JP2020114393A - 圧電デバイスおよび回路 - Google Patents

Abstract

【課題】熱または他の損失として散逸される過剰なエネルギー、電源電池の消耗などの欠点を克服する手持ち式超音波デバイスを提供する。【解決手段】回路を有するデバイス１０を提供する。回路は、エネルギー源から電力を受信する少なくとも１つの昇圧コンバータ、昇圧コンバータと直列に接続された方形波ドライバ、方形波を正弦波に変換するために方形波ドライバと直列に接続されたインダクタ、およびインダクタと直列に接続された圧電変換器であって、負荷に接続可能な圧電変換器を含む。デバイス１０は、圧電変換器が負荷に接続されたときの圧電変換器の共振周波数を決定するように回路に連結された位相ロックループをさらに含む。【選択図】図１

Description

本開示は、圧電超音波デバイスの効率的な共振圧電駆動回路に関する。
［関連出願の相互参照］

本出願は、２０１３年１２月２７日に出願された米国仮特許出願第６１／９２１，２９４号、表題「Ｈａｎｄｈｅｌｄ Ｕｌｔｒａｓｏｎｉｃ Ｉｎｓｔｒｕｍｅｎｔ」、および２０１４年４月３０日に出願された米国仮特許出願第６１／９８６，５６３号、表題「Ｈａｎｄｈｅｌｄ Ｕｌｔｒａｓｏｎｉｃ Ｉｎｓｔｒｕｍｅｎｔ」に関し、それらの利益を主張し、また参照によりそれらを本明細書に組み込む。

電動デバイスの使用は、歯内、歯周、および衛生処置を含む歯学の分野において、処置上の効率および有効性を高めることができる。例えば、治療用チップを通して超音波エネルギーを提供する電動デバイスにより、これらの分野および口腔外科学において、複雑な形態を有する歯の届きにくい領域または部分のより良好な洗浄およびデブリドマンが可能となる。

種々の状況において、歯科的または外科的処置を行うための有線デバイスまたは無線デバイスを提供することが有用であり得る。歯内治療学、歯周病学、衛生学、および口腔であるなしにかかわらず、他の外科的処置等の医療および歯科分野において使用されるデバイスは、従来、手工具または外部から電力供給されるデバイスを使用して機能する。どちらも効果的であるが、欠点を有し得る。例えば、手工具の使用は、より長期の処置をもたらし、臨床医、患者、またはその両方に疼痛、不快感、または疲労を引き起こし得る。電動デバイスは、これらの問題を緩和し効果的であり得るが、他の問題をもたらす可能性がある。例えば、コード付きの電動デバイスは、デバイスに相当な重量を加える流体接続部およびコードのために扱いにくくなり得る。さらに、電動デバイスに関連する流体接続部およびコードは処置の間に操作することが困難な場合がある。使用中は、コードの絡み、流体経路の閉塞、またはいずれかに対する損傷を避けるよう注意を払わなければならない。

医療分野では、新しい工具および技術を開発する際に、手術環境における患者の安全、処置時間、および有効性を考慮することが有用であり得る。歯科分野と同様に、電動デバイスは、処置時間を短縮することおよび低侵襲性技術を提供することを含む手動または非電動式の手工具に勝る利点を有し得る。しかしながら、現在の電動デバイスは、短い動作寿命、手工具と比較してより重い重量、および不十分な使用可能電力を含む欠点を有し得る。医学的および歯科的処置に使用するための市販の圧電デバイスは、好適な結果を得るためにより高い入力電力を必要とする非効率的な駆動回路を含み得る。過剰なエネルギーは熱または他の損失として散逸され、それによって潜在的に大きいまたはより高い定格の回路素子、ヒートシンク、および大きなデバイス設置面積を必要とする。以前の圧電スケーラ回路の設計は、機械共振点の近くで定義された電気信号で強制的に機械共振を起こすようにハードスイッチングおよび大電力消費型のアプローチを用いていた。典型的には、ハードスイッチングは、「グランド」に接続された圧電セラミックスに変圧器をさらに接続することによって達成された。各パルスからのエネルギーが圧電セラミックスに容量性負荷をかけ、次いでエネルギーが接地に放出されるので、そのような電気回路は損失が多い。超音波デバイスを駆動するためにハードスイッチングを用いる回路の例は、米国特許第３，５９６，２０６号明細書、同３，６５１，３５２号明細書、同４，４４５，０６３号明細書、および同４，１６８，４４７号明細書に見出すことができる。

さらに別の態様において、いくつかの従来のコードレスデバイスは流体の源に連結されてもよい。治療部位に流体を提供するために、デバイスから離れているかまたはデバイスの内部にあるかのいずれかであるポンプを使用することができる。内部の電子ポンプは電源から電力を引き出し、電池電源の場合、電池をより迅速に空にし得る。

既存のデバイスのための制御センターは、遠隔に位置してもよく、その場合、デバイスの操作者は、連続的かつ同時にデバイスを支持して制御システムを調節する必要があり得るため、処置を完了するための時間が加算され、さらなる補助を必要とし得る。また、交流電流（ＡＣ）電動デバイスは、電力線電圧および電流からの遮蔽等の特徴を必要とし得る。

これらおよび他の課題は超音波デバイスの操作中にも起こり得る。したがって、上述の欠点を克服する手持ち式超音波デバイスの必要性が存在する。

本開示は、回路を有するデバイスを提供する。回路は、エネルギー源から電力を受信する少なくとも１つの昇圧コンバータ、昇圧コンバータと直列に接続された方形波ドライバ、方形波を正弦波に変換するために方形波ドライバと直列に接続されたインダクタ、およびインダクタと直列に接続された圧電変換器であって、負荷に接続可能な圧電変換器を含む。デバイスは、圧電変換器が負荷に接続されたときに圧電変換器の共振周波数を決定するように回路に連結された位相ロックループをさらに含む。

一態様において、エネルギー源は、充電式直流電池であり、回路と一体化されている。別の態様において、回路は、圧電変換器の直流成分を除去するためにインダクタと直列に接続されたコンデンサをさらに含む。さらに別の態様において、回路は、圧電変換器の少なくとも第３高調波振動モードを抑制するために圧電変換器と並列に接続されたコンデンサをさらに含む。さらなる態様において、回路は、変換器を通る電流の位相を決定し、位相ロックループの位相比較器にそれを供給することができるように、変換器と直列に接続された一対の逆並列ダイオードをさらに含む。

