JP2012514417A - 高周波数変換器及び変換器を製造する方法 - Google Patents

Abstract

超音波変換器を製造する方法は、ＰＩＮ−ＰＭＮ−ＰＴ（ニオブ酸鉛インジウム−ニオブ酸鉛マグネシウム−チタン酸鉛）の圧電結晶を準備する段階と、レーザを用いて圧電結晶内に切り口をエッチングする段階とを含む。少なくとも一部の実施形態では、各切り口は、４μｍよりも大きくない幅を有する。切り口は、非圧電材料で充填されて圧電素子のアレイを形成する。
【選択図】図４

Description

〔関連出願への相互参照〕
本出願は、２００９年１２月２９日出願の米国特許出願番号第１２／３４５，２８２号明細書の優先権を請求し、その全内容は、引用により本明細書に組込まれている。

本発明は、超音波撮像システムのための変換器、変換器を収容するデバイス及びシステム、並びに変換器を製造かつ使用する方法の分野に関する。本発明は、レーザエッチング技術を用いて形成されるＰＩＮ−ＰＭＮ−ＰＴ変換器、並びに変換器を収容するデバイス及びシステム、及び変換器を製造かつ使用する方法にも関する。

皮膚科、眼科、腹腔鏡検査、心臓超音波検査、及び血管内超音波検査のような医療超音波用途において、多くの場合に、広帯域幅及び高感度を有する高周波超音波変換器又は変換器アレイは、高分解能撮像のために必要とされる。近年において、高性能を有する高周波数超音波変換器及びアレイを開発するために様々な先進技術が研究されている。１−３圧電複合構造体は、それらがバルク材料よりも高い電気機械結合係数、バルク材料よりも低い音響インピーダンスを典型的に提供し、かつそれらが特定の用途又はシステムのための複合材料の音響及び電気インピーダンスの一方又は両方の調整を可能にするので、多くの場合にこれらの変換器に対する最良の選択である。更に、１−３圧電複合構造体は、多くの場合に、望ましい形状に変換器又はアレイを形成するように容易に調整することができる。

これらの特徴の理由で、１−３圧電複合変換器を製造する方法が研究されている。比較的高い作動周波数を有して高い音響性能を有する１−３圧電複合構造体を開発するための主要な技術的特徴としては、比較的高い結合定数ｋ₃₃と、作動周波数から少なくとも１オクターブ範囲離れた１−３圧電構造変換器の切り口構造によって生じる横振動モードとが挙げられる。

米国特許出願番号第１２／３４５，２８２号明細書 米国特許第７，２４６，９５９号明細書 米国特許第７，３０６，５６１号明細書 米国特許第６，９４５，９３８号明細書 米国特許出願公開第２００６／０１００５２２号明細書 米国特許出願公開第２００６／０１０６３２０号明細書 米国特許出願公開第２００６／０１７３３５０号明細書 米国特許出願公開第２００６／０２５３０２８号明細書 米国特許出願公開第２００７／００１６０５４号明細書 米国特許出願公開第２００７／００３８１１１号明細書

一実施形態は、ＰＩＮ−ＰＭＮ−ＰＴ（ニオブ酸鉛インジウム−ニオブ酸鉛マグネシウム−チタン酸鉛）の圧電結晶を準備する段階と、レーザを用いて圧電結晶内に切り口をエッチングする段階とを含む超音波変換器の製造方法である。少なくとも一部の実施形態では、各切り口は、４μｍよりも大きくない幅を有する。切り口は、非圧電材料で充填され、圧電素子のアレイが形成される。

別の実施形態は、圧電複合構造体と圧電複合構造体上に配置された少なくとも第１及び第２の電極とを含む超音波変換器である。圧電複合構造体は、切り口によって分離された複数の変換器要素を含む。変換器要素は、ＰＩＮ−ＰＭＮ−ＰＴ（ニオブ酸鉛インジウム−ニオブ酸鉛マグネシウム−チタン酸鉛）である。少なくとも一部の実施形態では、各切り口は、４μｍよりも大きくない幅を有する。切り口は、非圧電材料で典型的に充填される。

以下の図面を参照して本発明の非制限的かつ非網羅的な実施形態を説明する。この諸図面において、特に定められない限り、同様の参照番号は、様々な図を通じて同様な部分を参照する。

本発明のより良好な理解のために、以下の「発明を実施するための形態」を参照するが、これは、添付図面に関連して読まれるものとする。

本発明による血管内超音波撮像システムの一実施形態の概略図である。 本発明による血管内超音波撮像システムのカテーテルの一実施形態の概略側面図である。 本発明による細長部材の遠位端内のルーメン（内腔）に配置された撮像コアを有する図２に示すカテーテルの細長部材の遠位端の一実施形態の略斜視図である。 本発明による１−３複合構造体を有する変換器の一実施形態の略斜視図である。 本発明による２−２複合構造体を有する変換器の一実施形態の略斜視図である。 図６Ａ−図６Ｅは、本発明による変換器を製造する方法の一実施形態の概略断面図である。

