮｂＯ３）の熱膨張係数（８〜１５×１０―６［１／℃］）よりも大きく、ジュラルミンの熱膨張係数（２４×１０―６［１／℃］）よりも小さい２１×１０―６［１/℃］である。
これにより、積層圧電体ユニット７５と、フロントマス４２およびバックマス４３と、の接合材料であるＳｎ−Ａｇ−Ｃｕ系ハンダの第２のろう材７６が積層圧電体ユニット７５とフロントマス４２およびバックマス４３の熱膨張係数差を吸収する役割となり、圧電単結晶体６１への応力が低減され、圧電単結晶体６１の内部にクラックが発生することが防止される。
なお、第２のろう材７６は、ニオブ酸リチウム（ＬｉＮｂＯ３）とジュラルミンの熱膨張係数の間の熱膨張係数を有していればよく、Ｓｕ−Ａｇ−Ｃｕ系ハンダの他に、例えば、Ｓｎ系ハンダ、Ｓｎ−Ａｇ系ハンダまたはＳｎ−Ｃｕ系ハンダでもよい。
また、圧電単結晶体６１同士の接合材料となる第１のろう材７３は、Ｚｎ−Ａｌ系ハンダを用いたが、その融解温度（第１の接合温度）と第２のろう材７６の融解温度（第２の接合温度）との大小関係が成り立てば他のろう材を用いても良い。即ち、第１のろう材７３は、第２のろう材７６の融解温度よりも高い融解温度（第１の接合温度＞第２の接合温度）を有するものであればよい。但し、その融解温度の差は、製造時の温度ばらつきを考慮して数十℃以上あることが望ましい。
さらに、第１のろう材７３および第２のろう材７６に用いられるハンダは、融解温度に達しなく、溶融しない状態でも温度が融解温度近傍になるとヤング率が低下して柔らかくなり、超音波振動子２の性能が低下する。そのため、特に、第２のろう材７６の融解温度と超音波振動子２の駆動時の最大温度（約１００℃）の差が大きいものを使用することが望ましい。
ところで、従来の超音波振動子の圧電材料として現在広く使用されているチタン酸ジリコン酸鉛（ＰＺＴ,Ｐｂ（Ｚｒｘ,Ｔｉ1−X）Ｏ３）は、キュリー温度が約３００℃であり、その半分の約１５０℃が使用可能の上限とされているため、低融点はんだを用いたとしても、第１の接合温度と第２の接合温度の差が得られず、本実施の形態のような超音波振動子２の製造方法には適用することができない。
以上に説明したように、本実施の形態の積層型超音波振動デバイスである超音波振動子２およびこの超音波振動子２を有する超音波医療装置１は、安価に製造できると共に、マス材としての金属ブロックと圧電体の熱膨張係数の差異によって起因して生じる応力によって圧電体が破損などすることを防止することができる構成となる。
上述の実施の形態に記載した発明は、その実施の形態および変形例に限ることなく、その他、実施段階ではその要旨を逸脱しない範囲で種々の変形を実施し得ることが可能である。さらに、上記実施の形態には、種々の段階の発明が含まれており、開示される複数の構成要件における適宜な組合せにより種々の発明が抽出され得るものである。
例えば、実施の形態に示される全構成要件から幾つかの構成要件が削除されても、述べられている課題が解決でき、述べられている効果が得られる場合には、この構成要件が削除された構成が発明として抽出され得るものである。
１…超音波医療装置
２…超音波振動子
３…振動子ユニット
４…ハンドルユニット
５…操作部
６…プローブ
７…外套管
８…挿入シース部
９…操作部本体
１０…固定ハンドル
１１…可動ハンドル
１２…回転ノブ
１３…スリット
１４…ハンドルストッパ
１５…ハンドル支軸
１６…連結アーム
１７…操作パイプ
１８…大径部
１９…操作パイプ
２０…スライダ
２２…固定リング
２３…把持部
３０…先端処置部
３１…先端部
３２…ホーン
３２ａ…ネジ部
３３…外向フランジ
３４…プローブ本体
３５…ゴムライニング
３６…電気ケーブル
３６ａ，３６ｂ…配線
４１…積層振動子
４２…フロントマス
４２ａ…ネジ穴
４３…バックマス
４７，４８…ＦＰＣ
４９…電気接続部
５１…カバー体
５２…折れ止
６１…圧電単結晶体
６２…正電側接合金属
６３…負電側接合金属
７１…圧電単結晶ウエハ
７２…下地金属
７３…第１のろう材
７４…積層ウエハ
７５…積層圧電体ユニット
７６…第２のろう材

Claims (10)

  1. ２つのマス材の間に複数の圧電体が設けられた積層型超音波振動デバイスにおいて、
    前記複数の圧電体および複数の電極層を積層して一体化した積層圧電体ユニットと、
    前記複数の圧電体を接合しており、前記複数の圧電体のキュリー温度の半分よりも低い第１の接合温度で融解する第１の接合材料と、
    前記積層圧電体ユニットと前記２つのマス材を接合しており、前記第１の接合温度よりも低く、駆動時の最大温度よりも高い第２の接合温度で融解する第２の接合材料と、
    を備えたことを特徴とする積層型超音波振動デバイス。
  2. 前記第２の接合材料の熱膨張係数は、前記複数の圧電体の熱膨張係数と、前記２つのマス材の熱膨張係数の中間の範囲内とすることを特徴とする請求項１に記載の積層型超音波振動デバイス。
  3. 前記第１の接合材料および前記第２の接合材料が異なるろう材であることを特徴とする請求項１または請求項２に記載の積層型超音波振動デバイス。
  4. 前記積層圧電体ユニットは、矩形ブロック状であることを特徴とする請求項１から請求項３のいずれか１項に記載の積層型超音波振動デバイス。
  5. 前記複数の圧電体が圧電単結晶材料であることを特徴とする請求項１から請求項４のいずれか１項に記載の積層型超音波振動デバイス。
  6. 前記第１の接合材料および前記第２の接合材料が前記複数の電極層となることを特徴とする請求項１から請求項５のいずれか１項に記載の積層型超音波振動デバイス。
  7. 請求項１から請求項６のいずれか１項に記載の積層型超音波振動デバイスの製造方法であって、
    前記複数の圧電単結晶ウエハの表裏面に下地金属が成膜するステップと、
    前記下地金属が成膜された前記複数の圧電単結晶ウエハ間を前記第１の接合材料により接合して前記積層ウエハを製作するステップと、
    前記積層ウエハをダイシングして複数の前記積層圧電体ユニットを切り出すステップと、
    １つの前記積層圧電体ユニットと前記２つのマス材とを前記第２の接合材料により接合して積層振動子を製作するステップと、
    を具備することを特徴とする積層型超音波振動デバイスの製造方法。
  8. 前記第１の接合温度に加熱して前記第１の接合材料を溶融させた後、冷却して前記複数の圧電単結晶ウエハ間を接合することを特徴とする請求項７に記載の積層型超音波振動デバイスの製造方法。
  9. 前記第２の接合温度に加熱して前記第２の接合材料を溶融させた後、冷却して前記積層圧電体ユニットと前記２つのマス材とを接合することを特徴とする請求項７または請求項８に記載の積層型超音波振動デバイスの製造方法。
  10. 請求項１から請求項６のいずれか１項に記載の前記積層型超音波振動デバイスと、
    前記積層型超音波振動デバイスで発生した超音波振動が伝達され生体組織を処置するプローブ先端部と、
    を具備することを特徴とする超音波医療装置。
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