一態様において、回路は、直流電池と直列に接続された第２の昇圧コンバータをさらに含む。別の態様において、第２の昇圧コンバータの出力は、位相ロックループへの入力である。さらなる態様において、負荷は、歯科的および医学的処置のうちの１つのための治療用チップである。

別の実施形態において、本開示は、少なくとも１つの治療用チップに連結するための遠位端を有するデバイス本体、およびデバイス本体内の回路を含む、手持ち式超音波デバイスを提供する。回路は、少なくとも１つの昇圧コンバータ、昇圧コンバータと直列に接続された方形波ドライバ、方形波を正弦波に変換するために方形波ドライバと直列に接続されたインダクタ、およびインダクタと直列に接続された圧電変換器を含む。デバイスは、フィードバックループ内に位相ロックループをさらに含む。位相ロックループは、圧電変換器が少なくとも１つの治療用チップに接続されたときに圧電変換器の共振周波数を決定するように回路に連結される。

一態様において、回路は、エネルギー源をさらに含む。少なくとも１つの昇圧コンバータは、エネルギー源と直列に接続される。別の態様において、回路は、エネルギー源と直列に接続された第２の昇圧コンバータを含む。さらに別の態様において、第２の昇圧コンバータの出力は、位相ロックループへの入力である。さらに別の態様において、手持ち式超音波デバイスは、流体ポンプをさらに含む。さらなる態様において、流体ポンプは、エラストマー注入ポンプおよび圧電ポンプのうちの１つである。

一態様において、回路は、圧電変換器と直列に接続された少なくとも１つのダイオードをさらに含む。さらに別の態様において、手持ち式超音波デバイスは、圧電変換器の直流成分を除去するためにインダクタと直列に接続されたコンデンサをさらに含む。さらなる態様において、エネルギー源は、充電式電池である。

本明細書に開示されるデバイスおよび回路のこれらおよび他の態様および利点は、図面の詳細な説明を考慮するとよりよく理解されるであろう。

本開示による流体源が取り付けられた、手持ち式超音波デバイスの実施形態の斜視図である。 図１の手持ち式超音波デバイスの分解図である。 図１の線３−３に沿った、図１のデバイスの側面断面図である。 本開示による圧電変換器の実施形態の側面図である。 図４の線５−５に沿った、図４の圧電変換器の側面断面図である。 本開示による図１のデバイスの内部回路の実施形態の図である。 図６の回路を通る電流フローの第１の例示的概略図である。 図６の回路を通る電流フローの第２の例示的概略図である。 本開示によるデバイスの内部回路の別の実施形態の図である。 図８の歯科用デバイスの回路を通る電流フローの概略図である。 遠隔流体源に取り付けられた本開示による歯科用デバイスの斜視図である。 取り付け型流体供給部がデバイスの一方の端部に取り付けられた、本開示による歯科用デバイスの斜視図である。 取り付け型流体供給部を有する本開示による歯科用デバイスの斜視図である。 図１０の流体供給部の側面図である。 外部流路に沿った流体の流れを示す、本開示によるデバイスの斜視図である。 内部流路に沿った流体の流れを示す、本開示による歯科用デバイスの斜視図である。 注入器に取り付けられた図１１の流体供給部の側面図である。 そこに取り付けるためにデバイスから離して位置付けられた、図１３の流体供給部を示す図１２のデバイスの斜視図である。 使用中の図１２のデバイスの斜視図である。 使用中のデバイスを示す図１７の拡大図である。 充電ステーション内にある図１２のデバイスの斜視図である。 本開示による回路の例示的構成の概略図である。 本開示によるデバイスの別の実施形態の斜視図である。 図２１の線７−７に沿った、図２１のデバイスの側面断面図である。 図２１に示されるデバイスの分解図である。 破線によって示されるようにデバイスに組み込まれた流体ポンプを示す、図２１に示されるデバイスの側面図である。 歯科衛生治療用チップに接続された市販の圧電変換器の位相角の関数としてのインピーダンスのプロットである。 機械共振以外の圧電変換器と等価な電気回路の概略図である。 機械共振における圧電変換器と等価な電気回路の概略図である。

本開示は、当業者が本開示を実施できるように詳細かつ正確であるが、本明細書に開示される物理的な実施形態は、他の特定の構造において具現化され得る開示を例示しているに過ぎない。好ましい実施形態を記載するが、特許請求の範囲によって規定される本開示から逸脱することなく、詳細を変更することができる。

一態様において、本開示は、圧電超音波デバイスにおける容量性負荷のための効率的な共振圧電駆動回路に関する。回路は、そのようなデバイスの全体的な効率および有効性、ならびにそのようなデバイスを用いる医学的または歯科的処置、例えば、歯内、歯周、衛生、または外科的処置等（限定されないが、骨手術および軟組織手術、もしくは超音波周波数で機械的出力を供給することが可能な共振圧電駆動回路の恩恵を受けるであろう他の手術を含む）の効率および有効性を高めることができる。容量性負荷は、インダクタを通して駆動電圧と直列に、またはコンデンサと並列に接続され得る。さらに、回路は、連結された圧電変換器および治療用チップの共振周波数を決定することができる。共振時には、リアクタンス性インピーダンスを減少させるかまたは最小化することが可能であり、それによって治療用チップへのエネルギー伝達を増加させるかまたは最大化する。しかしながら、共振周波数は、治療用チップに応じて異なり得る。したがって、いくつかの実施形態において、回路は、複数の医学的および歯科的処置に使用するための圧電変換器を有する手持ち式超音波デバイスに有用であり得る。さらに、本開示の実施形態は、従来の回路およびデバイスの設計と比較して、軽量、小型、コードレス、または多目的な工具を提供することができる。記載される回路は、小さい物理的接地面積を有することができるか、より少ないエネルギーを必要とし得るか、小型の充電式エネルギー源によって電力供給され得るか、またはそれらの組み合わせであり得る。本開示による回路およびデバイスは、他の回路およびデバイスよりもエネルギー効率が高くなり得、より少ないエネルギーが熱または他の損失として散逸し得る。さらに、本開示によるデバイスは、種々の既知または新規の治療用チップとともに機能することができる。本開示による回路は、当業者には明らかであるように、他の分野で用いられるデバイスに組み入れるのに有用であり得ることが企図される。