本発明は、超音波撮像システムのための変換器、変換器を収容するデバイス及びシステム、並びに変換器を製造かつ使用する方法の分野に関する。本発明は、レーザエッチング技術を用いて形成されたＰＩＮ−ＰＭＮ−ＰＴ変換器、並びに変換器を収容するデバイス及びシステム、及び変換器を製造かつ使用する方法にも関する。

適切な血管内超音波（ＩＶＵＳ）及び心臓内超音波検査（ＩＣＥ）システムは、以下に制限されるものではないが、患者内への経皮挿入のために構成かつ配置されたカテーテルの遠位端に配置された１つ又はそれよりも多くの変換器を収容する。カテーテルを有するＩＶＵＳ撮像システムの例は、例えば、米国特許第７，２４６，９５９号明細書、第７，３０６，５６１号明細書、及び第６，９４５，９３８号明細書、並びに米国特許出願公開第２００６／０１００５２２号明細書、第２００６／０１０６３２０号明細書、第２００６／０１７３３５０号明細書、第２００６／０２５３０２８号明細書、第２００７／００１６０５４号明細書、及び第２００７／００３８１１１号明細書に見られ、それらの全ては、引用により本明細書に組込まれている。

図１は、ＩＶＵＳ撮像システム１００の一実施形態を概略的に示している。ＩＣＥ撮像システムは同様である。ＩＶＵＳ撮像システム１００は、制御モジュール１０４に連結可能なカテーテル１０２を含む。制御モジュール１０４は、例えば、プロセッサ１０６、パルス発生器１０８、モータ１１０、及び１つ又はそれよりも多くのディスプレイ１１２を含むことができる。少なくとも一部の実施形態では、パルス発生器１０８は、カテーテル１０２内に配置された１つ又はそれよりも多くの変換器（図３における３１２）に入力することができる電気パルスを形成する。少なくとも一部の実施形態では、モータ１１０からの機械的エネルギは、カテーテル１０２に配置された撮像コア（図３における３０６）を駆動するために使用することができる。少なくとも一部の実施形態では、１つ又はそれよりも多くの変換器（図３における３１２）から送信された電気パルスは、処理のためにプロセッサ１０６に入力することができる。少なくとも一部の実施形態では、１つ又はそれよりも多くの変換器（図３における３１２）からの処理された電気パルスは、１つ又はそれよりも多くのディスプレイ１１２上の１つ又はそれよりも多くの画像として表示することができる。少なくとも一部の実施形態では、プロセッサ１０６は、制御モジュール１０４の１つ又はそれよりも多くの他の構成要素の機能を制御するために使用することができる。例えば、プロセッサ１０６は、パルス発生器１０８から送信される電気パルスの周波数又は持続時間、モータ１１０による撮像コア（図３における３０６）の回転速度、モータ１１０による撮像コア（図３における３０６）の後退の速度又は長さ、又は１つ又はそれよりも多くのディスプレイ１１２上に形成される１つ又はそれよりも多くの画像の１つ又はそれよりも多くの特性のうちの少なくとも１つを制御するために使用することができる。一部の実施形態では、制御モジュール１０４（すなわち、プロセッサ１０６、パルス発生器１０８、モータ１１０、及び１つ又はそれよりも多くのディスプレイ１１２）の諸部分は、１つのユニット内にあるとすることができる。他の実施形態では、制御モジュール１０４の諸部分は、２つ又はそれよりも多くのユニット内にあるとすることができる。

図２は、ＩＶＵＳ撮像システム（図１における１００）のカテーテル１０２の一実施形態の概略側面図である。カテーテル１０２は、細長部材２０２及びハブ２０４を含む。細長部材２０２は、近位端２０６及び遠位端２０８を含む。図２において、細長部材２０２の近位端２０６は、カテーテルハブ２０４に連結され、細長部材の遠位端２０８は、患者内への経皮挿入のために構成かつ配置される。少なくとも一部の実施形態では、カテーテル１０２は、フラッシュポート２１０のような少なくとも１つのフラッシュポートを形成する。少なくとも一部の実施形態では、フラッシュポート２１０は、ハブ２０４内に形成される。少なくとも一部の実施形態では、ハブ２０４は、制御モジュール（図１における１０４）に連結するように構成かつ配置される。一部の実施形態では、細長部材２０２及びハブ２０４は、単一本体として形成される。他の実施形態では、細長部材２０２及びハブ２０４は、個別に形成され、その後一緒に組み立てられる。

図３は、カテーテル１０２の細長部材２０２の遠位端２０８の一実施形態の略斜視図である。細長部材２０２は、シース３０２及びルーメン３０４を含む。撮像コア３０６は、ルーメン３０４内に配置される。撮像コア３０６は、回転可能ドライブシャフト３１０の遠位端に連結された撮像デバイス３０８を含む。

シース３０２は、患者内への挿入に適するあらゆる可撓性かつ生物学的適合性材料から形成することができる。適切な材料の例としては、例えば、ポリエチレン、ポリウレタン、ポリテトラフルオロエチレン（ＰＴＦＥ）、及び他のプラスチックなど、又はその組合せが挙げられる。

１つ又はそれよりも多くの変換器３１２は、撮像デバイス３０８に装着することができ、音響パルスを送信かつ受信するために使用することができる。好ましい実施形態（図３に示すような）においては、変換器３１２のアレイが、撮像デバイス３０８に装着される。他の実施形態では、単一の変換器を使用することができる。更に他の実施形態では、不規則アレイでの複数の変換器を使用することができる。あらゆる数の変換器３１２を使用することができる。例えば、２，３，４，５，６，７，８，９，１０，１２，１５，１６，２０，２５，５０，１００，５００，１０００，又はそれよりも多くの変換器が存在することができる。以下で認識されるように、他の数の変換器を使用することもできる。

１つ又はそれよりも多くの変換器３１２の表面上の圧力歪みは、１つ又はそれよりも多くの変換器３１２の共振周波数に基づく周波数の音響パルスを形成するように発生させることができる。１つ又はそれよりも多くの変換器３１２の共振周波数は、１つ又はそれよりも多くの変換器３１２を形成するのに使用された寸法、形状、及び材料に依存する。１つ又はそれよりも多くの変換器３１２は、カテーテル１０２内に配置するためにかつ１つ又はそれよりも多くの選択された方向に望ましい１つ又は複数の周波数の音響パルスを伝播させるために適切なあらゆる形状に形成することができる。例えば、変換器は、ディスク形状、ブロック形状、及びリング形状などとすることができる。

少なくとも一部の実施形態では、１つ又はそれよりも多くの変換器３１２は、周囲空間の半径方向断面画像を形成するように使用することができる。従って、例えば、１つ又はそれよりも多くの変換器がカテーテル１０２内に配置されて患者の血管内に挿入された時に、１つ又はそれよりも多くの変換器３１２は、血管の壁及び血管を取り囲む組織の画像を形成するために使用することができる。

少なくとも一部の実施形態では、撮像コア３０６は、カテーテル１０２の縦軸の周りに回転することができる。撮像コア３０６が回転すると、１つ又はそれよりも多くの変換器３１２は、様々な半径方向に音響パルスを放射する。十分なエネルギを有する放射された音響パルスが、１つ又はそれよりも多くの組織境界のような１つ又はそれよりも多くの媒体境界に出会う時に、放射された音響パルスの一部分は、エコーパルスとして放射変換器に反射して戻される。検出されるのに十分な強度のエネルギを有して変換器に到達した各エコーパルスは、受信変換器内で電気信号に変換される。１つ又はそれよりも多くの変換された電気信号は、制御モジュール（図１における１０４）に送信され、プロセッサ１０６は、電気信号特性を処理し、送信された音響パルスと受信されたエコーパルスとの各々からの情報の収集に少なくとも部分的に基づいて撮像領域の表示可能な画像を形成する。少なくとも一部の実施形態では、撮像コア３０６の回転は、制御モジュール（図１における１０４）内に配置されたモータ１１０によって駆動される。

１つ又はそれよりも多くの変換器３１２が、カテーテル１０２の縦軸の周りに音響パルスを放射して回転すると、複数の画像が形成され、それらは、着目する血管の壁及びこの血管を取り囲む組織のような１つ又はそれよりも多くの変換器３１２を取り囲む領域の一部分の半径方向断面画像を共同で発生する。少なくとも一部の実施形態では、半径方向断面画像は、１つ又はそれよりも多くのディスプレイ１１２上に表示することができる。

少なくとも一部の実施形態では、撮像コア３０６は、その中にカテーテル１０２が挿入される血管に沿って縦方向に移動することができ、それによって血管の縦方向長さに沿って複数の断面画像を形成することができる。少なくとも一部の実施形態では、撮像手順中に、１つ又はそれよりも多くの変換器３１２は、カテーテル１０２の縦方向長さに沿って引っ込める（すなわち、引き戻す）ことができる。少なくとも一部の実施形態では、モータ１１０は、カテーテル１０２内の撮像コア３０６の引戻しを駆動する。少なくとも一部の実施形態では、撮像コアのモータ１１０引戻し距離は、少なくとも５ｃｍである。少なくとも一部の実施形態では、撮像コアのモータ１１０引戻し距離は、少なくとも１０ｃｍである。少なくとも一部の実施形態では、撮像コアのモータ１１０引戻し距離は、少なくとも１５ｃｍである。少なくとも一部の実施形態では、撮像コアのモータ１１０引戻し距離は、少なくとも２０ｃｍである。少なくとも一部の実施形態では、撮像コアのモータ１１０引戻し距離は、少なくとも２５ｃｍである。

１つ又はそれよりも多くの変換器３１２からの様々な深さで生成された画像の品質は、例えば、帯域幅、変換器焦点、ビームパターン、並びに音響パルスの周波数を含む１つ又はそれよりも多くのファクタによって影響される場合がある。１つ又はそれよりも多くの変換器３１２からの音響パルスの周波数は、１つ又はそれよりも多くの変換器３１２からの音響パルス出力の侵入深度にも影響する場合がある。一般的に、音響パルスの周波数が低下すると、患者組織内の音響パルスの侵入の深度は増大する。少なくとも一部の実施形態では、ＩＶＵＳ撮像システム１００は、２０ＭＨｚから６０ＭＨｚの周波数範囲で作動する。