図１は、歯科的処置に使用するための歯科用デバイスという状況において説明される、本開示による手持ち式超音波デバイス１０の実施形態を示す。しかしながら、本明細書に開示されていることは、述べたように、他のデバイスおよび処置において用いられ得る。デバイス１０は、一般的に、遠位端２２および近位ハンドル端部２４を有する本体２０を含む。近位端２４は、スーパーコンデンサ、リチウムイオン、ニッケルカドミウムもしくは同様の電池、充電ステーション（図１７）、または電池と充電ステーションとの組み合わせ等の充電式エネルギー源であってもよい電源（図示せず）に接続することができる。
遠位端２２は、典型的には、ねじ山等の従来の取り付け部を介して、種々の歯科用チップ１１０（治療用チップ、手術用チップ、歯科衛生用チップ等とも称される）を受容することができる。好適なチップは、ねじ接続を介して圧電変換器に接続する硬化ステンレススチールの形状を含む。本開示による超音波エネルギーの伝達のためのチップは、ステンレススチール、アルミニウム、銅、真鍮、ニッケル、チタン、プラスチック複合材、またはそれらの組み合わせ等の材料から形成されてもよい。処置に用いられるチップの部分は、ファイルの長さに沿った溝、ファイルの近位端から遠位端への先細り、はす縁等の、デバイスのキャビテーション効果に影響を与える可能性がある種々の物理的特徴を含むことができる。キャビテーションは、洗浄および消毒のための他の技術と比較して優れた洗浄および消毒を提供することができるため、キャビテーションは、種々の処置に有利であり得る。いくつかの実施形態において、本開示は、根管、歯周ポケット、またはそのようなチップの変位が限定または制限されるであろう他の制限された空間を含む種々の処置領域内にキャビテーションを生じさせることができる治療用チップの使用を企図する。

図１〜８を参照すると、電源８０、圧電変換器３０、および電源８０から変換器３０への電力伝達を誘導および制御する回路７０が、少なくとも部分的に本体２０内に提供される。電歪変換器とも称されるほぼ全ての圧電変換器は、同じ一般構造を有し、圧電スタックアセンブリ５０、バックマス（back mass）６０、およびホーン３２を含む。アセンブリ全体が、特定の動作周波数で共振し、圧電スタックアセンブリ５０は、アセンブリ全体の小さな構成要素に過ぎない。いったん組み立てられると、圧電超音波変換器３０は、その長さにわたって共振する。いくつかの場合において、この共振は、適切な動作に不可欠であり得る。変換器３０は、歯科用チップ１１０が装着されたときに望ましい機械共振周波数（典型的には約２５ｋＨｚ〜約５０ｋＨｚ）を維持しながら、その長さおよび幅を最小化するように有利に成形される。変換器３０の全長Ｌは、約４０ｍｍ〜約６０ｍｍであってもよい。しかしながら、長さＬは、変換器３０が設置される特定の使用または特定のデバイスによって異なり得る。

圧電スタックアセンブリ５０は、圧電セラミックス、または他の材料、例えば、チタン酸ジルコン酸鉛、チタン酸バリウム、単結晶材料、例えば、石英、リン酸ガリウム、およびトルマリン等、またはそれらの組み合わせを含むことができる、少なくとも１つの圧電ディスク５２を含む。本発明の例において、圧電ディスク５２は、圧電ディスク５２の横方向の変位を増幅する変換器３０を形成するように、２つの金属バックマス６０の間に包み込まれているかまたは挟まれており、アセンブリの中心を通る１本のボルトもしくは一連のボルトによって、またはバックマス６０の周辺部の周囲で圧縮される。いくつかの実施形態において、圧電材料は、高出力音響用途に適した材料である。結果は同じく変換器３０の構成要素が圧縮される。変換器３０は、変位を増加させるために使用され得る２つのシンバル形状の金属プレートの内側で圧電ディスク５２が圧縮される、シンバル型変換器の設計を有することができる。代替として、変換器３０は、２つの金属バックマス６０の間に圧電ディスク５２が提供され、それによって内部の三日月形の空洞を画定する、ムーニー型の設計を有することができる。これらの表面は、ホーン３２の内面にあり、バックマス６０は、圧電セラミック材料と直接接触している。

圧電スタックアセンブリ５０は、スタックの第１の側５４およびスタックの第２の側５６を有し、圧電ディスク５２を含む。変換器は、用途および所望の動作特性に応じて、典型的には、少なくとも１つの圧電ディスク５２、例えば約２〜約８個のディスクを含む。例えば、２つの圧電素子は、さらなる運動を提供するように配置され得、またそれらの正の面が、アセンブリの残りの部分から絶縁された中心電極に接触するように配置され得る。スタックの第１の側およびスタックの第２の側を含むアセンブリの残りの部分は、負電位または接地電位であり得、圧電素子の負の極の回路を完成させる。この配置は、圧電素子が、電気的には並列に接続され、機械的には直列に接続されることを確実にすることができる。

バックマス６０は、圧電スタックアセンブリ５０による機械的振動出力をホーン３２に向けるのに役立つ。バックマス６０は、バックマスの第１の端部６４およびバックマスの第２の端部６６を有する。バックマスの第１の端部６４は、圧電スタックの第２の側５６に当接する。付加的に、バックマス６０は、異なる半径の一連のリング６２を有する中実本体を含むことができる。異なる半径は、バックマス６０が、均一な半径およびより長さの長い同様の性能を有するバックマスに必要とされる性能特性を提供することを可能にする。したがって、バックマス６０は、デバイス１０の全体的な重量および長さを減少させる。バックマス６０に好適な材料は、ステンレススチール、銅、真鍮、タングステン、チタン、アルミニウム、およびそれらの組み合わせを含む。

バックマス６０は、圧電スタックアセンブリ５０およびホーン３２を通って延在することができる。付加的に（または代替的に）、コネクタ４８は、ホーン３２、圧電スタック５０、およびバックマス６０を一緒に固定するように、ホーンの第２セグメントの近位端４４に係合し、バックマスの第２の端部６６に当接することができる。