少なくとも一部の実施形態では、１つ又はそれよりも多くの導体３１４は、変換器３１２を制御モジュール１０４（図１を参照されたい）に電気的に連結する。少なくとも一部の実施形態では、１つ又はそれよりも多くの導体３１４は、回転可能ドライブシャフト３１０の縦方向長さに沿って延びる。

少なくとも一部の実施形態では、撮像コア３０８の遠位端２０８に装着された１つ又はそれよりも多くの変換器３１２を有するカテーテル１０２は、撮像すべき血管のような選択領域の選択部分から離れた部位で、大腿動脈のようなアクセス可能な血管を通じて患者内に経皮的に挿入することができる。次に、カテーテル１０２は、患者の血管を通過して、選択血管の一部分のような選択領域の部位まで進めることができる。

各変換器は、圧電材料とポリマー材料のような非圧電材料とを含む圧電複合構造体から構成される。圧電複合構造体の使用は、改善した撮像性能を提供することができる。例えば、圧電複合構造体は、圧電セラミック材料のみよりも低い音響インピーダンス及びより高い電気機械結合係数ｋ₃₃を典型的に有する。音響インピーダンスがより低いので、圧電複合構造体と周囲環境の間のインピーダンス不適合の程度は、圧電セラミック材料のみを使用する変換器よりも典型的に小さい。また、より高い結合係数ｋ₃₃は、圧電複合変換器が、超音波エネルギのより広い帯域幅にわたって作動すること又は超音波エネルギに対するより高い感度で作動すること（又はその両方）を可能にする。

本明細書に説明する実施形態で用いる圧電複合変換器の圧電材料は、ＰＩＮ−ＰＭＮ−ＰＴ（ニオブ酸鉛インジウム−ニオブ酸鉛マグネシウム−チタン酸鉛）（例えば、Ｐｂ（Ｉｎ_1/2Ｎｂ_1/2）Ｏ₃−Ｐｂ（Ｍｇ_1/3Ｎｂ_2/3）Ｏ₃−ＰｂＴｉＯ₃）である。ＰＩＮ−ＰＭＮ−ＰＴは、少なくとも１０重量％の各成分（ＰＩＮ、ＰＭＮ、及びＰＴ）を典型的に含む。得られる材料が適切な圧電特性を有する限り、ＰＴに対するＰＩＮ及びＰＭＮのあらゆる適切な比率を使用することができる。結晶内で（結晶は、一部の実施形態では、複数の変換器を得るために切断することができる）、ＰＴに対するＰＩＮ及びＰＭＮの比率のうちの一方又は両方は、結晶に沿って変えることができる。

圧電複合構造体を形成するのに使用されるポリマー材料としては、例えば、エポキシ（例えば、マサチューセッツ州ビレリカ所在の「Ｅｐｏｘｙ Ｔｅｃｈｎｏｌｏｇｙ」から市販される「Ｅｐｏ−Ｔｅｋ ３０１−２」）及び他のポリマーなどを含むことができる。

ＰＩＮ−ＰＭＮ−ＰＴは、ＰＭＮ−ＰＴ（ニオブ酸鉛マグネシウム−チタン酸鉛）のような他の圧電セラミック材料を超えた利点を有する。表１は、結晶原石から取られた１７の結晶ウェーハにわたって測定したＰＩＮ−ＰＭＮ−ＰとＰＭＮ−ＰＴ単結晶材料の間の平均の材料特性の比較である。これらの値は代表値であるが、他のＰＩＮ−ＰＭＮ−ＰＴ及びＰＭＮ−ＰＴ材料に関する値は異なる場合があることを認識されるであろう。

（表１）

電気機械結合係数ｋ₃₃は、圧電材料に関して、それがこの材料を使用して製造される変換器の帯域幅及び感度に直接に影響するので、最も重要なファクタの１つである。高いｋ₃₃を有する圧電セラミック材料（ＰＩＮ−ＰＭＮ−ＰＴ及びＰＭＮ−ＰＴのような）を組込むことは、高性能１−３複合構造体及び他の有用な変換器構造の開発を容易にする。表１に見られるように、係数ｋ₃₃は、ＰＩＮ−ＰＭＮ−ＰＴ及びＰＭＮ−ＰＴの両方に対して比較的高い。

二元ＰＭＮ−ＰＴに比べた三元ＰＩＮ−ＰＭＮ−ＰＴ結晶の主要な利点の１つは、より高い保磁力Ｅ_Cであり、これは、三元ＰＩＮ−ＰＭＮ−ＰＴ結晶に対して約６ｋＶ／ｃｍであり、二元ＰＭＮ−ＰＴのものの２倍よりも大きい。更に、三元結晶のＥ_C値は、結晶原石にわたって選択された試料に対して実質的に安定である。ＰＩＮ−ＰＭＮ−ＰＴ結晶は、二元ＰＭＮ−ＰＴ結晶に比較して、より大きい電界範囲にわたって改善した線形歪み応答を有する。

圧電結晶用途のための温度上限を意味する脱分極温度Ｔ_R/Tは、ＰＩＮ−ＰＭＮ−ＰＴの場合は１１０℃まで高まり、これは、二元ＰＭＮ−ＰＴの場合よりも約２０℃高い。実際に、全てのＰＩＮ−ＰＭＮ−ＰＴ結晶に対して、Ｔ_R/Tは、１００℃より高かった。従って、ＰＩＮ−ＰＭＮ−ＰＴ結晶は、ＰＭＮ−ＰＴよりも高い温度で一般的に使用することができる。更に、室温又は室温付近での用途に対する性能の温度依存性は、より高い変態温度材料（すなわち、ＰＩＮ−ＰＭＮ−ＰＴ）に関しては実質的に小さい。

表１は、他の特性も比較している。ＰＩＮ−ＰＭＮ−ＰＴに関する比誘電率Ｋ₃₃ ^Tの値は、ベースからＭＰＢ（モルフォトロピック相境界）まで３４５０から５６５０の範囲であり、平均値は４２９０である。これらのＫ₃₃ ^T値は、二元ＰＭＮ−ＰＴに関する値よりも約２０％小さい。圧電歪み係数（ｄ₃₃＝９００−１９００ｐｍ／Ｖ）は、三元ＰＩＮ−ＰＭＮ−ＰＴ結晶の場合、約１４％小さい。ＰＩＮ−ＰＭＮ−ＰＴの場合の電気機械結合係数（ｋ₃₃＝０．８３−０．９２）においても僅かな低下（約３％）がある。それにも関わらず、これらの特性は、従来の圧電セラミック材料と比較した時に十分に良好である。

要約すれば、二元ＰＭＮ−ＰＴと比較して、三元ＰＩＮ−ＰＭＮ−ＰＴ結晶は、２倍の保磁場（Ｅ_C〜６．０ｋＶ／ｃｍ）を有し、かつ脱分極温度において約２０℃の上昇（Ｔ_R/T〜１００−１１７℃）を有する。より高い保磁場及び脱分極温度は、多くの圧電変換器適用においてより大きい安定性を与える。誘電率、圧電歪み係数、及び結合係数のような他の特性係数は、ＰＩＮ−ＰＭＮ−ＰＴでは僅かに低下し（ＰＭＮ−ＰＴに比較して）、室温での剛性は増大した。ＰＩＮ−ＰＭＮ−ＰＴ結晶は、大きいサイズにかつ産業規模で成長させることができる。

変換器設計における別のファクタは、変換器構造の横振動モードの周波数である。好ましくは、１−３複合構造体（又は他の変換器構造）の切り口構造によって生じる横振動モードは、変換器の作動周波数から少なくとも１オクターブ範囲離れた周波数を有する。図４は、圧電材料（すなわち、ＰＩＮ−ＰＭＮ−ＰＴ）の柱４００と、この柱を分離させるポリマー材料を収容する切り口（カーフ）４０２とを有する１−３複合構造体を示している。図５は、圧電材料（すなわち、ＰＩＮ−ＰＭＮ−ＰＴ）の横列（又は縦列）５００と、この横列又は縦列を分離させるポリマー材料を収容する切り口（カーフ）５０２とを有する２−２複合構造体を示している。

バルク圧電材料と異なって、１−３複合構造体（又は他の複合構造体）は、切り口構造を取り入れており、これは、切り口幅を有し、ポリマー材料から選択された切り口材料で典型的に充填される。切り口構造は、変換器振動の１次厚みモードに対して位相が反転する望ましくない横振動を生じる場合が多い。好ましくは、１−３複合構造体（又は２−２複合構造体を含む他の複合構造体）の切り口構造によって生じた横振動モードは、作動周波数から少なくとも１オクターブ範囲離れた周波数を有する。少なくとも４０ＭＨｚの作動周波数を有する高周波数変換器の場合には、切り口幅は、４マイクロメートル未満のように狭い場合があると考えられる。

２０ＭＨｚ未満で作動する従来型の複合変換器及びアレイは、圧電セラミックをダイスカットし、次に、切り口空間をポリマー材料で充填して複合構造体を形成することによって構成される。このアーキテクチャに基づく変換器は、高帯域幅、高感度、組織に対する良好な音響インピーダンス適合、及び良好なアレイ特性（例えば、低い要素間クロストーク、低いサイドローブレベル）を典型的に示している。しかし、変換器加工のこの「ダイス・アンド・フィル」法は、約２０ＭＨｚを大きく超えて作動するアレイ変換器を製造するためには、一般的に使用することができない。

ダイスカットされた特徴部サイズは、高周波数変換器において得ることが困難である。周波数制限は、充填材料の剪断波速度及びダイスカットの幅によって判断される横モード共振の周波数に少なくともある程度由来する。１−３複合構造体における１次横振動モードの周波数は、実験的に以下に表すことができる。
ｆ₁＝Ｖ_T／（２ｄ_p）
式中、ｆ₁は、１次横モードの周波数であり、Ｖ_Tは、剪断波速度であり、ｄ_pは、切り口幅である。例えば、切り口幅がダイスカット法によって得ることができる１０μｍである時に、１次横モードの周波数は、約３９ＭＨｚであり、この複合体の作動周波数を、約２０ＭＨｚに制限する。