ホーン３２は、圧電スタックアセンブリ５０による機械的振動出力を増幅する。ホーン３２は、チタン、ステンレススチール、アルミニウム、または別の好適な金属合金を有することができ、また、ホーンの第１セグメント３４と、ホーンの第１セグメント３４に隣接するホーンの第２セグメント４０とを有することができる。ホーンの第１セグメント３４は、ホーンの第１セグメント近位端３６およびホーンの第１セグメント遠位端３８を有する。ホーンの第１セグメント近位端３６は、圧電スタックの第１の側５４に実質的に当接する。ホーンの第１セグメント３４は、実質的に円錐台形であり、ホーンの第１セグメント近位端３６からホーンの第１セグメント遠位端３８に向かって先細りになっている。先細りになったホーンの第１セグメント３４は、ホーンの第１セグメント遠位端３８に向かう超音波エネルギーの増幅を促進する。ホーンの第１セグメント遠位端３８は、ねじ山１２、または歯科用チップ１１０に確実に接続し、それによって受容されるクイックコネクト（図示せず）を含むことができる。

超音波エネルギーの満足のいく増幅が達成され得る、付加的または代替的なホーンの形状が企図される。例えば、治療用チップがカウンターアングルを含む必要性を除去するホーンの設計が本明細書に記載される。一例において、ホーンの形状は、雄ねじを有する、約５０度〜約９０度の屈曲を有する予め屈曲させたシャフトを含む。別の設計は、チップの取り付けを可能にするために、ホーンの遠位端上に角度のついた切断部および雌ねじを含む。さらに、ホーンの第２セグメント４０は、ホーンの第１セグメント近位端３６に隣接するホーンの第２セグメント遠位端４２、およびホーンの第２セグメント近位端４４を含むことができる。ホーンの第２セグメント４０は、実質的に円筒形であり得る。

変換器を作製するために圧電材料が適切に切断されて取り付けられると、結晶の近傍またはその上で電極に電圧を印加することにより、それを電場内で歪ませることができる（電歪または逆圧電）。電圧が印加されると、圧電ディスク５２は形態変化を経験し、それによって電気パルスを、歯科用チップ１１０を通る機械的振動出力に変換する。

変換器内の圧電素子は電極間に配置され、圧電素子が誘電体としての役割を果たし、それによってコンデンサを形成するので、機械共振とは別に、圧電変換器３０は、本来主に容量性であり得る。共振時には、正確な共振周波数で、インダクタ、コンデンサ、および抵抗からなる回路のように挙動する電気的等価回路として圧電変換器３０をモデル化することができる（図２７）。場が除去されると、結晶が元の形状に戻る際に電場を生じ、これによって電圧を発生させることができる。圧電変換器と等価な電気回路は、弾性変形、有効質量（慣性）、および内部摩擦によってもたらされる機械損失等の、機械的特性における変化を説明する。しかしながら、この圧電変換器に関する説明は、機械的固有共振に近い周波数についてのみ用いられ得る。変換器のマス（mass）の寸法および外形を変更することによって、または変換器がどのように装着されるかを変更することによって、電気および音響特性とともに動作周波数を特定の用途に合わせてカスタマイズすることができる。

変換器のさらなる増幅および機械的効率は、マスを通して超音波を伝搬する助けとなるように圧電素子に接触するマスの内側面を変更する等の既知の技術を使用して達成され得る。マスの内表面の浅い空洞は、機械的変圧器を形成することができ、それによってセラミック駆動素子の半径方向運動の一部が伝達され、金属プレートによって軸方向に増幅される。

少なくとも図１〜３を再び参照すると、本体２０は、ねじ山、ルアー取付具、クイックコネクト機構、または任意の他の好適な取付機構を含むことができるポートまたはコネクタ９４を介して本体２０に連結された状態で示される、内部（図示せず）または外部流体源９２を支持することができる。変換器３０は、ホーンの第１セグメント３４およびホーンの第２セグメント４０を通って延在する貫通チャネル４６（図１４Ｂ）を含むことができる。図３は、コネクタ９４から圧電変換器３０までまたはそこを通る内部流体ライン９０の接続をさらに示す。流体は、流体供給部９２（図２を参照）から内部流体ライン９０を介してデバイス１０の内部を通り、チャネル４６を通ってホーンを通り、歯科用チップ１１０を通って流出することができる。他の流体構成については下記に記載する。

前述の回路７０は、本開示によるデバイスに特定の利点を付与する。回路７０は、一般的に、昇圧コンバータ６８、位相比較器７２、ローパスフィルタ７６、電圧制御発振器（「ＶＣＯ」）７４、およびフィードバックネットワーク７８を含む。電子回路７０は、変換器３０をその機械共振で駆動することができる。図７Ａおよび７Ｂは、デバイス１０を通る潜在的な電気路のフロー図を示す。図７Ｂは、位相比較器７２、ローパスフィルタ７６、およびＶＣＯ７４の回路図記号を包含する。回路７０は、ここでは直流電源として示される電源８０も含むことができる。電源は、少なくとも１つの電池を含むことができる。一実施形態において、電池は、約２〜約１０ワット時のエネルギー容量を有し、動作中に約０．５Ａ〜３Ａの出力電流を供給することができる、シングルセルリチウムイオン電池である。付加的に、少なくとも１つの電池が、直接電気接触による充電、誘導充電、またはそれらの組み合わせのいずれかによって充電可能であることが企図される（図１９を参照）。さらに、回路７０または１７０は、１つ以上のインダクタ、１つ以上のダイオード、またはそれらの組み合わせ等の１つ以上の保護構成要素７５を含むことができる。