更に、ダイスカットブレードの厚み及びダイスカット処理によって制限される「ダイス・アンド・フィル」処理は、４０ＭＨｚ又はそれよりも高い作動周波数を有する高周波数複合変換器を製造するための４μｍ又はそれ未満の狭い切り口幅を加工することができない。

反応性イオンエッチング（ＲＩＥ）は、引用により本明細書に組込まれている米国特許出願公開第２００７／００３８１１１号明細書に例えば説明されているように、狭い切り口構造を得るために使用されている。しかし、ＲＩＥ処理は、高価な機器及びクリーンルーム内での作業を典型的に必要とする。更に、ＲＩＥは、例えば、５０μｍ程度の切り口深さを得るために比較的長い処理時間（例えば、数時間まで）を典型的に有する。

ダイスカット及びＲＩＥ法の両方は、ＰＩＮ−ＰＭＮ−ＰＴから圧電複合変換器を製造するために使用することができる。しかし、ダイスカット又はＲＩＥに代わって、圧電複合構造体は、レーザエッチングを用いてＰＩＮ−ＰＭＮ−ＰＴ結晶内に形成することができる。４μｍ又はそれ未満の切り口幅は、レーザエッチングを用いて得ることができる。これまでは、４μｍの切り口幅を形成するためにＰＭＮ−ＰＴをレーザエッチングする試みは、ＰＭＮ−ＰＴ材料のひび割れのために比較的不調であった。意外にも、４μｍ又はそれ未満の幅を有する切り口は、レーザエッチングによってＰＩＮ−ＰＭＮ−ＰＴに形成することができることが見出された。少なくとも一部のエッチング処理において、材料は、光化学切除によってエッチングされる。

図６Ａ−図６Ｅは、レーザエッチングを用いて変換器を製造する方法の一実施形態を断面において示している。図６Ａ−図６Ｅでの寸法が一定の尺度でない場合があることを認識されるであろう。これらの図は、図解目的だけのためのものである。

図６Ａは、ＰＩＮ−ＰＭＮ−ＰＴ材料６００の結晶を示している。一例として、約０．５３ｍｍ×０．５ｍｍ×０．０３ｍｍの寸法を有する変換器を形成することができる。一部の実施形態では、複数の変換器が単結晶から製造することができる（例えば、２５ｍｍ×２５ｍｍ単一結晶ウェーハから）。任意的に、ＰＩＮ−ＰＭＮ−ＰＴ材料６００は、基板（図示せず）に装着することができる。シリコン及び二酸化珪素などのようなあらゆる適切な装着基板を使用することができ、装着は、機械的又は粘着的装着又はそれらのあらゆる組合せを含むあらゆる適切な方法を用いて行うことができる。

図６Ｂにおいて、レーザ光６０２が、ＰＩＮ−ＰＭＮ−ＰＴ材料６００の表面６０４に衝突して切り口６０６が製造される。切り口構造は、複合構造体の種類を決める。例えば、複合構造体は、１−３複合構造体又は２−２複合構造体又は一部の他の複合構造体（又は、更にそのような構造体の組合せ）とすることができる。これらの複合構造体の各々は、圧電素子のアレイ（例えば、柱、横列、又は縦列）を含む。

少なくとも一部の実施形態では、切り口は、ＰＩＮ−ＰＭＮ−ＰＴ材料６００を完全に通過しては延びない。ＰＩＮ−ＰＭＮ−ＰＴ材料が基板上に装着される場合には、切り口は、材料を完全に通過して延びることができる。

切り口は、５μｍ又はそれ未満、４μｍ又はそれ未満、３μｍ又はそれ未満、又は２μｍ又はそれ未満の幅を有する。切り口は、少なくとも３０μｍ、少なくとも５０μｍ、又は少なくとも７０μｍの深さを有する。結晶柱のアスペクト比（深さ：幅）は、典型的に２よりも大きく、又は５よりも大きく、又は１０よりも大きい。

一部の実施形態では、マスク６０８が、公知のリソグラフィ技術（又はあらゆる他の適切なマスク生成技術）を用いて調製される。レーザ光６０２が望ましい切り口パターンを含むマスクを照射し、このパターンがＰＩＮ−ＰＭＮ−ＰＴ材料６００上に結像され、切り口パターンが製造される。ＰＩＮ−ＰＭＮ−ＰＴ材料上に切り口パターンを結像するために、任意的に、１つ又はそれよりも多くのレンズ、ビーム拡大器、コリメータ、ホモジナイザ、又はそれらのあらゆる組合せのような１つ又はそれよりも多くの光学要素（図示せず）を使用することができる。