いくつかの実施形態において、回路７０は、ＬＣタンク回路またはＬＣ電気共振器を含む。一般的に、ＬＣタンク回路は、一緒に接続されたインダクタ（Ｌ）およびコンデンサ（Ｃ）を含む周波数選択フィルタを有することができる。本明細書に示され、また記載されるＬＣタンク回路は、圧電変換器をより効率的に駆動する。回路は、変換器をその機械共振で駆動するように自己調整することができる。電荷は、インダクタを通ってコンデンサのプレート間を往復して流れるため、同調回路は、その共振周波数で振動する電気エネルギーを保存することができる。「タンク」（すなわち、ＬＣ）回路においてわずかな損失が見られるが、ＶＣＯからの信号による増幅器フィードが、これらの損失を補填し、システムの電気的および機械的損失を補填するように出力信号に電力を供給する。この回路素子の組み合わせおよび配置が、低電力消費電子回路をもたらす。変換器を共振またはその近くで駆動することによって、および直列インダクタを使用することによって、回路の駆動損失は最小限に抑えることができる。さらに、システムは、高い「Ｑ」を有することができる。例えば、そのような回路設計の１つは、約５〜約２０の「Ｑ」を有する駆動を発生させることが可能である。この場合、Ｑ＝利得（Ｇ）＝約５〜約２０である。したがって、本開示による圧電スケーラが、ハードスイッチングを含む設計と同じ作業出力を生成するためには、約１／５〜約１／２０の電力が必要である。

インダクタおよびコンデンサの回路素子は、それらの共振周波数が圧電変換器の機械共振の周波数よりも高いが、圧電変換器の第３高調波機械共振よりは低くなるように選択することが有利であり得る。図２（下）は、圧電変換器に対する基本周波数の正弦波形の一例である。第３高調波機械共振（またはより高次の高調波）が、ＬｓｅｒおよびＣｐａｒの組み合わせによって適切にフィルタ処理されない場合、第３高調波振動が駆動波形において優勢となり、圧電変換器上で非実用的および非生産的な機械的出力を生じる。歯科用および医療用の圧電デバイスの場合、追加したＬＣタンク回路の共振周波数は、約６０ｋＨｚ〜約１２０ｋＨｚの範囲であり得る。さらに、静電容量は、共振していない圧電変換器の並列静電容量よりも大きくなるように選択することができる。１つの例において、外径１０ｍｍ×内径５ｍｍ×高さ２ｍｍの圧電セラミックディスク素子は、約３００ｐＦの静電容量値を有する。４つの圧電結晶のスタックを組み込んだ圧電変換器は、約１．２ｎＦの適切な値を有するため、好適な静電容量値は約４．７ｎＦである。これらのパラメータは、許容インダクタンス値を約０．３７ｍＨ〜約１．５ｍＨに限定することができ、上で特定した範囲内の共振周波数を提供する。

図８は、デバイス１０の回路の実施形態１７０の例示的な図である。ここでは、回路１７０は、インバータ１７２および分周器１７４を含む。さらなる回路素子は、入力電圧および出力電圧の両方を調節する能力を提供することができる。

図９は、図８に示される回路１７０を組み込んだ実施形態に従って、デバイス１０を通るある潜在的な電流の流れを示した全体概略図である。ここでは、電流は、電源８０からインバータ１７２へと流れる。好ましくは、印加電圧は、メガヘルツ領域の正弦波またはインパルス波形で送信される。そのため、インバータ１７２は、これを達成するために電池８０から入力される直流を反転させる。

メガヘルツ領域の周波数で電力を供給することは、他の周波数の使用と比較して、より効率的であり得、またより小さな電気構成要素の使用を可能にする。しかしながら、本開示によるデバイスまたは回路を代替的または付加的な動作周波数で操作することが有用であり得る。一態様において、入力信号を変更し、入力信号周波数の一部である信号周波数を出力するために、分周器１７４に電流を通過させてもよい。一態様において、出力信号はキロヘルツ領域にあってもよい。別の態様において、出力信号は、負荷されたときの変換器の機械共振と一致する動作周波数を提供するように選択されてもよい。さらに、少なくとも１つの電池８０を充電するために、電流は、最初に交流電流源１１８から、変圧器、整流器、フィルタ、およびレギュレータ（集合的に１２０）を通って流れることができることが企図される。

付加的に、本明細書に記載される動作特性を達成することが可能な代替の電流路もまた企図されることに留意されたい。例えば、電流は、電流路に沿ってどこかに位置付けられたスイッチ、制御デバイス、またはそれらの組み合わせに向かってまたはそこから流れることもでき、その位置は、回路７０および変換器３０の構成要素の最適化に基づき得る。

図２０は、デバイス１０の回路７０の代替構成２００を例証する図である。この代替構成２００におけるデバイス１０の回路は、接地２４２ａと第１の昇圧コンバータ２０４および第２の昇圧コンバータ２０６との間に接続された電池２０２を含む。第１の昇圧コンバータ２０４は、第１の接地２４２ｂに接続され、第２の昇圧コンバータ２０６は、第２の接地２４２に接続される。第１の昇圧コンバータ２０４の出力は、約２０Ｖ〜約２００Ｖであり、方形波ドライバ２０８へと至る。第２の昇圧コンバータ２０６の出力は、約５Ｖであり、位相ロックループ（ＰＬＬ）２３８に電力を提供する。高電圧方形波出力２０９を生成する方形波ドライバ２０８は、コンデンサ２１０およびインダクタ２１２と直列に接続される。インダクタ２１２は、方形波出力２０９を正弦波出力２１３に変換する。

コンデンサ２１０およびインダクタ２１２の組み合わせは、圧電変換器２１８と直列に接続される。コンデンサ２１０は、圧電変換器２１８から直流成分を除去することができる。圧電変換器２１８は、第１のダイオード２２０および第２のダイオード２２２と直列に接続される。第１のダイオード２２０および第２のダイオード２２２は、ショットキーダイオードであってもよい。第１のダイオード２２０および第２のダイオード２２２は、互いに並列に接続され、それぞれの接地２４２ｆおよび２４２ｇに接続される。圧電変換器２１８、第１のダイオード２２０、および第２のダイオード２２２の接点は、電圧比較器２２４への一方の入力であり、電圧比較器２２４への他方の入力は接地２４２ｈである。