他の実施形態では、マスクが使用されず、その代わりに、レーザ光６０２が、ＰＩＮ−ＰＭＮ−ＰＴ材料６００に直接に書込みを行う。例えば、レーザ又はレーザ光を受光する光学系（例えば、走査台）が、ＰＩＮ−ＰＭＮ−ＰＴ材料６００の表面６０４の上でレーザ光６０２を走査し、切り口パターンが生成される。一般的に、走査処理は自動化される。

あらゆる適切なレーザを使用することができる。レーザエッチング手段の解像度は、２λに比例し、λはレーザ波長である。従って、少なくとも１つの実施形態では、１５０μｍから３００μｍの範囲、１７０μｍから２５０μｍの範囲、又は１９３μｍから２４８μｍの範囲にある波長を有するレーザ光源が使用される。少なくとも一部の実施形態では、レーザは、可変波長を有する。以上に列挙した波長のための適切なレーザの例としては、エキシマレーザ及びダイオードポンプ固体レーザが挙げられる。

少なくとも一部の実施形態では、レーザは、パルスレーザである。あらゆる適切なパルス繰返し数を使用することができる。少なくとも一部の実施形態では、パルス繰返し数は、少なくとも１０Ｈｚ、５０Ｈｚ、１００Ｈｚ、２００Ｈｚ、又は５００Ｈｚである。

あらゆる適切なエッチング速度を使用することができる。少なくとも一部の実施形態では、エッチング速度は、レーザパルス当たり０．０５、０．１、又は０．１５マイクロメートルである。レーザ繰返し数、すなわち、パルス繰返し数を制御することにより、ＰＩＮ−ＰＭＮ−ＰＴ材料は、望ましい圧電構造体のための幅及び深さにマイクロ機械加工することができる。例えば、１００Ｈｚの「パルス繰返し数」及び０．１μｍ／パルスの「エッチング速度」では、「エッチング深さ速度」＝（パルス繰返し数）^*（エッチング速度）＝１０μｍ／ｓｅｃになる。このエッチング深さ速度では、４０μｍの切り口深さを製造するために約４秒のみが必要である。パルス繰返し数＝２００Ｈｚである時は、２秒のみが必要である。これは、ＲＩＥ法よりも実質的に速い。

レーザエッチングにより切り口をエッチングした後、図６Ｃに示すように、切り口６０６は、ポリマー材料６１０を用いて充填される。代替的に、他の非圧電材料をポリマー材料の代わりに使用することができる。ポリマー材料６１０は、以下に制限されるものではないが、スピンコーティング、浸漬コーティング、他のコーティング法、化学蒸着、物理蒸着、及び他の堆積法などを含むあらゆる適切な方法を用いて切り口に配置することができる。

一部の実施形態では、ポリマー材料６１０は、切り口６０６を充填する目的のために溶媒内に最初に配置することができる。溶媒は、その後、ポリマー材料６１０を残して除去される。

一部の実施形態では、モノマー又はオリゴマー材料が、ＰＩＮ−ＰＭＮ−ＰＴ材料上に被覆されるか又は他の方法で堆積され、次に、反応してポリマー材料６１０を形成することができる。これらの一部の実施形態において、モノマー又はオリゴマー材料は、被覆又は堆積前又は中に混合され、次に、反応してポリマー材料を生じることができる２つ又はそれよりも多くの異なる種類の材料を含む。そのような材料の例としては、２つ又はそれよりも多くの成分を伴う多くのエポキシが挙げられる。

一部の実施形態では、ポリマー材料６１０は、切り口６０６内への流動を容易にするために加熱することができる。ポリマー材料６１０は、次に、冷却されて切り口内で材料を固化するか又は他の方法で固定することができる。

一部の実施形態では、ポリマー材料６１０は、切り口を充填した後にあらゆる適切な技術を用いて架橋するか又は他の方法で反応させることができる（例えば、加熱又は紫外線賦活の架橋又は反応）。

少なくとも１つの実施形態では、図６Ｃに示すように、ポリマー材料６１０は、切り口を充填するのみならず、表面６０４の少なくとも一部分の上にも拡がる。他の実施形態では、ポリマー材料は、全ての切り口６０６を満たさなくてもよい。

図６Ｄに示すように、切り口が充填された後に、ＰＩＮ−ＰＭＮ−ＰＴ材料６００の上部又は底部又は両方は、任意的に、粗研磨され、圧電複合構造体６１２が製造される。ＰＩＮ−ＰＭＮ−ＰＴが基板上に装着される場合、基板を除去することができる。

図６Ｅに示すように、電極６１４、６１６が、圧電複合構造体６１２上に形成され、変換器６１８が形成される。電極６１４、６１６のうちの一方又は両方は、パターン化することができ、変換器のアレイをもたらす。

ＰＩＮ−ＰＭＮ−ＰＴ変換器は、少なくとも２０ＭＨｚ、少なくとも３０ＭＨｚ、少なくとも４０ＭＨｚ、少なくとも５０ＭＨｚ、又は少なくとも６０ＭＨｚの作動周波数を好ましくは有する。

圧電変換器は、単一要素変換器、変換器のアレイ、又は望ましいあらゆる他の構成に構成することができる。変換器のアレイは、例えば、１次元又は２次元アレイとすることができる。アレイは、線形アレイ、曲面アレイ（curved array）、曲面線形アレイ、又はフェーズドアレイとすることができる。