回路２００における電流の方向および位相を示唆することができる電圧比較器２２４の出力は、位相比較器（ＰＬＬ２３８内）への入力である。位相比較器の出力は、抵抗２３４およびコンデンサ２３６を含むローパスフィルタへと進み、電圧制御発振器（ＶＣＯ）２４０に流れ込む。ＰＬＬ２３８は、位相比較器、ローパスフィルタ、およびＶＣＯ２４０の組み合わせを含む。電圧制御発振器２４０の出力は、位相比較器２３８への別の入力であり、また方形波ドライバ２０８への入力でもある。ブロック２４４は、周波数制限回路を含む。外乱によってシステムの周波数が結晶の共振周波数を超過する場合、位相を切り替えることができ、ＰＬＬ２３８は上部レールに流れ込むことができる。これは、ローパスフィルタ上の電圧を監視することによって検出することができる。電圧が上部レールに接近すると、ＰＬＬ２３８が結晶上で再び周波数ロックをかけることができるように、電圧は、瞬間的に接地（最も低い動作周波数）まで引き下げられ、放出され得る。また、適切なフィードバックネットワークを有する比較器等の他の可能性のあるリミッタが使用されてもよい。

位相ロックループは、駆動電圧を、セラミックスを通る電流の位相に同期させる。ＰＬＬ２３８は、どこでインピーダンスが最も低いか、またはどこで位相がゼロ交差するか（すなわち、リアクタンス素子であるコンデンサおよびインダクタが電気的に短絡し、入力波形と出力波形との間の位相がゼロ位相シフトになるか）を検出する。

圧電変換器２１８は、より高い無負荷共振周波数で動作するが、手術用または治療用チップによって負荷がかかると、約２５ｋＨｚ〜約５０ｋＨｚの範囲内で動作する。手術用または治療用チップは、圧電デバイスに連結されたときに超音波エネルギーを伝達するように設計された任意のチップであり得る。例えば、好適な治療用チップは、現在の歯科用スケーラデバイスとともに使用するための任意のチップを含むことができる。一態様において、治療用チップは、ユーザがコントラアングルを定義し、なおも十分なエネルギー伝達を提供できるようにする、可撓性、屈曲可能、または剛性の超音波チップであってもよい。コンデンサ２１０およびインダクタ２１２の組み合わせが正弦波駆動出力信号２１３を発生させることができるため、本開示による回路は、平滑回路を省略することができる。治療用チップの摩耗速度を低減させるため、患者の快適さを向上させるため、またはそれらの組み合わせのために、正弦波駆動を提供することが有用であり得る。

図１０〜１２は、さらなる流体送達の実施形態を示す。図１０は、遠隔流体源８２および外部流体ライン８４を示す。外部流体ライン８４は、クリップ８６または他の好適な取付方法によってデバイス１０に着脱可能に固定することができる。図１４Ａを参照すると、流体１１２は、遠隔流体源８２から外部流体ライン８４を通り、ここに示されるように歯科用チップ１１０の内側を通って、または歯科用チップ１１０の外側に沿って、処置部位まで流れる。流体送達の付加的または代替的な方法も企図される。例えば、流体は、その外側表面に沿って流れるために、治療用チップの外側に向かって流れる前に、最初は治療用チップの外側孔を通って移動することができる。

図１１は、歯科用チップ１１０の反対側のデバイス端部に着脱可能に取り付けられたエラストマーポンプであってもよい、同一線上の流体供給部８８を示す。流体流入口（図示せず）は、デバイス１０に取り付けられたままで同一線上の流体供給部８８の充填を可能にするように、デバイス１０の取り付け位置の反対側に位置してもよい。流体１１２は、デバイス１０の外側を流れることができるか（図１４Ａを参照）、または内部流体ライン９０を経由して、およびチャネル４６を通って（図１４Ｂを参照）デバイス１０を通って流れ、歯科用チップ１１０を通って流出することができる。付加的に、この実施形態において、電源スイッチ１３０は、デバイス１０の本体２０上に位置付けられて示されている。

図１２は、充填可能な非電動流体源１００を含むことができる、半径方向に取り付けられた流体源９２を示す。非限定的な例として、ここで示される非電動流体源は、エラストマーポンプである。しかしながら、容器材料の弾性という性質によってその内部から液体を放出するためにポテンシャルエネルギーを使用することが可能な任意のデバイスが企図される。エラストマーポンプ１００は、入力部１０２、エラストマーブラダ１０４、および出力部１０６を含む（図１３を参照）。入力部１０２は、注入器１２２を受容するように構成されてもよく（図１５）、一方向弁を含むことができる。出力部１０６もまた、一方向弁を含むことができ、デバイス１０の周縁部に位置するコネクタ９４を通して内部流体ライン９０に着脱可能に取り付けられ得、また動作可能に接続され得る。

非電動流体源１００は、充填されたエラストマーブラダ１０４内に保存されたポテンシャルエネルギーを消費することによって流体１１２の一定な流速を促進する。流体１１２は、電気を必要とすることなく、また電源および圧電スタックとは別個に、デバイス１０まで、またそこを通って送達され得、それによってデバイス１０の全体的な電力需要を低減する。

図１４Ｂは、半径方向に取り付けられた流体源９２からデバイス１０を通る流体の流路を示す。流体は、水、生理食塩水、漂白剤、ＣＨＸ、ＥＤＴＡ、リステリン、ペリデックス、ならびに予防および他の歯科的処置において一般的に使用される他の溶液を含む、任意の数の歯科用溶液を含むことができる。最初に、流体１１２は、エラストマー注入ポンプ１００の出力部１０６を出て、内部流体ライン９０を通って移動する。内部流体ライン９０は、チャネル４６を通して変換器と動作可能に接続され得るか、または変換器を通って延在し得る。次いで、流体１１２は、接続された歯科用チップ１１０を通って流れ、処置部位に出る。

図１５〜１８は、デバイス１０の動作を示す。図１５において、流体源１００は、注入器１２２によって充填される。注入器１２２と流体源１００との間の界面は、ルアーロック継手または当該技術分野で既知の任意の方法によって達成され得る。

図１６は、エラストマー注入ポンプ１００のデバイス１０への取り付けを示す。ルアーロック継手または同等の継手が、この界面にも使用され得る。

図１７に示すように、歯科用チップ１１０が処置部位またはその近傍に位置した状態で、操作者の手１１４の中にデバイス１０が示されている。図１８は、変換器３０および歯科用チップ１１０の機械的動作をさらに示す。圧電スタック５０に印加される好ましい電圧は、ピークトゥピークで約１００Ｖ〜約８００Ｖである。圧電スタック５０の直線運動によって引き起こされる振動は、ホーン３２を通って歯科用チップ１１０へと伝えられ、振動運動をもたらす。流体１１２は、例えば、歯科用チップ１１０を通って、処置部位に進入する。

図１９は、電源８０を充電するために任意の標準的な交流電源（例えば、１２０Ｖまたは２４０Ｖ）に差し込むことができる充電ステーション１１６を例示している。電源は代替として直接電気接触による充電によってまたは誘導充電によって充電されてもよい。

デバイス１０の別の構成が図２１〜２４に示される。図２１は、デバイス３００の斜視図を示す。デバイス３００は、遠位端３０４および近位端３０６を有する本体３０２、起動ボタン３０８、ならびに手術用または治療用チップ３１０を有する。

図２２に示すように、デバイス本体３０２は、デバイス３００の近位端３０６で回路３１２および充電式エネルギー源３１３を支持する。回路３１２は、図２０に示す回路２００と同様または同一であってもよい。充電式エネルギー源は、直流電流、スーパーコンデンサ、充電式電池、リチウムイオン電池等、またはそれらの組み合わせであってもよい。一態様において、充電式エネルギー源は、当該技術分野で既知の任意の他のエネルギー源と組み合わされてもよいか、または該任意の他のエネルギー源に置換されてもよい。一実施形態において、充電式エネルギー源は、例えば、外部電池または建物のコンセント等の外部エネルギー源に電気接続された有線デバイスの場合に、デバイスから省略されてもよい。いくつかの実施形態において、本体３０２は、デバイス３００の遠位端３０４で圧電変換器３１４を支持することができる。圧電変換器３１４は、図５に示す圧電変換器３０と同様または同一であってもよい。

図２３は、複数の部分、例えば、クリップ３１６を使用して一緒に留めることができるか、またはねじで接合することができる５つの部分、３０２Ａ、３０２Ｂ、３０２Ｃ、３０２Ｄ、および３０２Ｅを含む、本体３０２を示す。これらの部分は、回路３１２および電池３１３が緊密に所定の位置に収まり、圧電変換器３１４が必要に応じて運動する自由を有するように、回路３１２、電池３１３、および圧電変換器３１４を収容するように構成される。

図２４を参照すると、流体ポンプ３１８は、例えば、Ｄｏｌｏｍｉｔｅ Ｍｉｃｒｏｆｌｕｉｄｉｃｓ、ＣｕｒｉｅＪｅｔ、Ｓｃｈｗａｒｚｅｒ Ｐｒｅｃｉｓｉｏｎ、Ｔａｋａｓａｇｏ Ｆｌｕｉｄｉｃ Ｓｙｓｔｅｍｓ、およびＢａｒｔｅｌｓ Ｍｉｋｒｏｔｅｃｈｎｉｋから入手可能な種類のエラストマー注入ポンプまたは圧電ポンプであってもよい。しかしながら、デバイスの電力、サイズ、および流量要件を満たす他の圧電ポンプが企図される。一実施形態において、圧電ポンプは、１分当たり約０．０１ｍＬ〜約２０ｍＬの流体送達および洗浄流量を提供することができ、動作中に約５００ｍＷ未満の電力を消費し得る。別の実施形態において、圧電ポンプは、１分当たり約２ｍＬ〜約１０ｍＬの流体送達および洗浄流量を提供することができる。流体ポンプ３１８は、流体ライン３２０によって、デバイス３００を通して水等の流体をポンプで送り込むように構成されてもよい。流体は、流体ライン３２０および圧電変換器３１４およびチップ３１０を通って流れることができる。別の構成において、流体ポンプ３１８は、デバイス３００に組み込まれておらず、デバイス３００に取り付け可能であってもよいか、または部分的にもしくは完全にデバイスの外側にあり、別個の流体ラインを介してデバイスに接続されてもよい。流路に関係なく、デバイス３００は、前述の洗浄剤と適合する材料を組み込むことができ、デバイス３００の信頼性を確実にするために金属部品のさらなる処理を必要とし得る。

デバイス３００は、デバイス３００の「オン」および「オフ」動作、電力設定（換言すると、圧電セラミックスに対する印加電圧）、ならびにつながれた卓上ユニットにおいて一般的に観察される流体送達流量を制御するために、有線または無線のフットペダル、手持ち式デバイスに対して無線で動作する中央制御装置、または別の同様の手段によって制御することができる。

図２５を参照して、図２０に示すような回路を有する本開示による例示的デバイスに治療用チップを装着した。治療用チップは、堆積した歯垢および歯石の除去のために設計された超音波歯科衛生用スケーリングチップであり、超音波歯科用変換器のヘッドピースにトルクレンチを用いて確実に連結した。次いで、超音波ハンドピースへのリード線を、インピーダンス分析器に接続し、連結されたハンドピースおよび治療用チップシステムの機械共振に関連する電気的等価回路のパラメータおよび特徴を得た。インピーダンスおよび位相スペクトルは、高出力超音波変換器からデータを収集するために設計されたＢａｎｄｅｒａ ＰＶ７０Ａインピーダンス分析器によって収集した。どこでインピーダンスが極小となり、位相がゼロとなるかを特定することによって、共振周波数（Ｆ_s）を２７，５３６Ｈｚに決定した。本発明の実施例に関連するさらなるパラメータを下の表１に示す。Ｃ_TおよびＦ_Sの測定値に基づくと、平行コンデンサおよび直列インダクタに関する好適なパラメータは次の通りである：組み合わせたＬｓｅｒ＋Ｃｐａｒの共振周波数が、変換器の機械共振よりも高いが、第３高調波機械共振よりは低くなること（すなわち、それぞれ２７，５３６Ｈｚおよび８２，６０８Ｈｚ）を確実にするように、Ｃｐａｒ＝４．７ｎＦであり、Ｌｓｅｒは約１．０ｍＨ〜約５．２５ｍＨである。

本明細書で用いられる専門用語は、特定の実施形態を説明することを目的としているに過ぎず、本開示を限定することを意図するものではない。本明細書で用いられる場合、単数形の「ａ」、「ａｎ」、および「ｔｈｅ」は、文脈上明らかにそうではないという指示のない限り、複数形も含むことが意図される。「含む（ｃｏｍｐｒｉｓｅ）」および／または「含む（ｃｏｍｐｒｉｓｉｎｇ）」という用語は、本明細書において用いられる場合、記載される特徴、整数、ステップ、操作、素子、および／または構成要素の存在を特定するが、１つ以上の他の特徴、整数、ステップ、操作、素子、構成要素、および／またはそれらの群の存在または付加を排除しないということをさらに理解されたい。