一部の実施形態では、変換器は、実質的に平坦又は平面であり、平面表面からの超音波エネルギを送信又は受信するように構成される。他の実施形態では、変換器は、あらゆる数の方向にかつあらゆる方式で成形されるか又は湾曲することができる。変換器の放射面は、平面、曲面、又はそれ以外の形状とすることができる。

加えて、様々な形状のアレイを形成することができる。例えば、アレイは、図示のような撮像変換器の環状アレイとすることができる。代替の環状アレイは、中央要素と中央要素の周りに同心円状に位置決めされた環状開口要素とを含む。他の実施形態では、アレイは、個々の変換器要素を有する横列又は縦列（又は両方）を有することができる。

本明細書に説明した変換器は、ＩＶＵＳ又はＩＣＥ以外の用途に使用することができることを認識するであろう。例えば、変換器は、疾患の治療及び処置に有用とすることができる。例えば、変換器は、皮膚、眼、大腸、及び他の治療又は処置に有用とすることができる。

以上の明細書、実施例、及びデータは、本発明の構成の製造及び使用の説明を提供する。本発明の多くの実施形態は、本発明の精神及び範囲から逸脱することなく製造することができるので、本発明はまた、以下に添付の特許請求の範囲に属するものである。

４００ 圧電材料の柱
４０２ ポリマー材料を収容する切り口

Claims (20)

1. 切り口によって分離された複数の変換器要素を含み、該変換器要素がＰＩＮ−ＰＭＮ−ＰＴ（ニオブ酸鉛インジウム−ニオブ酸鉛マグネシウム−チタン酸鉛）である圧電複合構造体と、
   前記圧電複合構造体上に配置された第１及び第２の電極と、
   を含むことを特徴とする超音波変換器。
2. 前記切り口は、４μｍよりも大きくない幅を有することを特徴とする請求項１に記載の超音波変換器。
3. 少なくとも４０ＭＨｚの作動周波数を有することを特徴とする請求項２に記載の超音波変換器。
4. 前記切り口は、レーザエッチングによって形成されることを特徴とする請求項１に記載の超音波変換器。
5. 前記圧電複合構造体は、１−３複合構造体を有することを特徴とする請求項１に記載の超音波変換器。
6. 前記圧電複合構造体は、２−２複合構造体を有することを特徴とする請求項１に記載の超音波変換器。
7. 湾曲した放射面を有することを特徴とする請求項１に記載の超音波変換器。
8. 独立に超音波パルスを放射するように構成かつ配置された変換器要素のアレイを含むことを特徴とする請求項１に記載の超音波変換器。
9. カテーテルと、
   前記カテーテルの遠位端に配置された請求項１に記載の超音波変換器と、
   を含むことを特徴とする超音波撮像システム。
10. 前記カテーテルと前記超音波変換器とに連結された制御モジュールを更に含むことを特徴とする請求項９に記載の超音波撮像システム。
11. 超音波変換器を製造する方法であって、
    ＰＩＮ−ＰＭＮ−ＰＴ（ニオブ酸鉛インジウム−ニオブ酸鉛マグネシウム−チタン酸鉛）の圧電結晶を準備する段階と、
    各切り口が４μｍよりも大きくない幅を有する複数の切り口をレーザを用いて前記圧電結晶にエッチングする段階と、
    前記複数の切り口を非圧電材料で充填して圧電素子のアレイを形成する段階と、
    を含むことを特徴とする方法。
12. 前記圧電素子のアレイ上に電極を形成して前記超音波変換器を形成する段階を更に含むことを特徴とする請求項１１に記載の方法。
13. 電極を形成する段階は、該電極の少なくとも１つをパターン化する段階を含むことを特徴とする請求項１２に記載の方法。
14. 複数の切り口をエッチングする段階は、前記圧電結晶をエッチングするために前記レーザをパルス出力する段階を含むことを特徴とする請求項１１に記載の方法。
15. 前記レーザをパルス出力する段階は、パルス当たり少なくとも０．０５μｍ厚の圧電材料を除去する段階を含むことを特徴とする請求項１４に記載の方法。
16. 前記複数の切り口をエッチングする段階は、該複数の切り口をエッチングして１−３複合構造体を生成する段階を含むことを特徴とする請求項１１に記載の方法。
17. 前記複数の切り口をエッチングする段階は、該複数の切り口をエッチングして２−２複合構造体を生成する段階を含むことを特徴とする請求項１１に記載の方法。
18. 前記複数の切り口をエッチングする段階は、前記レーザからの光がそれを通して誘導されるマスクを用いて該複数の切り口をエッチングする段階を含むことを特徴とする請求項１１に記載の方法。
19. 前記複数の切り口をエッチングする段階は、前記圧電結晶の上で前記レーザを走査して該切り口を生成する段階を含むことを特徴とする請求項１１に記載の方法。
20. 前記超音波変換器は、少なくとも４０ＭＨｚの作動周波数を有することを特徴とする請求項１１に記載の方法。

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