本開示の記載は、例示および説明の目的で提示されてきたが、包括的であること、または開示される形態の開示に限定されることを意図するものではない。当業者には、本開示の範囲および主旨から逸脱することなく、多くの修正例および変形例が明白であろう。本明細書において明示的に言及される実施形態は、本開示の原則およびそれらの実際の適用を最もよく説明するため、ならびに当業者以外の者が本開示を理解し、記載される例（複数可）に対する多くの代替例、修正例、および変形例を認識できることができるように、選択および記載された。したがって、明示的に記載される以外の種々の実施形態および実施態様は、以下の特許請求の範囲の範囲内である。

Claims (21)

1. エネルギー源から電力を受ける少なくとも１つの昇圧コンバータ、
   前記昇圧コンバータと直列に接続された方形波ドライバ、
   前記方形波ドライバと直列に接続され方形波を正弦波に変換するためのインダクタ、及び、
   前記インダクタと直列に接続され負荷に接続可能で容量、機械的共振周波数、及び３次高調波振動モードを有する圧電変換器、を備える駆動回路と、
   前記駆動回路に接続され、前記圧電変換器が前記負荷に接続されたときに駆動電圧を前記圧電変換器の共振周波数に同期させるように構成された位相ロックループと、
   前記位相ロックループに接続された周波数制限回路と、
   を備えたことを特徴とするコードレスハンドヘルドデバイス。
2. 前記エネルギー源は、充電式直流電池とされ且つ前記回路と一体化されていることを特徴とする請求項１に記載のデバイス。
3. 前記駆動回路は、前記直流電池から電力供給される第２の昇圧コンバータをさらに備えることを特徴とする請求項２に記載のデバイス。
4. 前記第２の昇圧コンバータの出力が前記位相ロックループに電力を提供することを特徴とする請求項３に記載のデバイス。
5. 前記駆動回路は、前記インダクタと直列に接続された、前記圧電変換器の直流成分を除去するためのコンデンサをさらに備えることを特徴とする請求項１に記載のデバイス。
6. 前記駆動回路は、前記圧電変換器と並列に接続された、前記圧電変換器の少なくとも３次高調波振動モードを抑制するためのコンデンサをさらに備えることを特徴とする請求項１に記載のデバイス。
7. 前記コンデンサが、前記圧電変換器の容量よりも大きい容量、及び前記圧電変換器の前記機械的共振周波数よりも高く前記３次高調波振動モードよりも低い前記インダクタとの共振周波数を有することを特徴とする請求項６に記載のデバイス。
8. 前記駆動回路は、前記変換器と直列に接続された一対の逆並列ダイオードをさらに備えて、前記圧電変換器を流れる電流の位相を決めて前記位相ロックループの位相比較器に供給することを特徴とする請求項１に記載のデバイス。
9. 前記負荷が歯科的及び医学的処置のうちの１つのための治療用チップであることを特徴とする請求項１に記載のデバイス。
10. 前記周波数制限回路は、ローパスフィルタの電圧を監視して前記位相ロックループが前記圧電変換器の前記共振周波数を超えるのを防ぐ、請求項１に記載のデバイス。
11. 少なくとも１つの治療用チップに連結するための遠位端を有するデバイス本体と、
    少なくとも１つの昇圧コンバータ、前記昇圧コンバータと直列に接続された方形波ドライバ、方形波を正弦波に変換するために前記方形波ドライバと直列に接続されたインダクタ、並びに、前記インダクタと直列に接続され、容量、機械的共振周波数、及び３次高調波振動モードを有する圧電変換器を備える、前記デバイス本体内の駆動回路と、
    前記駆動回路に接続され、前記圧電変換器が前記少なくとも１つの治療用チップに接続されたときに駆動電圧を前記圧電変換器の共振周波数に同期するように構成されたフィードバックループ内の位相ロックループと、
    を備えたコードレスハンドヘルド超音波デバイス。
12. 前記駆動回路がエネルギー源をさらに備え、前記少なくとも１つの昇圧コンバータが前記エネルギー源と直列に接続されることを特徴とする請求項１１に記載のコードレスハンドヘルド超音波デバイス。
13. 前記エネルギー源が充電式電池とされることを特徴とする請求項１２に記載のコードレスハンドヘルド超音波デバイス。
14. 前記駆動回路が前記エネルギー源と直列に接続された第２の昇圧コンバータをさらに備えることを特徴とする請求項１１に記載のコードレスハンドヘルド超音波デバイス。
15. 前記第２の昇圧コンバータの出力が前記位相ロックループへ入力されることを特徴とする請求項１４に記載のコードレスハンドヘルド超音波デバイス。
16. 流体ポンプがさらに設けられることを特徴とする請求項１１に記載のコードレスハンドヘルド超音波デバイス。
17. 前記流体ポンプがエラストマー注入ポンプ及び圧電ポンプのうちの１つとされることを特徴とする請求項１６に記載のコードレスハンドヘルド超音波デバイス。
18. 前記駆動回路が、前記圧電変換器と直列に接続された少なくとも１つのダイオードをさらに備えることを特徴とする請求項１１に記載のコードレスハンドヘルド超音波デバイス。
19. 前記インダクタと直列に接続された、前記圧電変換器の直流成分を除去するためのコンデンサをさらに備えることを特徴とする請求項１１に記載のコードレスハンドヘルド超音波デバイス。
20. 前記圧電変換器に並列なコンデンサをさらに備え、
    前記コンデンサが、前記圧電変換器容量よりも大きい容量、及び前記圧電変換器の前記機械的共振周波数よりも高く且つ前記３次高調波振動モードよりも低い前記インダクタとの共振周波数を有することを特徴とする請求項１１に記載のコードレスハンドヘルド超音波デバイス。
21. 前記周波数制限回路が、ローパスフィルタの電圧を監視して前記位相ロックループが前記圧電変換器の前記共振周波数を超えるのを防ぐことを特徴とする請求項１１に記載のコードレスハンドヘルド超音波デバイス。

Images